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
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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。
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
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)
- 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）とを含み、
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。 - 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）。
- 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）。
- 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。 - 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４記載の方法（８００，９００）。
- 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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