WO2018147217A1 - 放射線撮像装置および放射線撮像方法 - Google Patents

放射線撮像装置および放射線撮像方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2018147217A1
WO2018147217A1 PCT/JP2018/003771 JP2018003771W WO2018147217A1 WO 2018147217 A1 WO2018147217 A1 WO 2018147217A1 JP 2018003771 W JP2018003771 W JP 2018003771W WO 2018147217 A1 WO2018147217 A1 WO 2018147217A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
signal
period
radiation
pixels
conversion element
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/003771
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
貴司 岩下
晃介 照井
明 佃
聡太 鳥居
Original Assignee
キヤノン株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by キヤノン株式会社 filed Critical キヤノン株式会社
Priority to EP18750869.2A priority Critical patent/EP3582489A4/en
Priority to BR112019015769-7A priority patent/BR112019015769A2/pt
Priority to CN201880010403.0A priority patent/CN110268706B/zh
Priority to KR1020197025495A priority patent/KR102314357B1/ko
Priority to RU2019128201A priority patent/RU2019128201A/ru
Publication of WO2018147217A1 publication Critical patent/WO2018147217A1/ja
Priority to US16/519,456 priority patent/US11303831B2/en

Links

Images

Classifications

    • 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
    • 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
    • H04N25/65—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to reset noise, e.g. KTC noise related to CMOS structures by techniques other than CDS
    • 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
    • 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
    • A61B6/4283—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • 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
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/30—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof for transforming X-rays into image signals
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/40—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/40—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled
    • H04N25/42—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled by switching between different modes of operation using different resolutions or aspect ratios, e.g. switching between interlaced and non-interlaced mode
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/50—Control of the SSIS exposure
    • H04N25/53—Control of the integration time
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/71—Charge-coupled device [CCD] sensors; Charge-transfer registers specially adapted for CCD sensors
    • H04N25/75—Circuitry for providing, modifying or processing image signals from the pixel array
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/77—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components
    • H04N25/771—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components comprising storage means other than floating diffusion
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/78—Readout circuits for addressed sensors, e.g. output amplifiers or A/D converters

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging method.
  • the energy subtraction method is a method of obtaining a new image (for example, a bone image and a soft tissue image) by processing a plurality of images obtained by imaging a plurality of times with different energy of radiation irradiated to a subject. is there.
  • the time interval for capturing a plurality of radiographic images is, for example, several seconds or more for a radiographic imaging device for still image imaging, about 100 milliseconds for a radiographic imaging device for normal moving images, and even for a radiographic imaging device for high-speed moving images. It is about 10 milliseconds. If the subject moves during this time interval, artifacts due to the movement will occur. Therefore, it has been difficult to obtain a radiographic image of a subject such as the heart that moves fast by the energy subtraction method.
  • Patent Document 1 describes a system for performing dual energy imaging.
  • the tube voltage of the X-ray source is changed to the second kV value after being set to the first kV value at the time of imaging.
  • the first signal corresponding to the first sub-image is integrated when the tube voltage is the first kV value, and the integration is reset after the integrated signal is transferred to the sample and hold node.
  • the second signal corresponding to the second sub-image is integrated when the tube voltage is the second kV value. Thereby, reading of the integrated first signal and integration of the second signal are performed in parallel.
  • the present invention has been made with the above problem recognition as an opportunity, and it is an object of the present invention to provide an advantageous technique for obtaining a radiation image in a shorter time while reducing irradiation of radiation that does not contribute to imaging.
  • One aspect of the present invention relates to a radiation imaging apparatus including an imaging unit including a pixel array having a plurality of pixels and a signal processing unit that processes a signal from the imaging unit, and each of the plurality of pixels includes: A conversion element that converts radiation into an electrical signal; and a reset unit that resets the conversion element, wherein the signal processing unit converts the electrical signal converted by the conversion element of each of the plurality of pixels in a first period.
  • a second image corresponding to an electrical signal converted by the conversion element of each of the plurality of pixels in a second image that starts after the start of the first period and ends before the end of the first period.
  • a radiation image is generated based on the image, and the conversion element is not reset by the reset unit in each of the plurality of pixels in the first period.
  • FIG. The figure which shows the structure of the radiation imaging device of one Embodiment of this invention.
  • FIG. The figure explaining the dispersion
  • FIG. The figure explaining the reduction effect of the dispersion
  • FIG. 1 shows a configuration of a radiation imaging apparatus 1 according to an embodiment of the present invention.
  • the radiation imaging apparatus 1 can include an imaging unit 100 including a pixel array 110 having a plurality of pixels, and a signal processing unit 352 that processes a signal from the imaging unit 100.
