JP4173002B2 - 固体x線検出器における電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置 - Google Patents
固体x線検出器における電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置 Download PDFInfo
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Description
【発明の背景】
本発明の好適実施形態は一般的には、医療診断イメージング・システムに関し、具体的には、固体検出器を採用した医用イメージング・システムにおける電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置に関する。
【0002】
X線撮像は長年にわたり普及した医療診断ツールである。X線イメージング・システムは、医師が正確な診断を下すのに必要な情報をしばしば含んでいる例えば胸部、子宮頸部、脊柱、頭蓋及び腹部の画像を撮影するのに広く用いられている。X線イメージング・システムは典型的には、X線源とX線センサとを含んでいる。例えば胸部X線画像を撮影する場合には、患者はX線センサに胸部を押圧して立ち、同時にX線技師がX線センサ及びX線源を適当な高さに配置する。線源によって発生されたX線は患者の胸部を透過し、次いで、X線センサが、線源によって発生され体内の様々な部分によって様々な度合いで減弱したX線エネルギを検出する。付設された制御システムが、X線センサから検出されたX線エネルギを得て、表示器上に対応する診断画像を形成する。
【0003】
X線センサは従来のスクリーン/フィルム構成であってよく、この場合にはスクリーンがX線を光へ変換してフィルムを露光する。X線センサはまた、固体ディジタル画像検出器であってもよい。ディジタル検出器は、従来のスクリーン/フィルム構成よりも大幅に広いダイナミック・レンジを提供する。
【0004】
固体ディジタルX線検出器の一実施形態は、半導体FET及びフォトダイオードのパネルで構成され得る。パネル内のFET及びフォトダイオードは典型的には、行(走査線)及び列(データ線)を成して配列されている。FETコントローラが、FETをオン及びオフにする順序を制御する。FETは典型的には、行単位でオンにされすなわち起動される。FETがオンになると、FETチャネルを確立する電荷がトランジスタのソース及びドレインの両方からFETに引き込まれる。しかしながら、アモルファス・シリコンFETの性質が不完全であるため、FETがオフになって電荷流出する(bleed out)ときに電荷が一時的に保持され、経時的に減衰して、オフセットの形態で所望の信号を損なう。各々のFETのソースはフォトダイオードに接続されている。各々のFETのドレインはデータ線を介して読み出し電子回路に接続されている。各々のフォトダイオードは光信号を集積して、検出器によって吸収されたX線に比例するエネルギを放出する。FETのゲートはFETコントローラに接続されている。FETコントローラは、フォトダイオードのパネルから放出された信号が順番に読み出されるようにする。読み出し電子回路は、フォトダイオードから放出された信号を変換する。検出器のフォトダイオードによって放出されて読み出し電子回路によって変換されたエネルギを取得システムが利用して、表示されるディジタル診断画像内のピクセルをアクティブにする。FET及びフォトダイオードのパネルは典型的には、行毎に走査される。ディジタル診断画像の対応するピクセルは典型的には、行単位でアクティブになる。
【0005】
X線検出器のFETはスイッチとして動作して、フォトダイオードの充電を制御する。FETが開いているときには、関連するフォトダイオードは読み出し電子回路から断路されている。関連するフォトダイオードは、X線照射時に放電する。FETが閉じると、フォトダイオードは読み出し電子回路によって初期電荷まで再充電される。線源から吸収されたX線に応じてシンチレータが発光する。フォトダイオードは、発光を感知して部分的に放電する。このように、FETが開いている間はフォトダイオードはX線量を表わす電荷を保持している。FETが閉じると、フォトダイオードに跨がる電圧が復元されて、フォトダイオードに跨がる所望の電圧を再確立する。所望の電圧を再確立するための電荷量の測定値が、X線照射の長さにわたってフォトダイオードによって集積されたX線量の測定値となる。
【0006】
