JP4366177B2 - 保持画像アーティファクトを補正する方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は一般的には、撮像手順時に有効なＸ線投与線量を保つ手法に関する。さらに具体的には、本発明は、撮像時に有効なＸ線投与線量を保つように、照射事象の回数を減少させながら１回の画像照射当たりのＸ線投与線量を増大させることに関する。

有用なラジオグラフィ画像として再構成することのできるディジタル・データを生成するディジタルＸ線イメージング・システムはますます普及しつつある。現状のディジタルＸ線イメージング・システムでは、線源からの放射線を、典型的には医療診断応用での患者である被検体に照射する。放射線の一部は患者を透過して検出器に入射する。検出器の表面で放射線が光フォトンへ変換されて、この光フォトンが検知される。検出器は、マトリクスを成す不連続な画素又はピクセルに分割されており、各々のピクセル領域に入射した放射線の量又は強度に基づいて出力信号を符号化する。放射線強度は放射線が患者を通過するにつれて変化するので、出力信号に基づいて再構成される画像は従来の写真フィルム手法によって利用可能となっていたものと同様の患者の組織の投影を与える。

ディジタルＸ線イメージング・システムは、放射線技師及び診断を下す医師が要求する画像として再構成され、ディジタル方式で記憶され、或いは必要が生ずるまで保管され得るディジタル・データを収集する能力のため、特に有用である。従来のフィルム方式のラジオグラフィ（radiography）手法では、実際のフィルムを準備して、露光し、現像し、保管して放射線技師の利用に供していた。フィルムは特に、意味のある解剖学的な細部を捕える能力のため優れた診断ツールを提供しているが、撮像施設又は撮像部門から様々な医師配置箇所へ等のように場所間で伝達することが本質的に困難である。一方、直接型ディジタルＸ線システムによって生成されるディジタル・データは、処理及び強調を施し、記憶させ、ネットワークを介して伝送し、また所望の任意の場所でモニタ及び他のソフト・コピー表示器に表示することのできる画像を再構成するのに用いることができる。従来のラジオグラフィ画像をフィルムからディジタル・データへ変換するディジタル化システムでも同様の利点が得られる。

画像データを獲得し、記憶させて伝送する有用性にも拘わらず、ディジタルＸ線システムは依然として多くの問題点を抱えている。例えば、Ｘ線システムは、ラジオグラフィ撮像及びフルオロスコピィ撮像を含めた一定範囲の異なる形式の検査に用いられる場合がある。上記二つの形式の撮像検査は、様々な区別の中でも特に、画像データを生成するのに用いられる放射線レベルが大幅に異なることによって特徴付けられる。明確に述べると、ラジオグラフィ撮像系列は、フルオロスコピィ撮像系列よりも実質的に高い放射線レベルを用いる。多くの応用で、異なる形式のデータを得ると共に患者を比較的低い全放射線レベルで照射するために、両形式の撮像系列を相次いで実行することが望ましい場合がある。しかしながら、現状のディジタルＸ線システムでは、ラジオグラフィ系列に続いてフルオロスコピィ撮像系列を実行することが困難な場合がある。

明確に述べると、現状のディジタルＸ線システムは、Ｘ線シンチレータの下層にフォトダイオード及び薄膜トランジスタのアレイを設けたアモルファス・シリコン検出器を採用している。入射したＸ線はシンチレータと相互作用して光フォトンを放出し、光フォトンはフォトダイオードによって吸収されて、電子孔対を形成する。ダイオードは最初は数ボルトのリバース・バイアスで荷電されていることにより、Ｘ線照射強度に比例して放電する。次いで、ダイオードに付設されている薄膜トランジスタ・スイッチを相次いで作動させると、ダイオードは電荷感受性サーキットリを介して再充電され、この過程に必要とされる電荷が測定される。

入射したＸ線の強度の正確な測定値を得るためには、検出器からの生の信号に幾種類かの補正を施す必要がある場合がある。これらの補正の一つはオフセットすなわちダイオードの電流漏れに起因してＸ線照射をしていないときに存在する信号のためのものである。

この残留信号の第二の原因は、ダイオードの照射前歴であり、遅延（lag）として知られる現象である。遅延は、一つのピクセルに関連する信号強度が、先行するＸ線照射事象（１回又は複数回）に依存しているときに生ずる。検出器パネルのアモルファス・シリコンの性質から、フォトダイオードは、Ｘ線励起の後に充填されこの後に比較的長い時間定数の減衰過程で空となるトラップを含んでいる。結果として、減衰している画像が検出器によって保持される。Ｘ線検出器における画像保持の大きさは比較的小さく、トラップが熱的に空になるにつれて時間と共に減衰するので、遅延信号は肉眼では最早見えなくなるまで徐々に減衰して消滅する。シングル・ショット型ラジオグラフィ応用では、各回の照射間に比較的長時間が存在しているので、画像保持は一般的には問題を生じない。