  • the imaging unit 100 may have a panel shape, for example.
  • the signal processing unit 352 may be configured as a part of the control device 350, may be housed in the same housing as the imaging unit 100, or the imaging unit 100 and the control device 350. It may be housed in a different housing.
  • the radiation imaging apparatus 1 is an apparatus for obtaining a radiation image by an energy subtraction method.
  • the energy subtraction method is a method for obtaining a new radiographic image (for example, a bone image and a soft tissue image) by processing a plurality of images obtained by imaging a plurality of times with different energy of radiation irradiated to a subject.
  • radiation can include, for example, alpha rays, beta rays, gamma rays, particle rays, and cosmic rays in addition to X-rays.
  • the radiation imaging apparatus 1 includes a radiation source 400 that generates radiation, an exposure control apparatus 300 that controls the radiation source 400, and a control apparatus 350 that controls the exposure control apparatus 300 (radiation source 400) and the imaging unit 100. sell.
  • the control device 350 can include the signal processing unit 352 that processes the signal supplied from the imaging unit 100. All or some of the functions of the control device 350 can be incorporated into the imaging unit 100. Alternatively, some of the functions of the imaging unit 100 can be incorporated into the control device 350.
  • the control device 350 can be configured by a computer (processor) and a memory storing a program to be provided to the computer.
  • the signal processing unit 352 can be configured by a part of the program.
  • the signal processing unit 352 can be configured by a computer (processor) and a memory storing a program to be provided to the computer. All or part of the controller 350 may be configured by a digital signal processor (DSP) or a programmable logic array (PLA). The control device 350 and the signal processing unit 352 may be designed and manufactured by a logic synthesis tool based on a file describing its operation.
  • DSP digital signal processor
  • PLA programmable logic array
  • the exposure control device 300 includes, for example, an exposure switch, and radiates radiation to the radiation source 400 in response to the exposure switch being turned on, and information indicating the timing at which the radiation is emitted to the control device 350. Can be notified. Alternatively, the exposure control device 300 causes the radiation source 400 to emit radiation in response to a command from the control device 350.
  • the radiation whose energy (wavelength) changes during the continuous radiation period of radiation from the radiation source 400 can be emitted.
  • radiographic images at two different energies can be obtained, and one new radiographic image can be obtained by processing these radiographic images by the energy subtraction method.
  • the radiation source 400 may have a function of changing the energy (wavelength) of radiation.
  • the radiation source 400 may have a function of changing the energy of radiation by changing a tube voltage (voltage applied between the cathode and the anode of the radiation source 400), for example.
  • Each of the plurality of pixels constituting the pixel array 110 of the imaging unit 100 includes a conversion unit that converts radiation into an electric signal (for example, electric charge) and a reset unit that resets the conversion unit.
  • Each pixel may be configured to convert radiation directly into an electrical signal, or may be configured to convert the light into an electrical signal after converting the radiation into light such as visible light. In the latter, a scintillator for converting radiation into light can be used. The scintillator can be shared by a plurality of pixels constituting the pixel array 110.
  • FIG. 2 shows a configuration example of the imaging unit 100.
  • the imaging unit 100 includes the pixel array 110 having the plurality of pixels 112 and the readout circuit RC for reading signals from the plurality of pixels 112 of the pixel array 110.
  • the plurality of pixels 112 can be arranged to form a plurality of rows and a plurality of columns.
  • the read circuit RC can include a row selection circuit 120, a timing generator (also referred to as a control unit or a state machine) 130, a buffer circuit 140, a column selection circuit 150, an amplification unit 160, and an AD converter 170.
  • the row selection circuit 120 selects a row of the pixel array 110.
  • the row selection circuit 120 can be configured to select a row by driving a row control signal 122.
  • the buffer circuit 140 buffers signals from the pixels 112 in the row selected by the row selection circuit 120 among the plurality of rows of the pixel array 110.
  • the buffer circuit 140 buffers signals for a plurality of columns output to the plurality of column signal transmission paths 114 of the pixel array 110.
  • the column signal transmission path 114 of each column includes a first signal line and a second column signal line that constitute a column signal line pair.
  • a noise level (in a normal mode described later) of the pixel 112 or a radiation signal (in an extended mode described later) corresponding to the radiation detected by the pixel 112 can be output to the first column signal line.
  • a radiation signal corresponding to the radiation detected by the pixel 112 can be output to the second column signal line 322.
  • the buffer circuit 140 can include an amplifier circuit.
  • the column selection circuit 150 selects the signal pairs for one row buffered by the buffer circuit 140 in a predetermined order.