読み出し電子回路は、X線検出器パネルからの出力信号を読み取る。読み出し電子回路がX線検出器パネルからの出力信号を読み取るように起動されるときに、得られる画像に電子的オフセットが加わる可能性がある。例えば、読み出し電子回路から幾分かの過剰電荷が「漏れ」て、出力信号に加わる可能性がある。読み出し電子回路からのこの電荷漏れによって、X線画像に構造化されたアーティファクト(ゴースト画像及び歪みを含む)が引き起こされる場合がある。読み出し電子回路による電荷漏れのようなオフセットは、「暗」画像を取得することにより初期測定することができる。「暗」画像とは、X線照射を行なわずに為される読み取りである。「暗」画像は、X線検出器パネルのFETを単純にアクティブにして、読み出し電子回路を介して出力信号を読み取る。このように、「暗」画像によって、FETコントローラの読み出し電子回路による電荷漏れのようなオフセットを決定することができる。所望の物体についての実際の「照射時」X線画像ピクセル値から「暗」画像ピクセル値を減算することにより、読み出し電子回路等の原因によるオフセット(すなわち電荷漏れ)の影響を理論的には解消することができる。
【0007】
ところで、X線画像についてのゲイン補正係数をピクセル毎に求めるためには、検出器及び電子回路に対してゲイン較正を行なう。ゲイン較正には、検出器の感度及び読み出し電子回路のゲインが含まれる。ゲイン較正のためには、照射線を一様に減衰させるX線較正用ファントムと共に、平坦視野の一様なX線照射を用いる。従って、ゲイン較正を随時行なうことが望ましい。照射後に、ゲイン較正画像のピクセルを検査する。小さい応答(平均よりも小さい)を有するピクセルには1よりも大きい係数を乗ずる。大きい応答(平均よりも大きい)を有するピクセルには1よりも小さい係数を乗ずる。所与の閾値よりも小さい応答を呈したピクセルは、「デッド(dead)」ピクセルとしてマッピングする。第二の所与の閾値よりも大きいピクセルもマッピングする。第二の閾値よりも大きいピクセルは、飽和を起こし易過ぎるものと考えられる。飽和を起こし易過ぎるピクセルは、新たな信号を一切返さなくなり、制限されたダイナミック・レンジを呈すると考えられる。
【0008】
X線画像は多くの目的に用いることができる。例えば、目標物体の内部欠陥を検出することができる。加えて、内部の構造又は整列性の変化を決定することができる。さらに、目標内の物体の存在又は非存在を画像で示すこともできる。X線撮像から得られる情報は、医療及び製造を含めた多くの分野に応用することができる。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
X線イメージング・システムその他の如何なるイメージング・システムにおいても、画質は最も重要である。この観点で、ディジタル又は固体画像検出器を採用したX線イメージング・システム(「ディジタルX線システム」)は幾つかの固有の問題点に直面する。ディジタルX線画像の問題点には、画像アーティファクト、「ゴースト画像」、又はディジタルX線画像の歪み等がある。ディジタルX線システムが直面する問題点の一因は、ディジタルX線システムに用いられている読み出し電子回路のオフセット(すなわち電子的漏れ)及びゲインのばらつきである。
【0010】
理想的な画像調節では、前述のように、照射時X線画像のピクセルの値から対応する「暗」画像ピクセルの値を減算することによりオフセット補正を行なうことができる。この結果に前述のゲイン較正係数を乗ずることができる。しかしながら、読み出し電子回路のゲイン及びオフセットのばらつきがオフセット補正及びゲイン較正に影響を及ぼす場合がある。
【0011】
温度変化は読み出し電子回路に影響を及ぼし得る。X線検出器パネルからの出力信号は極く小さい。出力信号が極く小さいので、読み出し電子回路は感度が極めて高い。感度の高い読み出し電子回路は温度変化の影響を被り易い。異なる時刻での温度差が、これら異なる時刻に読み出し回路によって読み出される信号に影響する。ゲイン較正と照射データの読み取り時との間での温度差によって、X線検出器パネルから画像データを読み取るときに、取得測定値を損なうようなゲインのばらつきが生じる可能性がある。読み出し電子回路のゲインがゲイン較正とX線画像との間で変化していると、ゲイン補正は誤ったものとなる。同様に、温度変化によって、読み出し電子回路がX線検出器パネルからの出力信号を読み取るように起動されたときに読み出し電子から「漏れる」電荷量のようなオフセットに変化が生ずる場合がある。結果として、X線画像での読み出し電子回路によるオフセットと、「暗」画像での読み出し電子回路によるオフセットとが異なるものとなる可能性がある。読み出し電子回路によるオフセットが異なっていると、読み出し電子回路オフセット(すなわち電子的漏れ)によって引き起こされる構造化されたアーティファクトは、所望の物体の実際の「照射時」X線画像から「暗」画像を減算しても解消されない。
