JP2015087242A - Radiographic device, radiographic device control method and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、放射線撮影装置、放射線撮影装置の制御方法およびプログラムに関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus, a method for controlling the radiation imaging apparatus, and a program.
近年、医療現場等で実施される放射線画像診断において、微細な固体撮像素子を各画素回路として二次元格子状に配置したX線検出器を用いた、X線情報を電荷に変換するX線撮影装置(FPD:Flat Panel Detector)が使用されている。 X-ray imaging that converts X-ray information into electric charge using an X-ray detector in which fine solid-state image sensors are arranged in a two-dimensional grid as a pixel circuit in radiological image diagnosis performed in the medical field in recent years. A device (FPD: Flat Panel Detector) is used.
FPDは、一般的に一回の撮影時に画素回路ごとにフォトダイオードによって光量を電荷に変換し、電荷をコンデンサに移し、コンデンサの電極間の電圧を読み取ることで、X線情報をX線の線量率に比例した電圧に変換している。FPDは一般的にコンデンサの電極間の電圧を増幅器で増幅し、増幅した信号をAD変換器でデジタル値に変換し、変換後の信号を外部のPC(Personal computer)等に出力する。また一般的にFPDから出力された信号はPC等で画像処理が施され、ディスプレイ等に表示される。 The FPD generally converts X-ray information into X-ray dose by converting the amount of light into electric charge by a photodiode for each pixel circuit during one imaging, transferring the electric charge to a capacitor, and reading the voltage between the electrodes of the capacitor. The voltage is proportional to the rate. The FPD generally amplifies a voltage between electrodes of a capacitor with an amplifier, converts the amplified signal into a digital value with an AD converter, and outputs the converted signal to an external PC (Personal computer) or the like. In general, a signal output from the FPD is subjected to image processing by a PC or the like and displayed on a display or the like.
放射線画像診断では、操作者が明瞭なX線透視画像を得るために、高い線量率で撮影を行い、関心領域に高い線量率で照射された領域が含まれる場合がある。すなわちFPDには、高い線量率においても被写体情報が失われず、線量率に比例した情報が得られることが求められる。一方、放射線画像診断では、組織間でX線の吸収特性の差が小さい部位が関心領域となる場合があり、その際は関心領域のコントラストが原理上微小となる。すなわちFPDには、コントラストが微小な領域においても被写体情報が失われず、被写体が明瞭に視認できることが求められる。 In radiological image diagnosis, there are cases where an operator performs imaging at a high dose rate in order to obtain a clear X-ray fluoroscopic image, and the region of interest includes a region irradiated at a high dose rate. That is, the FPD is required to obtain information proportional to the dose rate without losing subject information even at a high dose rate. On the other hand, in radiological image diagnosis, a region where the difference in X-ray absorption characteristics between tissues is small may be a region of interest, and in such a case, the contrast of the region of interest is very small in principle. That is, the FPD is required to clearly view the subject without losing the subject information even in a region where the contrast is very small.
しかしながら、一般にFPD内のコンデンサ及び増幅器、AD変換器にはそれぞれ入力電荷量、及び入力電圧に制限があり、制限以上の入力値に対しては出力が飽和する。すなわち一定以上の電荷、あるいは電圧が入力されるとコンデンサ、増幅器、AD変換器のいずれかの出力が、X線の入射量が増加しても一定となり、被写体情報が失われてしまう。また、一般にFPDの画素回路から出力される電圧は、電源電圧の変動等によって時間的に変動するため、X線を照射しない場合でもシステムノイズと呼ばれる画素回路間の電圧ばらつきが生じる。すなわちシステムノイズの高いFPDでは被写体の情報にノイズが加算され、コントラストが微小な領域において被写体情報が失われてしまう。 However, in general, the capacitor, amplifier, and AD converter in the FPD have limitations on the amount of input charge and the input voltage, respectively, and the output is saturated for input values that exceed the limits. That is, when a charge or voltage exceeding a certain level is input, the output of any one of the capacitor, amplifier, and AD converter becomes constant even when the amount of incident X-rays increases, and the subject information is lost. In general, the voltage output from the pixel circuit of the FPD fluctuates in time due to fluctuations in the power supply voltage, etc. Therefore, even when X-rays are not irradiated, voltage variation between pixel circuits called system noise occurs. That is, in an FPD with high system noise, noise is added to subject information, and subject information is lost in a region where the contrast is very small.
これに対して特許文献1では、イメージセンサのカラム領域部に備わる電圧検知部によって画素回路から出力される信号電圧を検知し、増幅率を調整可能な電圧増幅部によって出力電圧が低い画素回路は高い増幅率で増幅し、電圧が高い画素回路は低い増幅率で増幅し、AD変換器に入力することが開示されている。これによって増幅器、AD変換器での出力信号の飽和を抑止している。 On the other hand, in Patent Document 1, a signal voltage output from a pixel circuit is detected by a voltage detection unit provided in a column region portion of an image sensor, and a pixel circuit having a low output voltage is detected by a voltage amplification unit that can adjust an amplification factor. It is disclosed that a pixel circuit that amplifies with a high amplification factor and has a high voltage is amplified with a low amplification factor and is input to an AD converter. This suppresses saturation of the output signal at the amplifier and AD converter.