  • the amplification unit 160 amplifies the signal pair selected by the column selection circuit 150.
  • the amplification unit 160 may be configured as a differential amplifier that amplifies the difference between the signal pair (two signals).
  • the AD converter 170 may include an AD converter 170 that AD converts the signal OUT output from the amplification unit 160 and outputs a digital signal DOUT (radiation image signal).
  • FIG. 3 shows a configuration example of one pixel 112.
  • the pixel 112 includes, for example, a conversion element 210, a reset switch 220 (reset unit), an amplifier circuit 230, a sensitivity change unit 240, a clamp circuit 260, sample hold circuits (hold units) 270 and 280, and an output circuit 310.
  • the pixel 112 can have a normal mode and an extended mode as modes related to the imaging method.
  • the extended mode is a mode for obtaining a radiation image by the energy subtraction method.
  • the conversion element 210 converts radiation into an electrical signal.
  • the conversion element 210 can be composed of, for example, a scintillator that can be shared by a plurality of pixels and a photoelectric conversion element.
  • the conversion element 210 has a charge storage unit that stores the converted electrical signal (charge), that is, an electrical signal corresponding to radiation, and the charge storage unit is connected to an input terminal of the amplifier circuit 230.
  • the amplifier circuit 230 can include MOS transistors 235 and 236 and a current source 237.
  • the MOS transistor 235 is connected to the current source 237 via the MOS transistor 236.
  • MOS transistor 235 and current source 237 constitute a source follower circuit.
  • the MOS transistor 236 is an enable switch that is turned on when the enable signal EN is activated to bring the source follower circuit constituted by the MOS transistor 235 and the current source 237 into an operating state.
  • the charge-voltage conversion unit CVC is connected to the reset potential Vres via the reset switch 220. When the reset signal PRES is activated, the reset switch 203 is turned on, and the potential of the charge-voltage converter is reset to the reset potential Vres.
  • the reset switch 220 includes a transistor having a first main electrode (drain) connected to the charge storage portion of the conversion element 210, a second main electrode (source) to which a reset potential Vres is applied, and a control electrode (gate). May be included.
  • the transistor causes the first main electrode and the second main electrode to conduct when the ON voltage is applied to the control electrode, and resets the charge storage portion of the conversion element 210.
  • the clamp circuit 260 clamps the reset noise level output from the amplifier circuit 230 by the clamp capacitor 261 in accordance with the reset potential of the charge-voltage converter CVC.
  • the clamp circuit 260 is a circuit for canceling the reset noise level from the signal (radiation signal) output from the amplification circuit 230 in accordance with the electric charge (electric signal) converted by the conversion element 210.
  • the reset noise bell includes kTC noise when the charge-voltage conversion unit CVC is reset.
  • the clamping operation is performed by turning off the MOS transistor 262 by deactivating the clamp signal PCL after the MOS transistor 262 is turned on by activating the clamp signal PCL.
  • the output side of the clamp capacitor 261 is connected to the gate of the MOS transistor 263.
  • the source of the MOS transistor 263 is connected to the current source 265 via the MOS transistor 264.
  • the MOS transistor 263 and the current source 265 constitute a source follower circuit.
  • the MOS transistor 264 is an enable switch that is turned on when the enable signal EN0 supplied to its gate is activated, and puts the source follower circuit constituted by the MOS transistor 263 and the current source 265 into an operating state.
  • the output circuit 310 includes MOS transistors 311, 313 and 315, and row selection switches 312 and 314.
  • the MOS transistors 311, 313, and 315 form a source follower circuit together with a current source (not shown) connected to the column signal lines 321 and 322, respectively.
  • the radiation signal that is a signal output from the clamp circuit 260 in accordance with the electric charge generated in the conversion element 210 can be sampled and held by the sample and hold circuit 280.
  • the sample and hold circuit 280 can include a switch 281 and a capacitor 282. The switch 281 is turned on when the sample hold signal TS is activated. The radiation signal output from the clamp circuit 260 is written into the capacitor 282 via the switch 281 when the sample hold signal TS is activated.
  • the reset switch 220 resets the potential of the charge-voltage converter CVC, and the noise level (offset component) of the clamp circuit 260 is output from the clamp circuit 260 when the MOS transistor 262 is turned on.
  • the noise level of the clamp circuit 260 can be sampled and held by the sample and hold circuit 270.
  • the sample and hold circuit 270 can include a switch 271 and a capacitor 272. The switch 271 is turned on when the sample hold signal TN is activated. The noise level output from the clamp circuit 260 is written into the capacitor 272 via the switch 271 when the sample hold signal TN is activated.