しかしながら、ラジオグラフィ及びフルオロスコピィの混成動作を必要とする応用では、Ｘ線検出器における画像保持は実質的な問題点を呈する。この場合にも、フルオロスコピィ信号レベルはラジオグラフィ信号よりも実質的に低い（例えば２桁〜３桁の大きさで小さい）ので、フルオロスコピィ撮像系列がラジオグラフィ照射の後に行なわれる場合には、ラジオグラフィ信号が小部分であっても、保持画像はフルオロスコピィ信号に匹敵するか或いはより大きくなる可能性がある。補正を施さなければ、再構成されたフルオロスコピィ画像にラジオグラフィ画像のゴーストが現われる。

ラジオグラフィ及びフルオロスコピィ混成動作において遅延の影響を減少させるのに用いられる一手法は、フルオロスコピィ時にＸ線検出器の半分のフレーム・レートでＸ線管を動作させるものである。Ｘ線管の動作と検出器の動作とにこのように差を設けるので、検出器の一回置きの読み取りがＸ線照射の存在しないときに行なわれ、従って当該取得時刻における遅延の測定値が得られる。次いで、これらの暗フレームから決定した遅延の測定値を用いて、実時間又はオフラインのいずれかで明フレームを補正することができる。
米国特許第５７３６７３２号

しかしながら、この遅延補正手法を採用しながら同じ画質を保つためには、半分の照射回数で秒当たり近似的に同線量のＸ線を検出器に照射しなければならない。投与線量のこの必要条件を達成するために、照射１回当たりのＸ線束若しくは照射の持続時間のいずれかを二倍にするか、又はＸ線束と持続時間とを増大させる同等の組み合わせが用いられる。しかしながら、体格に厚みのある患者等の幾つかの動作条件では、最大持続時間が既に採用されている可能性がある。同様に、照射１回当たりのピークＸ線束を増大させると、Ｘ線管に負荷が加わることにより管の寿命を損なう可能性がある。

従って、ラジオグラフィ及びフルオロスコピィ混成動作時の遅延補正を可能にしながら画質を保つための改善された手法が必要とされている。特に、Ｘ線管性能を損なわないように照射回数を少なくして秒当たり同じＸ線量を検出器に照射できるように、フルオロスコピィ撮像時に利用可能な照射時間を長くすることのできる手法が必要とされている。

本発明は、交互型読み出し動作を実行するのに必要とされる時間を短縮することにより、Ｘ線照射の持続時間を長くすることを可能にするように設計されている手法を提供する。この手法は、ラジオグラフィ照射後等の遅延補正が実行されるフルオロスコピィ撮像に特に適している。かかる状況では、遅延補正画像を得るために暗フレームに対して実行される読み出し動作を、明フレームに対して実行される読み出し動作よりも高速に実行することができ、結果的にバイモーダル（bimodal、二重モード型）読み出し動作が行なわれる。この態様で実行されるバイモーダル読み出しは、フルオロスコピィ照射区間で付加的な時間を費やすことを可能にする。但し、この手法は、適当な場合であれば医療診断撮像分野の内外を含めた他の領分でも有利なものとして用いることができる。さらに、本手法は、既存のシステムにも、また新型又は将来のディジタル・イメージング・システムにも用いることができ、特にアモルファス・シリコン検出器を用いたシステムに用いることができる。この手法は検出器からのデータのサンプリングに基づくものであり、コンピュータで具現化されたルーチンに従って、サンプリングされたデータを処理するので、基本的な制御アルゴリズムとして、また既存の制御ソフトウェア又は信号処理ソフトウェアに対するパッチ又は機能拡張としての両方でイメージング・システムに用いることが可能である。

本手法の一観点では、ディジタル・イメージング・システムにおける画像保持を補償する方法を提供する。この方法は、一次照射事象に続いて第一の持続時間の２以上の暗フレームを取得する工程を含んでおり、各々の暗フレームに二次照射事象が続く。加えて、各回の二次照射事象の後に第二の持続時間の明フレームを取得する工程が含まれている。さらに、先行する１以上の暗フレームを用いて各々の明フレームについての遅延補正画像を算出する工程と、明フレームから導き出された画像を遅延補正画像によって補正する工程とが含まれている。

本手法のさらにもう一つの観点では、放射線流の線源と、放射線流の一部を検出するように構成されている検出器とを備えた医療イメージング・システムを提供する。加えて、このシステムは、線源に動作に関して結合されているシステム・コントローラと、システム・コントローラ及び検出器に動作に関して結合されている検出器コントローラとを含んでいる。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方は、一次照射事象に続いて第一の持続時間の２以上の暗フレームを取得するように構成されており、各々の暗フレームに二次照射事象が続く。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方はまた、各回の二次照射事象の後に第二の持続時間の明フレームを取得し、先行する１以上の暗フレームを用いて各々の明フレームについての遅延補正画像を算出して、明フレームから導き出される画像を遅延補正画像で補正するように構成されている。