【0012】
以上に述べたように、ディジタル画像検出器の特性は内在的に変動する。多数の医療診断イメージング・システムのシステム内で及びシステム間で一貫した正確な画質(並びに特に画像のグレイ・スケール分解能)を提供する必要性があるが、従来は、かかる一貫性を提供するための自動化された手法が存在していなかった。
【0013】
従って、固体X線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置が必要とされている。
【0014】
【課題を解決するための手段】
本発明の好適実施形態は、固体X線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置を提供する。この方法及び装置は、通常のX線検出器走査域の終端に2行以上の行を付加することを含んでいる。これらの付加行は、固体X線検出器の物理的な画像域の外部に位置していてよい。次いで、付加行を用いて、固体X線検出器の「暗」画像取得とX線画像取得との間に生じ得る電子的オフセット(電子的漏れ等)のばらつきによって誘起される「信号」を測定することができる。また、付加行を用いて、ゲイン較正とX線画像取得との間に生じ得るゲインのばらつきを測定することができる。これらの測定は検出器走査の終盤に行なってよい。電子的オフセット及びゲインのばらつきによって誘起される信号は、本実施形態によらなければX線画像に可視的な構造化されたアーティファクトを生じていたであろうものである。
【0015】
代替的な好適実施形態では、既存の固体X線検出器走査域を用いて、X線検出器走査域の終端の2行以上の行を単純に起動しないようにすることができる。この実施形態では、走査によって網羅される画像域を縮小することができる。
【0016】
【発明の実施の形態】
図1は、医療診断イメージング・システム100の好適実施形態を示している。医療診断イメージング・システム100は複数のサブシステムを含んでいる。説明の目的のみのために、医療診断イメージング・システム100をX線システムとして説明する。医療診断イメージング・システム100は、X線検出器110、X線検出器走査域115、X線源120、シンチレータ125及び患者130等のサブシステムを含んでいる。医療診断イメージング・システム100はまた、画像取得モジュール140及び画像調節モジュール150を含んでいる。画像取得モジュール140は読み出し電子回路145を含んでいる。
【0017】
患者130は医療診断イメージング・システム100内に配置される。一つのシステム例では、X線源120は患者130の下方に配置されている。X線検出器110は患者130の上方に配置されている。シンチレータ125はX線検出器110と患者130との間に配置されている。X線はX線源120から患者130を透過してシンチレータ125へ伝達される。シンチレータ125は、X線源120から患者130を透過して伝達されたX線に応じた光を発する。発光はX線検出器110及びX線検出器走査域115へ伝達される。
【0018】
図2は、X線検出器110の内部の固体X線検出器走査域115の好適実施形態を示している。X線検出器走査域115は、X線画像のピクセルに対応するセル210で構成されている。各々のセル210は典型的には、フォトダイオードと電界効果トランジスタ(FET)とを含んでいる。セル210は、列220及び行230を成して配列されていてよい。セル210は、行230に沿って走査線によって制御されると共に、列220に沿ってデータ線によって読み出される。1以上のセル210がX線画像の1以上のピクセルに一意にマッピングされる。ピクセルは、患者130の所望のディジタルX線画像を形成するようにアクティブにされる。
【0019】
図3は、X線検出器110の内部の固体X線検出器走査域115の好適実施形態のさらに下位レベルの図を示している。X線検出器走査域115は、フォトダイオード320と電界効果トランジスタ(FET)330とを含むセル210で構成されている。データ線340がセル210を画像取得モジュール140の読み出し電子回路145に接続している。
【0020】
読み出し電子回路145を介して、画像取得モジュール140はX線検出器走査域115からX線画像を取得する(図3を参照)。好適実施形態では、画像取得モジュール140は、検出器の被照射区画115からの画像よりも多いデータを取得することができる。図4に示す好適実施形態では、X線検出器走査域115は、拡大X線検出器走査域415を形成するようにX線検出器走査域115の終端の後の付加的なファントム行430を走査することにより、見かけ上拡大することができる。付加行430の数は様々であってよい。また、付加行430は、X線検出器走査域115の前後に位置するのに加えて、X線検出器走査域115の一方の側辺に沿って又は両側辺に沿って位置していてもよい。画像取得モジュール140は、拡大X線検出器走査域415から画像を取得することができる。