  • the sample hold circuit 270 can be used to hold a radiation signal that is a signal output from the clamp circuit 260 in accordance with the electric charge generated in the conversion element 210.
  • signals corresponding to the signals held in the sample hold circuits 270 and 280 are applied to the first column signal line 321 and the second column signal line 322 constituting the column signal transmission path 114. Is output. Specifically, a signal N corresponding to a signal (noise level or radiation signal) held by the sample hold circuit 270 is output to the column signal line 321 via the MOS transistor 311 and the row selection switch 312. A signal S corresponding to the signal held by the sample hold circuit 280 is output to the column signal line 322 via the MOS transistor 313 and the row selection switch 314.
  • the pixel 112 may include addition switches 301 and 302 for adding signals from the plurality of pixels 112.
  • the addition mode signals ADDN and ADDS are activated.
  • the addition mode signal ADDN By activating the addition mode signal ADDN, the capacitors 272 of the plurality of pixels 112 are connected to each other, and the signal (noise level or radiation signal) is averaged.
  • the activation of the addition mode signal ADDS connects the capacitors 282 of the plurality of pixels 112, and the radiation signals are averaged.
  • the pixel 112 may include a sensitivity changing unit 240.
  • the sensitivity changing unit 240 can include switches 241 and 242, capacitors 243 and 244, and MOS transistors 245 and 246.
  • the switch 241 When the first change signal WIDE is activated, the switch 241 is turned on, and the capacitance value of the first additional capacitor 243 is added to the capacitance value of the charge voltage conversion unit CVC. As a result, the sensitivity of the pixel 112 decreases.
  • the switch 242 is also turned on, and the capacitance value of the second additional capacitor 244 is added to the capacitance value of the charge voltage conversion unit CVC. This further reduces the sensitivity of the pixel 112.
  • the dynamic range can be expanded.
  • the enable signal ENW may be activated.
  • the MOS transistor 246 performs a source follower operation.
  • the switch 241 of the sensitivity changing unit 240 is turned on, the potential of the charge storage unit of the conversion element 210 can be changed by charge redistribution. Thereby, a part of the signal can be destroyed.
  • the reset signal Pres, the enable signal EN, the clamp signal PCL, the enable signal EN0, the sample hold signals TN and TS, and the row selection signal VST are control signals controlled by the row selection circuit 120, and are the row control signals in FIG. 122.
  • the signal is not destroyed in the charge storage portion of the conversion element 210 or the like during sample hold. That is, in the pixel 112 configured as shown in FIG. 3, the radiation signal can be read out nondestructively.
  • Such a configuration is advantageous for radiation imaging using the energy subtraction method described below.
  • the extended mode can include the following three submodes (extended modes 1, 2, and 3).
  • FIG. 4 shows the operation of the radiation imaging apparatus 1 in the expansion mode 1.
  • the horizontal axis is time.
  • “Radiation energy” is the energy of radiation emitted from the radiation source 400 and applied to the imaging unit 100.
  • PRES is a reset signal RPES.
  • TS is the sample hold signal TS.
  • DOUT is an output of the AD converter 170.
  • the synchronization of the radiation emission from the radiation source 400 and the operation of the imaging unit 100 can be controlled by the control device 350. Operation control in the imaging unit 100 is performed by the timing generator 130. While the reset signal PRES is activated, the clamp signal PCL is also activated for a predetermined period, and the noise level is clamped in the clamp circuit 260.
  • the energy (wavelength) of the radiation 800 emitted from the radiation source 400 changes during the radiation emission period. This can be attributed to the rise and fall of the tube voltage of the radiation source 400 being dull. Therefore, it is considered that the radiation 800 is composed of radiation 801 in the rising period, radiation 802 in the stable period, and radiation 803 in the falling period.
  • the energy E1 of the radiation 801, the energy E2 of the radiation 802, and the energy E3 of the radiation 803 may be different from each other. By utilizing this, a radiographic image can be obtained by the energy subtraction method.
  • the conversion element 210 of the pixel 112 is not reset (the reset signal Pres is not activated) during the period of irradiation with the radiation 800 (first period TT). Therefore, in the period of irradiation with the radiation 800 (first period TT), the electrical signal (charge) for the incident radiation continues to be accumulated in the conversion element 210.
  • the fact that the conversion element 210 of the pixel 112 is not reset in the period during which the radiation 800 is irradiated (first period TT) means that the radiation image for the energy subtraction method can be shortened in a shorter time while reducing the irradiation of radiation that does not contribute to imaging. Is advantageous to obtain.
  • the reset signal PRES is activated for a predetermined period, thereby resetting the conversion element 210.