本手法のさらにもう一つの観点では、Ｘ線撮像系列の非照射フレームを取得する方法を提供する。この方法は、検出器の２以上の走査線を同時に作動状態にする工程と、２以上の作動状態の走査線上に分配されている２以上のフォトダイオードを１以上のそれぞれのチャネルによって電荷排出（drain）させる工程とを含んでいる。これらの工程は、検出器のすべての走査線が作動状態になるまで漸次繰り返される。

本手法のもう一つの観点では、Ｘ線源と、Ｘ線を検出するように構成されている検出器とを備えたＸ線イメージング・システムを提供する。加えて、このシステムは、線源に動作に関して結合されているシステム・コントローラと、システム・コントローラ及び検出器に動作に関して結合されている検出器コントローラとを含んでいる。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方は、２以上の走査線を同時に作動状態にすることと、２以上の作動状態の走査線上に分配されている２以上のフォトダイオードを１以上のそれぞれのチャネルによって電荷排出させることとを相次いで行なうことにより、非照射Ｘ線画像を取得するように構成されている。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方はさらに、検出器の走査線のすべてが作動状態になるまで次の２以上の走査線に進むように構成されている。

本手法のさらにもう一つの観点では、ディジタルＸ線イメージング・システムにおける画像データの補正のためのコンピュータ・プログラムを提供する。このコンピュータ・プログラムは、プログラミング・コードを記憶する機械読み取り可能な媒体と、この機械読み取り可能な媒体に記憶されているプログラミング・コードとを含んでいる。プログラミング・コードは、一次照射事象に続いて第一の持続時間の２以上の暗フレームを取得するための命令をイメージング・システムのシステム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方に供給し、各々の暗フレームに二次照射事象が続く。このプログラミング・コードはまた、各回の二次照射事象の後に第二の持続時間の明フレームを取得する命令と、先行する１以上の暗フレームを用いて各々の明フレームについて遅延補正画像を算出する命令と、明フレームから導き出される画像を遅延補正画像で補正する命令とを供給する。

本手法のもう一つの観点では、放射線流の線源と、放射線流の一部を検出するように構成されている検出器とを備えた医療イメージング・システムを提供する。このシステムはまた、線源に動作に関して結合されているシステム・コントローラと、システム・コントローラ及び検出器に動作に関して結合されている検出器コントローラとを含んでいる。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方は、暗フレーム及び明フレームを交互に読み出すバイモーダル読み出しを具現化する手段を含んでいる。システム・コントローラ及び検出器コントローラの少なくとも一方はまた、各々の明フレームについての遅延補正画像を算出する手段を含んでおり、明フレームから導き出される画像は、それぞれの遅延補正画像によって補正される。

図１は、離散的なピクセル画像データを取得して処理するイメージング・システム１０を線図で示している。図示の実施形態では、システム１０は、本手法に従って元の画像データを取得すること及び画像データを表示用に処理することの両方を行なうように設計されているディジタルＸ線システムである。但し、以下の説明の全体にわたって、ディジタルＸ線システムに関して基本情報及び背景情報を掲げるが、減衰する保持画像を補償するその他の形式のシステムに本手法の諸観点を適用し得ることに留意されたい。

図１に示す実施形態では、イメージング・システム１０は、コリメータ１４に隣接して配置されているＸ線放射線１２の線源を含んでいる。コリメータ１４は、患者１８等の被検体が配置されている領域に放射線１６の流れが流入して通過することを可能にする。放射線の一部２０は被検体を透過するか又は被検体の周りを通過して、参照番号２２に全体的に示すディジタルＸ線検出器に入射する。後に詳述するように、検出器２２はその表面で受光したＸ線フォトンをより低エネルギのフォトンへ変換し、続いて電気信号へ変換し、これらの電気信号が取得され処理されて、被検体の体内の特徴の画像を再構成する。

線源１２は、検査系列のための電力信号及び制御信号の両方を供給する電源／制御回路２４によって制御される。さらに、検出器２２は、検出器で発生される信号の取得を指令する検出器コントローラ２６に結合されている。検出器コントローラ２６はまた、ダイナミック・レンジの初期調節及びディジタル画像データのインタリーブ等のような様々な信号処理作用及びフィルタ処理作用を実行することができる。電源／制御回路２４及び検出器コントローラ２６の両方がシステム・コントローラ２８からの信号に応答する。

一般的には、システム・コントローラ２８は、イメージング・システムの動作を指令して、検査プロトコルを実行すると共に取得した画像データを処理する。本例では、システム・コントローラ２８はまた、汎用ディジタル・コンピュータ又は特定応用向けディジタル・コンピュータと、コンピュータによって実行されるプログラム及びルーチン、並びに構成パラメータ及び画像データを記憶した付設のメモリ・サーキットリと、インタフェイス回路等とを典型的に基本構成要素とした信号処理サーキットリを含んでいる。

