JP5033313B2 - X線検出器、x線検出器の形成方法、およびx線検出器内に誘起する電磁ノイズの低減方法 - Google Patents

X線検出器、x線検出器の形成方法、およびx線検出器内に誘起する電磁ノイズの低減方法 Download PDF

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Description

本出願は、X線検出器の設計及び製造ならびにそれらにより形成するX線検出器に概ね関するものである。具体的には、本出願は平面パネルX線検出器の設計及び製造ならびにそれらにより形成する平面パネルX線検出器に関するものであり、これらは翻って例えば医用撮像システムや装置や他の装置にて使用できるものである。
例えばX線検出器における使用に適合させた平面パネルの設計ならびに製造が、錯綜して手間のかかるものであることは理解されたい。ソリッドステートX線撮像技術は、間接的X線−光閃光放射パネル(例えば、ヨウ化セシウム(CsI)を用いた非晶質シリコン)或いは直接的X線転換パネル(例えば、非晶質セレン(SE)や酸化鉛(PbO)や塩化水銀(Hgl))のいずれかを用いた感光性半導体配列の発展に一部起因して着実に進歩してきた。1以上のこれらの技術が、画素配列を効果的に多重化し、所与のX線検出器パネル内の画素総数よりも変換器の総数との比較においてより少数の変換器を用いた基板アナログ/ディジタル変換の実行を可能にするトランジスタスイッチ(例えば、TFT−FET)を使用できることを熟思した。
さらに、1以上のこれらの技術が光素子からの電荷を(異方向或いは逆方向)に担持しながら、蒸着金属線路(例えば、モリブデン(Mo)やアルミニウム(Al)や銅(Cu)や他の導体材料をスパッタリングすることで形成した導体路)を用いて行列格子にてデータ線路と走査線路を形成してTFT制御(一方向)を容易にしていることを熟思した。X線検出器パネル画素の寸法を減らしパネル寸法を増やすにつれ、光センサからA/D変換器への経路に対する信号(電荷)の比率は劇的に減少する。この現象は、X線検出器やCT検出器の両方で事実であることが分かっている。
米国特許第6453008号
同時に、より小さくより長いデータ線路経路を取り扱いかつ依然として許容可能な画像品質を生成するため、A/D変換システムの設計は益々複雑になってきている。許容可能な信号対ノイズ比(「SN比」)を生成すべく、ほぼ2000エレクトロンにかなり満たないノイズレベルはこれらの種のシステムでは稀ではないことを熟思した。しかしながら、この種の複合ソリッドシステムは光センサパネル上に誘起する(主にデータ線路経路に誘起する)電界及び/又は磁界(電磁すなわち「EM」と呼ぶ)ノイズに対し元来が影響されやすいものとなっていた。
高周波を効果的にシールドすることで、電磁ノイズは実現可能ではあるが検出器のX線検出面内への一部レベルX線光子の減衰なしには実現可能ではないことが示されてきた。低周波及び高周波を有効にシールドすることで現行材料を用いては電磁ノイズは起き得ず、それは低周波磁界は医用用途においてX線光子を大幅に低減する金属要素を必要とするからである。例えば、EMノイズはRF除去システムだけでなく器官及びカテーテル誘導案内システムやペースメーカー配置及びプログラミングシステムや磁気カテーテル駆動システムにも極めて近い特定のソリッドステートX線システム内で撮像を実行する十分なレベルにあることが示されてきた。これらの種のシステムは、国際的な認定の一部として感応性検査に必要とされる以上の電界及び/又は磁界又は電磁界の強度を十分生ずることがある。
一実施形態は、干渉電界及び/又は磁界すなわち電磁界の振幅/大きさを局所的に(例えば、X線検出器内で)サンプリングして低減又は除去するシステム及び方法を備える。より具体的には、実施形態はX線検出器パネルと同方位内で干渉電磁界をサンプリングし、続いて各個別要素サンプルから減算し去ることのできるシステム及び方法を備える。
一実施形態は、パネルデータ線路と同方位に1以上の電磁界検出導体を有するX線検出器を備える。少なくとも一実施形態では、電磁界検出導体をTFT走査線路方向にもまた配向することができることを熟思してある。干渉電磁界は、実質的に通常のデータ線路とほぼ同じ抵抗と容量を有する1以上のこれらの導体により局所的にサンプリングする。干渉電磁界の電磁界振幅は、前置増幅段にて減算し去ることができる。干渉電磁界の振幅をディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて減算し去る実施形態もまた熟思した。
一実施形態は、X線検出器内に誘起する電磁ノイズを低減する方法に関する。この実施形態は、X線検出器内での干渉電磁界の局所的サンプリング及び少なくとも一つの要素サンプルからのサンプリングした干渉電磁界の振幅/大きさの減算を含む。本方法はさらに、低減されたEMノイズを有する少なくとも一つのサンプルの出力を含む。
他の実施形態は、X線検出器内に形成した少なくとも一つの電磁界検出導体を用いる干渉電磁界のサンプリングを含む。干渉電磁界は、X線検出器と同方位内でサンプリングすることができる。実施形態はさらに、(例えば、アナログ/ディジタル変換システムや前置増幅段を用い、かつ/又は干渉電磁界の大きさをディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて大きさを減算することによる)各個別要素サンプルからのサンプリングした干渉電磁界の振幅/大きさの減算を含む。少なくとも一実施形態では、X線検出器は医用撮像システム内に用いる。
別の実施形態は、医用撮像システム内で使用するX線検出器内で誘起したEMノイズの低減方法に関する。本方法は、少なくとも一つの電磁界検出導体を用いた干渉電磁界の局所的サンプリングとサンプリングした干渉電磁界の振幅/大きさの割り出しとを含む。サンプリングした干渉電磁界の振幅/大きさを、(例えば、アナログ/ディジタル変換システムと前置増幅段を用い、かつ/又は干渉電磁界の大きさをディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて振幅/大きさを減算することで)各サンプルから減算し、低減されたEMノイズを有する個別要素サンプルを出力する。
