WO2012056622A1 - 撮像装置 - Google Patents

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WO2012056622A1
WO2012056622A1 PCT/JP2011/004967 JP2011004967W WO2012056622A1 WO 2012056622 A1 WO2012056622 A1 WO 2012056622A1 JP 2011004967 W JP2011004967 W JP 2011004967W WO 2012056622 A1 WO2012056622 A1 WO 2012056622A1
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WO
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gain correction
dose
image
expression
approximate expression
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Application number
PCT/JP2011/004967
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English (en)
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Inventor
太郎 白井
Original Assignee
株式会社島津製作所
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/585—Calibration of detector units
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
    • H04N25/67—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to fixed-pattern noise, e.g. non-uniformity of response
    • H04N25/671—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to fixed-pattern noise, e.g. non-uniformity of response for non-uniformity detection or correction
    • H04N25/673—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to fixed-pattern noise, e.g. non-uniformity of response for non-uniformity detection or correction by using reference sources
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors

Definitions

  • the present invention relates to an imaging device used in the medical field, the industrial field, and the nuclear field.
  • the imaging apparatus includes an X-ray sensitive X-ray conversion layer, and the X-ray conversion layer converts into carriers (charge information) by the incidence of X-rays.
  • the X-ray conversion layer an amorphous selenium (a-Se) film is used as an amorphous semiconductor, and a CdTe film is used as a polycrystalline compound semiconductor in recent years.
  • the imaging apparatus includes a circuit that accumulates and reads out carriers converted by the X-ray conversion layer.
  • this circuit is composed of a plurality of gate lines G and data lines D arranged two-dimensionally, and also turns on a capacitor Ca for accumulating carriers and a carrier accumulated in the capacitor Ca.
  • Thin film transistors (TFTs) Tr that are read out by switching between / OFF are arranged in a two-dimensional manner.
  • the gate line G controls ON / OFF switching of each thin film transistor Tr and is electrically connected to the gate of each thin film transistor Tr.
  • the data line D is electrically connected to the reading side of the thin film transistor Tr.
  • Each detection element is constituted by each capacitor Ca, each thin film transistor Tr, and the like. By selecting the gate line G, the detection element electrically connected to the selected gate line G is driven to generate a carrier. Is read out.
  • the output of the amplifier varies individually, and it is necessary to perform gain correction (sensitivity correction) to adjust the gain.
  • a gain correction image (uniform irradiation image) is acquired based on uniform irradiation with a certain dose.
  • a gain correction coefficient (gain correction coefficient) is calculated for each pixel from the obtained uniform irradiation image, and processing is performed with the coefficient calculated for each pixel so that the output values (pixel values) of all the pixels are constant. In this way, the output value is made uniform by reducing the variation for each pixel. For example, as shown in FIG. 7B, the average value of all the pixels is A, as shown in FIG.
  • the output of the pixel 1 of the uniform irradiation image is f
  • the output of the pixel 2 is g
  • the pixel If the output of 3 is h and the output of pixel 4 is i, the output of pixel 1 is coefficient A / f
  • the output of pixel 2 is coefficient A / g
  • the output of pixel 3 is coefficient A / h
  • the output of pixel 4 is By multiplying the coefficient A / i, the output value of the pixel is made uniform to A.
  • gain correction is performed by multiplying these coefficients by the pixel value for each pixel and processing, thereby obtaining an image with reduced variation for each pixel.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide an imaging apparatus capable of acquiring an image with high sensitivity correction accuracy in a wide incident dose range.
  • an imaging device includes a conversion layer that converts light or radiation information into charge information upon incidence of light or radiation, and a storage / readout circuit that stores and reads out charge information converted by the conversion layer.
  • An imaging device that obtains an image based on charge information read by the storage / readout circuit, and is used for gain correction from uniform irradiation of a plurality of different light or radiation doses
  • An image acquisition unit that acquires an image, a pixel value converted from an incident dose or an incident dose indicating a dose of light or radiation from a plurality of images acquired by the image acquisition unit, and the image acquisition unit
  • Approximation expression calculation means for obtaining an approximate expression of a gain correction coefficient representing the relationship with the pixel value of the acquired image, and using the approximation expression obtained by the approximation expression calculation means It is characterized in further comprising a gain correction unit for image information gain correction to be elephants.
  • gain correction other than the specific dose is also performed by linear interpolation in gain correction.
  • the output value that is, the pixel value
  • the incident dose is plotted on the vertical axis, and output at a specific dose obtained and measured by uniform irradiation.
  • Gain correction can be performed in a wide incident dose range other than the specific dose by connecting the value (see ⁇ in FIG. 8) and the origin of the graph with a straight line and performing linear interpolation.
  • the image acquisition means acquires a plurality of images to be used for gain correction from uniform irradiation of a plurality of different light or radiation doses.
  • the approximate expression calculation means obtains an approximate expression of the gain correction coefficient representing The approximate expression obtained by the approximate expression calculation means is not obtained by linear interpolation, but is obtained by approximation from a plurality of incident doses and a plurality of images acquired by the image acquisition means. Even if a conversion layer with non-linear sensitivity and large sensitivity variation between pixels is used, the gain correction means gain corrects the image information of interest using the approximate expression, so that a wide incident other than a specific dose can be obtained. An image with high sensitivity correction accuracy can be acquired in the dose range.
  • the correction sensitivity is fully improved. It turned out not to improve in the area.
  • the approximate expression is a polynomial
  • using the same polynomial in all areas improves the correction sensitivity in areas with a high incident dose (high dose areas), but the area with a low incident dose (low dose areas) It was found that the correction accuracy in the case deteriorates.
  • FIG. 9 shows the change in the S / N ratio (expressed as “S / N” in FIG. 9) with respect to the incident dose (expressed as “dose” in FIG. 9) when gain correction is performed using an approximation formula using amorphous selenium.
  • “2 ⁇ 2” in FIG. 9 indicates a binning mode in which 2 ⁇ 2 pixels (4 pixels in total) are combined into one pixel.
  • the pixel values of a plurality of target pixels may be added as pixel values after binning, or the pixel values of a plurality of target pixels may be set as one pixel. It is good also considering the pixel value of the pixel after binning as the average of addition (arithmetic mean).
  • “2 ⁇ 2 Se primary” in FIG. 9 is an SN ratio with respect to the incident dose when gain correction is performed using a linear equation using amorphous selenium in the binning mode, and “2 ⁇ 2 Se third order” in FIG. "Is the signal-to-noise ratio with respect to the incident dose when gain correction is performed by a cubic equation using amorphous selenium in the binning mode, and" 2 ⁇ 2 Se primary + secondary "in FIG. 9 is amorphous in the binning mode.
  • gain correction is performed by a primary expression in a low-dose area and by a secondary expression in a high-dose area, in FIG. 9, gain correction is performed by a primary expression in an area where the dose is lower than the dotted line, and the dose is higher than the dotted line.
  • Gain correction by quadratic equation in the area.
  • the approximate dose region representing the relationship between the incident dose or the pixel value converted from the incident dose and the pixel value of the image acquired by the image acquisition means It is divided into a plurality of areas according to the size, and represents the relationship between the incident dose or the pixel value converted from the incident dose in each divided area and the pixel value of the image acquired by the image acquisition means It is preferable that the approximate expression calculation means obtains the approximate expression in the entire region by obtaining the approximate expressions and smoothly connecting the approximate expressions in the adjacent areas.
  • f ′ (x) is obtained by differentiating f (x) by x
  • g ′ (x) is obtained by differentiating g (x) by x.
  • the approximate expression is approximated by a linear expression or a polynomial, and the approximate expression calculation means approximates with a higher order polynomial as the incident dose increases.
  • the polynomial here is an expression excluding the linear expression and includes a quadratic expression or more. As shown in FIG. 5 to be described later, when the output value is taken on the horizontal axis and the incident dose is taken on the vertical axis, the slope of the approximate expression increases as the incident dose increases, and no matter how much the incident dose increases, It is expected that the output value will saturate to a predetermined value.
  • the approximate expression calculation means approximates with a polynomial expression in the area where the incident dose is the smallest and in the other areas.
  • Linear interpolation by a linear equation is possible in the region where the incident dose is the smallest, and by performing gain correction by the linear equation, the SN ratio is improved as shown by ⁇ in FIG. By performing the correction, the SN ratio is improved.
  • an example of the conversion layer is a polycrystalline compound semiconductor.
  • the sensitivity is non-linear as described above, and the sensitivity variation between pixels is large. Therefore, the effect of gain correction is great by applying the present invention.
  • the present invention may be applied to an amorphous compound semiconductor, a single semiconductor, or a polycrystalline semiconductor.
  • An example of the polycrystalline compound semiconductor is CdTe or CdZnTe.
  • the image acquisition unit acquires a plurality of images to be used for gain correction from uniform irradiation of a plurality of different light or radiation doses, and the image acquisition unit acquires the images.
  • Approximation of gain correction coefficient that expresses the relationship between pixel value converted from incident dose or incident dose indicating the dose of light or radiation from multiple images, and pixel value of image acquired by image acquisition means
  • the approximate expression calculation means obtains the equation, and the gain correction means performs gain correction on the target image information using the approximate expression obtained by the approximate expression calculation means, so that high sensitivity is obtained in a wide incident dose range other than the specific dose. An image with correction accuracy can be acquired.
  • FIG. 1 is a schematic block diagram of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment.
  • 1 is a schematic cross-sectional view around an X-ray conversion layer of an X-ray imaging apparatus.
  • 2 is a peripheral circuit diagram of a charge-voltage conversion amplifier and an A / D converter of an X-ray imaging apparatus.
  • FIG. It is a flowchart which shows the flow of a series of control sequences. This is actual measurement data of sensitivity characteristics.
  • It is a schematic block diagram of the conventional X-ray imaging apparatus. It is a schematic diagram for explanation of gain correction, (a) is a pixel value before gain correction, (b) is a pixel value after gain correction. It is a schematic diagram of linear interpolation. It is a graph of the change of SN ratio with respect to an incident dose when gain correction is performed in each.