特許文献2では、CMOSセンサが画素回路毎に増幅器を備えており、増幅器のゲインが低い場合と高い場合とで画像を複数回読み出し、合成することで高ダイナミックレンジ画像を生成する方法が開示されている。 Patent Document 2 discloses a method in which a CMOS sensor is provided with an amplifier for each pixel circuit, and a high dynamic range image is generated by reading and synthesizing an image a plurality of times depending on whether the gain of the amplifier is low or high. ing.
特許文献3では、現フレームの画像が入力されると、各画素回路が飽和しているか否かを入出力特性に基づき判定し、飽和していない場合には蓄積容量を大きくする決定をし、次フレームの撮影に際して蓄積容量を大きく設定することが開示されている。すなわち現フレーム画像の飽和状態に基づいて次フレームの増幅器のゲインを変更している。 In Patent Document 3, when an image of the current frame is input, it is determined whether or not each pixel circuit is saturated based on input / output characteristics, and when it is not saturated, a determination is made to increase the storage capacity. It is disclosed that the storage capacity is set to be large when shooting the next frame. That is, the gain of the amplifier of the next frame is changed based on the saturation state of the current frame image.
しかしながら、特許文献1に記載の方法では、増幅器がイメージセンサのカラム領域部に配置されているため、画素回路から増幅器への信号の転送時に信号線で発生するノイズが重畳されてしまう。すなわち、特許文献1に記載の方法では信号の飽和を抑制できるものの、FPDのシステムノイズが大きくなるという課題がある。 However, in the method described in Patent Document 1, since the amplifier is arranged in the column region portion of the image sensor, noise generated in the signal line is superimposed when the signal is transferred from the pixel circuit to the amplifier. That is, although the method described in Patent Document 1 can suppress signal saturation, there is a problem in that FPD system noise increases.
また、特許文献2に記載の方法では、画像を複数回読み出す必要があるため、フレームレートが半分以下になってしまうという課題がある。さらに、特許文献3に記載の方法では、現フレームの画像の飽和状態に応じた制御を現フレームに反映させることができないという課題がある。 In addition, the method described in Patent Document 2 has a problem that the frame rate becomes half or less because it is necessary to read an image a plurality of times. Furthermore, the method described in Patent Document 3 has a problem that control according to the saturation state of the image of the current frame cannot be reflected in the current frame.
上記の課題に鑑み、本発明は、高線量率の放射線照射においても信号の飽和が精度よく抑制された高いダイナミックレンジを持ち、かつシステムノイズが低く、高フレームレートでの撮影が可能な放射線撮影装置を提供することを目的とする。 In view of the above problems, the present invention provides a radiography that has a high dynamic range in which signal saturation is accurately suppressed even at high dose rate radiation irradiation, has low system noise, and can be imaged at a high frame rate. An object is to provide an apparatus.
上記の目的を達成する本発明に係る放射線撮影装置は、
光電変換素子を画素回路ごとに2次元に配列した放射線撮影装置であって、
前記光電変換素子の出力電荷を蓄積する第1及び第2の容量と、
前記第1の容量の電位と閾値との比較結果に基づいて前記第1及び第2の容量を並列接続するか否かを切り替えるスイッチ素子と、
前記第1の容量の電位または前記並列接続された前記第1及び第2の容量の電位を増幅して出力する増幅回路と
を備えることを特徴とする。
The radiographic apparatus according to the present invention that achieves the above object is as follows.
A radiation imaging apparatus in which photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged for each pixel circuit,
First and second capacitors for accumulating output charges of the photoelectric conversion elements;
A switching element for switching whether or not the first and second capacitors are connected in parallel based on a comparison result between the potential of the first capacitor and a threshold;
And an amplification circuit that amplifies and outputs the potential of the first capacitor or the potentials of the first and second capacitors connected in parallel.
本発明によれば、高線量率の放射線照射においても信号の飽和が精度よく抑制された高いダイナミックレンジを持ち、かつシステムノイズが低く、高フレームレートでの撮影が可能になる。 According to the present invention, even at high dose rate radiation irradiation, it has a high dynamic range in which signal saturation is suppressed with high accuracy, and system noise is low, enabling imaging at a high frame rate.