  • the clamp signal PCL is also activated for a predetermined period, and the reset level (noise level) is clamped in the clamp circuit 260.
  • the exposure switch of the exposure control device 300 is turned on, and this is notified from the exposure control device 300 to the control device 350.
  • the control device 350 notifies the imaging unit 100 for imaging.
  • a command is issued to start a series of operations (hereinafter referred to as an imaging sequence).
  • the imaging unit 100 activates the reset signal PRES over a predetermined period as the first operation of the imaging sequence.
  • the control device 350 issues a command to start radiation emission to the radiation source 400 via the exposure control device 300.
  • the radiation source 400 starts emitting radiation.
  • the sample hold signal TN is activated for a predetermined period after the predetermined period has elapsed since the reset signal PRES was activated for a predetermined period. Accordingly, the sample and hold circuit 270 samples and holds a signal (E1) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiation 801 of energy E1.
  • the sample and hold signal TS is activated for a predetermined period after the predetermined period has elapsed after the sample and hold signal TN has been activated for a predetermined period.
  • a signal (E1 + E2) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiation 801 of energy E1 and the radiation 802 of energy E2 is sampled and held by the sample and hold circuit 280.
  • a signal corresponding to the difference between the signal (E1) sampled and held by the sample and hold circuit 270 and the signal (E1 + E2) sampled and held by the sample and hold circuit 280 is output from the readout circuit RC as the first signal 805.
  • “N” indicates a signal sampled and held by the sample and hold circuit 270 and output to the first column signal line 321, and “S” is sampled and held by the sample and hold circuit 280.
  • a signal output to the column signal line 322 is shown.
  • the sample hold signal TS is again applied for the predetermined period. Activated.
  • a signal (E1 + E2 + E3) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiations 801, 802, 803 of the energy E1, E2, E3 is sampled by the sample hold circuit 280. Hold.
  • a signal corresponding to the difference between the signal (E1) sampled and held by the sample and hold circuit 270 and the signal (E1 + E2 + E3) sampled and held by the sample and hold circuit 280 is output from the readout circuit RC as the second signal 806.
  • the reset signal PRES is activated for a predetermined period
  • the sample hold signal TN is activated for a predetermined period.
  • the reset level (0) is sampled and held by the sample and hold circuit 270.
  • a signal corresponding to the difference between the signal (0) sampled and held by the sample and hold circuit 270 and the signal (E1 + E2 + E3) sampled and held by the sample and hold circuit 280 is output as a third signal 807 from the readout circuit RC.
  • a plurality of frames of radiation images (that is, moving images) can be obtained by repeating the above operation a plurality of times.
  • the signal processing unit 352 can obtain the first signal 805 (E2), the second signal 806 (E2 + E3), and the third signal 807 (E1 + E2 + E3) as described above. Based on the first signal 805, the second signal 806, and the third signal 807, the signal processing unit 352 performs the irradiation e1 of the radiation 801 having the energy E1, the irradiation e2 of the radiation 802 having the energy E2, and the radiation 803 having the energy E3. An irradiation amount e3 can be obtained.
  • the signal processing unit 352 calculates the difference ((E2 + E3) ⁇ E2) between the first signal 805 (E2) and the second signal (E2 + E3), thereby irradiating the radiation 803 of the energy E3 with the radiation 803. Can be obtained. Further, the signal processing unit 352 calculates the dose e1 of the radiation 801 of energy E1 by calculating the difference ((E1 + E2 + E3) ⁇ (E2 + E3)) between the second signal 806 (E2 + E3) and the third signal (E1 + E2 + E3). Obtainable.
  • the first signal 805 (E2) indicates the irradiation amount e2 of the radiation 802 with energy E2.
  • the signal processing unit 352 obtains a radiation image by the energy subtraction method based on the irradiation amount e1 of the radiation 801 having the energy E1, the irradiation amount e2 of the radiation 802 having the energy E2, and the irradiation amount e3 of the radiation 803 having the energy E3. Can do.
  • FIG. 5A shows an estimation of the tube voltage of the radiation source 400 estimated based on the energy E1, E2, E3 obtained in the radiation imaging apparatus 1 when the operation shown in FIG. 4 is performed a plurality of times (over a plurality of frames).
  • the time variation of the value (“estimated tube voltage") is shown, the estimated values corresponding to the energies E1, E2, E3 are shown as E1, E2, E3.
  • 4 is performed a plurality of times (estimated values of radiation dose estimated based on the energy E1, E2, and E3 obtained in the radiation imaging apparatus 1 when performed over a plurality of frames (“estimated dose”)).