図１に示す実施形態では、システム・コントローラ２８は参照番号３０に示す表示器又はプリンタのような１以上の出力装置に結合されている。出力装置は標準的な又は特殊目的のコンピュータ・モニタ及び付設の処理サーキットリを含んでいてよい。システム・パラメータを出力し、検査を要求し、画像を観察する等のために、システムに１以上の操作者ワークステーション３２がさらに結合されている。一般的には、表示器、プリンタ、ワークステーション、及びシステム内に設けられている類似の装置はデータ取得構成要素に対してローカルであってもよいし、或いは施設若しくは病院内の他の場所に位置する、又はインターネット及び仮想私設ネットワーク等の１以上の構成設定可能なネットワークを介して画像取得システムに結合されて全く異なる場所に位置する等のようにこれらの構成要素からリモートであってもよい。

図２は、ディジタル検出器２２の機能構成要素の線図である。図２はまた、典型的には検出器コントローラ２６内に構成されている撮像検出器コントローラすなわちＩＤＣ３４を表わしている。ＩＤＣ３４は、ＣＰＵ又はディジタル信号プロセッサと、検出器からの検知信号の取得を指令するメモリ回路とを含んでいる。ＩＤＣ３４は、双方向光ファイバ導体を介して検出器２２内の検出器制御サーキットリ３６に結合されている。これにより、ＩＤＣ３４は動作時に検出器内の画像データに関する命令信号を授受する。

検出器制御サーキットリ３６は、参照番号３８に全体的に示す電源からＤＣ電力を受ける。検出器制御サーキットリ３６は、システムのデータ取得動作段階時に信号を送信するのに用いられる横列（row）ドライバ及び縦列（column）ドライバにタイミング指令及び制御指令を発するように構成されている。従って、サーキットリ３６は、参照／レギュレータ・サーキットリ４０へ電力信号及び制御信号を送信すると共に、サーキットリ４０からディジタル画像ピクセル・データを受信する。

図示の実施形態では、検出器２２は、検査時に検出器表面で受光したＸ線フォトンをより低エネルギの（光）フォトンへ変換するシンチレータから成っている。次いで、光検出器のアレイが光フォトンを電気信号へ変換して、これらの電気信号が検出器表面の個々のピクセル領域に入射したフォトンの数又は放射線の強度を表わす。後述するように、読み出し電子回路は、結果として得られるアナログ信号をディジタル値へ変換し、これらのディジタル値を処理し、記憶させ、また画像の再構成の後に表示器３０又はワークステーション３２に表示することができる。現状で好適な実施形態では、光検出器のアレイは単一のアモルファス・シリコン基材上に形成されている。アレイ素子は横列及び縦列を成して配列されており、各々の素子がフォトダイオードと薄膜トランジスタとから成っている。各々のダイオードのカソードはトランジスタのソースに接続されており、すべてのダイオードのアノードは負のバイアス電圧に接続されている。各々の横列のトランジスタのゲートは互いに接続されており、横列電極は後述する走査用電子回路に接続されている。縦列のトランジスタのドレインは互いに接続されており、各々の縦列の電極は読み出し電子回路に接続されている。

図２に示す特定的な実施形態では、例として述べると、横列バス４２が、検出器の様々な縦列からの読み出しをイネーブルにすると共に、所望に応じて横列をディスエーブルにし、また選択された横列に電荷補償電圧を印加する複数の導体を含んでいる。また、縦列バス４４が、横列が相次いでイネーブルにされている間に縦列からの読み出しを指令する追加の導体を含んでいる。横列バス４２は一連の横列ドライバ４６に結合されており、横列ドライバ４６の各々が、検出器の一連の横列のイネーブルを指令する。同様に、読み出し電子回路４８が縦列バス４４に結合されており、検出器のすべての縦列の読み出しを指令する。

図示の実施形態では、横列ドライバ４６及び読み出し電子回路４８は検出器パネル５０に結合されており、パネル５０は複数の区画５２に分割されていてよい。各々の区画５２が横列ドライバ４６の一つ一つに結合されており、また一定数の横列を含んでいる。同様に、各々の縦列ドライバ４８は一連の縦列に結合されている。これにより、上述のフォトダイオード及び薄膜トランジスタ構成は、横列５６及び縦列５８を成して配列されている一連のピクセル又は不連続な画素５４を画定する。これらの横列及び縦列は、高さ６２及び幅６４を有する画像マトリクス６０を画定している。

やはり図２に示すように、各々のピクセル５４は一般的には、縦列電極６８が横列電極７０に交差する横列と縦列との交差部に画定されている。上述のように、各々のピクセルについての各々の交差位置に薄膜トランジスタ７２が設けられており、同様にフォトダイオード７４も設けられている。各々の横列が横列ドライバ４６によってイネーブルにされると、読み出し電子回路４８を介して各々のフォトダイオードからの信号を入手することができ、これらの信号を後続の処理及び画像再構成のためにディジタル信号へ変換することができる。