【0021】
図5に示すもう一つの好適実施形態では、X線検出器走査域115は、X線検出器走査域115の終端の2行以上の行530分だけ縮小され、且つ/又はX線検出器走査域115の先端に沿った2行以上の行分だけ縮小されたものであってもよい。もう一つの好適実施形態では、通常のX線検出器走査域115に専用として供される行を付加行430の代わりにオフセット(電子的漏れ等)及びゲインのばらつきの補正に用いてもよい。画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115からのX線画像を取得することができる。
【0022】
画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115又は415のセル210からの信号をデータ線340から読み出し電子回路145を介して受け取ることにより、X線検出器走査域115又は415からX線画像を取得することができる。データ線340からの信号は、フォトダイオード320の放電によって発生され得る。フォトダイオード320は、フォトダイオード320による吸光の結果として放電することができる。光は、フォトダイオード320の直上のシンチレータ125によって、シンチレータ125によるX線エネルギの吸収に応じて発せられる。FET330は、フォトダイオード320によって蓄積された電荷が信号としてデータ線340を通って読み出し電子回路145から走行するようにする。FET330は、画像取得モジュール140に設けられている読み出し電子回路145によって起動され得る。画像取得モジュール140がデータ線340を介して受け取った信号は、読み出し電子回路145の電子的オフセット(すなわち電子的漏れ)及びゲインのばらつきによって生ずる構造アーティファクト(ゴースト画像及び歪みを含む)を含んでいる可能性がある。
【0023】
画像調節モジュール150は、画像取得モジュール140から取得された画像を受け取る。画像調節モジュール150は、読み出し電子回路140によってX線画像に引き起こされる構造化されたアーティファクトを補正する。X線画像の構造化されたアーティファクトは、読み出し電子回路145の電子的オフセット(電子的漏れ等)のばらつき及び/又はゲインのばらつきによって引き起こされている場合がある。好適実施形態では、X線検出器走査域115又は415の終端で走査された付加行を画像調節モジュール150によって利用して、読み出し電子回路145による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされるX線画像の構造化されたアーティファクトを補正する。代替的な好適実施形態では、通常のX線検出器走査域115又は415の終端に専用として供された行を画像調節モジュール150によって利用して、読み出し電子回路145による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされるX線画像の構造化されたアーティファクトを補正する。
【0024】
次に図6について説明する。図6は、医療診断イメージング・システムにおいて引き起こされるオフセットを補正する好適実施形態の流れ図600を示している。ステップ610では、画像取得モジュール140が読み出し電子回路145からゲイン較正測定値を取得する。好適実施形態では、ゲイン較正測定値は最初に求められる。好適実施形態では、ゲイン較正画像をX線照射について一回取得する。一回のX線照射は、ゲイン較正画像のために行なわれる。ゲイン較正画像のピクセルを検査して、ゲイン較正係数を決定する。平均応答値よりも小さい応答を呈するピクセルには1よりも大きいゲイン較正係数を乗じる。平均応答値よりも大きい応答を呈するピクセルには1よりも小さいゲイン較正係数を乗じる。ピクセルが一定の閾値よりも小さい応答を呈する場合には、十分な信号を返さないので画像から外してマッピングされる。一定の閾値よりも大きい応答を呈するピクセルは飽和を起こし易過ぎるので、新たな信号を返さないと考えられる。このような一定の閾値よりも大きいピクセルも、画像から外してマッピングされる。
【0025】