以下、本発明を適用した好適な実施形態を、添付図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下の各実施形態の説明では、本発明に係る放射線撮影装置として、放射線の一種であるX線を用いて被写体のX線画像データの撮影を行うX線撮影装置を適用した場合について説明を行う。なお、本発明においては、X線撮影装置に限らず、例えば、他の放射線(例えば、α線、β線、γ線等)を用いて被写体の放射線画像の撮影を行う放射線撮影装置に適用することも可能である。また、デジタル一眼レフカメラ、テレビカメラ等の放射線撮影装置以外の撮影装置に適用することも可能である。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments to which the invention is applied will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In the following description of each embodiment, a case will be described in which an X-ray imaging apparatus that captures X-ray image data of a subject using X-rays, which are a kind of radiation, is applied as a radiation imaging apparatus according to the present invention. I do. Note that the present invention is not limited to the X-ray imaging apparatus, and is applied to, for example, a radiation imaging apparatus that captures a radiographic image of a subject using other radiation (for example, α rays, β rays, γ rays, etc.). It is also possible. Further, the present invention can be applied to an imaging apparatus other than a radiation imaging apparatus such as a digital single-lens reflex camera or a television camera.
(第1実施形態)
まず、本発明の第1実施形態について説明する。図1は、本発明の第1実施形態に係るX線撮影装置が備える固体撮像素子の1画素の等価回路(画素回路)であり、図2は、本発明の第1実施形態に係るX線撮影装置の全体構成を示す図である。最初に図2を参照して全体構成を説明し、その後図1を参照して固体撮像素子の1画素の等価回路の詳細を説明していく。図2において、X線撮影装置200は、X線照射部201と、X線検出部202と、撮影条件設定部203と、撮影制御部204と、画像補正部205と、画像処理部206と、画像表示部207とを備えている。
(First embodiment)
First, a first embodiment of the present invention will be described. FIG. 1 is an equivalent circuit (pixel circuit) of one pixel of a solid-state imaging device included in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention, and FIG. 2 is an X-ray according to the first embodiment of the present invention. It is a figure which shows the whole imaging device structure. First, the overall configuration will be described with reference to FIG. 2, and then details of an equivalent circuit of one pixel of the solid-state imaging device will be described with reference to FIG. In FIG. 2, an
X線照射部201は、被写体PにX線を照射する。X線照射部201は、X線を生成するX線生成部2011(X線管球)と、X線生成部2011により生成されたX線のビーム広がり角を規定するコリメータ2012とを有する。X線検出部202は、FPD(Flat Panel Detector)であり、被写体Pを透過したX線を検出し、X線画像データを生成する。X線検出部202は、生成したX線画像データを画像補正部205に送信する。X線検出部202の固体撮像素子の1画素は、図1で示される回路と等価な機能を有しており、詳細は後述する。
The
撮影条件設定部203は、被写体Pに照射されるX線の線量、フレームレート、ビニング等の撮影条件を操作者が入力する撮影条件入力部2031を有し、操作者が入力した撮影条件情報を撮影制御部204に送信する。撮影制御部204は撮影条件設定部203から取得した撮影条件情報に基づいて、X線照射部201及びX線検出部202を制御する。
The imaging
画像補正部205は、X線検出部202から取得したX線画像データに基づいて、X線検出部202の画素回路ごとのオフセットばらつき情報(オフセット情報)、ゲインばらつき情報(ゲイン情報)を生成する。また画像補正部205は、生成されたオフセットばらつき情報、ゲインばらつき情報に基づいて、X線検出部202から送信されるX線画像データを補正する。画像処理部206は、画像補正部205から取得したX線画像データに対して、階調処理、ノイズ低減処理といった処理を施す。画像処理部206は、処理後のX線画像データを画像表示部207に送信する。画像表示部207は画像処理部206から送信されたX線画像データを、モニタ等に出力する。
The
図1は、本発明の第1実施形態に係るX線検出部202の固体撮像素子の1画素の等価回路(画素回路)である。図1において、PDは光電変換を行うフォトダイオードである。光電変換素子(PD)は画素回路ごとに2次元に配列されている。C1、C2はフォトダイオードによって生じた電荷を蓄積する容量である。Vthは外部から入力される、容量C1、容量C2を並列回路に切り替えるための閾値の電圧(電位)である。Vthは例えば容量C1に飽和の80%程度の電荷が蓄積された際の容量C1の出力電圧であり、この例では全画素回路に一律の値が入力されるが、製造ばらつきなどにより固体撮像素子の飽和電位が画素回路毎に異なる場合は必要に応じて画素回路毎に異なる電位を設定してもよい。
FIG. 1 is an equivalent circuit (pixel circuit) of one pixel of the solid-state imaging device of the
Comparatorは容量C1の極板間の電圧(電位)が閾値Vthより高いか否かを監視する比較回路(コンパレータ回路)であり、Vthを超えたら出力がHighになる。各Pixel Resetは画素回路外から入力される、容量C1、容量C2に蓄積された電荷を開放する制御信号である。 The comparator is a comparison circuit (comparator circuit) that monitors whether or not the voltage (potential) between the plates of the capacitor C1 is higher than the threshold value Vth, and when it exceeds Vth, the output becomes High. Each Pixel Reset is a control signal for releasing charges accumulated in the capacitors C1 and C2 that are input from outside the pixel circuit.