さらに別の実施形態は、X線検出器の形成方法に関する。この実施形態は、少なくとも干渉電磁界に一部基づく電磁界検出導体数と電磁界検出導体間隔のうちの少なくとも一方の割り出しが含まれる。X線検出器は、電磁界検出導体の割り出し数と割り出し間隔のうちの少なくとも一方をもって形成する。
他の実施形態には、干渉電磁界の最高周波数の割り出しが含まれる。検出導体は、最低干渉電磁界の最高周波数の波長の約1/4だけ離間させてある。さらに、電磁界検出導体はX線検出器内に形成したデータ線路と走査線路のうちの少なくとも一方と同方位に付加する。
さらにもう一つの実施形態は、X線検出器の形成方法に関する。この実施形態には、干渉電磁界とこの干渉電磁界の最高周波数の割り出しが含まれる。干渉電磁界の最高周波数の波長を、割り出す。幾つかの電磁界検出導体及び/又は電磁界検出導体の間隔は、干渉電磁界の最高周波数の波長に少なくとも一部に基づき割り出すことができる。X線検出器は、幾つかの電磁界検出導体と割り出し済み間隔をもって形成する。少なくとも一実施形態では、電磁界検出導体をX線検出器内に形成されたデータ線路と走査線路の少なくとも一方と同方位に付加する。
さらに別の実施形態は、医用画像処理システムに用いるX線検出器に関する。本実施形態では、X線検出器はパネル部と少なくとも一つの端部指状接点と読み出し電子機器部を備える。この少なくとも一つ電磁界検出導体は、X線検出器内に誘起した電磁ノイズを低減するよう設ける。少なくとも一つの端部指状接点が、パネル部と読み出し電子機器部の少なくとも一部に結合してある。
実施形態は、複数の電磁界検出導体を備えるX線検出器に関し、ここで少なくとも一つの電磁界検出導体を最低別の干渉電磁界検出導体からサンプル干渉電磁界の最高周波数の波長の約1/4だけ離間させる。少なくとも一つの電磁界検出導体を、X線検出器内に形成したデータ線路と走査線路のうちの少なくとも一方と同方位とする。
X線検出器の少なくとも一実施形態では、干渉電磁界をX線検出器と同方位内でサンプリングすることができる。読み出し電子機器部は、干渉電磁界の大きさを減算し去るよう設けたアナログ/ディジタル変換システムを備える。干渉電磁界の振幅は、アナログ/ディジタル変換システム内の前置増幅段にて減算し去ることができる。さらに、アナログ/ディジタル変換システムには、干渉電磁界の振幅をディジタル化し、続いてディジタル処理を用いてこの振幅を減算し去るよう設けたディジタル処理システムを備えることができる。
前述の解決手段は、本発明の特定の実施形態の以下の詳細な説明と同様、添付図面と併せ読むときにより良く理解されよう。本発明を例示するため、特定の実施形態を図面に示した。しかしながら、本発明が添付図面に示した構成や手段に限定されないことは理解されたい。
例示のみを目的に、以下の詳細な説明は医用撮像システムや装置や機械や器具に用いるX線検出器(平面パネルX線検出器)の特定の実施形態を参照する。しかしながら、本発明が他の装置やシステムと共に使用できることは理解されたい。
例えばX線検出器に用いるアクティブ方式すなわち平面パネルの設計と製造は、錯綜した手間のかかるものであることを、理解されたい。この種の設計ならびに製造工程は、例えば薄膜トランジスタ電界効果トランジスタ(TFTFET;Thin Film Transistors Field Effect Transistor)や広帯域バンドギャップフォトダイオード等の非晶質或いは単結晶/多結晶半導体デバイスの知識を必要とする。例えばプラズマ化学気相成長(或いは「PECVD;Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition」と呼ぶ)等の蒸着工程やスパッタリングが、金属やデバイス構造やX線変換器やこの種の設計ならびに製造工程における他の構造の相互接続の生成に用いられる。
例えば器官及びカテーテル誘導案内システムやペースメーカー配置及びプログラミングシステムや磁気カテーテル駆動システムやRF除去システムや撮像システムの他の構成要素によって生成される所与の周波数の電気力線及び/又は磁力線がX線検出器を通過し、少なくとも検出データ線路上に信号ノイズを生むことは公知である。EM電磁力線はX線検出器を通過し、データ線路上に信号ノイズを招来することがある。この種の電磁力線は、TFT−ダイオードとデータ線路やアナログ/ディジタル変換器や接地帰還路の回路ループを通過することがある。このことが、翻って回路ループを流れる電流を誘起し、これが非相関構造化ノイズとしてディジタル化されて生成画像内に人為画像を生成することになる。生成された人為画像は、例えば誘起した電磁界強度及び周波数や検出器の全体寸法や電磁界内の方位に依存する。
一実施形態は、干渉電磁界の大きさを局所的に(例えばX線検出器内に)サンプリングし、低減或いは除去することのできるシステムならびに方法を備える。より具体的には、実施形態は干渉電磁界をX線検出器パネルと同方位内でサンプリングし、続いて各個別要素サンプルから減算し去ることのできるシステムならびに方法を備える。一実施形態は、パネルデータ線路と同方位に1以上の電磁界検出導体を有するX線検出器を備える。少なくとも一実施形態では、電磁界検出導体をTFT走査線路方向にも配向できることを熟思してある。干渉電磁界は、データ線路とほぼ同じ抵抗と容量を有する1以上のこれらの導体により局所的にサンプリングする。干渉電磁界の場の振幅/大きさは、変換電子機器の前置増幅段内で減算し去る。干渉電磁界の振幅/大きさをディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて減算し去ることができることを熟思してある。
図1は、一実施形態に用いる概ね100で指し示した医用撮像システムや装置や機械や器具を示す。システム100がX線システムやCTシステムやEBTシステムや超音波システムやMRシステムや他の撮像システムを含む様々な撮像システムで構成できることは、熟思してある。
少なくとも一実施形態では、システム100はC形アーム110と1以上のX線源120と1以上のX線検出器130(例えば、平面パネルX線検出器)と1以上の電磁(EM;electromagnetic)センサ140とEM送信器150と画像処理コンピュータ160と追尾モジュール170と位置決め装置180と出力装置190とを含む。図示の実施形態では、追尾モジュール170は少なくともEMセンサ140とEM送信器150と画像処理コンピュータ160と通信するよう描いてある。図1はさらに、少なくともX線検出器130と追尾モジュール170と出力装置190と通信する画像処理コンピュータ160を示すものである。