ステップ620では、画像取得モジュール140はX線検出器走査域115又は415から「暗」画像を取得する。「暗」画像は、X線を用いないで得られた読み取り値から求められる。「暗」画像のための走査では、X線検出器走査域115又は415内のFET330を起動して、読み出し電子回路145を介して出力信号を読み取る。このように、「暗」画像は読み出し電子回路145から初期電子的オフセット(例えば初期電子漏れ)を決定することができる。所望の物体の実際の「照射時」X線画像から「暗」画像を減算することにより、読み出し電子回路145による初期電子的オフセットの影響を理論的には解消することができる。
【0026】
ステップ630では、画像取得モジュール140がX線検出器走査域115又は415からX線画像を取得する。画像は、読み出し電子回路145の電子的オフセット(例えば漏れ)及びゲインのばらつきによる構造化されたアーティファクトを含んでいる。X線画像は、X線検出器走査域115又は415のセル210からのデータ線340を用いてX線検出器走査域115又は415から読み出し電子回路145を介して画像取得モジュール140によって行毎に読み取られる。本発明の好適実施形態では、画像取得モジュール140は画像走査の終盤に2行の付加行430を取得する。付加行430は被走査物体を表わすものではない。付加行430は、読み出し電子回路145による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされる構造化されたアーティファクトを示す。本発明のもう一つの好適実施形態では、画像取得モジュール140はX線検出器走査域115又は415の終端の2行530を電子的オフセット及びゲイン測定専用として供して、これにより、取得される画像の全体寸法を縮小する。
【0027】
動作時には、画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115又は415のセル210の各々の行230についての連続した又は相次ぐ走査(読み取り動作)を実行する。先ず、画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115の被走査画像域の各々の行230について行毎の走査を実行する。X線検出器走査域115の被走査画像域の各々の行230についての行毎の走査中に、画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115の各々のセル210についての画像照射データを得る。次いで、画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115の被走査画像域の外部(例えば後ろ)の2行以上の行430又は530を走査することができる。画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115の被走査画像域の外部で走査された各行430又は530のうち少なくとも第一の行から電子的オフセット(例えば漏れ)測定値を取得する。画像取得モジュール140は、X線検出器走査域115の被走査画像域の外部で走査された各行430又は530のうち少なくとも第二の行からゲイン測定値を取得する。
【0028】
一実施形態では、画像取得モジュール140によってX線検出器走査域115から取得されるオフセット測定値に対して電荷保持電流が影響を及ぼす場合がある。電荷保持電流の大きさは、最後の行230の走査に対する電荷保持電流が測定された相対的な時刻の影響を受ける可能性がある。フレーム間の時間は区々であるので、オフセット補正測定値は最後の行(走査線)230の起動の直後に取得されればよい。また、電荷保持電流は、ゲイン補正測定値にも影響を及ぼす場合がある。ゲイン補正測定値は、検出器読み出しの終盤で取得されればよい。オフセット及びゲイン補正測定が、検出器読み出しの開始時に対して検出器読み出しの終盤に行なわれる場合には、電荷保持電流オフセットは、検出器読み出しの開始時の電荷保持電流よりも大きくなっている可能性がある。オフセット及びゲイン補正測定が、検出器読み出しの開始時に対して検出器読み出しの終盤に行なわれる場合には、電荷保持電流オフセットは、検出器読み出しの開始時の電荷保持電流オフセットよりもフレーム間で一定になっていると考えられる。
【0029】
もう一つの実施形態では、X線検出器走査域115の各々の列(データ線)220と、読み出し電子回路145への対応する入力340との間にスイッチを加えてもよい。スイッチは、オフセット補正測定が行なわれるときのオフセット誤差の原因となる電荷保持電流を除去することができる。通常は、スイッチはすべて閉じられている。「付加的な」オフセット行430又は530を用いて電子的オフセット測定を行なうときには、スイッチを瞬間的に開くことができ、読み出し電子回路145への電荷保持電流の流入を遮る。一旦、付加的なオフセット測定が完了したら、スイッチを閉じてよい。試験信号を用いてゲインを測定することができる。好適実施形態では、試験信号は、米国特許第5,352,884号によって記載されているように、検出器110の寄生キャパシタンス素子を利用する。試験信号は検出器の寄生キャパシタンス素子を利用するので、スイッチは付加的なゲイン補正測定中には閉じたままにする。