Latchはラッチ回路であり、Pixel Resetの信号がLowの時にコンパレータ回路からの出力がHighになれば、Highの状態を保持する。またPixel Resetの信号がHighになれば、次にComparatorの出力がHighになるまでLowを保持する。 Latch is a latch circuit, and holds the High state if the output from the comparator circuit becomes High when the Pixel Reset signal is Low. If the Pixel Reset signal becomes High, the signal is held Low until the next comparator output becomes High.
Switch1は、Comparatorの出力がHigh状態の時のラッチ回路の状態に基づいて、容量C1、容量C2を並列回路にするためのスイッチ素子である。Switch2、Switch3は、Pixel Resetの信号がHighになったとき、それぞれ容量C1、容量C2に蓄積された電荷を開放するためのスイッチ素子である。Amplifierは、容量C1、または容量C1及び容量C2の並列回路の電圧を増幅する増幅回路である。Voutは、Amplifierで増幅されたX線画像信号である。Goutは、容量C1、容量C2が並列であるか否かを識別するためのLatch回路の出力信号である。 Switch1 is a switch element for making the capacitors C1 and C2 into parallel circuits based on the state of the latch circuit when the output of the comparator is in a high state. Switch 2 and Switch 3 are switch elements for releasing charges accumulated in the capacitors C 1 and C 2, respectively, when the Pixel Reset signal becomes High. The amplifier is an amplifier circuit that amplifies the voltage of the capacitor C1 or the parallel circuit of the capacitor C1 and the capacitor C2. Vout is an X-ray image signal amplified by the amplifier. Gout is an output signal of the Latch circuit for identifying whether the capacitors C1 and C2 are in parallel.
<画像取得処理>
次に図3のフローチャートを参照して、本発明の第1実施形態に係るX線撮影装置200が実施する画像取得開始から終了までの一連の処理の手順を説明する。ステップS101では、撮影制御部204は、X線検出部202に撮影開始信号を送信する。そしてX線検出部202は、撮影開始信号を受信すると、PDで光子から電荷への光電変換を開始する。なお、撮影開始信号を受信する際は、Switch1、Switch2、Switch3はオフ状態であるものとする。
<Image acquisition processing>
Next, a procedure of a series of processes from the start to the end of image acquisition performed by the
ステップS102では、X線検出部202において、PDにより変換された電荷が容量C1に蓄積される。ステップS103では、X線検出部202において、Comparatorが、容量C1の極板間のVhが閾値Vthより高いか否かを画素回路ごとに判定し、比較結果を出力する。VhがVthより高い場合(S103;Yes)、ステップS104へ進む。一方、VhがVth以下である場合(S103;No)、ステップS106へ進む。なお、ステップS103では、VhがVthより高い場合はComparatorの出力がHighになる。
In step S102, the
ステップS104では、X線検出部202において、Comparatorの出力がHighになることによって、Latchの出力がHighになり、以後その状態が保持される。ステップS105では、X線検出部202において、Latchの出力がHighになることによって、Switch1がオンになる。これによって容量C1、容量C2が並列回路となり、容量C1に蓄積された電荷の一部が容量C2へ移動する。
In step S104, the output of the comparator becomes high in the
ステップS106では、X線検出部202において、Amplifierによって容量C1、または容量C1及び容量C2の並列回路の電圧が増幅され、Voutとして画素回路から出力される。ステップS107では、X線検出部202において、Latchの出力がGoutとして画素回路から出力される。ここまでの一連のステップでフォトダイオード出力電荷に応じてフォトダイオードの電荷を蓄積する容量値がC1とC1+C2との間で自動的に切り替わるため、画素回路毎の増幅ゲインが自動的に切り替えられることになる。すなわち容量C1のみの場合はハイゲイン、容量C1+C2の並列時にはローゲインとなる。
In step S106, the
本実施形態に係る固体撮像素子では画素回路毎にゲインの状態が異なるため、デジタル画像として画像を出力するためには、各画素回路について自動的に設定されたゲインをAD変換時に考慮する必要がる。以下、その方法について説明していく。 In the solid-state imaging device according to the present embodiment, since the gain state differs for each pixel circuit, in order to output an image as a digital image, it is necessary to consider the gain automatically set for each pixel circuit during AD conversion. The The method will be described below.