図３は、図２に線図で示す構成要素の物理的構成例を全体的に示している。図３に示すように、検出器はガラス基材７６を含んでいてよく、基材７６の上に後述する各構成要素が配設されている。縦列電極６８及び横列電極７０が基材上に設けられており、上述の薄膜トランジスタ及びフォトダイオードを含めたアモルファス・シリコン・フラット・パネル・アレイ７８が画定されている。アモルファス・シリコンアレイの上層にはシンチレータ８０が設けられており、前述のような検査系列時に放射線を受光する。信号を縦列電極及び横列電極から、また縦列電極及び横列電極へ連絡するために接点フィンガ８２が形成されており、接点フィンガと外部サーキットリとの間で信号を連絡するために接点リード８４が設けられている。

以上の構造を採用したシステムでは、フォトダイオード７４は、Ｘ線励起の後に充填されこの後に比較的長い時間定数で空になるトラップを含むことが分かっている。結果として、相対的に高照射の撮像系列では、トラップが空になるにつれて経時的に減衰する画像が検出器によって保持される場合がある。この画像保持が問題を生じない撮像系列もあるが、相対的に高放射線レベルの照射に続いて相対的に低強度の放射線を用いる場合には特に問題となる場合がある。特に、ラジオグラフィ照射の後に比較的短時間だけ遅れてフルオロスコピィ照射を実行する場合にこのことが言える。

検出器２２の放射線照射に続いて生ずる保持画像の減衰関数８６を図４にグラフで示す。図４では、時間を横軸８８に沿って表わしており、保持画像強度を全体的に縦軸９０で表わしている。当業者には理解されるように、実際には、保持画像全体が画像マトリクスによって画定されており、各々のピクセル領域に画定されている保持画像部分がその初期値から減衰するといったように、各々のピクセル領域に保持されている画像の特定部分は検出器のダイナミック・レンジにわたって異なっていてよい。

図４のグラフでは、ラジオグラフィ照射（又はより一般的には、第一の撮像系列若しくは第一の検査）は参照番号９２に示すように初期時刻ｔ₀に完了している。中間時間９４の間に、保持画像の強度又はレベルは参照番号９６に示すように減衰する。中間時間９４は一般的には、前回の照射の終了時と、次回の照射の開始時すなわち図４の例ではフルオロスコピィ画像照射の開始時との間の時間として定義される。次回の照射は参照番号９８に示すように時刻ｔ₁に開始して、中間時間９４の終了を画する。しかしながら、保持画像はまだヌル値にまで減衰していないので、参照番号１００に示すように減衰は継続する。

ラジオグラフィ照射に続いてフルオロスコピィ照射を行ない、且つ中間時間９４が比較的短い場合には、保持画像は減衰はするが、ピクセル信号レベルについて次回の照射時に生成されるレベルと同等又は該レベルよりも寧ろ高くなる可能性がある。この保持画像を補償するために、図５に示すように、検出器２２をフレーム・レートＦで動作させる一方で、線源１２内のＸ線管をこのフレーム・レートの半分Ｆ／２で動作させることができる。この検出器２２と線源１２との間のフレーム・レート差によって、検出器１２によって読み取られ該当フレームでの遅延すなわち画像保持の尺度を与える交互型非照射フレーム又は「暗」フレーム１０２が得られる。次いで、暗フレームによって与えられる遅延の尺度を用いて、フルオロスコピィＸ線照射１０６に続いて取得される交互型照射フレーム又は「明」フレーム１０４から保持画像を除去することができる。典型的には、「遅延画像」を算出して、任意の必要なオフセット画像の減算に続いて「明画像」からこの遅延画像を減算する。

この手法は保持画像の補正に有用であるが、他の画質上の問題点を呈する。具体的には、半分の回数のフルオロスコピィ照射１０６で秒当たり同じＸ線量を検出器２２に照射する。このことを達成するために、１回の照射１０６当たりＸ線束１０８を二倍にするか、照射時間１１０を二倍にするか、又は線束１０８及び照射持続時間１１０を増大させる同等の何らかの組み合わせを完成させる。体格に厚みのある患者のような多くの状況では、照射持続時間１１０は既に最長にまで達しており、さらに長くする余裕はない。同様に、心臓撮像のような幾つかの状況では、フルオロスコピィ線束１０８は既に最大に達している可能性がある。但し、フルオロスコピィ線束が１０８まだ最大に達していなかったとしても、１回の照射１０６当たりのピーク出力を増大させるとＸ線管の寿命を相当損なう。

照射持続時間１１０を長くし得る範囲を制限する一要因は、図５の関連する検出器時間線に示すように、検出器２２による暗フレーム１０２及び明フレーム１０４のそれぞれの読み出しに必要な読み出し持続時間１１２である。照射持続時間１１０を長くし得る一手法は、暗フレーム及び明フレームの読み出し持続時間を二つの値の間で交番させるバイモーダル読み出し動作を採用するものである。例えば、暗フレーム又は明フレームのいずれかの読み出し持続時間１１２を短縮することができ、これにより検出器２２が課す照射時間の制約を緩和すると共にこれに呼応して照射持続時間１１０を長くすることを可能にする。このことは、一方のフレーム形式、典型的には暗フレーム１０２を他方のフレーム形式よりも高速に読み出すことにより達成することができる。この手法を図６に示しており、同図では短縮された読み出し持続時間１１４を用いて暗フレーム１０２を読み出している。暗フレーム読み出し持続時間１１４を短縮することにより、延長された照射持続時間１１６を用いることができ、これによりＸ線管を損傷することなく秒当たり同線量を検出器２２に照射することが可能になる。加えて、短縮された暗フレーム読み出し持続時間１１４を用いることにより利用可能となった時間を活用して、遅延補正を算出するのに必要な処理等の実時間画像処理を実行することができる。