【0030】
図7は、ステップ630において画像取得モジュール140によって実行される走査過程を示している。タイミング図710は、医療診断イメージング・システム100において実行される従来の走査方法を表わしている。各々の時間スライス712中に、行ストロボ716が起動される。時間スライス712中に、行ストロボ716が、X線検出器走査域115の各々の行230について起動される。時間スライス712中に、画像取得モジュール140は、行ストロボ716を起動した対象の行230を読み取る。この走査方法は、暗画像及び照射画像の両方について行なうことができる。
【0031】
タイミング図720は、医療診断イメージング・システム100の画像取得モジュール140の好適実施形態において実行される走査方法を表わしている。各々の時間スライス722中に、行ストロボ726が、X線検出器走査域115の各々の行230について起動される。時間スライス722中に、画像取得モジュール140は、行ストロボ726を起動した対象の行230を読み取る。この行走査はデータ取得走査であって、行230の各々のセル210について照射画像データを取得する。この画像データは、関連するセル210が受光したX線量又は照射量を表わす。画像取得モジュール140は、ディジタル画像表示器上の対応するピクセルの強度を決定するのに用いられる照射画像データを各々のセル210について得る。各々の時間スライス723中には、新たな行ストロボ726は起動されない。時間スライス723中には、画像取得モジュール140は最初の「付加」行430を読み取って、行430のセル210について電子的オフセット補正データを得る。また、各々の時間スライス724中には、新たな行ストロボ726は起動されない。時間スライス724中には、試験信号728が起動される。画像取得モジュール140は、第二の付加行430を読み取って、第二の付加行430について試験信号728によって誘起されたゲイン・データを得る。この走査方法は、暗画像及び照射画像の両方について行なうことができる。
【0032】
タイミング図730は、医療診断イメージング・システム100の画像取得モジュール140のもう一つの好適実施形態において実行される走査方法を表わしている。タイミング図730において用いられる走査方法は、タイミング図720において用いられる走査方法と同様であるが、X線検出器走査域115内の専用行530を用いている。
【0033】
ステップ640では、画像調節モジュール150が画像取得モジュール140からX線画像データを受け取る。画像は、電子的オフセット(例えば電子的漏れ)及びゲインのばらつきの補正に専用として供された画像走査の終盤での付加行430又は530を含んでいる。好適実施形態では、X線画像データは、照射画像データと共に、1行分のオフセットばらつきデータと1行分のゲインばらつきデータとを含んでいる。オフセットばらつきデータを用いて画像オフセットを調節する。ゲインばらつきデータを用いてゲイン較正を調節する。これらの調節は、撮像過程中に行なわれてもよい。画像調節モジュール150は、行及び列に従ってピクセル毎に画像を解析する。ステップ650では、画像調節モジュール150は画像のピクセルの画像データ値を算出する。各々のピクセルについて、オフセット補正後の画像データ値(OC)は、X線画像から採取された照射データ値(ED)からオフセット画像データ(OD)を減算することにより得られる。この結果にゲイン較正係数(G)を乗じて、画像データ値(ID)を求める。
【0034】
好適実施形態では、OCはED及びオフセット・データ(OD)から算出される。オフセット補正後の画像データは、照射データからオフセットデータを減算したものに等しく、すなわち{OCi,j=EDi,j−ODi,j−(EDeor,j−ODeor,j)}である。このオフセット補正式では、iは行230、430及び530を示しており、jは列220を示している。行番号iは、読み出される最後の実際の行230までしか番号付けしていない。値EDi,jは、照射時X線画像からのi,jに位置するピクセルについての照射データに対応する。値ODi,jは、「暗」画像の対応するピクセルからのオフセット・データに対応する。「暗」画像及び照射画像の両方とも、補正に用いられる付加行430又は530を含んでいる。値EDeor,j及びODeor,jは、照射時X線画像の列jに共通の付加的なオフセット行(eor)からの照射データ及びオフセット・データに対応している。