まず、ステップS108では、X線検出部202において、不図示の画素回路外の回路によって、画素回路ごとにGoutがHighであるか否かの判定がなされる。GoutがHighの画素回路である場合(S108;Yes)、ステップS110へ進む。一方、GoutがLowの画素回路である場合(S108;No)、ステップS109へ進む。
First, in step S108, the
ステップS109では、X線検出部202の不図示の回路切替部は、不図示のAD変換回路1(アナログ値からデジタル値への変換を行う第1の変換回路)へ切り替える。AD変換回路1によって画素回路ごとにVoutがデジタル値に変換される。
In step S109, the circuit switching unit (not shown) of the
ステップS110では、X線検出部202の不図示の回路切替部は、不図示のAD変換回路2(第2の変換回路)へ切り替える。AD変換回路2によって画素回路ごとにVoutがデジタル値に変換される。ここでAD変換回路2の出力デジタル値は、AD変換回路1の出力デジタル値に対して、容量C1と容量C2を合わせた容量と、容量C1の容量との比の分だけ高い。これによって、AD変換後に、容量C1が容量C2との並列回路であるか否かに関わらずPDによって生じた電荷量に比例したデジタル出力値が得られることになる。
In step S110, the circuit switching unit (not shown) of the
ステップS111では、X線検出部202は、Latchに関連するPixel Resetの信号をHighにする。同時にX線検出部202のすべての画素回路でLatchの出力がLowになり、Switch1がオフになる。これにより容量C1、容量C2の並列接続が解除される。
In step S111, the
ステップS112では、X線検出部202は、Switch2、Switch3をオンにし、容量C1、容量C2に蓄積された電荷を開放する。そして電荷が開放された後に、X線検出部202は、Switch2、Switch3に関連するPixel Resetの信号をLowにし、Switch2、Switch3をオフにする。これによりリセットが行われる。そしてX線検出部202は、各画素回路のAD変換後のX線画像情報、及びLatchの出力情報Goutを画像補正部205に出力する。以上で画像取得処理が終了する。
In step S112, the
<オフセット情報取得処理>
なお、一般的に固体撮像素子は暗電流値を補正するオフセット補正を行う。このオフセットは増幅器のゲインが異なると変動するため、ゲイン毎のオフセット値を得ることが望ましい。以下、本実施形態に係るゲイン毎のオフセット情報の取得方法を説明する。
<Offset information acquisition process>
In general, the solid-state imaging device performs offset correction for correcting the dark current value. Since this offset varies when the gain of the amplifier differs, it is desirable to obtain an offset value for each gain. Hereinafter, a method for acquiring offset information for each gain according to the present embodiment will be described.
図4(a)のフローチャートを参照して、本発明の第1実施形態に係るX線撮影装置200が実施するオフセット情報取得開始から終了までの動作を説明する。ステップS201では、撮影制御部204がX線検出部202にオフセット情報取得開始信号を送信する。そしてX線検出部202は、オフセット情報取得開始信号を受信すると、X線照射部201からX線が照射されていない状態で、図3のフローチャートを参照して説明した画像取得開始から終了までの動作を実施する。そして動作終了後に、画像補正部205は、X線検出部202から送信されたX線非照射時のX線検出部202の各画素回路の出力信号を内部に記録する。当該処理により、電荷が容量C1のみに蓄積された場合すなわちハイゲイン状態での、X線検出部202の各画素回路のオフセット情報を取得することができる。
With reference to the flowchart of FIG. 4A, operations from the start to the end of offset information acquisition performed by the
次いで、ステップS202では、X線検出部202は、容量の切替閾値Vthを0Vに設定する。これによってX線検出部202の全画素回路でComparatorの出力がHighになり、LatchがHighの信号を保持する。そしてSwitch1がオンになり、容量C1と容量C2とが並列回路となる。
In step S202, the
続くステップS203では、ステップS201と同様に、X線検出部202においてX線が照射されない状態での各画素回路の信号が取得され、画像補正部205の内部に保存される。その後X線検出部202は、容量の切替閾値VthをX線撮影用のレベルに戻す。当該処理により、電荷が容量C1及び容量C2の並列回路に蓄積された場合すなわちローゲイン状態での、X線検出部202の各画素回路のオフセット情報を取得することができる。以上でオフセット情報取得処理が終了する。
In
<ゲイン情報取得処理>
また、一般的に固体撮像素子は画素回路ごとのX線感度を補正するゲイン補正を行う。以下、本発明に係る画素回路ごとのX線感度情報(ゲイン情報)の取得方法を説明する。
<Gain information acquisition process>
In general, the solid-state imaging device performs gain correction for correcting the X-ray sensitivity for each pixel circuit. Hereinafter, a method for obtaining X-ray sensitivity information (gain information) for each pixel circuit according to the present invention will be described.