  • FIG. 1 is a schematic block diagram of the X-ray imaging apparatus according to the embodiment
  • FIG. 2 is a schematic cross-sectional view around the X-ray conversion layer of the X-ray imaging apparatus
  • FIG. 3 is a charge of the X-ray imaging apparatus. It is a peripheral circuit diagram of a voltage conversion amplifier and an A / D converter.
  • X-rays will be described as an example of incident radiation
  • an X-ray imaging apparatus will be described as an example of an imaging apparatus.
  • the X-ray imaging apparatus performs imaging by irradiating a subject with X-rays. Specifically, an X-ray image transmitted through the subject is projected onto an X-ray conversion layer (CdTe film in this embodiment), and carriers (charge information) proportional to the density of the image are generated in the layer. Is converted into a carrier.
  • X-ray conversion layer CdTe film in this embodiment
  • the X-ray imaging apparatus accumulates and reads out carriers converted by a gate drive circuit 1 that selects a gate line G, which will be described later, and an X-ray conversion layer 23 (see FIG. 2).
  • a detection element circuit 2 that detects X-rays
  • a charge-voltage conversion amplifier 3 that amplifies the carrier read out by the detection element circuit 2 into a voltage
  • the charge-voltage conversion amplifier 3 An A / D converter 4 for converting a voltage analog value into a digital value, and an image processing unit 5 for obtaining an image by performing signal processing on the voltage value converted into a digital value by the A / D converter 4;
  • the controller 6 that controls the circuits 1 and 2, the charge / voltage conversion amplifier 3, the A / D converter 4, the image processing unit 5, the memory unit 7 and the monitor 9 described later, and the processed image are stored.
  • Memory section 7 An input unit 8 for setting, and a monitor 9 for displaying the processed images.
  • information such as a carrier and an image is image information related to the image.
  • the X-ray conversion layer 23 corresponds to the conversion layer in the present invention
  • the detection element circuit 2 corresponds to the storage / readout circuit in the present invention.
  • the gate drive circuit 1 is electrically connected to a plurality of gate lines G.
  • a thin film transistor (TFT) Tr described later is turned on to release reading of carriers accumulated in a capacitor Ca described later, and the voltage applied to each gate line G Is stopped (the voltage is set to ⁇ 10 V), and the thin film transistor Tr is turned off to block carrier reading.
  • the thin film transistor Tr is turned off by applying a voltage to each gate line G to cut off carrier reading and stopping the voltage to each gate line G to turn on and release carrier reading. It may be configured.
  • the detection element circuit 2 includes a plurality of gate lines G and data lines D arranged in a two-dimensional manner, and switches the capacitor Ca that accumulates carriers and the carriers accumulated in the capacitor Ca to ON / OFF.
  • the thin film transistors Tr to be read out are arranged in a two-dimensional manner.
  • the gate line G controls ON / OFF switching of each thin film transistor Tr and is electrically connected to the gate of each thin film transistor Tr.
  • the data line D is electrically connected to the reading side of the thin film transistor Tr.
  • the gate line G includes 10 gate lines G1 to G10
  • the data line D includes 10 data lines D1 to D10.
  • the gate lines G1 to G10 are respectively connected to the gates of ten thin film transistors Tr arranged in parallel in the X direction in FIG. 1, and the data lines D1 to D10 are arranged in parallel in the Y direction in FIG.
  • Each of the ten thin film transistors Tr is connected to the reading side.
  • a capacitor Ca is electrically connected to the side opposite to the reading side of the thin film transistor Tr, and the number of the thin film transistor Tr and the capacitor Ca corresponds one to one.
  • the detection elements DU are patterned on the insulating substrate 21 in a two-dimensional matrix arrangement.
  • the gate lines G1 to G10 and the data lines D1 to D10 described above are wired on the surface of the insulating substrate 21 by using a thin film forming technique by various vacuum deposition methods or a pattern technique by a photolithography method, and the thin film transistor Tr and capacitor Ca, the carrier collection electrode 22, the X-ray conversion layer 23, and the voltage application electrode 24 are laminated in order.
  • the X-ray conversion layer 23 is formed of an X-ray sensitive semiconductor thick film, and in this embodiment is formed of a CdTe film.
  • the X-ray conversion layer 23 converts X-ray information into carriers that are charge information by the incidence of X-rays.
  • the X-ray conversion layer 23 is not limited to CdTe as long as it is an X-ray sensitive material in which carriers are generated by the incidence of X-rays.
  • a radiation-sensitive substance that generates carriers by the incidence of radiation may be used instead of the X-ray conversion layer 23.
  • a photosensitive material that generates carriers by the incidence of light may be used instead of the X-ray conversion layer 23.
  • the carrier collection electrode 22 is electrically connected to the capacitor Ca, collects the carrier converted by the X-ray conversion layer 23, and accumulates it in the capacitor Ca.
  • a large number (10 ⁇ 10 in this embodiment) of the carrier collection electrodes 22 are formed in a vertical / horizontal two-dimensional matrix arrangement.
  • the carrier collecting electrode 22, the capacitor Ca, and the thin film transistor Tr are separately formed as each detecting element DU.
  • the voltage application electrode 24 is formed over the entire surface as a common electrode of all the detection elements DU.
  • the charge-voltage conversion amplifier 3 includes an amplifier 31 electrically connected to each data line D (D1 to D10 in FIG. 3), and electrically connected to each data line D.
  • the amplifier 31 and the end of the data line D of the detection element circuit 2 are electrically connected to each data line D via the switching element SW.
  • the carrier read to the data line D is turned on by the switching element SW and sent to the amplifier 31 and the amplifier capacitor 32 of the charge-voltage conversion amplifier 3.
  • the supplied carrier is amplified with the amplifier 31 and the amplifier capacitor 32 converted into a voltage, and the sample hold 33 temporarily accumulates the amplified voltage value for a predetermined time.
  • the voltage value once accumulated is sent to the A / D converter 4 with the switching element 34 turned ON, and the A / D converter 4 converts the analog value of the sent voltage into a digital value.
  • the image processing unit 5 performs various signal processing on the voltage value converted into a digital value by the A / D converter 4 to obtain an image.
  • the controller 6 controls the circuits 1 and 2, the charge / voltage conversion amplifier 3, the A / D converter 4, the image processing unit 5, a memory unit 7 and a monitor 9, which will be described later, and (1) different from each other in this embodiment.
  • the image acquisition function to acquire multiple images (called “gain correction image") to be used for gain correction from uniform irradiation of multiple X-ray doses
  • Gains the target image information using the function that calculates the approximate expression of the gain correction coefficient that represents the relationship with the pixel value (approximate expression calculation function) and (3) the approximate expression that is calculated using the approximate expression calculation function. Equipped with a correction function (gain correction function) To have.
  • the image processing unit 5 and the controller 6 are configured by a combination of a central processing unit (CPU) and a programmable logic device (FPGA).
  • the controller 6 corresponds to the image acquisition means, approximate expression calculation means, and gain correction means in the present invention.
  • the memory unit 7 writes and stores image information and the like, and the image information and the like are read from the memory unit 7 in response to a read command from the controller 6.
  • the memory unit 7 includes a storage medium represented by ROM (Read-only Memory), RAM (Random-Access Memory), and the like. Note that a RAM is used for writing image information. For example, when the controller 6 executes the control sequence by reading a program related to the control sequence, a ROM is used exclusively for reading the program related to the control sequence.
  • the memory unit 7 includes a gain correction image registration unit 7a that stores (registers) a plurality of acquired gain correction images.
  • the gain correction image registration unit 7a corresponds to the gain correction image registration means in this invention.
  • the input unit 8 includes a pointing device represented by a mouse, keyboard, joystick, trackball, touch panel, or the like, or input means such as a button, switch, or lever.
  • a pointing device represented by a mouse, keyboard, joystick, trackball, touch panel, or the like
  • input means such as a button, switch, or lever.
  • a control sequence of the X-ray imaging apparatus of the present embodiment will be described. While applying a bias voltage V A of the voltage application electrode 24 to a high voltage (e.g., several 10V ⁇ number about 100 V), thereby applying X-rays to be detected.
  • a bias voltage V A of the voltage application electrode 24 to a high voltage (e.g., several 10V ⁇ number about 100 V), thereby applying X-rays to be detected.
  • a target gate line G is selected by a scanning signal (that is, a gate driving signal) for reading a signal (here, carrier) of the gate driving circuit 1.
  • a scanning signal that is, a gate driving signal
  • the scanning signal for reading signals from the gate driving circuit 1 is a signal for applying a voltage (for example, about 15 V) to the gate line G.
  • the target gate line G is selected from the gate drive circuit 1, and each thin film transistor Tr connected to the selected gate line G is selected and designated. A voltage is applied to the gate of the thin film transistor Tr selected and designated by this selection designation to turn on. Carriers accumulated from the capacitors Ca connected to the selected and designated thin film transistors Tr are read out to the data line D via the thin film transistors Tr that have been designated and designated to be turned on. That is, the detection element DU related to the selected gate line G is selected and designated, and carriers accumulated in the capacitor Ca of the selected and designated detection element DU are read out to the data line D.
  • the amplifier 31 of the charge-voltage conversion amplifier 3 connected to the data line D is reset, and the thin film transistor Tr is turned on (that is, the gate is turned on). It is read out and amplified in a state converted into a voltage by the amplifier 31 and the amplifier capacitor 32 of the charge-voltage conversion amplifier 3.
  • the address (address) designation of each detection element DU is performed based on the scanning signal for signal reading from the gate drive circuit 1 and the selection of the amplifier 31 connected to the data line D.
  • the gate line G1 is selected from the gate drive circuit 1, the detection element DU related to the selected gate line G1 is selected and specified, and the carriers accumulated in the capacitor Ca of the selected and specified detection element DU are all stored.