  • the estimated values corresponding to the energies E1, E2, E3 are shown as E1, E2, E3 From FIGS. And it can be seen that the dose of radiation may vary greatly.
  • the time from the transmission of the exposure command to the radiation source 400 from the exposure control device 300 to the start of radiation emission by the radiation source 400 varies. Due to this variation, the period T1 (see FIG. 4) from when the irradiation of the radiation 800 is started until the sample hold circuit 270 completes the sample hold can vary. Further, the period (T1 + T2) (see FIG. 4) from when the irradiation of the radiation 800 is started until the sample hold circuit 280 completes the sample hold may vary. As a result, the values of the first signal 805 (E2) and the second signal 806 (E2 + E3) vary from frame to frame.
  • the period T1 even if the period T1 varies, the start time of the period T2 is only shifted accordingly, and the length of the period T2 itself does not deviate. Therefore, even if the period T1 varies, the error in the irradiation amount e2 of the radiation 802 of the energy E2 detected by the radiation imaging apparatus 1 is small. Further, when the period T1 becomes longer, the period T3 becomes shorter, and when the period T1 becomes shorter, the period T3 becomes longer. Therefore, even if the period T1 varies, the error of the sum of the doses e1 and e3 of the radiations 802 of the energy E1 and E3 detected by the radiation imaging apparatus 1 is small.
  • FIG. 6A shows an estimated value of the tube voltage corresponding to the energy E2 and the energy E1 + E3.
  • FIG. 6B shows an estimated value of radiation dose corresponding to energy E2 and energy E1 + E3. From FIG. 6A and FIG. 6B, it can be seen that, for the energy E2 and the energy E1 + E3, the variation between the frames of the radiographic image becomes small.
  • the image with the dose e2 (second image) and the image with the dose e1 + e3 (third image) are images with small variations. Therefore, it is preferable to generate a new radiation image by the energy subtraction method based on the image with the dose e2 (second image) and the image with the dose e1 + e3 (third image).
  • 210 is an image corresponding to the generated electrical signal.
  • a method selected from various methods can be adopted.
  • a bone image and a soft tissue image can be obtained by calculating the difference between the radiation image of the first energy and the radiation image of the second energy.
  • the bone image and the soft tissue image may be generated by solving the nonlinear simultaneous equations based on the radiation image of the first energy and the radiation image of the second energy.
  • a contrast agent image and a soft tissue image can be obtained based on the first energy radiation image and the second energy radiation image.
  • an electron density image and an effective atomic number image can be obtained based on the first energy radiation image and the second energy radiation image.
  • a plurality of images having different energies are obtained by utilizing the fact that the rise and fall of the tube voltage of the radiation source 400 are dull, and a new radiation image is formed based on the plurality of images.
  • a plurality of images having different energies can be obtained by intentionally adjusting the tube voltage waveform of the radiation source 400.
  • radiation having a wide energy band (wavelength band) may be emitted from the radiation source 400, and the energy of the radiation may be changed by switching a plurality of filters.
  • FIG. 7 shows the operation of the radiation imaging apparatus 1 in the expansion mode 2.
  • the second signal 806 (E2 + E3) is output from the read circuit RC.
  • the read circuit RC outputs the first signals 805 (E2) and 807 (E1 + E2 + E3), but does not output the third signal second signal 806 (E2 + E3).
  • the sample and hold circuit 270 samples and holds a signal (E1) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiation 801 of energy E1.
  • the sample and hold signal TS is activated for a predetermined period after the predetermined period has elapsed after the sample and hold signal TN has been activated for a predetermined period.
  • a signal (E1 + E2) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiation 801 of energy E1 and the radiation 802 of energy E2 is sampled and held by the sample and hold circuit 280.
  • a signal corresponding to the difference between the signal (E1) sampled and held by the sample and hold circuit 270 and the signal (E1 + E2) sampled and held by the sample and hold circuit 280 is output from the readout circuit RC as the first signal 805.
  • the sample hold signal TS is again applied for the predetermined period. Activated.
  • a signal (E1 + E2 + E3) corresponding to the electrical signal generated by the conversion element 210 of the pixel 112 of the pixel array 110 upon receiving the radiations 801, 802, 803 of the energy E1, E2, E3 is sampled by the sample hold circuit 280. Hold.
  • the reset signal PRES is activated for a predetermined period
  • the sample hold signal TN is activated for a predetermined period.
  • the reset level (0) is sampled and held by the sample and hold circuit 270.
  • a plurality of frames of radiation images (that is, moving images) can be obtained by repeating the above operation a plurality of times.