図4(b)のフローチャートを参照して、本発明の第1実施形態に係るX線撮影装置200が実施するゲイン情報取得開始から終了までの動作を説明する。ステップS301では、撮影制御部204は、X線検出部202にC1ゲインデータ取得開始信号を送信する。同時に撮影制御部204は、X線照射部201にC1ゲインデータ取得用X線照射信号を出力する。X線照射部201は、そのX線照射信号を受けて、容量C1に飽和の30%程度の電荷が蓄積される線量でX線検出部202にX線を照射する。ステップS302では、図3のフローチャートを参照して説明した画像取得開始から終了までの動作を実施する。そして動作終了後に画像補正部205は、X線検出部202から送信された各画素回路の出力信号を内部に記録する。
With reference to the flowchart of FIG. 4B, the operation from the start to the end of gain information acquisition performed by the
次いでステップS303では、撮影制御部204は、X線検出部202にC1C2並列ゲインデータ取得開始信号を送信する。同時に撮影制御部204は、X線照射部201にC1C2並列ゲインデータ取得用X線照射信号を出力する。X線照射部201はそのX線照射信号を受けて、容量C1、容量C2の並列回路に飽和の30%程度の電荷が蓄積される線量でX線検出部202にX線を照射する。ステップS304では、図3のフローチャートを参照して説明した画像取得開始から終了までの動作を実施する。そして動作終了後に画像補正部205は、X線検出部202から送信された各画素回路の出力信号を内部に記録する。
Next, in step S <b> 303, the
次いでステップS305では、画像補正部205は、ステップS302で取得された、電荷が容量C1のみに蓄積された場合の各画素回路のゲイン情報から、図2のステップS201で取得された各画素回路のオフセット情報を減算するオフセット補正を実施する。
ステップS306では、画像補正部205は、ステップS304で取得された、容量C1と容量C2の並列回路に電荷が蓄積された場合の各画素回路のゲイン情報から、ステップS203で取得された各画素回路のオフセット情報を減算するオフセット補正を実施する。
Next, in step S305, the
In step S306, the
ステップS307では、画像補正部205は、電荷が容量C1のみに蓄積された場合、及び容量C1と容量C2の並列回路に蓄積された場合のそれぞれで、オフセット情報減算後のゲイン情報の全画素回路の平均値を導出する。次いで画像補正部205は、オフセット情報減算後の画素回路ごとのゲイン情報を、導出された全画素回路の平均値でそれぞれ除算し、除算後の画素回路ごとのゲイン情報を規格化データとして画像補正部205の内部に保存する。
In step S307, the
以上の処理により、電荷が容量C1のみに蓄積された場合、及び容量C1と容量C2の並列回路に蓄積された場合のそれぞれについて、X線検出部202の各画素回路のゲイン情報を取得することができる。
With the above processing, gain information of each pixel circuit of the
<撮影処理>
次に、図5のフローチャートを参照して、本発明の第1実施形態に係る被写体の撮影開始から終了までの一連の処理を説明する。第1実施形態では、X線検出部202の固体撮像素子は400×400pixelsの画素回路を有しており、操作者が撮影モードとして、透視撮影モード、フレームレートとして5fpsを選択した場合の例を示す。画素センサとしてはこれ以上の画素数、フレームレートを有していることが望ましい。本実施形態ではゲイン切替が自動で行われ、フレームレートを落とすことなくダイナミックレンジを拡張できるため、高フレームレートを要求される撮影装置に適している。
<Shooting process>
Next, a series of processes from the start to the end of shooting of the subject according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to the flowchart of FIG. In the first embodiment, the solid-state image sensor of the
ステップS401では、操作者が、撮影条件設定部203に設けられた撮影条件入力部2031を使用して、撮影モード、照射線量、フレームレートといった被写体撮影時の撮影条件情報を入力する。撮影条件入力部2031を介して入力された撮影条件情報は、撮影制御部204に送信される。撮影制御部204は、撮影条件設定部203から取得した撮影条件情報に基づいて、X線照射条件を決定する。
In step S <b> 401, the operator uses the imaging
ステップS402では、図3のフローチャートを参照して説明した画像取得開始から終了までの動作を実施する。この動作によって、まずX線照射部201から被写体に向けてX線が照射される。そして画素回路ごとにComparatorによって容量C1の極板間の電圧が閾値Vthを超えるか否かが自動判定され、閾値Vthを超えた画素回路はSwitch1が自動でオンになり、電荷が容量C1、容量C2の並列回路に蓄積される。またLatch回路によって、Switch1のオン状態が保持される。そしてX線検出部202から、X線画像情報(撮影画像)、及びLatchの出力情報Goutすなわち画素回路毎の増幅器のゲイン情報が画像補正部205に送信される。
In step S402, the operation from the start to the end of image acquisition described with reference to the flowchart of FIG. 3 is performed. By this operation, X-rays are first irradiated from the
ステップS403では、画像補正部205は、画素回路ごとに受信したLatchの出力情報GoutがHighであるか否か判定する。Highの画素回路である場合(S403;Yes)、ステップS406へ進む。一方、Lowの画素回路である場合(S403;No)、ステップS404へ進む。
In step S <b> 403, the
ステップS404では、画像補正部205は、X線検出部202から受信したX線画像情報から、画素回路ごとに図2のステップS201で取得されたオフセット情報を減算する。ステップS405では、画像補正部205は、ステップS404で減算後のX線画像情報を、図3のステップS307で取得された電荷が容量C1のみに蓄積された場合に対応するゲイン情報で除算する。ステップS406では、画像補正部205は、X線検出部202から受信したX線画像情報から、画素回路ごとに図2のステップS203で取得されたオフセット情報を減算する。
In step S404, the