  • Data line D is read out simultaneously, and after sample hold, data lines D1 to D10 are converted into digital values by A / D converter 4 in this order.
  • the gate line G2 is selected from the gate drive circuit 1, and the detection element DU related to the selected gate line G2 is selected and specified in the same procedure, and is stored in the capacitor Ca of the selected detection element DU. All the data lines D are read out simultaneously, and after sample-holding, the data lines D1 to D10 are converted into digital values by the A / D converter 4 in order. Similarly, the remaining gate lines G are sequentially selected to read out a two-dimensional carrier.
  • Each read carrier is amplified in a state of being converted into a voltage by an amplifier 31 and an amplifier capacitor 32, temporarily stored in a sample hold 33, and converted from an analog value to a digital value by an A / D converter 4. Is done.
  • the image processing unit 5 Based on the voltage value converted into the digital value, the image processing unit 5 performs various signal processing to obtain a two-dimensional image.
  • the obtained two-dimensional image and image information represented by a carrier are written and stored in the memory unit 7 via the controller 6, and are read from the memory unit 7 via the controller 6 as necessary. Further, the image information is displayed on the monitor 9 via the controller 6.
  • FIG. 4 is a flowchart showing a flow of a series of control sequences
  • FIG. 5 is actual measurement data of sensitivity characteristics.
  • Step S1 Registration of Gain Correction Images
  • gain correction images are acquired from uniform irradiation of a plurality of different X-ray doses, and the acquired gain correction images are respectively stored in the gain correction image registration unit 7a of the memory unit 7. By doing so, a plurality of gain correction images are registered.
  • three gain correction images are registered by performing uniform irradiation with the incident doses y 0 , y 1 , and y 2 shown in FIG.
  • the output value indicating the pixel value of the gain correction image at the incident dose y 0 is x 0, and the output indicating the pixel value of the gain correction image at the incident dose y 1 is used.
  • values and x 1 the output value of a pixel value of the gain correction image in entrance dose y 2 and x 2.
  • Step S2 Calculation of Approximate Expression
  • y 0 ⁇ y 1 ⁇ y 2 and an approximate expression representing the relationship between the incident dose and the output value (indicating the pixel value of the gain correction image) the area of the (actual measurement data of the sensitivity characteristic) is divided into two regions at the boundary of the entrance dose y 0. Therefore, the region shown in FIG. 5 is divided into a region having an incident dose y 0 or less and a region exceeding the incident dose y 0 including the incident doses y 1 and y 2.
  • the region is a dose y 0 or less, and the other regions are regions exceeding the incident dose y 0 including the incident doses y 1 and y 2 .
  • the region with the smallest incident dose is approximated by a linear expression f (x), and the region other than that is approximated by a polynomial g (x). Therefore, in entrance dose y 0 following region is approximated by a linear equation f (x), in more than the incident dose y 1, y 2 be incident dose y 0, including region is approximated by a polynomial g (x). From this, the linear expression f (x) is determined by connecting the origin (0, 0) and (x 0 , y 0 ).
  • a polynomial g (x) is obtained from the (x 0 , y 0 ), (x 1 , y 1 ), (x 2 , y 2 ),. At this time, it is necessary to satisfy two boundary conditions as in the following formulas (1) and (2).
  • f (x 0 ) g (x 0 ) (1)
  • f ′ (x 0 ) g ′ (x 0 ) (2)
  • f ′ (x) is obtained by differentiating f (x) by x
  • g ′ (x) is g (x) by x (x). Differentiated by. Specific derivation of f (x) and g (x) will be described later.
  • Step S3 Gain Correction Imaging is performed by irradiating an actual subject with X-rays.
  • the image acquired by imaging is image information before gain correction, and is an output value digitized by the A / D converter 4.
  • an output value before gain correction is substituted into f (x) and g (x), and an incident dose corresponding to each pixel.
  • y When the output value before the gain correction is x 0 below using an equation f (x), when the output value before the gain correction is greater than x 0 by using the polynomial g (x), each pixel The incident dose y corresponding to is obtained.
  • a sensitivity characteristic equation h (y) relating to the dose and output value common to all pixels is appropriately determined.
  • h (y) if the average output value of all pixels of the image for gain correction at the incident dose y 0 registered in step S1 is x 0 [ave], the following equation (3) is obtained. Is done.
  • the sensitivity characteristic equation h (y) can be output as an output value (pixel value) after gain correction.
  • the output value (pixel value) of all pixels after gain correction is obtained, and an image after gain correction is acquired. can do. Therefore, the gain correction by the linear expression f (x) is performed in the region where the dose is smaller than the dotted line in FIG. 5, and the gain correction by the polynomial g (x) is performed in the region where the dose is larger than the dotted line in FIG. Become.
  • x i is an output value (pixel value) of the image for gain correction
  • y i is an incident dose.
  • (x 0 , y 0 ) is assumed to be a boundary point between the linear expression f (x) and the polynomial g (x).
  • the linear expression f (x) is determined from the origin (0, 0) and (x 0 , y 0 ) as described above, and is expressed as the following expression (4).
  • the polynomial g (x) is determined by the least square method as described above, and g (x) in the following equation (k ⁇ 1) is expressed by the following equation (5).
  • the gain correction is also performed. It is possible to perform gain correction other than the specific dose by performing linear interpolation. As shown in FIG. 8, the specific dose is obtained by linearly interpolating the output value (see ⁇ in FIG. 8) obtained by uniform irradiation and measuring the specific dose and connecting the origin of the graph with a straight line. It is possible to perform gain correction in a wide incident dose range other than the above. However, when a conversion layer having non-linear sensitivity and large sensitivity variation between pixels is used, the correction sensitivity is not improved by the linear interpolation shown in FIG.
  • a function for acquiring an image from uniform irradiation of a plurality of different X-ray doses is used for gain correction.
  • an incident dose indicating the dose at which X-rays are incident or a pixel value converted from the incident dose (incident dose in this embodiment)
  • a gain correction The approximate expression calculation function obtains an approximate expression of the gain correction coefficient representing the relationship with the pixel value of the image.
  • the approximate expression obtained by the function of calculating the approximate expression is not obtained by linear interpolation, but is approximated by being obtained from a plurality of gain correction images acquired by a plurality of incident doses and the image acquisition function. Therefore, even if a conversion layer (CdTe film in this embodiment) having non-linear sensitivity and large sensitivity variation between pixels is used, the target image information is gain-corrected using the approximate expression.
  • the function corrects the gain, an image with high sensitivity correction accuracy can be acquired in a wide incident dose range other than the specific dose.
  • the correction sensitivity is not improved in the entire region.
  • the same polynomial is used in the entire region, in the region where the incident dose is high (high dose region)
  • the correction sensitivity is improved, the correction accuracy is deteriorated in a region where the incident dose is small (low dose region).
  • FIG. 9A when the gain correction is performed by the linear expression, the SN ratio is improved in the low dose region, but the SN ratio is peaked in the high dose region.
  • ⁇ in FIG. 9 when gain correction is performed by a cubic equation, the SN ratio is improved in the high dose region, but the SN ratio is lower in the low dose region than in the primary equation.
  • the gain correction is performed by the primary equation in the low dose region and by the secondary equation in the high dose region, the SN ratio is improved over the entire region.
  • a plurality of approximate expression regions representing the relationship between the incident dose and the pixel value (output value) of the gain correction image are set according to the magnitude of the incident dose (FIG. 5).
  • Approximate expression in FIG. 5, linear expression f (x), polynomial g) representing the relationship between the incident dose and the pixel value of the gain correction image in each of the divided areas. (X)) is obtained, and the approximate expressions in the entire area are obtained by smoothly connecting the approximate expressions (f (x) and g (x) in FIG. 5) of the adjacent areas.
  • smoothly connected indicates that both of the boundary conditions of the above expressions (1) and (2) are satisfied.
  • the approximate expression is approximated by a linear expression f (x) and a polynomial g (x), and is approximated by a higher order polynomial as the incident dose increases.
  • the polynomial here is an expression excluding the linear expression and includes a quadratic expression or more.
  • the slope of the approximate expression increases as the incident dose increases, and it is expected that the output value will be saturated to a predetermined value no matter how much the incident dose increases. Therefore, it is approximated by a low-order polynomial (including a linear expression) in a region with a low incident dose (low dose region), and approximated with a high-order polynomial in a region with a high incident dose (high dose region). Approximates with higher order polynomials as increases. By approximating in this way, the approximate expression can be expressed by a linear expression or a polynomial, and an image with high sensitivity correction accuracy can be obtained over the entire region.
  • the region with the smallest incident dose (the region with the incident dose y 0 or less in FIG. 5) is approximated by the primary expression f (x), and other regions.
  • the region exceeding the incident dose y 0 including the incident doses y 1 and y 2 is approximated by a polynomial.
  • linear interpolation can be performed using the linear expression f (x).
  • the X-ray conversion layer 23 is a polycrystalline compound semiconductor typified by a CdTe film.
  • the sensitivity is non-linear as described above, and the sensitivity variation between pixels is large. Therefore, the effect of gain correction is great by applying the present invention.
  • a CdTe film is employed as the polycrystalline compound semiconductor.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
  • the X-ray imaging apparatus as shown in FIG. 1 has been described as an example.
  • the present invention is also applicable to an X-ray fluoroscopic imaging apparatus disposed on a C-type arm, for example. May be.
  • the present invention may also be applied to an X-ray CT apparatus.
  • the present invention provides a “direct conversion type” detection element circuit in which radiation represented by incident X-rays is directly converted into charge information by an X-ray conversion layer (conversion layer).
  • conversion layer X-ray conversion layer
  • an indirect conversion type detection element circuit that converts incident radiation into light by a conversion layer such as a scintillator and converts the light into charge information by a conversion layer formed of a photosensitive material The present invention may be applied.
  • the detection element circuit for detecting X-rays has been described as an example.