少なくとも一実施形態では、X線源120とX線検出器130はC形アーム110の両側に取り付けてある。X線源120とX線検出器130は、C形アーム110上に移動可能に取り付けてある。一実施形態では、EMセンサ140はX線検出器130上に取り付けられる。EM送信器150は、撮像対象患者等の被写体112上に配置する。さもなくば、EM送信器150をX線検出器130上に配置し、EMセンサ140を被写体或いは撮像対象患者112上に配置することもできる。被写体すなわち患者112は、位置決め手段180上或いはその中に配置する。少なくとも一実施形態では、位置決め装置180はテーブルとテーブルバッキーと垂直バッキーと支持体或いは用途に適合させた他の位置決め装置を備える。
少なくとも一実施形態では、C形アーム110は例えば軌道方向や長手方向や横方向や横断方向や旋回方向や「前後左右」方向を含む多数の画像獲得経路に沿う幾つかの方向に移動可能としてある。少なくとも一実施形態では、X線源120と検出器130はC形アーム110上に移動可能に配置する。かくして、C形アーム110は、X線源120とX線検出器130と共に移動させ、その上又は中に被写体112を配置した位置決め装置180周囲に配置することができる。
C形アーム110を被写体112周りにX線源120と検出器130の位置決めに用い、かくして1以上の画像の生成用途に1以上のX線105(或いは他のエネルギ)を被写体112に照射する。C形アーム110は被写体112周りに様々な走査角度で移動させるか再位置決めし、複数の画像を得ることができる。C形アーム110が移動すると、X線検出器130と被写体112の間の距離は変化しよう。さらに、X線源120と被写体112との間の距離もまた変化しよう。
少なくとも一実施形態では、C形アーム110上のX線源120と検出器130を例えば交差させるか或いは軌道動作にて移動させることができることは熟思してある。軌道動作では、X線源120と検出器130は円形経路内を移動しない。軌道動作を用いた断面X線撮影画像再生では、検出器130と被写体112の間の距離(及び線源120と被写体112の間の距離)は投影画像の収集期間中に変化しよう。
少なくとも一実施形態では、X線検出器130の位置を1以上の投影画像について記録することができる。加えて、検出器130とX線源120の間の距離を割り出すことができる。倍率の変化は定量化され、検出器130の位置と検出器から被写体まで距離とを用いて断面X線撮影画像再生期間中に補償することができる。EMセンサ140或いは他の追尾装置を、検出器130上に配置することができる。EM送信器150或いは他の追尾装置を、被写体112上に配置することができる。センサ140と送信器150からのデータを用い、検出器130が軌跡を描く間に検出器の位置を割り出すことができる。光学的或いは機械的追尾装置等の他の追尾装置を用い、システム100内の1以上の構成要素の位置を割り出すことができる。
少なくとも一実施形態では、送信器150がセンサ140が検出する磁界等の信号を同報送信する。追尾モジュール170が送信器150からのデータを用い、被写体112に関する検出器130の位置を割り出す。位置の差すなわち検出器130と被写体との間の距離が、得られるX線投影画像内の倍率の差異に対応する。
検出器130と被写体112の間の距離及び/又は線源120と被写体112の間の距離が変わることにより、点光源用或いはX線等の非平行ビームを照射する近点光源用の検出器上に投影される被写体の倍率は変化する。X線源120の視野が一定である場合、被写体がX線源120に近づくにつれ、被写体は視野のより大きな部分を占め、それ故に検出器130上へより大きな画像として投影する。一実施形態では、被写体−検出器間距離は被写体をシステム100の仮想アイソセンターに保持するよう可変する。一実施形態では、C形アーム110及び/又は線源120及び/又はC形アーム110上の検出器130は任意の平面内を移動させるか、或いは検出器130の視野内の仮想アイソセンターに被写体を配置するよう移動させないようできる。変化する検出器−被写体間及び/又は線源−被写体間の距離の割り出しにより、画像プロセッサ160は距離の変化すなわち倍率の変化を補償することができる。追尾モジュール170はEMセンサ140とEM送信器150或いは他の追尾装置からのデータを用い、検出器−被写体間距離を追尾することができる。
さもなくば、EMセンサ140或いはEM送信器150をEM送信器150或いはEMセンサ140を被写体上に載置した状態で線源120に取り付け、線源120の位置を割り出すことができる。X線源120の位置を記録し、線源から検出器までの距離と併せ用いて倍率を割り出し計上する。例えば、追尾モジュール170は診断や外科処置期間中に使用する器具或いは道具の位置を監視することができる。
追尾モジュール170は、システム100内の被写体112とX線検出器130及び/又はX線源120の位置を監視する。追尾モジュール170は、被写体112と線源120及び/又は検出器130に関し基準座標系内の位置データを供給することができる。画像プロセッサ160は、画像データを処理し2D及び/又は3D画像を再生するときに位置データを用いる。位置データは、例えば外科的誘導案内等の他の目的に用いることもできる。一実施形態では、追尾モジュール170は座標系基準点或いは中心軸に対し規定した座標系についてX線検出器130と被写体112の位置を算出する。少なくとも一実施形態では、画像プロセッサ160はX線源120又は線源コントローラへ制御或いは起動コマンドを生成し、位置データに基づいて被写体を走査する。
少なくとも一実施形態では、画像プロセッサ160はC形アーム110を動かす際に検出器130からの一連の露光画像を収集する。検出器130は、X線源120が起動するたびに露光画像を受信する。画像プロセッサ160は露光画像を基準データと複合し、例えば3D立体データ集合を再生する。3D立体データ集合は、断層すなわち被写体からの関心領域等の画像の生成に用いることができる。例えば、画像プロセッサ160は立体データ集合から患者の脊椎や膝や他の領域の矢状や冠状及び/又は軸方向図を生成することができる。画像プロセッサ160は、ソフトウェア及び/又はハードウェアにて実装することができる。画像プロセッサ160が例えば汎用コンピュータやマイクロプロセッサやマイクロコントローラ及び/又は特定用途向け集積回路から構成できることは熟思してある。