同様に、短縮された暗フレーム読み出し持続時間１１４を用いることにより、延長された明フレーム読み出し持続時間１１８を用いて帯域幅の縮小を可能にし、これにより雑音を低減させることもできる。加えて、延長された明フレーム読み出し持続時間１１８によってアナログからディジタルへの（アナログ−ディジタル）変換工程の数を増大させることができ、これにより量子化誤差を減少させ或いはダイナミック・レンジを増大させることができる。同様に、延長された明フレーム読み出し持続時間１１８によって、ＦＥＴのＯＮ時間の延長が可能になり、オフセット分散を減少させることができる。

しかしながら、このバイモーダル読み出し手法は、単一モードの読み出し手法では存在していなかった幾分かの複雑さを招く。例えば、フレーム読み出し持続時間は検出器２２のベースライン・オフセットに大きな影響を与えるので、バイモーダル読み出し手法を用いて明フレーム及び暗フレーム用にそれぞれ別個のフレーム・オフセット画像を保持する。加えて、バイモーダル読み出しは、横列依存型のフレーム時間を導入し、このフレーム時間をオフセット画像で捕える。このことは、明フレームと暗フレームとで異なるアナログ−ディジタル変換工程が必要になり得ることを意味する。さらに、バイモーダル読み出しの利用によって遅延補正の計算が修正される。

単一モードの読み出し手法を用いた遅延予測は次の式を用いて行なわれる。

式中、

は明フレームｎでの予測遅延であり、Ｌ_D（ｎ−１）は明フレームｎの直前の暗フレームｎ−１の保持画像読み取り値であり、−ｘはｌｏｇ−ｌｏｇプロットでの勾配であって、次の式によって与えられる。

（２）−ｘ ＝ （ｌｏｇＬ_D（ｎ−１）−ｌｏｇＬ_D（ｎ−３））／（ｌｏｇ（ｎ−１）−ｌｏｇ（ｎ−３））
式中、フレームｎ−３はフレームｎ−１の前の暗フレームであり、すなわちフレームｎ−１及びｎ−３は明フレームｎに先行する二つの暗フレームである。

前述のように、バイモーダル・タイミングを用いる場合には、フレーム時間は暗フレームと明フレームとで異なり、典型的には、横列番号に依存する。この横列番号依存性は、第一の横列のフレーム時間によって次のように表わすことができる。

（３ａ） Ｔ_F(Light)（ｉ）＝Ｔ_F(Light)（１）−（Ｔ_L−Ｔ_D）・（ｉ／ｉ_max）、及び
（３ｂ） Ｔ_F(Dark)（ｉ）＝Ｔ_F(Dark)（１）＋（Ｔ_L−Ｔ_D）・（ｉ／ｉ_max）
式中、Ｔ_F(Light)及びＴ_F(Dark)は明フレーム及び暗フレームのそれぞれのフレーム時間であり、ｉは横列番号であり、ｉ_maxはパネルの最後の横列であり、Ｔ_L及びＴ_Dは明フレーム及び暗フレームの読み出しのそれぞれの持続時間である。すると、明フレームの予測遅延は次の比によって決定される。

式中、最後の係数には１／ｎの一次までの項が保存されており、ＤはｎＴ_Fに対して無視することができる。前方の項のみを残して両辺の対数を取ると、バイモーダル読み出し手法を用いたｌｏｇ−ｌｏｇ予測式は次の式によって与えられる。

式中、ｘの値は、式（２）によって与えられるような最も新しい２回の暗フレーム読み取りｎ−１及びｎ−３に基づいている。式（５）の右辺の最後の項はフレーム時刻差を繰り入れるためのものであって、横列番号に依存している。この式は、次の式で式（４）の比を近似したものと等価である。

所望があれば、ｌｏｇ−ｌｏｇ予測式にさらに高次の項を保存することもできる。

バイモーダル読み出し手法を具現化することのできる一手法は、ピクセル・ビニング（binning）を用いて相対的に短い時間で暗フレーム１０２を読み取り、これにより延長された照射時間１１６、延長された明フレーム１０４又はこれらの両方に時間を利用できるようにするものである。例えば、ビニング型読み取りを用いて、２以上の隣接する走査線７０を同時に作動状態にする。多数のピクセルからの電荷は各々の走査線７０に同時に排出されて、読み出し電子回路の単一の入力チャネル６８に流入する。この態様で、アナログ−ディジタル変換の前に二つのアナログ信号を加算する。同時に作動状態にされる走査線の数は該当フレームの読み出し時間の短縮に反比例し、すなわちＭ列の横列を一度に読み取ることにより、パネル走査の開始時及び終了時に関連する幾分かのオーバヘッドはあるが、検出器の合計読み出し時間を約１／Ｍに短縮することができる。