  • the present invention uses a radioisotope (RI) as in an ECT (Emission-Computed-Tomography) apparatus.
  • the detection element circuit is not particularly limited as long as it is a detection element circuit for detecting radiation, as exemplified by a detection element circuit for detecting ⁇ -rays emitted from an administered subject.
  • the present invention is not particularly limited as long as it is an apparatus that performs imaging by incidence of radiation, as exemplified by the above-described ECT apparatus.
  • the X-ray conversion layer is a CdTe film, but may be a polycrystalline compound semiconductor such as a CdZnTe film.
  • the present invention may be applied to an amorphous compound semiconductor, a single semiconductor, or a polycrystalline semiconductor.
  • conversion layers other than the X-ray conversion layer and is not particularly limited to polycrystalline, amorphous, chemical semiconductors or single semiconductors.
  • the output value (pixel value) is taken on the horizontal axis and the incident dose is taken on the vertical axis. Conversely, the incident dose is taken on the horizontal axis and the output value (pixel value) is taken on the vertical axis.
  • An approximate expression may be obtained.
  • the output value before gain correction pixel value of the image for gain correction
  • the approximation is performed with the incident dose on the horizontal axis and the output value (pixel value) on the vertical axis as in the embodiment.
  • the formula is easier to find.
  • the output value before gain correction (pixel value of the image for gain correction) is substituted into the approximate expression to determine the incident dose
  • the sensitivity characteristic equation h (y) is obtained from the incident dose to obtain the output value after gain correction
  • gain correction may be performed by obtaining a gain correction coefficient from the approximate equation.
  • the region with the smallest incident dose is set as the region of the incident dose y 0 or less in FIG. 5, and the other regions exceed the incident dose y 0 including the incident doses y 1 and y 2 .
  • the area is divided into two areas, the other areas may be divided into two or more areas and may be divided into a total of three or more areas including the area with the smallest incident dose.
  • the linear expression is approximated in the region with the smallest incident dose, but it may be approximated with a polynomial of a quadratic equation or more in the region with the smallest incident dose. However, even in that case, it is preferable to approximate with a higher-order approximation as the incident dose increases.
  • the approximate expression is approximated by a linear expression or a polynomial, and approximated by a higher order polynomial as the incident dose increases, but is not necessarily limited to the linear expression or the polynomial. You may approximate by an exponential function, a logarithmic function, a trigonometric function, etc., and you may combine these functions and a linear expression or a polynomial.
  • the approximate expression region is divided into a plurality of regions according to the magnitude of the incident dose, and the incident dose and the pixel value of the gain correction image in each of the divided regions.
  • Approximation formulas for the above-mentioned relationship are obtained, and approximation formulas for all areas are obtained by smoothly connecting the approximation formulas for adjacent areas.
  • the approximate expression of the gain correction coefficient is an approximate expression representing the relationship between the incident dose and the pixel value of the gain correction image.
  • the pixel value converted into the incident dose and the gain correction are used.
  • Gain correction may be performed by using an approximate expression representing the relationship with the pixel value of the image for use, and substituting the pixel value to be gain-corrected into the approximate expression.

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Abstract

　互いに異なる複数のＸ線の線量の一様照射から複数のゲイン補正用画像を取得し、その取得された複数のゲイン補正用の画像から、Ｘ線が入射される線量を示す入射線量と、ゲイン補正用画像の画素値（出力値）との関係を表したゲイン補正係数の近似式（一次式ｆ（ｘ）、多項式ｇ（ｘ））を求める。その近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正することで、特定線量以外の広い入射線量範囲で高い感度補正精度の画像を取得することができる。より好ましくは、低線量領域では一次式ｆ（ｘ）で近似し、高線量領域では多項式ｇ（ｘ）で近似する。

Description

撮像装置
　この発明は、医療分野、工業分野、さらには原子力分野などに用いられる撮像装置に関する。
　電荷情報に基づいて画像を得る撮像装置についてＸ線を入射して電荷情報に変換する場合を例に採って説明する。撮像装置は、Ｘ線感応型のＸ線変換層を備えており、Ｘ線の入射によりＸ線変換層はキャリア（電荷情報）に変換する。Ｘ線変換層としては非晶質の半導体としてアモルファスセレン（ａ－Ｓｅ）膜、近年では多結晶化合物半導体としてＣｄＴｅ膜が用いられる。
　また、撮像装置は、Ｘ線変換層で変換されたキャリアを蓄積して読み出す回路を備えている。この回路は、図６に示すように、２次元状に配列した複数のゲートラインＧおよびデータラインＤで構成されているとともに、キャリアを蓄積するコンデンサＣａおよびそのコンデンサＣａに蓄積されたキャリアをＯＮ／ＯＦＦの切り換えで読み出す薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）Ｔｒを２次元状に配列して構成されている。ゲートラインＧは、各々の薄膜トランジスタＴｒのＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御し、かつ各々の薄膜トランジスタＴｒのゲートに電気的に接続されている。データラインＤは、薄膜トランジスタＴｒの読み出し側に電気的に接続されている。
　各々のコンデンサＣａや各々の薄膜トランジスタＴｒなどで各検出素子を構成しており、ゲートラインＧを選択することで、その選択されたゲートラインＧに電気的に接続された検出素子を駆動させてキャリアの読み出しを行う。