ステップS407では、画像補正部205は、ステップS406で減算後のX線画像情報を、図3のステップS307で取得された電荷が容量C1と容量C2の並列回路に蓄積された場合に対応するゲイン情報で除算する。ステップS404乃至S407の処理によって、画素回路ごとのオフセット情報のばらつき、ゲイン情報のばらつきが補正される。
In step S407, the
ステップS408では、画像補正部205は、ステップS405で除算後の電荷が容量C1のみに蓄積された画素回路のX線画像情報(補正結果)、及びステップS407で除算後の電荷が容量C1と容量C2の並列回路に蓄積された画素回路のX線画像情報(補正結果)を1枚の画像情報に合成する。そして、画像補正部205は、合成後の画像情報を画像処理部206へ送信する。
In step S408, the
ステップS409では、画像処理部206は、画像補正部205から受信した画像情報に階調処理、ノイズ低減処理を実施する。そして画像処理部206は、処理後の画像情報を画像表示部207に送信する。ステップS410では、画像表示部207は、画像処理部206から受信した画像情報を2次元の画像データに変換し、操作者に対して表示する。
In step S409, the
ステップS411では、操作者が画像表示部207に表示された画像データを確認し、撮影を継続するか否かを判断し、その情報を撮影条件設定部203に入力する。操作者が撮影継続情報を入力した場合(S411;Yes)、ステップS402〜S410の処理が繰り返される。また操作者が撮影終了情報を入力した場合(S411;No)、X線画像撮影が終了する。
In step S411, the operator confirms the image data displayed on the
以上のように、本実施形態では、画素回路毎に設けられた増幅器、比較回路、容量C1、C2、ラッチ回路によって、光電変換素子(フォトダイオード)の出力に応じて自動的に画素回路毎に増幅器のゲインが調節される。これにより、フォトダイオードの出力が小さい場合は自動的にハイゲインで増幅された信号が画素回路から出力されるため、信号線を伝播するときにノイズの影響を受けにくくなる。逆に、フォトダイオードの出力が大きい場合はローゲインになるため、増幅器や容量の飽和が抑制される。また、異なるゲインの画像を複数回読み出す必要がないため、高いフレームレートでの撮影が実現できる。さらには、1つのフレームにおいて制御が可能であるため、高精度に増幅器や容量の飽和を抑制することが可能となる。 As described above, in this embodiment, the amplifier, the comparison circuit, the capacitors C1 and C2, and the latch circuit provided for each pixel circuit are automatically set for each pixel circuit according to the output of the photoelectric conversion element (photodiode). The gain of the amplifier is adjusted. As a result, when the output of the photodiode is small, a signal amplified with high gain is automatically output from the pixel circuit, so that it is less susceptible to noise when propagating through the signal line. On the contrary, when the output of the photodiode is large, the gain is low, so that saturation of the amplifier and the capacitor is suppressed. Further, since it is not necessary to read out images having different gains a plurality of times, it is possible to realize shooting at a high frame rate. Furthermore, since control can be performed in one frame, it is possible to suppress saturation of amplifiers and capacitors with high accuracy.
以上説明したように、本実施形態によれば、高線量率のX線照射においても信号の飽和が抑制され、かつシステムノイズが低く、高フレームレートで、高ダイナミックレンジの放射線撮影装置を実現することができる。 As described above, according to the present embodiment, a radiographic apparatus having a high dynamic range and a high frame rate can be realized with suppressed signal saturation and low system noise even in high-dose rate X-ray irradiation. be able to.
(第2実施形態)
次に、本発明の第2実施形態について説明する。第1実施形態との違いは、容量をC1のみから容量C1と容量C2の並列回路へ切り替えるための閾値Vthを、画素回路の特性に応じて画素回路ごとに設定する点である。本実施形態に係る放射線撮影装置の構成は第1実施形態と同様であるため説明を省略するが、第1実施形態で説明した構成要素と同じ構成要素には同じ参照符号を付して説明する。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. The difference from the first embodiment is that a threshold value Vth for switching the capacitance from only C1 to a parallel circuit of the capacitance C1 and the capacitance C2 is set for each pixel circuit according to the characteristics of the pixel circuit. Since the configuration of the radiation imaging apparatus according to the present embodiment is the same as that of the first embodiment, the description thereof will be omitted, but the same components as those described in the first embodiment are denoted by the same reference numerals and described. .