【0035】
好適実施形態では、OCにゲイン較正係数(G)を乗じて、一つのピクセルについての画像データ値(ID)を求め、すなわち{IDi,j=OCi,j*Gi,j*((GDegr,j−GDeor,j)/(EDegr,j−EDeor,j))}とする。OCi,jは、上で求めたオフセット補正画像データ値に対応する。Gi,jは、同じピクセルについての初期ゲイン較正係数に対応する。初期ゲイン較正係数は、典型的なゲイン較正手法に従って求めてよい。GDはゲイン較正データを表わす。GDegr,jは付加ゲイン行(egr)についてのゲイン較正データに対応する。EDegr,jは付加ゲイン行についての照射データに対応する。GDeor,jは付加オフセット行についてのゲイン較正データに対応する。EDeor,jは付加オフセット行についての照射データに対応する。
【0036】
このように、本発明は、固体X線検出器についての重大な劣化問題となっていたことに対して極めて単純な解を与える。固体X線検出器の読み出し電子回路によって引き起こされる電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する本発明の方法及び装置は、新たな医療診断イメージング・システムの設計を改善することができ、また、オフセット補正を通じて既存の医療診断イメージング・システムを保持することもできる。本発明は、容易に具現化することができ、既存のハードウェアの変更を必ずしも要求しない。
【0037】
好適実施形態を参照して本発明を記載したが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱せずに様々な変形を施し、また均等構成を置換し得ることが理解されよう。加えて、本発明の範囲から逸脱せずに本発明の教示に具体的な状況及び材料を合わせるための多くの改変を施すことができる。従って、本発明は、開示した特定の実施形態に限定されているのではなく、特許請求の範囲内に属するすべての実施形態を包含しているものとする。
【図面の簡単な説明】
【図1】 本発明の好適実施形態と関連して用いられる一般的な医療診断イメージング・システムの図である。
【図2】 固体X線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図3】 固体X線検出器の好適実施形態の図である。
【図4】 X線検出器走査域の終端に位置する補正用の2行の付加行を有する固体X線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図5】 X線検出器走査域の終端に位置する補正専用の2行を有する固体X線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図6】 固体X線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する好適実施形態の流れ図である。
【図7】 本発明の好適実施形態に従って画像を取得する方法を示す波形図である。
【符号の説明】
100 医療診断イメージング・システム
210 セル
220 列
230 行
320 フォトダイオード
330 電界効果トランジスタ(FET)
340 データ線
415 拡大X線検出器走査域
430 走査域外の付加行
530 走査域内の専用行
600 オフセット補正の方法
710 従来の走査タイミング
712、722、723、724 時間スライス
716、726 行ストロボ
720、730 好適実施形態による走査タイミング
728 試験信号
Claims (5)
- 患者から発するエネルギ・パターンを検出する検出器110であって、前記患者及び前記患者の外部の両方からの検出エネルギの量に比例して放電する離散的収集素子210のアレイを有する検出器110と、
前記収集素子210に蓄積された電荷を復元すると共に測定する画像取得モジュール140であって、前記収集素子210上で復元された前記電荷を測定するように読み出し電子回路145を有している画像取得モジュール140とを備えた医療診断イメージング・システム100であって、
前記画像取得モジュール140は、前記検出器110及び読み出し電子回路145のエネルギ特性を表わす較正データを得るように少なくとも第一パス時に前記検出器110を走査し、前記患者からの前記エネルギ・パターンを表わす画像照射データを得るように少なくとも第二パス時に前記収集素子210を走査すると共に、前記読み出し電子回路145のエネルギ特性を表わすばらつきデータを得るように前記収集素子210を走査する、医療診断イメージング・システム100。 - 前記読み出し電子回路145の前記エネルギ特性の影響を最小限に抑えるように前記較正データ及び前記ばらつきデータを用いて前記画像照射データを補正する画像調節モジュール150をさらに含んでいる請求項1に記載のシステム。