　ところで、アンプの出力は個々にバラツキがあり、ゲイン（利得）を調整するゲイン補正（感度補正）を行う必要がある。従来のゲイン補正（感度補正）方法では、ある線量での一様照射に基づいてゲイン補正用画像（一様照射画像）を取得する。取得された一様照射画像から画素毎に利得補正係数（ゲイン補正係数）を算出し、全ての画素の出力値（画素値）が一定になるように、画素毎に算出された係数で処理することで画素毎のバラツキを低減させて出力値を均一にする。例えば、図７（ｂ）に示すように、全画素の平均値をＡ、図７（ａ）に示すように、一様照射画像の画素１の出力をｆ、画素２の出力をｇ、画素３の出力をｈ、画素４の出力をｉとすると、画素１の出力に係数Ａ／ｆ、画素２の出力に係数Ａ／ｇ、画素３の出力に係数Ａ／ｈ、画素４の出力に係数Ａ／ｉを乗算することで、画素の出力値をＡに均一にする。そして、実際の画像を取得したら、これらの係数を各画素毎の画素値に乗算して処理するゲイン補正を行うことで、画素毎のバラツキが低減した画像が得られる。
　なお、マップやテーブルに補正係数を予め記憶して画素毎に補正する技術としては、ゲイン補正以外にも、ダーク信号量の減算を行う手法がある。具体的に説明すると、Ｘ線の照射時とは関係なく、Ｘ線の非照射時においても暗電流は存在し、非照射時の暗電流がダーク信号（「暗電流信号」とも呼ばれる）として読み出される。そして、ダーク信号を読み出して測定して、そのダーク信号量の減算を行う（例えば、特許文献１参照）。
特開２００５－３１２８０５号公報
　しかしながら、従来の感度補正方法では、ある特定線量のみでゲイン補正を行うので、補正の対象となる画像における入射線量が当該特定線量から外れれば外れるほど、補正感度が悪化する問題がある。この問題は、Ｘ線変換層の材料としてアモルファスセレンでなく、ＣｄＴｅ膜などに代表される多結晶化合物半導体を使用した場合に顕著になる。ＣｄＴｅ膜の感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きいからである。
　この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、広い入射線量範囲で高い感度補正精度の画像を取得することができる撮像装置を提供することを目的とする。
　この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
　すなわち、この発明の撮像装置は、光または放射線の入射により前記光または放射線の情報を電荷情報に変換する変換層と、その変換層で変換された電荷情報を蓄積して読み出す蓄積・読み出し回路とを備え、その蓄積・読み出し回路で読み出された電荷情報に基づいて画像を得る撮像装置であって、互いに異なる複数の光または放射線の線量の一様照射からゲイン補正に用いられるための複数の画像を取得する画像取得手段と、その画像取得手段で取得された複数の画像から、光または放射線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と、前記画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を求める近似式算出手段と、その近似式算出手段で求められた前記近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正するゲイン補正手段とを備えることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の特許文献１のダーク信号量を含んだ信号と蓄積時間とを一次関数で線形補間する技術のように、ゲイン補正においても線形補間することで、特定線量以外のゲイン補正を行うことが可能である。具体的には、図８に示すように、出力値（すなわち画素値）を横軸にとり、入射線量を縦軸にとったグラフで、一様照射で得られて測定された特定線量での出力値（図８中の●を参照）とグラフの原点とを直線で結んで線形補間することで、特定線量以外の広い入射線量範囲でゲイン補正を行うことが可能である。しかし、上述したように、感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きい変換層を用いた場合には、図８に示す線形補間では補正感度が向上されない。そこで、この発明の撮像装置によれば、互いに異なる複数の光または放射線の線量の一様照射から画像取得手段はゲイン補正に用いられるための複数の画像を取得する。その画像取得手段で取得された複数の画像から、光または放射線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と、画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を近似式算出手段は求める。その近似式算出手段で求められた近似式は、線形補間で得られたものでなく、複数の入射線量と画像取得手段で取得された複数の画像から得られて近似されたものであるので、たとえ感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きい変換層を用いたとしても、その近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正手段がゲイン補正することで、特定線量以外の広い入射線量範囲で高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　なお、入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表した近似式の領域にわたって、全領域で同じ近似式を用いると補正感度が全領域で向上される訳ではないことが判明した。例えば、近似式が多項式の場合には、全領域で同じ多項式を用いると、入射線量が多い領域（高線量領域）での補正感度は改善されるが、入射線量が少ない領域（低線量領域）での補正精度が悪化することが判った。
　図９では、アモルファスセレンを用いて近似式によりゲイン補正を行ったときの入射線量（図９では「線量」で表記）に対するＳＮ比（図９では「Ｓ／Ｎ」で表記）の変化を示している。図９中の「２×２」とは縦横２×２画素（合計４画素）を１つの画素にまとめたビニングモードを示す。なお、ビニングモードでは、１つの画素にまとめる際には対象となる複数の画素の画素値を加算したのをビニング後の画素の画素値としてもよいし、対象となる複数の画素の画素値を加算平均（相加平均）したのをビニング後の画素の画素値としてもよい。図９中の「２×２　Ｓｅ１次」とは、ビニングモードにおいてアモルファスセレンを用いて一次式によりゲイン補正を行ったときの入射線量に対するＳＮ比であり、図９中の「２×２　Ｓｅ３次」とは、ビニングモードにおいてアモルファスセレンを用いて三次式によりゲイン補正を行ったときの入射線量に対するＳＮ比であり、図９中の「２×２　Ｓｅ１次＋２次」とは、ビニングモードにおいてアモルファスセレンを用いて低線量領域では一次式により、高線量領域では二次式によりゲイン補正を行ったときの入射線量に対するＳＮ比である。低線量領域では一次式により、高線量領域では二次式によりゲイン補正を行う際には、図９では、点線よりも線量が少ない領域で一次式によるゲイン補正を行い、点線よりも線量が多い領域で二次式によるゲイン補正を行う。
　図９の■に示すように、一次式によりゲイン補正を行ったときには低線量領域ではＳＮ比が向上するが、高線量領域ではＳＮ比が頭打ちになっている。したがって、ＣｄＴｅ膜などに代表される多結晶化合物半導体を用いた場合には、高線量領域では補正精度が悪化するのが見込まれる。また、図９の▲に示すように、三次式によりゲイン補正を行ったときには高線量領域ではＳＮ比が向上するが、低線量領域では一次式のときよりもＳＮ比が低い。したがって、ＣｄＴｅ膜などに代表される多結晶化合物半導体を用いた場合には、低線量領域では補正精度が悪化するのが見込まれる。一方、図９の●に示すように、低線量領域では一次式により、高線量領域では二次式によりゲイン補正を行ったときには、全領域にわたってＳＮ比が向上している。
　以上のことを鑑みると、上述した発明において、入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表した近似式の領域を、入射線量の大きさに応じて複数の領域に分割して、分割された各々の領域内で入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表した近似式をそれぞれ求め、互いに隣り合う領域の近似式を滑らかに接続することで、上述の近似式算出手段は、全領域での近似式を求めるのが好ましい。ここで、「滑らかに接続する」とは、互いに隣り合う領域間の境界をｘ０とし、各近似式をそれぞれｆ（ｘ），ｇ（ｘ）としたときに、ｆ（ｘ０）＝ｇ（ｘ０）、ｆ´（ｘ０）＝ｇ´（ｘ０）の境界条件をともに満たすことを示す。ここで、ｆ´（ｘ）はｆ（ｘ）をｘで微分したものであり、ｇ´（ｘ）はｇ（ｘ）をｘで微分したものである。なお、一次微分のみならず、二次微分においても、ｆ´´（ｘ０）＝ｇ´´（ｘ０）の境界条件を満たすようにしてもよい。このように全領域での近似式を求めることで、各領域で感度特性が異なる場合であっても、全領域にわたって高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　さらに、近似式を一次式あるいは多項式で近似し、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似式算出手段は近似する。ここでの多項式は、一次式を除いた式であって、二次式以上を含む。後述する図５に示すように、出力値を横軸にとり、入射線量を縦軸にとると、入射線量が多くなるにしたがって近似式の傾きが大きくなって、入射線量がどんなに多くなっても、出力値が所定の値に飽和することが予想される。したがって、入射線量が少ない領域（低線量領域）では低次の多項式（一次式を含む）で近似し、入射線量が多い領域（高線量領域）では高次の多項式で近似することで、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似する。このように近似することで、近似式を一次式あるいは多項式で表現して、全領域にわたって高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　さらに、上述の分割された領域のうち、最も入射線量が少ない領域では一次式で近似するとともに、それ以外の領域では多項式で近似式算出手段は近似する。最も入射線量が少ない領域では一次式による線形補間が可能で、一次式によりゲイン補正を行うことで、図９の●に示すように、ＳＮ比が向上し、それ以外の領域では、多項式によりゲイン補正を行うことでＳＮ比が向上する。
　上述したこれらの発明において、変換層の一例は、多結晶化合物半導体である。多結晶化合物半導体の場合には、上述したようにその感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きいので、この発明を適用することでゲイン補正による効果が大きい。もちろん、非晶質の化合物半導体あるいは半導体単体、あるいは多結晶半導体に適用してもよい。多結晶化合物半導体の一例は、ＣｄＴｅまたはＣｄＺｎＴｅである。
　この発明に係る撮像装置によれば、互いに異なる複数の光または放射線の線量の一様照射から画像取得手段はゲイン補正に用いられるための複数の画像を取得し、その画像取得手段で取得された複数の画像から、光または放射線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と、画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を近似式算出手段は求め、その近似式算出手段で求められた近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正手段がゲイン補正することで、特定線量以外の広い入射線量範囲で高い感度補正精度の画像を取得することができる。