  • FIG. 8 shows the operation of the radiation imaging apparatus 1 in the expansion mode 3.
  • the second period T2 is determined based on the synchronization signal DET indicating the start of radiation irradiation to the radiation imaging apparatus 1. More specifically, in the extended mode 3, the timing generator 130 controls the timing at which the row selection circuit 120 activates the sample hold signals TN and TS in response to the synchronization signal DET, thereby the second period T2. Is determined.
  • FIG. 9A shows estimated values of tube voltages corresponding to energy E2 and energy E1 + E3.
  • FIG. 9B shows estimated values of radiation doses corresponding to energy E2 and energy E1 + E3. From FIG. 9A and FIG. 9B, it can be seen that, by controlling the sample hold based on the synchronization signal DET, the variation between the frames of the radiation image is reduced with respect to the energy E2 and the energy E1 + E3.
  • the synchronization signal DET can be generated by various methods.
  • a measuring instrument for measuring the tube current can be provided in the radiation source 400, and the synchronization signal DET indicating the start of radiation irradiation can be activated when the tube current exceeds a threshold value.
  • the imaging unit 100 receives the synchronization signal DET.
  • the imaging unit 100 can periodically read a signal from one or a plurality of conversion elements 210 by the read circuit RC and generate the synchronization signal DET based on the signal.
  • a sensor that detects radiation irradiation may be provided in the imaging unit 100, and the synchronization signal DET may be generated based on the output of the sensor.
  • the expansion mode 3 it becomes insensitive to the variation in time from the transmission of the exposure command to the radiation source 400 from the exposure control device 300 to the start of radiation emission by the radiation source 400, and a radiation image can be obtained more accurately. Can do.
  • the present invention supplies a program that realizes one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or a storage medium, and one or more processors in a computer of the system or apparatus read and execute the program
  • This process can be realized. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)

Abstract

放射線撮像装置は、複数の画素を有する画素アレイを含む撮像部と、前記撮像部からの信号を処理する信号処理部とを備える。前記複数の画素の各々は、放射線を電気信号に変換する変換素子と、前記変換素子をリセットするリセット部と、を含み、前記信号処理部は、第１期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第１画像と、前記第１期間の開始後に開始し前記第１期間の終了前に終了する第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第２画像とに基づいて放射線画像を生成する。前記複数の画素の各々において、前記第１期間においては、前記変換素子が前記リセット部によってリセットされない。

Description

放射線撮像装置および放射線撮像方法
　本発明は、放射線撮像装置および放射線撮像方法に関する。