例えば、図７に示す部分的なアレイを参照して述べると、第一の走査線１２０及び第二の走査線１２２が同時に作動状態になり、第一の種別（ｆｉｒｓｔ ｃｏｌｏｒ）のフォトダイオード１２４がチャネルＡ１２６に電荷排出すると共に第二の種別（ｓｅｃｏｎｄ ｃｏｌｏｒ）のフォトダイオード１２８がチャネルＢ１３０に電荷排出するようにする。次に、第三の走査線１３２及び第四の走査線１３４が同時に作動状態になり、第三の種別のフォトダイオード１３６がチャネルＡ１２６に電荷排出し、第四の種別のフォトダイオード１３８がチャネルＢ１３０に電荷排出するようにする。このようにして走査線７０を対形式で読み取ることにより、読み出し時間１１４は近似的に半分に短縮される。暗フレームはビニング型態様で読み取られるが、明フレームは通常どおりに読み取られ、すなわち一度に一列の横列を読み取り、バイモーダル読み出し時間を形成する。

暗フレームのビニング型読み出しを用いる場合には、ビニング工程時にアナログ−ディジタル変換の前にピクセル信号をアナログ信号として結合する。アナログ信号を結合することにより、読み出しに伴う電子雑音の相対的なレベルが、ピクセルを個々に読み出して結果をディジタル式で結合する場合よりも低くなる。加えて、ビニング手順によって、暗オフセット画像の幾分かの空間的平均を自動的に達成すると、遅延補正を施した画像の雑音を低減させるのに有利である。これらの付加的な利点は暗画像読み出しにピクセル・ビニングを用いることから得られるが、幾つかの欠点もある。

例えば、不良ピクセル（すなわち付設の電子サーキットリが異常な信号又は統計学的に高過ぎる若しくは低過ぎる信号を発生しているピクセル領域）が正常ピクセルと共にビニングされる可能性があるので、ビニング工程時には不良ピクセルの位置を突き止めて補正するアルゴリズムを必要に応じて修正する必要がある。例えば、正常ピクセルが不良ピクセルと共にビニングされているときには両方のピクセルを不良と標識する等である。加えて、暗フレーム読み出し時間を短縮するビニング手法を用いると、分解能の異なる暗画像及び明画像が得られ、すなわち高分解能明画像と低分解能暗画像とが得られる。遅延補正の最終段階として、ビニングされたデータから導き出された遅延予測画像は、高分解能明フレームからの減算の前に高分解能に戻すように上昇走査（upscan）して画像の空間分解能が同等になるようにしなければならない。

バイモーダル検出器読み出しを達成することのできるこれらのピクセル・ビニング手法又は他の同等の手法を用いることにより、前述したようなタイミング上の利点を得ることができる。具体的には、図５及び図６を再び参照して述べると、暗フレーム又は明フレームのいずれかの読み出し１１２の短縮によってフルオロスコピィ照射時間１１６の呼応した延長が可能になり、寿命を損なうことなくＸ線管によって照射される秒当たりの線量を一様にするという付随する利点が得られる。図示の例では、暗フレーム読み出し持続時間１１４を短縮して、フルオロスコピィ照射時間１１６の延長を可能にするばかりでなく明フレーム読み出し持続時間１１８の延長をも可能にして、画像雑音を低減させまた他の利点も提供する。

バイモーダル読み出し時間を用いると、ビニング型読み出しによるか他によるかを問わず医療撮像環境で以上に述べた各利点が得られるが、遅延画像又は他の減算型画像取得に頼ったその他の撮像技術も前述のバイモーダルの利点から利益を引き出し得ることを理解されたい。本発明は様々な改変及び代替的な形態とすることが可能であるが、例を掲げるために特定の実施形態を図面に示し、また本書で詳細に説明した。但し、本発明は開示した具体的な形態に限定されている訳ではないことを理解されたい。寧ろ、本発明は特許請求の範囲によって定義されている本発明の要旨及び範囲に属するすべての改変、均等構成及び代替構成を網羅するものとする。

本手法を組み入れたディジタルＸ線イメージング・システムの全体図である。 再構成用の画像データを生成するために図１のシステムの検出器において画像データを生成する機能的サーキットリの幾つかの線図である。 画像データを生成する検出器構造の例を示す部分断面図である。 保持画像減衰関数のグラフ図である。 フルオロスコピィ時に明フレーム及び暗フレームを読み出す従来の手法を示す保持画像減衰関数のグラフ図である。 フルオロスコピィ時に明フレーム及び暗フレームを読み出す本発明の手法を示す保持画像減衰関数のグラフ図である。 Ｘ線イメージング・システムの読み出しサーキットリがアクセスする走査線及びチャネル線を示す部分的な電気回路図である。