実施例に係るＸ線撮影装置の概略ブロック図である。 Ｘ線撮影装置のＸ線変換層周辺の概略断面図である。 Ｘ線撮影装置の電荷電圧変換アンプやＡ／Ｄ変換器の周辺回路図である。 一連の制御シーケンスの流れを示すフローチャートである。 感度特性の実測データである。 従来のＸ線撮影装置の概略ブロック図である。 ゲイン補正の説明に供する模式図であって、（ａ）はゲイン補正前の画素値、（ｂ）はゲイン補正後の画素値である。 線形補間の模式図である。 それぞれでゲイン補正を行ったときの入射線量に対するＳＮ比の変化のグラフである。
　以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明する。
　図１は、実施例に係るＸ線撮影装置の概略ブロック図であり、図２は、Ｘ線撮影装置のＸ線変換層周辺の概略断面図であり、図３は、Ｘ線撮影装置の電荷電圧変換アンプやＡ／Ｄ変換器の周辺回路図である。本実施例では、入射する放射線としてＸ線を例に採って説明するとともに、撮像装置としてＸ線撮影装置を例に採って説明する。
　本実施例に係るＸ線撮影装置は、被検体にＸ線を照射して撮像を行う。具体的には、被検体を透過したＸ線像がＸ線変換層（本実施例ではＣｄＴｅ膜）上に投影されて、像の濃淡に比例したキャリア（電荷情報）が層内に発生することでキャリアに変換される。
　Ｘ線撮影装置は、図１に示すように、後述するゲートラインＧを選択するゲート駆動回路１と、Ｘ線変換層２３（図２を参照）で変換されたキャリアを蓄積して読み出すことでＸ線を検出する検出素子用回路２と、その検出素子用回路２で読み出されたキャリアを電圧に変換した状態で増幅する電荷電圧変換アンプ３と、その電荷電圧変換アンプ３で増幅された電圧のアナログ値からディジタル値に変換するＡ／Ｄ変換器４と、そのＡ／Ｄ変換器４でディジタル値に変換された電圧値に対して信号処理を行って画像を得る画像処理部５と、これらの回路１，２や電荷電圧変換アンプ３やＡ／Ｄ変換器４や画像処理部５や後述するメモリ部７やモニタ９などを統括制御するコントローラ６と、処理された画像などを記憶するメモリ部７と、入力設定を行う入力部８と、処理された画像などを表示するモニタ９とを備えている。本明細書では、キャリアや画像などの情報を、画像に関する画像情報とする。Ｘ線変換層２３は、この発明における変換層に相当し、検出素子用回路２は、この発明における蓄積・読み出し回路に相当する。
　ゲート駆動回路１は複数のゲートラインＧに電気的に接続されている。ゲート駆動回路１から各ゲートラインＧに電圧を印加することで、後述する薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）ＴｒをＯＮにして後述するコンデンサＣａに蓄積されたキャリアの読み出しを開放し、各ゲートラインＧへの電圧を停止する（電圧を－１０Ｖにする）ことで、薄膜トランジスタＴｒをＯＦＦにしてキャリアの読み出しを遮断する。なお、各ゲートラインＧに電圧を印加することでＯＦＦにしてキャリアの読み出しを遮断し、各ゲートラインＧへの電圧を停止することでＯＮにしてキャリアの読み出しを開放するように、薄膜トランジスタＴｒを構成してもよい。
　検出素子用回路２は、２次元状に配列した複数のゲートラインＧおよびデータラインＤで構成されているとともに、キャリアを蓄積するコンデンサＣａおよびそのコンデンサＣａに蓄積されたキャリアをＯＮ／ＯＦＦの切り換えで読み出す薄膜トランジスタＴｒを２次元状に配列して構成されている。ゲートラインＧは、各々の薄膜トランジスタＴｒのＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御し、かつ各々の薄膜トランジスタＴｒのゲートに電気的に接続されている。データラインＤは、薄膜トランジスタＴｒの読み出し側に電気的に接続されている。
　説明の便宜上、本実施例では、縦・横式２次元マトリックス状配列で10×10個の薄膜トランジスタＴｒおよびコンデンサＣａが形成されているとする。すなわち、ゲートラインＧは、１０本のゲートラインＧ１～Ｇ１０からなり、データラインＤは、１０本のデータラインＤ１～Ｄ１０からなる。各ゲートラインＧ１～Ｇ１０は、図１中のＸ方向に並設された１０個の薄膜トランジスタＴｒのゲートにそれぞれ接続され、各データラインＤ１～Ｄ１０は、図１中のＹ方向に並設された１０個の薄膜トランジスタＴｒの読み出し側にそれぞれ接続されている。薄膜トランジスタＴｒの読み出し側とは逆側にはコンデンサＣａが電気的に接続されており、薄膜トランジスタＴｒとコンデンサＣａとの個数が一対一に対応する。
　また、検出素子用回路２は、図２に示すように、検出素子ＤＵが２次元マトリックス状配列で絶縁基板２１にパターン形成されている。すなわち、絶縁基板２１の表面に、各種真空蒸着法による薄膜形成技術やフォトリソグラフィ法によるパターン技術を利用して、上述したゲートラインＧ１～Ｇ１０およびデータラインＤ１～Ｄ１０を配線し、薄膜トランジスタＴｒ，コンデンサＣａ，キャリア収集電極２２，Ｘ線変換層２３および電圧印加電極２４を順に積層形成することで構成されている。
　Ｘ線変換層２３は、Ｘ線感応型の半導体厚膜で形成されており、本実施例では、ＣｄＴｅ膜で形成されている。Ｘ線変換層２３は、Ｘ線の入射によりＸ線の情報を電荷情報であるキャリアに変換する。なお、Ｘ線変換層２３は、Ｘ線の入射によりキャリアが生成されるＸ線感応型の物質であれば、ＣｄＴｅに限定されない。また、Ｘ線以外の放射線（γ線など）を入射して撮像を行う場合には、Ｘ線変換層２３の替わりに、放射線の入射によりキャリアが生成される放射線感応型の物質を用いてもよい。また、光を入射して撮像を行う場合には、Ｘ線変換層２３の替わりに、光の入射によりキャリアが生成される光感応型の物質を用いてもよい。
　キャリア収集電極２２は、コンデンサＣａに電気的に接続されており、Ｘ線変換層２３で変換されたキャリアを収集してコンデンサＣａに蓄積する。このキャリア収集電極２２も、薄膜トランジスタＴｒおよびコンデンサＣａと同様に、縦・横式２次元マトリックス状配列で多数個（本実施例では10×10個）形成されている。それらキャリア収集電極２２，コンデンサＣａおよび薄膜トランジスタＴｒが各検出素子ＤＵとしてそれぞれ分離形成されている。また、電圧印加電極２４は、全検出素子ＤＵの共通電極として全面にわたって形成されている。
　電荷電圧変換アンプ３は、図３に示すように、各々のデータラインＤ（図３ではＤ１～Ｄ１０）に電気的に接続されたアンプ３１と、各々のデータラインＤに電気的に接続されたアンプ用コンデンサ３２と、データラインＤ毎のアンプ３１およびアンプ用コンデンサ３２に電気的に並列に接続されたサンプルホールド３３と、データラインＤ毎のサンプルホールド３３に電気的に接続されたスイッチング素子３４とを備えている。また、アンプ３１と検出素子用回路２のデータラインＤの端部とは、スイッチング素子ＳＷを介して、データラインＤ毎に電気的に接続されている。データラインＤに読み出されたキャリアを、スイッチング素子ＳＷがＯＮにして電荷電圧変換アンプ３のアンプ３１およびアンプ用コンデンサ３２に送り込む。送り込まれたキャリアを、アンプ３１およびアンプ用コンデンサ３２が電圧に変換した状態で増幅し、増幅された電圧値をサンプルホールド３３は所定時間だけ一旦蓄積する。一旦蓄積された電圧値を、スイッチング素子３４をＯＮにしてＡ／Ｄ変換器４に送り込み、送り込まれた電圧のアナログ値からディジタル値にＡ／Ｄ変換器４は変換する。
　図１の説明に戻って、画像処理部５は、Ａ／Ｄ変換器４でディジタル値に変換された電圧値に対して各種の信号処理を行って画像を求める。コントローラ６は、回路１，２や電荷電圧変換アンプ３やＡ／Ｄ変換器４や画像処理部５や後述するメモリ部７やモニタ９などを統括制御し、本実施例では(1)互いに異なる複数のＸ線の線量の一様照射からゲイン補正に用いられるための複数の画像（「ゲイン補正用画像」と呼ぶ）を取得する機能（画像取得の機能）、(2)その画像取得の機能で取得された複数の画像（ゲイン補正用画像）から、Ｘ線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と、画像取得の機能で取得されたゲイン補正用画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を求める機能（近似式算出の機能）および(3)その近似式算出の機能で求められた近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正する機能（ゲイン補正の機能）をも備えている。画像処理部５およびコントローラ６は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）や、プログラマブルロジックデバイス（ＦＰＧＡ）などの組み合わせで構成されている。コントローラ６は、この発明における画像取得手段，近似式算出手段およびゲイン補正手段に相当する。
　メモリ部７は、画像情報などを書き込んで記憶し、コントローラ６からの読み出し指令に応じて画像情報などがメモリ部７から読み出される。メモリ部７は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体などで構成されている。なお、画像情報の書き込みにはＲＡＭが用いられ、例えば制御シーケンスに関するプログラムの読み出しによって制御シーケンスをコントローラ６に実行させる場合には、制御シーケンスに関するプログラムの読み出し専用にはＲＯＭが用いられる。本実施例では、複数のゲイン補正用画像を取得し、入射線量と（ゲイン補正用画像の画素値である）出力値との関係の近似式を求め、近似式を用いてゲイン補正する制御シーケンスに関するプログラムをメモリ部７に記憶させ、そのプログラムの読み出しによって制御シーケンスをコントローラ６に実行させる。
　その他に、メモリ部７は、取得された複数のゲイン補正用画像を記憶（登録）するゲイン補正用画像登録部７ａを備えている。ゲイン補正用画像登録部７ａは、この発明におけるゲイン補正用画像登録手段に相当する。
　入力部８は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイス、あるいはボタンやスイッチやレバーなどの入力手段で構成されている。入力部８に入力設定すると、入力設定データがコントローラ６に送り込まれ、入力設定データに基づいて回路１，２や電荷電圧変換アンプ３やＡ／Ｄ変換器４や画像処理部５やメモリ部７やモニタ９などが制御される。
　続いて、本実施例のＸ線撮影装置の制御シーケンスについて説明する。電圧印加電極２４に高電圧（例えば数１０Ｖ～数１００Ｖ程度）のバイアス電圧ＶＡを印加した状態で、検出対象であるＸ線を入射させる。
　Ｘ線の入射によってＸ線変換層２３でキャリアが生成されて、そのキャリアが電荷情報としてキャリア収集電極２２を介してコンデンサＣａに蓄積される。ゲート駆動回路１の信号（ここではキャリア）読み出し用の走査信号（すなわちゲート駆動信号）によって、対象となるゲートラインＧが選択される。本実施例では、ゲートラインＧ１，Ｇ２，Ｇ３，…，Ｇ９，Ｇ１０の順に１つずつ選択されるものとして説明する。また、ゲート駆動回路１からの信号読み出し用の走査信号は、ゲートラインＧに電圧（例えば１５Ｖ程度）を印加する信号である。
　ゲート駆動回路１から対象となるゲートラインＧを選択して、選択されたゲートラインＧに接続されている各薄膜トランジスタＴｒが選択指定される。この選択指定で選択指定された薄膜トランジスタＴｒのゲートに電圧が印加されてＯＮ状態となる。その選択指定された各薄膜トランジスタＴｒに接続されているコンデンサＣａから蓄積されたキャリアが、選択指定されてＯＮ状態に移行した薄膜トランジスタＴｒを経由して、データラインＤに読み出される。すなわち、選択されたゲートラインＧに関する検出素子ＤＵが選択指定されて、その選択指定された検出素子ＤＵのコンデンサＣａに蓄積されたキャリアが、データラインＤに読み出される。