1以上の実施形態では、3D画像再生を例えば扇形ビームを用いて被写体112の連続断層或いは走査平面を組み合わせることで形成することができる。3D画像の再生は被写体112の周囲に線源120と検出器130を回転させることでも形成し、被写体の円錐形すなわち領域ビーム投影を得ることもできる。円錐形ビーム投影では、点光源を用いて被写体を照射し、検出器130によりX線束を平面上で割り出すことができる。被写体112から検出器130までの距離と被写体112から線源120までの距離は、画像再生用の平行投影図の割り出しに用いることができる。
フィルタ処理した背面投影を、円錐形ビーム内平面のフィルタ処理及び背面投影に基づく3D画像の再生に用いることもできる。フィルタ処理背面投影では、個々の扇形ビームすなわち円錐形投影図を分析して組み合わせ、3D再生画像を形成する。扇形ビームは、フィルタ処理背面投影用の新規座標系内での分析に向け線源−検出器回転平面外へ傾斜させる。投影データは、距離に基づき加重して畳み込む。次に、畳み込まれた加重投影を3D再生格子上へ背面投影し、3D画像を再生する。
一又は複数の画像を再生した後、画像プロセッサ160は一又は複数の画像を出力装置190へ送信することができる。例えば、出力装置190をディスプレイやプリンタやファクシミリや電子メールや記憶装置或いは他の媒体で構成できることは熟思してある。一又は複数の画像を、技師や医師や外科医や他の保険医療開業医や保安職員等のユーザによる使用へ向け出力装置190を介して表示及び/又は記憶させることができる。少なくとも一実施形態において、出力装置190を画像処理コンピュータ160と無線通信するラップトップやPDAや携帯電話や他の無線機器で構成できることは熟思してある。
動作時に、例えばシステム100内で患者の中部脊髄領域を走査することができる。C形アーム110は、患者を位置決め器180等のテーブル上に位置決めしたときに中部脊椎走査の全ての位置に到達させることは出来ない。それ故、C形アーム110は一側から移動させて位置決めすることができる。C形アーム110を非円形運動で移動させると、脊椎は走査画像内に中央寄せして止めることはできず、何故ならC形アーム110の経路は円形には出来ないからである。C形アーム110は、C形アーム支持体上でC形アーム110を昇降すること等で移動させ、脊椎を中央(仮想アイソセンター)に保持することができる。
C形アーム110を動かすものの脊椎は動かさないため、脊椎はX線源120へより接近させるか或いはより離間させて配置される。かくして、得られた画像は開始から終了までに異なる倍率(例えば、より大きな倍率に起因して第1画像における5脊椎レベルから最終画像における3脊椎レベルまで)を有し、何故ならC形アーム110が非円形弧にて移動するからである。倍率の変更が割り出されるが、それは走査対象被写体に対する検出器130の位置が例えばEM送信器150とセンサ140を用いて追尾モジュール170により割り出されるからである。そこで、中部脊髄領域の3D立体画像の再生期間中に倍率変化を考慮に入れる。標準的な画像再生アルゴリズム内で固定距離を用いるのではなく、一又は複数の画像の再生計算に可変距離値を用いる。
図2は、図1に示したもの(例えば、X線検出器130)に類似の医用撮像システムに使用することのできる概ね200で指し示したX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)の公知の実装の一部切截図を示す。図示の実施形態では、平面パネル検出器200は平面パネル212と、基板材料214と、平面パネル検出器制御器(図示せず)に電気的に接続した読み出し電子機器216とを備える。図示の実施形態では、平面パネル212はX線変換器材料220上に形成した画素配列218(例えば、半導体TFT/ダイオード画素配列)と、少なくとも平面パネル212を読み出し電子機器216へ電気的に結合するよう設けた1以上の端部指状接点222とを備える。
X線検出器200が干渉電磁界(例えば電界及び/又は磁界)に影響を受けることがあることは、熟思してある。図2は、X線検出器200を通る所与の周波数の複数の電磁力線230を示す。電磁力線230が少なくともデータ線路232上で信号ノイズを引き起こすことがあることは、熟思してある。特に、電磁力線230はX線検出器200のTFT−ダイオードとデータ線路とA/D変換器と接地帰還路の回路ループうちの少なくとも一つを通って流れることがある。このことが、翻って少なくとも回路ループを通って流れる電流を誘起することがあり、この電流を検出器が非相関構造化ノイズとしてディジタル化する。
図3は、格子を形成する概ね300で指し示した複数の検出画素310群の平面図を示す。図3には4個の画素310が描いてあるが、異なる数の画素310も熟思してある。図示の実施形態では、各検出画素310はトランジスタスイッチ314(例えば、TFT−FET)を有するフォトダイオード312を備え、ここではトランジスタスイッチ314により画素配列の効果的な多重化が可能になる。
一実施形態では、群300はさらに複数の走査線路316及びデータ線路318を備える。少なくとも一実施形態では、少なくとも一つの走査線路316を少なくとも一つのデータ線路318に接触させてある。各走査線路316を複数のデータ線路318に接触させかつ/又は各データ線路318を複数の走査線路316に接触させることもまた、熟思してある。さらにまた、データ線路318と走査線路316は少なくとも一つの検出画素310に結合連通させてある。少なくとも一実施形態では、各検出画素310(一つのフォトダイオード312とTFT−FET314からなる)がデータ線路318と走査線路316のうちの少なくとも一方に結合連通させてある。