- 前記検出器110は、前記収集素子210と前記画像取得モジュール140とを切り換え自在に相互接続する電界効果トランジスタ330のアレイをさらに含んでいる請求項1に記載のシステム。
- 前記収集素子210はフォトダイオード320を含んでおり、
前記エネルギ・パターンはX線エネルギ・パターンである請求項1に記載のシステム。 - 一定の電荷保持におけるばらつきデータを得るように画像照射の終盤に行なわれる第三パスと、
前記検出器と前記読み出し電子回路145とを断路するスイッチをさらに含んでいる請求項1に記載のシステム。
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DE102005008572A1 (de) * | 2005-02-24 | 2006-09-07 | Siemens Ag | Röntgenanlage und Betriebsverfahren für eine Röntgenanlage |
US7324628B2 (en) * | 2005-04-22 | 2008-01-29 | General Electric Company | Method of testing a medical imaging device |
US7488107B2 (en) * | 2005-08-18 | 2009-02-10 | General Electric Company | Method and apparatus to detect and correct alignment errors in x-ray systems used to generate 3D volumetric images |
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DE19631137C1 (de) * | 1996-08-01 | 1998-01-02 | Siemens Ag | Verfahren zur Korrektur von Bildfehlern, Röntgendiagnoseanlage zur Durchführung des Verfahrens und Festkörperdetektor zur Verwendung in einer Röntgendiagnoseanlage |
US5912942A (en) * | 1997-06-06 | 1999-06-15 | Schick Technologies, Inc. | X-ray detection system using active pixel sensors |
US5969360A (en) * | 1997-11-26 | 1999-10-19 | Direct Radiography Corp. | Readout sequence for residual image elimination in a radiation detection panel |
US5999588A (en) * | 1998-04-17 | 1999-12-07 | Adac Laboratories | Deadtime correction in a nuclear medicine imaging system |
US6101287A (en) * | 1998-05-27 | 2000-08-08 | Intel Corporation | Dark frame subtraction |
US6325539B1 (en) * | 1998-12-31 | 2001-12-04 | General Electric Company | Calibration simplification for a computed tomograph system |
DE19915851A1 (de) * | 1999-04-08 | 2000-12-07 | Siemens Ag | Verfahren zum Verarbeiten der von einem aus einer Pixelmatrix mit einer Dunkelreferenzzone bestehenden Festkörperbildsensor gelieferten Pixelbildsignale |
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