　具体的には、データラインＤに接続されている電荷電圧変換アンプ３のアンプ３１がリセットされて、さらに薄膜トランジスタＴｒがＯＮ状態（すなわちゲートがＯＮ）に移行することで、キャリアがデータラインＤに読み出され、電荷電圧変換アンプ３のアンプ３１およびアンプ用コンデンサ３２にて電圧に変換された状態で増幅される。
　つまり、各検出素子ＤＵのアドレス（番地）指定は、ゲート駆動回路１からの信号読み出し用の走査信号と、データラインＤに接続されているアンプ３１の選択とに基づいて行われる。
　先ず、ゲート駆動回路１からゲートラインＧ１を選択して、選択されたゲートラインＧ１に関する検出素子ＤＵが選択指定されて、その選択指定された検出素子ＤＵのコンデンサＣａに蓄積されたキャリアが、全データラインＤ同時に読み出されて、サンプルホールド後にデータラインＤ１～Ｄ１０の順にＡ／Ｄ変換器４にてディジタル値に変換される。次に、ゲート駆動回路１からゲートラインＧ２を選択して、同様の手順で、選択されたゲートラインＧ２に関する検出素子ＤＵが選択指定されて、その選択指定された検出素子ＤＵのコンデンサＣａに蓄積されたキャリアが、全データラインＤ同時に読み出されて、サンプルホールド後にデータラインＤ１～Ｄ１０の順にＡ／Ｄ変換器４にてディジタル値に変換される。残りのゲートラインＧについても同様に順に選択することで、２次元状のキャリアを読み出す。
　読み出された各キャリアはアンプ３１およびアンプ用コンデンサ３２で電圧に変換された状態でそれぞれ増幅されて、サンプルホールド３３で一旦蓄積されて、Ａ／Ｄ変換器４でアナログ値からディジタル値に変換される。このディジタル値に変換された電圧値に基づいて、画像処理部５は各種の信号処理を行って、２次元状の画像を得る。得られた２次元状の画像やキャリアなどに代表される画像情報は、コントローラ６を介してメモリ部７に書き込まれて記憶され、必要に応じてコントローラ６を介してメモリ部７から読み出される。また、画像情報は、コントローラ６を介してモニタ９に表示される。
　次に、一連の制御シーケンスについて、図４および図５を参照して説明する。図４は、一連の制御シーケンスの流れを示すフローチャートであって、図５は、感度特性の実測データである。
　（ステップＳ１）ゲイン補正用の画像の登録
　ゲイン補正（感度補正）に使用する複数のゲイン補正用画像を登録する。具体的には、互いに異なる複数のＸ線の線量の一様照射からゲイン補正用画像を取得し、取得された複数のゲイン補正用画像をメモリ部７のゲイン補正用画像登録部７ａにそれぞれ記憶することで、複数のゲイン補正用画像を登録する。本実施例では、図５に示すｙ０，ｙ１，ｙ２の入射線量で一様照射して、３枚のゲイン補正用画像を登録する。ここでは、ある１つの画素に着目して、入射線量ｙ０でのゲイン補正用画像の画素値を示す出力値をｘ０とし、入射線量ｙ１でのゲイン補正用画像の画素値を示す出力値をｘ１とし、入射線量ｙ２でのゲイン補正用画像の画素値を示す出力値をｘ２とする。
　（ステップＳ２）近似式の算出
　図５に示すように、ｙ０＜ｙ１＜ｙ２であり、入射線量と（ゲイン補正用画像の画素値を示す）出力値との関係を表した近似式（感度特性の実測データ）の領域を、入射線量ｙ０の境界で２つの領域に分割する。したがって、図５に示す領域は、入射線量ｙ０以下の領域と、入射線量ｙ１，ｙ２も含めた入射線量ｙ０を超えた領域とに分割され、最も入射線量が少ない領域は、入射線量ｙ０以下の領域となり、それ以外の領域は、入射線量ｙ１，ｙ２も含めた入射線量ｙ０を超えた領域となる。
　本実施例では、最も入射線量が少ない領域では一次式のｆ（ｘ）で近似するとともに、それ以外の領域では多項式のｇ（ｘ）で近似する。したがって、入射線量ｙ０以下の領域では一次式ｆ（ｘ）で近似し、入射線量ｙ１，ｙ２も含めた入射線量ｙ０を超えた領域では多項式ｇ（ｘ）で近似する。このことから、原点（０，０）と（ｘ０，ｙ０）とを結ぶと一次式ｆ（ｘ）が決まる。一方、（ｘ０，ｙ０），（ｘ１，ｙ１），（ｘ２，ｙ２），…から最小二乗法により多項式ｇ（ｘ）を求める。このとき、下記（１）式、（２）式のように２つの境界条件を満たす必要がある。
　ｆ（ｘ０）＝ｇ（ｘ０）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１）
　ｆ´（ｘ０）＝ｇ´（ｘ０）　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
　ただし、「課題を解決するための手段」の欄でも述べたように、ｆ´（ｘ）はｆ（ｘ）をｘで微分したものであり、ｇ´（ｘ）はｇ（ｘ）をｘで微分したものである。ｆ（ｘ），ｇ（ｘ）の具体的な導出については後述する。
　（ステップＳ３）ゲイン補正
　実際の被検体にＸ線を照射して撮像を行う。撮像によって取得された画像は、ゲイン補正前の画像情報であり、Ａ／Ｄ変換器４でディジタル化された出力値である。ゲイン補正の対象となる画像情報（出力値）をゲイン補正するために、先ず、ゲイン補正前の出力値をｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）に代入して、各々の画素に対応した入射線量ｙを求める。ゲイン補正前の出力値がｘ０以下の場合には一次式ｆ（ｘ）を用いて、ゲイン補正前の出力値がｘ０を超える場合には多項式ｇ（ｘ）を用いて、各々の画素に対応した入射線量ｙを求める。
　そして、全画素に共通の線量と出力値とに関する感度特性式ｈ（ｙ）を適当に決める。ｈ（ｙ）の決め方の一例として、ステップＳ１で登録された入射線量ｙ０でのゲイン補正用画像の全画素平均出力値をｘ０［ａｖｅ］とすると、下記（３）式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ゲイン補正前の出力値をｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）に代入して得られた入射線量ｙを上記（３）式のｈ（ｙ）に代入することで、感度特性式ｈ（ｙ）をゲイン補正後の出力値（画素値）として出力することができる。各々の画素毎での入射線量ｙを上記（３）式のｈ（ｙ）に代入することで、ゲイン補正後の全画素の出力値（画素値）が得られ、ゲイン補正後の画像を取得することができる。したがって、図５中の点線よりも線量が少ない領域で一次式ｆ（ｘ）によるゲイン補正を行い、図５中の点線よりも線量が多い領域で多項式ｇ（ｘ）によるゲイン補正を行うことになる。
　次に、ｆ（ｘ），ｇ（ｘ）の導出について説明する。ゲイン補正用画像を入射線量ごとに対応させた感度補正データを（ｘｉ，ｙｉ）（ｉ＝０，１，…，ｎ）とする。ここで、ｘｉをゲイン補正用画像の出力値（画素値）とし、ｙｉを入射線量とする。上述したように、（ｘ０，ｙ０）は、一次式ｆ（ｘ）と多項式ｇ（ｘ）との境界点であるとする。一次式ｆ（ｘ）は、上述したように原点（０，０）と（ｘ０，ｙ０）とから決まり、下記（４）式のように表される。多項式ｇ（ｘ）は、上述したように最小二乗法により決まり、（ｋ－１）次式のｇ（ｘ）は、下記（５）式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　一次式ｆ（ｘ）と多項式ｇ（ｘ）とを滑らかに接続するために、上記（１）式、（２）式のような２つの境界条件を課す。上記（１）式、（２）式から下記（６）式、（７）式が求まる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　（ｋ－１）次多項式の実測値と理論値との残差の平方和は、下記（８）式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　上記（６）式、（７）式を代入した上記（５）式を上記（８）式に代入し、ｂｍ（ｍ＝２，３，…，ｋ－１）で微分したものを“０”として整理すると、下記（９）式の正規方程式が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ただし、上記（６）式中のＡｍｊ，Ｂｍは、下記（１０）式、（１１）式で表されるとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　この方程式を解くと、ｂｍ（ｍ＝２，３，…，ｋ－１）が求まり、上記（６）式、（７）式からｂｍ（ｍ＝０，１）が求まり、多項式ｇ（ｘ）が決定される。
　「課題を解決するための手段」の欄でも述べたように、上述の特許文献１のダーク信号量を含んだ信号と蓄積時間とを一次関数で線形補間する技術のように、ゲイン補正においても線形補間することで、特定線量以外のゲイン補正を行うことが可能である。図８に示すように、一様照射で得られて測定された特定線量での出力値（図８中の●を参照）とグラフの原点とを直線で結んで線形補間することで、特定線量以外の広い入射線量範囲でゲイン補正を行うことが可能である。しかし、感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きい変換層を用いた場合には、図８に示す線形補間では補正感度が向上されない。
　そこで、上述した本実施例に係るＸ線撮影装置によれば、互いに異なる複数のＸ線の線量の一様照射から画像取得の機能はゲイン補正に用いられるための複数の画像（ゲイン補正用画像）を取得する。その画像取得の機能で取得された複数のゲイン補正用画像から、Ｘ線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値（本実施例では入射線量）と、ゲイン補正用画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を近似式算出の機能は求める。その近似式算出の機能で求められた近似式は、線形補間で得られたものでなく、複数の入射線量と画像取得の機能で取得された複数のゲイン補正用画像から得られて近似されたものであるので、たとえ感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きい変換層（本実施例ではＣｄＴｅ膜）を用いたとしても、その近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正の機能がゲイン補正することで、特定線量以外の広い入射線量範囲で高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　上述したように、全領域で同じ近似式を用いると補正感度が全領域で向上される訳でなく、例えば、全領域で同じ多項式を用いると、入射線量が多い領域（高線量領域）での補正感度は改善されるが、入射線量が少ない領域（低線量領域）での補正精度が悪化する。図９の■に示すように、一次式によりゲイン補正を行ったときには低線量領域ではＳＮ比が向上するが、高線量領域ではＳＮ比が頭打ちになっている。また、図９の▲に示すように、三次式によりゲイン補正を行ったときには高線量領域ではＳＮ比が向上するが、低線量領域では一次式のときよりもＳＮ比が低い。一方、図９の●に示すように、低線量領域では一次式により、高線量領域では二次式によりゲイン補正を行ったときには、全領域にわたってＳＮ比が向上している。