X線検出部202において、固体撮像素子が複数枚の回路基板を貼り合わせて構成されている場合、貼り合わせの境界付近では、貼り合わせに必要な領域を確保するため、容量を小さくする必要が生じることがある。その際、容量の切替閾値Vthが全画素回路について同一であるとすると、X線検出部202にX線が均一に照射された場合でも境界付近の容量の小さい画素回路は他の画素回路より低い線量で容量が並列回路に切り替わることになる。それによって、合成処理後の画像を操作者が視認した際、貼り合わせの境界領域に違和感が生じることがある。第2実施形態では、閾値Vthを、画素回路の特性に応じて画素回路ごとに切り替えることによって、画像視認時に違和感が発生するのを抑止する例を説明する。
In the
以下、第1実施形態との差分についてのみ説明する。第2実施形態では、図1におけるC1の容量が、回路基板の貼り合わせの境界付近ではC1_a、それ以外ではC1_bである場合について説明する。第2実施形態は、第1実施形態と比較して、X線検出部202の容量の切替のための閾値Vthを、貼り合わせの境界付近の画素回路とそれ以外の画素回路とで切り替える点のみが異なる。貼り合わせの境界付近の画素回路の閾値Vth_aは、貼り合わせの境界以外の画素回路の閾値Vth_bに対して、Vth_a=(C1_b/C1_a)Vth_bの関係がある。これによって境界付近の画素回路とそれ以外の画素回路とで、同じ線量で容量が並列回路に切り替わり、合成処理後の画像に生じる、貼り合わせ境界付近の違和感を抑止することができる。
Only differences from the first embodiment will be described below. In the second embodiment, a case will be described in which the capacitance of C1 in FIG. 1 is C1_a near the boundary of circuit board bonding, and C1_b otherwise. The second embodiment is different from the first embodiment only in that the threshold value Vth for switching the capacitance of the
(その他の実施形態)
また、本発明は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェア(プログラム)を、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータ(またはCPUやMPU等)がプログラムを読み出して実行する処理である。
(Other embodiments)
The present invention can also be realized by executing the following processing. That is, software (program) that realizes the functions of the above-described embodiments is supplied to a system or apparatus via a network or various storage media, and a computer (or CPU, MPU, or the like) of the system or apparatus reads the program. It is a process to be executed.
Claims (14)
前記光電変換素子の出力電荷を蓄積する第1及び第2の容量と、
前記第1の容量の電位と閾値との比較結果に基づいて前記第1及び第2の容量を並列接続するか否かを切り替えるスイッチ素子と、
前記第1の容量の電位または前記並列接続された前記第1及び第2の容量の電位を増幅して出力する増幅回路と
を備えることを特徴とする放射線撮影装置。 A radiation imaging apparatus in which photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged for each pixel circuit,
First and second capacitors for accumulating output charges of the photoelectric conversion elements;
A switching element for switching whether or not the first and second capacitors are connected in parallel based on a comparison result between the potential of the first capacitor and a threshold;
A radiation imaging apparatus comprising: an amplification circuit that amplifies and outputs the potential of the first capacitor or the potential of the first and second capacitors connected in parallel.
前記比較回路の出力を保持するラッチ回路とをさらに備え、
前記スイッチ素子は、前記ラッチ回路の状態に基づいて前記第1及び第2の容量を並列接続するか否かを切り替えることを特徴とする請求項1に記載の放射線撮影装置。 A comparison circuit that compares the potential of the first capacitor with a threshold value and outputs the comparison result;
A latch circuit for holding the output of the comparison circuit;
The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the switch element switches whether to connect the first and second capacitors in parallel based on a state of the latch circuit.
前記ラッチ回路の状態に基づいて、前記第1の変換回路または前記第2の変換回路を切り替える回路切替手段と
をさらに備えることを特徴とする請求項2または3に記載の放射線撮影装置。 A first conversion circuit for converting an output from the amplifier circuit from an analog value to a digital value, and the ratio of the first capacitor and the first capacitor together with the first capacitor. A second conversion circuit that outputs a higher value than the first conversion circuit;
The radiation imaging apparatus according to claim 2, further comprising: circuit switching means for switching the first conversion circuit or the second conversion circuit based on a state of the latch circuit.
前記入力された前記撮影条件に基づいて前記放射線撮影装置の動作を制御する撮影制御手段と
をさらに備えることを特徴とする請求項1乃至10の何れか1項に記載の放射線撮影装置。 An imaging condition input means for receiving input of imaging conditions for radiography,
The radiation imaging apparatus according to claim 1, further comprising: an imaging control unit that controls an operation of the radiation imaging apparatus based on the input imaging condition.
切替手段が、前記第1の容量の電位と閾値との比較結果に基づいて前記第1及び第2の容量を並列接続するか否かを切り替える工程と、
増幅手段が、前記第1の容量の電位または前記並列接続された前記第1及び第2の容量の電位を増幅して出力する工程と
を有することを特徴とする放射線撮影装置の制御方法。 A control method for a radiation imaging apparatus comprising first and second capacitors for accumulating output charges of photoelectric conversion elements, wherein the photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged for each pixel circuit,
A step of switching whether or not the switching means connects the first and second capacitors in parallel based on a comparison result between the potential of the first capacitor and a threshold;
And amplifying means for amplifying and outputting the potential of the first capacitor or the potentials of the first and second capacitors connected in parallel.
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