図4は、(例えば、平面X線検出器にて使用する)概ね400で指し示したTFT−フォトダイオード配列の概略図を示す。図示の実施形態では、配列400は複数の検出画素410とデータ線路418と走査線路416を備える。本実施形態では、各検出画素410は少なくとも一つの走査線路416及び一つのデータ線路418に結合連通させたトランジスタスイッチ(例えば、TFT−FET)を備える。さらにまた、スイッチ414はフォトダイオード412に結合連通させてあり、フォトダイオードは翻ってダイオード共通線路420に結合連通させてある。一実施形態では、複数のフォトダイオード412をダイオード共通線路420に結合連通させてある。
図示の如く、アナログデータ線路418を分割し、各半分の線路が基板外アナログ/ディジタル変換器(図示せず)に取り付けられるようにしてある。分割されたデータ線路422が、配列400を第1のすなわち上部と第2のすなわち底部のA/D変換部424,426にそれぞれ分割している。
図4に示した如く、上部と底部のAD転換部424,426のうちの少なくとも一方を複数の走査線路とデータ線路416,418のうちの少なくとも一方で構成してある。図示の実施形態では、第1のすなわち上部A/D変換部424は1以上のデータ線路418に接触するデータ線路スプリット422上方に複数の走査線路416を備える。一実施形態では、上部A/D変換424は図示の如くデータ線路K+Kを介してデータ線路K−Kに接触し格子パターンを形成する走査線路N−Nを介して走査線路Nを構成している。
同様に、第2すなわち底部A/D変換426は1以上のデータ線路418に接触するデータ線路スプリット422下方に複数の走査線路416を備える。一実施形態では、底部AD転換246は図示の如くデータ線路K+Kを介してデータ線路K−Kに接触して格子パターンを形成する走査線N+Nを介して走査線N+1を構成している。
図5は、干渉電磁界が生成することのある概ね500で指し示した人為画像の一例を示す。生成された人為画像500が少なくとも一部干渉電磁界の誘起電磁界強度及び周波数と電磁界内の検出器寸法全体及び方位とに依存することは、熟思してある。図5に示した如く、一般的な干渉パターンは、それぞれ環状及びカテーテル解剖学パターン506,508のうちの少なくとも一方を追加的に含む模擬X線画像504の下部を介して転動する1以上の水平バー502を含もう。
図6は、特定の実施形態に従い干渉電界及び/又は磁界の影響に感応しないか或いは低減する概ね600で指し示したX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)の一部切截斜視図を示す。特に、図6は図1に例示したものに類似の撮像システム100と共に用いることのできる平面パネルX線検出器の一部切截図を示す。X線検出器600が電界及び/又は磁界に影響を受けることがあり、所与の周波数の複数の電磁力線がX線検出器600を通り、少なくともデータ線路上に信号ノイズを招来することは熟思してある。このことが翻って、非補正構造化ノイズとしてディジタル化することのできる本回路を介して流れる電流を誘起することがある。
図示の実施形態では、平面パネル検出器600はX線検出器600内の電気及び/又は磁気ノイズを局所的に低減するよう設けた少なくとも一つの電磁界検出導体640を有するパネル部612を備える。X線検出器600は、少なくとも複数の電磁界検出導体640と、変換部616(少なくとも一実施形態では以下に提示するものに類似のアナログ/ディジタル変換システムを備える)と、変換部616とパネル部612をそれぞれ接続する1以上の端部指状接点622を備える。一実施形態では、パネル部612はさらに基板材料614とX線材料620とX線材料620上に形成した画素配列618を備える。画素配列618の少なくとも一実施形態は、少なくとも一つのTFT/光素子630(複数のTFT/光素子630を図示)を備える。
図6に示した実施形態では、各半導体TFT/光素子630はトランジスタスイッチ634(例えば、TFT−FET)を有するフォトダイオード632を備え、ここでトランジスタスイッチ634により画素配列618の効果的多重化が可能とされる。
図示の如く、パネル部612はさらに複数の走査線路636とデータ線路638を備える。少なくとも一実施形態では、少なくとも一つの走査線路636を少なくとも一つのデータ線路638に接触させてある。各走査線路636を複数のデータ線路638に接触させかつ/又は各データ線路638を複数の走査線路636に接触させて格子を形成することもまた、熟思してある。さらに、少なくとも一つのデータ線路638と走査線路636を少なくとも一つの検出画素630に結合連通させてある。少なくとも一実施形態では、各検出画素630(一つのフォトダイオード632とTFT−FET634からなる)をデータ線路638と走査線路636の少なくとも一方に結合連通させてある。
一実施形態は、データ線路638のうちの少なくとも一つと同方位に1以上の電磁界検出導体640を有するX線検出器600を備える。電磁界検出導体の数と間隔は、以下に提示する如く少なくとも一部干渉電磁界に基づくことで割り出す。少なくとも一実施形態では、検出導体640をデータ線路638の方位だけでなく走査線路636の方位に配向できることを熟思してある。干渉電磁界は1以上のこれらの導体640により局所的にサンプリングし、この導体が少なくとも一実施形態ではデータ線路638のうちの少なくとも一つと実質的に同じ抵抗と容量を有する。
図7は、特定の実施形態になるX線検出器(図6に示したものに類似)に用いるアナログ/ディジタル変換システムすなわち概ね700で指し示したモジュールを示す概略図である。本実施形態では、アナログ/ディジタル変換システム700はアナログ/ディジタルモジュール702と少なくとも一つの電磁界検出導体(図6について上記した電磁界検出導体に類似)が検出するノイズを減算するよう設けた差動前置増幅モジュール704を備える。図示のモジュールは一体化形状のA/D変換部を備えるが、任意の変換器構成を熟思してある。例えば、干渉電磁界は個別に検出しディジタル化でき、続いてディジタル処理を用いて画素値サンプルから減算することができる。
図示の実施形態では、干渉電磁界の振幅/大きさを検出し、変換前に第1のアナログ段にて減算する。干渉電磁界の振幅/大きさは差動前置増幅器/集積モジュール704(差動前置増幅器/集積モジュール704は演算増幅器706とコンデンサ708を備える)を用いて減算し去る。少なくとも一実施形態では、差動前置増幅器/集積モジュール704は入力としてデータ及び電磁界検出線路710を有する。差動前置増幅器/集積モジュール704の出力端はコンデンサ711を介してDSアンプ積分増幅器712に結合してある(ここで、DSアンプ積分増幅器712は演算増幅器713とコンデンサ715を備える)。