　以上のことを鑑みると、本実施例では、入射線量とゲイン補正用画像の画素値（出力値）との関係を表した近似式の領域を、入射線量の大きさに応じて複数（図５では２つ）の領域に分割して、分割された各々の領域内で入射線量とゲイン補正用画像の画素値との関係を表した近似式（図５では一次式ｆ（ｘ）、多項式ｇ（ｘ））をそれぞれ求め、互いに隣り合う領域の近似式（図５ではｆ（ｘ）、ｇ（ｘ））を滑らかに接続することで、全領域での近似式を求めている。上述したように、「滑らかに接続する」とは、上記（１）式、（２）式の境界条件をともに満たすことを示す。なお、一次微分のみならず、二次微分においても、ｆ´´（ｘ０）＝ｇ´´（ｘ０）の境界条件を満たすようにしてもよい。このように全領域での近似式を求めることで、全領域にわたって高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　さらに、本実施例では、近似式を一次式ｆ（ｘ）、多項式ｇ（ｘ）で近似し、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似する。ここでの多項式は、一次式を除いた式であって、二次式以上を含む。図５に示すように、入射線量が多くなるにしたがって近似式の傾きが大きくなって、入射線量がどんなに多くなっても、出力値が所定の値に飽和することが予想される。したがって、入射線量が少ない領域（低線量領域）では低次の多項式（一次式を含む）で近似し、入射線量が多い領域（高線量領域）では高次の多項式で近似することで、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似する。このように近似することで、近似式を一次式あるいは多項式で表現して、全領域にわたって高い感度補正精度の画像を取得することができる。
　さらに、本実施例では、上述の分割された領域のうち、最も入射線量が少ない領域（図５では入射線量ｙ０以下の領域）では一次式ｆ（ｘ）で近似するとともに、それ以外の領域（図５では入射線量ｙ１，ｙ２も含めた入射線量ｙ０を超えた領域）では多項式で近似する。最も入射線量が少ない領域では一次式ｆ（ｘ）による線形補間が可能で、一次式ｆ（ｘ）によりゲイン補正を行うことで、図９の●に示すように、ＳＮ比が向上し、それ以外の領域では、多項式ｇ（ｘ）によりゲイン補正を行うことでＳＮ比が向上する。
　本実施例では、Ｘ線変換層２３は、ＣｄＴｅ膜に代表される多結晶化合物半導体である。多結晶化合物半導体の場合には、上述したようにその感度が非線形であり、画素間に感度バラツキが大きいので、この発明を適用することでゲイン補正による効果が大きい。本実施例では、多結晶化合物半導体としてＣｄＴｅ膜を採用している。
　この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
　（１）上述した実施例では、図１に示すようなＸ線撮影装置を例に採って説明したが、この発明は、例えばＣ型アームに配設されたＸ線透視撮影装置にも適用してもよい。また、この発明は、Ｘ線ＣＴ装置にも適用してもよい。
　（２）上述した実施例では、入射したＸ線に代表される放射線をＸ線変換層（変換層）によって電荷情報に直接に変換した、「直接変換型」の検出素子用回路をこの発明は適用したが、入射した放射線をシンチレータなどの変換層によって光に変換し、光感応型の物質で形成された変換層によってその光を電荷情報に変換する「間接変換型」の検出素子用回路をこの発明は適用してもよい。
　（３）上述した実施例では、Ｘ線を検出するための検出素子用回路を例に採って説明したが、この発明は、ＥＣＴ（Emission Computed Tomography）装置のように放射性同位元素（ＲＩ）を投与された被検体から放射されるγ線を検出するための検出素子用回路に例示されるように、放射線を検出する検出素子用回路であれば特に限定されない。同様に、この発明は、上述したＥＣＴ装置に例示されるように、放射線の入射により撮像を行う装置であれば特に限定されない。
　（４）上述した実施例では、Ｘ線などに代表される放射線撮像を例に採って説明したが、この発明は、光の入射により撮像を行う装置にも適用することができる。
　（５）上述した実施例では、Ｘ線変換層は、ＣｄＴｅ膜であったが、ＣｄＺｎＴｅ膜のような多結晶化合物半導体であってもよい。もちろん、非晶質の化合物半導体あるいは半導体単体、あるいは多結晶半導体に適用してもよい。Ｘ線変換層以外の変換層についても同様で、特に多結晶、非晶質、化学物半導体あるいは半導体単体に限定されない。
　（６）上述した実施例では、出力値（画素値）を横軸にとり、入射線量を縦軸にとったが、逆に、入射線量を横軸にとり、出力値（画素値）を縦軸にとって近似式を求めてもよい。ただし、実施例のように、近似式を用いてゲイン補正を行う際に、ゲイン補正前の出力値（ゲイン補正用画像の画素値）を近似式に代入して入射線量を求めて、その入射線量から感度特性式ｈ（ｙ）を求めて、ゲイン補正後の出力値とする場合には、実施例のように入射線量を横軸にとり、出力値（画素値）を縦軸にとった近似式の方が求めやすい。
　（７）上述した実施例では、近似式を用いてゲイン補正を行う際に、ゲイン補正前の出力値（ゲイン補正用画像の画素値）を近似式に代入して入射線量を求めて、その入射線量から感度特性式ｈ（ｙ）を求めて、ゲイン補正後の出力値としたが、近似式から利得補正係数を求めることでゲイン補正を行ってもよい。
　（８）上述した実施例では、最も入射線量が少ない領域を図５の入射線量ｙ０以下の領域とし、それ以外の領域を入射線量ｙ１，ｙ２も含めた入射線量ｙ０を超えた領域として、２つの領域に分割したが、当該それ以外の領域を２つ以上の領域に分割して、最も入射線量が少ない領域も含めて合計３つ以上の領域に分割してもよい。合計３つ以上の領域に分割する場合、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似するのが好ましく、例えば最も入射線量が少ない領域では一次式で近似し、二番目に入射線量が少ない領域では二次式で近似し、三番目に入射線量が少ない領域では三次式で近似する。
　（９）上述した実施例では、最も入射線量が少ない領域では一次式で近似したが、最も入射線量が少ない領域で二次式以上の多項式で近似してもよい。ただし、その場合でも、入射線量が多くなるにしたがって高次の近似式で近似するのが好ましい。
　（１０）上述した実施例では、近似式を一次式あるいは多項式で近似し、入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で近似したが、必ずしも一次式あるいは多項式に限定されない。指数関数や対数関数や三角関数等で近似してもよいし、これらの関数と一次式あるいは多項式を組み合わせてもよい。
　（１１）上述した実施例では、近似式の領域を、入射線量の大きさに応じて複数の領域に分割して、分割された各々の領域内で入射線量とゲイン補正用画像の画素値との関係の近似式をそれぞれ求め、互いに隣り合う領域の近似式を滑らかに接続することで、全領域での近似式を求めたが、必ずしも複数の領域に分割する必要はない。全領域で同じ近似式で近似してもよい。
　（１２）上述した実施例では、ゲイン補正係数の近似式は、入射線量とゲイン補正用画像の画素値との関係を表した近似式であったが、入射線量に換算した画素値とゲイン補正用画像の画素値との関係を表した近似式とし、その近似式にゲイン補正の対象となる画素値を代入することで、ゲイン補正を行ってもよい。
　２　…　検出素子用回路
　２３　…　Ｘ線変換層
　６　…　コントローラ
　ｆ（ｘ）　…　一次式
　ｇ（ｘ）　…　多項式
　ｘｉ　…　ゲイン補正用画像の出力値（画素値）
　ｙｉ　…　入射線量

Claims (13)

  1. 　光または放射線の入射により前記光または放射線の情報を電荷情報に変換する変換層と、
    　その変換層で変換された電荷情報を蓄積して読み出す蓄積・読み出し回路と
    　を備え、
    　その蓄積・読み出し回路で読み出された電荷情報に基づいて画像を得る撮像装置であって、
    　互いに異なる複数の光または放射線の線量の一様照射からゲイン補正に用いられるための複数の画像を取得する画像取得手段と、
    　その画像取得手段で取得された複数の画像から、光または放射線が入射される線量を示す入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と、前記画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表したゲイン補正係数の近似式を求める近似式算出手段と、
    　その近似式算出手段で求められた前記近似式を用いて対象となる画像情報をゲイン補正するゲイン補正手段と
    　を備えることを特徴とする撮像装置。
  2. 　請求項１に記載の撮像装置において、
    　前記入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と前記画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表した近似式の領域を、前記入射線量の大きさに応じて複数の領域に分割して、
    　分割された各々の領域内で入射線量あるいは入射線量から換算された画素値と画像取得手段で取得された画像の画素値との関係を表した近似式をそれぞれ求め、
    　互いに隣り合う領域の近似式を滑らかに接続することで、
    　前記近似式算出手段は、全領域での前記近似式を求めることを特徴とする撮像装置。
  3. 　請求項２に記載の撮像装置において、
    　互いに隣り合う領域間の境界をｘ０とし、各近似式をそれぞれｆ（ｘ），ｇ（ｘ）としたときに、ｆ（ｘ０）＝ｇ（ｘ０）、ｆ´（ｘ０）＝ｇ´（ｘ０）の境界条件をともに満たすことで、互いに隣り合う領域の近似式を滑らかに接続することを特徴とする撮像装置。
  4. 　請求項３に記載の撮像装置において、
    　さらに、ｆ´´（ｘ０）＝ｇ´´（ｘ０）の境界条件を満たすことで、互いに隣り合う領域の近似式を滑らかに接続することを特徴とする撮像装置。
  5. 　請求項２から請求項４のいずれかに記載の撮像装置において、
    　前記近似式を一次式あるいは多項式で近似し、
    　入射線量が多くなるにしたがって高次の多項式で前記近似式算出手段は近似することを特徴とする撮像装置。
  6. 　請求項５に記載の撮像装置において、
    　前記分割された領域のうち、最も入射線量が少ない領域では一次式で近似するとともに、それ以外の領域では多項式で前記近似式算出手段は近似することを特徴とする撮像装置。
  7. 　請求項６に記載の撮像装置において、
    　最も入射線量が少ない領域における特定線量あるいは特定線量から換算された画素値をｙ０とし、そのゲイン補正後の出力値をｘ０としたときに、（ｘ０，ｙ０）と前記近似式のグラフの原点（０，０）とを直線で結ぶことで、前記一次式を前記近似式算出手段は決定することを特徴とする撮像装置。
  8. 　請求項１から請求項７のいずれかに記載の撮像装置において、
    　前記変換層は、多結晶化合物半導体であることを特徴とする撮像装置。
  9. 　請求項８に記載の撮像装置において、
    　前記変換層は、ＣｄＴｅまたはＣｄＺｎＴｅであることを特徴とする撮像装置。
  10. 　請求項１から請求項９のいずれかに記載の撮像装置において、
    　前記画像取得手段で取得された画像をゲイン補正用画像として登録するゲイン補正用画像登録手段を備え、
    　前記ゲイン補正用画像を前記ゲイン補正用画像登録手段に記憶することでゲイン補正用画像を登録することを特徴とする撮像装置。
  11. 　請求項１から請求項１０のいずれかに記載の撮像装置において、
    　全画素に共通の線量とゲイン補正後の出力値とに関する感度特性式を決めることで、前記ゲイン補正手段はゲイン補正を行うことを特徴とする撮像装置。
  12. 　請求項１１に記載の撮像装置において、
    　前記画像取得手段で取得された画像の全画素平均出力値および前記共通の線量に基づいて前記感度特性式を決めることを特徴とする撮像装置。
  13. 　請求項１から請求項１０のいずれかに記載の撮像装置において、
    　前記近似式からアンプの利得を調整するための利得補正係数を求めることで、前記ゲイン補正手段はゲイン補正を行うことを特徴とする撮像装置。
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