符号の説明

１０ イメージング・システム
１２ Ｘ線源
１４ コリメータ
１６ 放射線流
１８ 患者
２０ 放射線の透過部分
２２ ディジタルＸ線検出器
３８ ＤＣ電源
４２ 横列バス
４４ 縦列バス
４６ 横列ドライバ
４８ 読み出し電子回路
５０ 検出器パネル
５２ 検出器パネルの区画
５４ ピクセル
５６ ピクセル横列
５８ ピクセル縦列
６０ ピクセル・マトリクス
６２ マトリクス高さ
６４ マトリクス幅
６８ 縦列電極
７０ 横列電極
７２ 薄膜トランジスタ
７４ フォトダイオード
７６ ガラス基材
７８ アモルファス・シリコン・フラット・パネル・アレイ
８０ シンチレータ
８２ 接点フィンガ
８４ 接点リード
８６ 保持画像減衰関数
８８ 時間軸
９０ 保持画像強度軸
９２ 初期時刻（ラジオグラフィ照射完了時）
９４ 中間時間
９６ 保持画像減衰
９８ 次回照射開始時刻（フルオロスコピィ照射開始時）
１００ 継続する減衰
１０２ 暗フレーム
１０４ 明フレーム
１０６ フルオロスコピィＸ線照射
１０８ Ｘ線束
１１０ 照射持続時間
１１２ 読み出し持続時間
１１４ 短縮された読み出し持続時間
１１６ 延長された照射持続時間
１１８ 延長された明フレーム読み出し時間
１２０、１２２、１３２、１３４ 走査線
１２４、１２８、１３６、１３８ フォトダイオード
１２６ チャネルＡ
１３０ チャネルＢ

Claims (9)

1. ディジタル・イメージング・システム（１０）における画像保持を補償する方法であって、
   一次照射事象（９２）に続く第一の持続時間（１１４）の２以上の暗フレーム（１０２）であって、各々に二次照射事象（１１６）が続いている暗フレーム（１０２）を取得する工程と、
   各回の二次照射事象（１１６）の後に、第二の持続時間（１１８）の明フレーム（１０４）を取得する工程と、
   先行する１以上の暗フレーム（１０２）を用いて各々の明フレーム（１０４）についての遅延補正画像を算出する工程と、
   前記明フレーム（１０４）から導き出された画像を前記遅延補正画像で補正する工程と、
   前記補正する動作の前に前記画像の分解能に合わせて前記遅延補正画像の分解能を調節する工程と、
   を備えた方法。
2. 前記第一の持続時間（１１４）は前記第二の持続時間（１１８）よりも短い請求項１に記載の方法。
3. 前記一次照射事象（９２）はラジオグラフィ照射事象であり、前記二次照射事象（１１６）はフルオロスコピィ照射事象である請求項１に記載の方法。
4. 前記遅延補正画像を算出する工程は、先行する２つの暗フレーム（１０２）を用いる工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
5. 前記明フレーム（１０４）を補正する工程は、前記明フレーム（１０４）から導き出された前記画像から前記遅延補正画像を減算する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
6. 放射線流（１６）の線源（１２）と、
   前記放射線流の一部（２０）を検出するように構成されている検出器（２２）と、
   前記線源（１２）に動作に関して結合されているシステム・コントローラ（２８）と、
   該システム・コントローラ（２８）及び前記検出器（２２）に動作に関して結合されている検出器コントローラ（２６）とを備えた医療イメージング・システム（１０）であって、
   前記システム・コントローラ（２８）及び前記検出器コントローラ（２６）の少なくとも一方は、一次照射事象（９２）に続く第一の持続時間（１１４）の２以上の暗フレーム（１０２）であって、各々に二次照射事象（１１６）が続いている暗フレーム（１０２）を取得し、各回の二次照射事象（１１６）の後に第二の持続時間（１１８）の明フレーム（１０４）を取得し、先行する１以上の暗フレーム（１０２）を用いて各々の明フレーム（１０４）についての遅延補正画像を算出して、前記明フレーム（１０４）から導き出された画像を前記遅延補正画像で補正するように構成されており、
   前記システム・コントローラ（２８）及び前記検出器コントローラ（２６）の少なくとも一方は、前記補正する動作の前に前記画像の分解能に合わせて前記遅延補正画像の分解能を調節するように構成されている、医療イメージング・システム（１０）。
7. 前記システム・コントローラ（２８）に動作に関して結合されている表示装置（３０）をさらに含んでいる請求項６に記載の医療イメージング・システム（１０）。
8. 前記システム・コントローラ（２８）に動作に関して結合されている操作者ワークステーション（３２）をさらに含んでいる請求項６に記載の医療イメージング・システム（１０）。
9. 前記線源（１２）はＸ線の線源である請求項６に記載の医療イメージング・システム（１０）。
   
   

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