本実施形態では、A/D変換器モジュール702はさらに比較器714に結合連通させたDSアンプ積分増幅器712の出力端を備える。ランプ型DA変換器718を有する範囲可選択増幅器716は、比較器714に結合した出力端を有する。比較器714はさらに、カウンタ720と高速出力714を有するラッチ722とに結合してある。
図8を参照するに、干渉EM場の影響を除去或いは低減する概ね800で指し示したX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)をプログラミングする方法を表わす高位フロー線図が図示してある。少なくとも一実施形態では、電界及び/又は磁界の大きさを(例えば、X線検出器の平面パネルと同方位内で)局所的にサンプリングし、各個別要素サンプルを減算し去ることができる。図示の実施形態では、方法800は干渉電界及び/又は磁界に少なくとも一部基づいて電磁界検出導体の幾何構造間隔及び総数のうちの少なくとも一方を割り出すブロック810を備える。方法800はさらに、割り出された数の電磁界検出導体と間隔を有する少なくとも一つのX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)を形成するブロック820を備える。
図9は、干渉電磁界の影響を低減又は除去するX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)を形成する概ね900で指し示した方法を表わす詳細なフロー線図を示す。方法900は、検出可能なノイズを招く干渉電磁界の最高周波数の割り出し910を備える。少なくとも一実施形態では、本方法は検出可能なノイズを引き起こす干渉電磁界の割り出しと続くこの種の電磁界の最高周波数の割り出しとを備える。ブロック912には、干渉電磁界の最高周波数に少なくとも一部に基づく電磁界検出導体の総数内での少なくとも一つの幾何構造間隔の割り出しが備わる。一実施形態では、電磁界検出導体の総数及びその間隔の両方が割り出される。方法900はさらに、この種の割り出された数の電磁界検出導体及び間隔を有する少なくとも一つのX線検出器の形成920が備わる。
図10を参照するに、撮像システム(先に提示したものに類似)にて使用する概ね1000で指し示したX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)の使用方法を表わす高位フロー線図が示してある。少なくとも一実施形態では、X線検出器は干渉電界及び/又は磁界の影響を低減又は除去する。方法1000には、少なくとも一つの干渉電磁界をサンプリングするブロック1010が備わる。少なくとも一実施形態では、干渉電界及び/又は磁界を(例えば、X線検出器の平面パネルと同方位内で)局所的にサンプリングする。方法1000の実施形態にはさらに、干渉電磁界の大きさを減算するブロック1020が備わる。干渉電磁界の場の振幅/大きさは、X線検出器転換電子機器内の前置増幅段で減算し去る。干渉電磁界の振幅/大きさをディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて減算して取り除くこともまた熟思してある。方法1000はさらに、少なくとも一つのサンプルを出力するブロック1030を備える。
図11は、撮像システム(先に提示したものに類似)内で使用するX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)の使用方法を表わす概ね1100で指し示した詳細なフロー線図を示す。少なくとも一実施形態では、X線検出器は干渉電界及び/又は磁界の影響を低減又は除去する。方法1100は、少なくとも一つの電磁界検出導体を用いて干渉電磁界を局所的にサンプリングするブロック1110を備える。少なくとも一実施形態では、干渉電界及び/又は磁界を(例えば、X線検出器の平面パネルと同方位内で)局所的にサンプリングする。実施形態は、干渉電磁界の大きさを割り出すブロック1112と、サンプリングした電磁界の大きさを各個別サンプルからそれぞれ減算するブロック1120を備える。干渉電磁界の振幅/大きさは、X線検出器変換電子機器内の前置増幅段において減算し去る。干渉電磁界の振幅/大きさをディジタル化し、続いてディジタル処理を用いて減算し去ることができることもまた、熟思してある。本方法1100はさらに、低減し或いは除去した電界及び/又は磁界を有する少なくとも一つのサンプルを出力するブロック1130を備える。
本発明は特定の実施形態を参照して説明してきたが、当業者には本発明範囲から逸脱することなく様々な変更をなし、等価物で置換できることは理解されよう。加えて、本発明の教示に対しその範囲から逸脱することなく特定の状態或いは材料を適用するよう多くの変更態様を作成することができる。それ故、本発明は開示した特定の実施形態に限定することは意図しておらず、本発明は添付特許請求の範囲に包含される全ての実施形態を包含することを意図するものである。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。
特定の実施形態に従い使用する医用撮像システムや装置や機械や装置を示す図である。 特定の実施形態に従い医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させた公知のX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)の一部切截斜視図である。 特定の実施形態になる4個の検出画素群(例えば、フラットパネルX線検出器と共に使用)を示す平面図である。 特定の実施形態になるTFTフォトダイオード配列(例えば、平面パネルX線検出器と共に使用)を示す概略図である。 特定の実施形態になる公知のX線検出器(図2に示すものに類似)を通過する誘起電磁界が生成することにある人為画像の一例を示す図である。 特定の実施形態になる干渉EM場の影響に感応しないか或いは低減する医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させたX線検出器(例えば、平面パネルX線検出器)を示す一部切截斜視図である。 特定の実施形態になるX線検出器(図6に示したものに類似)に用いるアナログ/ディジタル変換システムすなわちモジュールを示す概略図である。 特定の実施形態になる医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させたX線検出器(図6に示したものに類似)の形成方法を示す高位フロー線図である。 特定の実施形態になる医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させたX線検出器(図6に示したものに類似)の形成方法を示す詳細なフロー線図である。 特定の実施形態になる医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させたX線検出器(図6に示したものに類似)の使用方法を示す高位フロー線図である。 特定の実施形態になる医用撮像システム(図1に示したものに類似)との使用に適合させたX線検出器(図6に示したものに類似)の使用方法を示す詳細なフロー線図である。
符号の説明
100 医用撮像システムや装置や機械や器具
105 X線
110 C形アーム
112 被写体(患者)
120 X線源
130 X線検出器
140 EM(電磁)センサ
150 EM送信器
160 画像処理コンピュータ
170 追尾モジュール
180 位置決め装置
190 出力装置
200 X線検出器
212 平面パネル
214 基板材料
216 読み出し電子機器
218 画素配列
220 X線変換器材料
222 端部指状接点
230 電磁力線
232 データ線路
300 群
310 検出画素
312 フォトダイオード
314 トランジスタスイッチ(TFT−FET)
316 走査線路
318 データ線路
400 TFT−フォトダイオード配列
410 検出画素
416 走査線路
418 データ線路
420 ダイオード共通線路
422 分割データ線路
424,426 A/D変換部
500 人為画像
502 水平バー
504 X線画像
506,508 カテーテル解剖学パターン
600 X線検出器
612 パネル部
614 基板材料
616 変換部
618 画素配列
620 X線材料
622 端部指状接点
630 TFT/光素子
632 フォトダイオード
634 トランジスタスイッチ
636 走査線路
638 データ線路
700 アナログ/ディジタル変換システム
702 ディジタルモジュール
704 差動前置増幅モジュール
706 演算増幅器
708 コンデンサ
710 データ及び電磁界検出線路
711 コンデンサ
712 DSアンプ積分増幅器
713 演算増幅器
715 コンデンサ
716 範囲可選択増幅器
718 ランプ型A/D変換器
720 カウンタ
722 ラッチ
724 高速出力端子

Claims (6)

  1. X線検出器に誘起する干渉電磁界による電磁ノイズを低減する方法(1000,1100)であって、
    前記X線検出器(600)内に形成した少なくとも一つの電磁界検出導体(640)を用いて前記X線検出器内の干渉電磁界をサンプリングするステップ(1010,1110)と、
    前記X線検出器でX線放射を計測するステップと、
    計測された前記X線検出器の少なくとも一つの出力から前記干渉電磁界の大きさを減算するステップ(1020,1120)と、
    低減された電磁ノイズを有する少なくとも一つのX線検出器出力を出力するステップ(1030,1130)とを含
    前記電磁界検出導体(640)が前記X線検出器(600)のデータ線と同方位に配置されている、方法。
  2. 前記X線検出器(600)が医用画像処理システムに用いられる、請求項1記載の方法(1000,1100)。
  3. アナログ/ディジタル変換システムの前置増幅段において前記サンプリングした干渉電磁界の前記大きさを減算するステップを含む、請求項1記載の方法(1000,1100)。
  4. 医用撮像システムに用いるX線検出器の形成方法(800,900)であって、
    前記X線検出器に誘起する少なくとも一部干渉電磁界に基づき電磁界検出導体(640)の数と前記電磁界検出導体(640)の間隔のうちの少なくとも一方を割り出すステップ(810,912)と、
    前記割り出された数と前記割り出された間隔の電磁界検出導体(640)を有するX線検出器を形成するステップ(820,920)とを含む、方法。
  5. 前記干渉電磁界の最高周波数を割り出すステップ(910)を含む、請求項記載の方法(800,900)。
  6. 医用撮像システム(100)に用いるX線検出器(600)であって、
    少なくとも一つのX線検出器画素と少なくとも一つの電磁界検出導体(640)を有するパネル部(612)で、前記電磁界検出導体(640)が前記X線検出器(600)内の干渉電磁界を計測する前記パネル部と、
    前記干渉電磁界に基づいて前記少なくとも一つのX線検出器画素の出力を調整する電磁ノイズ低減部とを備え
    前記X線検出器(600)のデータ線及び走査線と同方位の複数の電磁界検出導体(640)を備える、X線検出器。
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Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7711406B2 (en) * 2005-11-23 2010-05-04 General Electric Company System and method for detection of electromagnetic radiation by amorphous silicon x-ray detector for metal detection in x-ray imaging
FR2909453B1 (fr) * 2006-11-30 2011-08-05 Gen Electric Procede de detection d'un champ electromagnatique dans un systeme d'imagerie et dispositif permettant d'ameliorer la qualite d'image dans un systeme d'imagerie.
US7973288B2 (en) * 2007-03-18 2011-07-05 General Electric Company Energy detector and related apparatus
FR2909454B1 (fr) * 2007-04-05 2012-08-03 Gen Electric Procede de detection d'un champ electromagnetique dans un systeme d'imagerie et dispositif permettant d'ameliorer la qualite d'image dans un systeme d'imagerie
US7408168B1 (en) * 2007-04-20 2008-08-05 General Electric Company Systems, methods and apparatus for adaptive cancellation of induced row noise in X-ray detector
US20090003522A1 (en) * 2007-06-29 2009-01-01 Stanley Chien Method for radiation therapy delivery at varying source to target distances
US8461537B2 (en) * 2008-01-15 2013-06-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Solid state radiation detector elements including magnetic hard silicon photomultipliers
KR101469042B1 (ko) * 2008-08-29 2014-12-05 삼성디스플레이 주식회사 엑스레이 검출 패널 및 엑스레이 검출기
US8055052B2 (en) * 2008-11-13 2011-11-08 Carestream Health, Inc. Artifact suppression in diagnostic images
US8021043B2 (en) * 2009-03-30 2011-09-20 Carestream Health, Inc. Magnetic shielding for portable detector
US8693747B2 (en) * 2011-04-29 2014-04-08 General Electric Company Radiological image noise reduction system and method
JP2013236222A (ja) * 2012-05-08 2013-11-21 Shimadzu Corp アクティブマトリクス基板および放射線検出器

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60210087A (ja) * 1984-04-03 1985-10-22 Toshiba Corp X線診断装置
US5650616A (en) * 1992-04-14 1997-07-22 Olympus Optical Co., Ltd. Apparatus and method for analyzing surface
DE4232401A1 (de) * 1992-09-26 1994-03-31 Philips Patentverwaltung Anordnung zum Auslesen von Bildern
US5450463A (en) * 1992-12-25 1995-09-12 Olympus Optical Co., Ltd. X-ray microscope
US5648660A (en) * 1996-01-05 1997-07-15 Sterling Diagnostic Imaging, Inc. Method and apparatus for reducing noise in a radiation capture device
US6377041B1 (en) * 1998-12-17 2002-04-23 Polhemus Inc. Method and apparatus for determining electromagnetic field characteristics within a volume
JP4216387B2 (ja) * 1999-01-07 2009-01-28 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 X線検出器
US6453008B1 (en) * 1999-07-29 2002-09-17 Kabushiki Kaisha Toshiba Radiation detector noise reduction method and radiation detector
JP2002158340A (ja) * 2000-11-16 2002-05-31 Canon Inc 放射線撮像装置、光電変換装置及び放射線撮像システム
JP2001340324A (ja) * 2001-03-16 2001-12-11 Toshiba Medical System Co Ltd X線検出器及びそれを使ったx線診断装置
JP4377571B2 (ja) * 2001-09-11 2009-12-02 株式会社東芝 X線平面検出器、x線画像診断装置、及びx線画像補正方法
JP2004024683A (ja) * 2002-06-27 2004-01-29 Canon Inc 放射線検出装置及び放射線検出システム
JP2005006791A (ja) * 2003-06-18 2005-01-13 Canon Inc X線デジタル画像撮影システム
US7114851B2 (en) * 2004-03-19 2006-10-03 General Electric Company Methods and systems for calibrating medical imaging devices

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