　放射線撮像装置を応用した撮影方法としてエネルギーサブトラクション法がある。エネルギーサブトラクション法は、被検体に照射する放射線のエネルギーを異ならせて複数回にわたって撮像して得た複数の画像を処理することによって新たな画像（例えば、骨画像および軟部組織画像）を得る方法である。複数の放射線画像を撮像する時間間隔は、例えば、静止画撮像用の放射線撮像装置では数秒以上、通常の動画用の放射線撮像装置では１００ミリ秒程度であり、高速の動画用の放射線撮像装置でも１０ミリ秒程度である。この時間間隔において被検体が動くと、その動きによるアーチファクトが生じてしまう。したがって、心臓などのように動きが速い被検体の放射線画像をエネルギーサブトラクション法によって得ることは困難であった。
　特許文献１には、デュアルエネルギー撮影を行うシステムが記載されている。このシステムでは、撮影の際にＸ線源の管電圧が第１ｋＶ値にされた後に第２ｋＶ値に変更される。そして、管電圧が第１ｋＶ値であるときに第１副画像に対応する第１信号が積分され、積分された信号がサンプル・ホールドノードに転送された後に、積分がリセットされる。その後、管電圧が第２ｋＶ値であるときに第２副画像に対応する第２信号が積分される。これにより、積分された第１信号の読み出しと第２信号の積分が並行して行われる。
特表２００９－５０４２２１号公報
　特許文献１に記載された方法では、積分された第１信号の読み出しと第２信号の積分とが並行して行われるので、エネルギーサブトラクション法のための２つの画像を撮像する時間間隔を短縮することができる。しかしながら、特許文献１に記載された方法では、２つの放射線画像（第１副画像、第２副画像）を得るために、第１副画像に対応する第１信号の積分および転送の後にリセット動作が存在する。被検体の動きの影響を抑えるために放射線の照射時間を１ミリ秒程度まで短くした場合、仮にリセット動作を０．１ミリ秒で完了することができるとしても、放射線の照射時間のうちの１割の時間において放射線が無駄に被検体に照射されることになる。
　本発明は、上記の課題認識を契機としてなされたものであり、撮像に寄与しない放射線の照射を減らしつつ、より短時間で放射線画像を得るために有利な技術を提供することを目的とする。
　本発明の１つの側面は、複数の画素を有する画素アレイを含む撮像部と、前記撮像部からの信号を処理する信号処理部とを備える放射線撮像装置に係り、前記複数の画素の各々は、放射線を電気信号に変換する変換素子と、前記変換素子をリセットするリセット部と、を含み、前記信号処理部は、第１期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第１画像と、前記第１期間の開始後に開始し前記第１期間の終了前に終了する第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第２画像とに基づいて放射線画像を生成し、前記複数の画素の各々において、前記第１期間においては、前記変換素子が前記リセット部によってリセットされない。
　本発明によれば、撮像に寄与しない放射線の照射を減らしつつ、より短時間で放射線画像を得るために有利な技術が提供される。
本発明の一実施形態の放射線撮像装置の構成を示す図。 撮像部の構成例を示す図。 １つの画素の構成例を示す図。 拡張モード１における放射線撮像装置の動作例を示す図。 放射線画像のフレーム間のばらつきを説明する図。 放射線画像のフレーム間のばらつきを説明する図。 放射線画像のフレーム間のばらつきの低減効果を説明する図。 放射線画像のフレーム間のばらつきの低減効果を説明する図。 拡張モード２における放射線撮像装置の動作例を示す図。 拡張モード３における放射線撮像装置の動作例を示す図。 放射線画像のフレーム間のばらつきの低減効果を説明する図。 放射線画像のフレーム間のばらつきの低減効果を説明する図。
　以下、添付図面を参照しながら本発明をその例示的な実施形態を通して説明する。
　図１には、本発明の一実施形態の放射線撮像装置１の構成が示されている。放射線撮像装置１は、複数の画素を有する画素アレイ１１０を含む撮像部１００と、撮像部１００からの信号を処理する信号処理部３５２とを備えうる。撮像部１００は、例えば、パネル形状を有しうる。信号処理部３５２は、図１に例示されるように、制御装置３５０の一部として構成されてもよいし、撮像部１００と同一筺体に収められてもよいし、撮像部１００および制御装置３５０とは異なる筺体に収められてもよい。放射線撮像装置１は、エネルギーサブトラクション法によって放射線画像を得るための装置である。エネルギーサブトラクション法は、被検体に照射する放射線のエネルギーを異ならせて複数回にわたって撮像して得た複数の画像を処理することによって新たな放射線画像（例えば、骨画像および軟部組織画像）を得る方法である。放射線という用語は、例えば、Ｘ線の他、α線、β線、γ線、粒子線、宇宙線を含みうる。
　放射線撮像装置１は、放射線を発生する放射線源４００、放射線源４００を制御する曝射制御装置３００、および、曝射制御装置３００（放射線源４００）および撮像部１００を制御する制御装置３５０を備えうる。制御装置３５０は、前述のように、撮像部１００から供給される信号を処理する信号処理部３５２を含みうる。制御装置３５０の機能の全部または一部は、撮像部１００に組み込まれうる。あるいは、撮像部１００の機能の一部は、制御装置３５０に組み込まれうる。制御装置３５０は、コンピュータ（プロセッサ）と、該コンピュータに提供するプログラムを格納したメモリとによって構成されうる。信号処理部３５２は、該プログラムの一部によって構成されうる。あるいは、信号処理部３５２は、コンピュータ（プロセッサ）と、該コンピュータに提供するプログラムを格納したメモリとによって構成されうる。制御装置３５０の全部または一部は、デジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）、または、プログラマブルロジックアレイ（ＰＬＡ）によって構成されてもよい。制御装置３５０および信号処理部３５２は、その動作を記述したファイルに基づいて論理合成ツールによって設計され製造されてもよい。
　曝射制御装置３００は、例えば、曝射スイッチを有し、曝射スイッチがオンされることに応じて放射線源４００に放射線を放射させるとともに、放射線が放射されるタイミングを示す情報を制御装置３５０に通知しうる。あるいは、曝射制御装置３００は、制御装置３５０からの指令に応じて放射線源４００に放射線を放射させる。
　放射線源４００からの放射線の連続的な放射期間においてエネルギー（波長）が変化する放射線を放射しうる。このような放射線を用いて、互いに異なる２つのエネルギーのそれぞれにおける放射線画像を得て、これらの放射線画像をエネルギーサブトラクション法によって処理することによって１つの新たな放射線画像を得ることができる。
　あるいは、放射線源４００は、放射線のエネルギー（波長）を変更する機能を有してもよい。放射線源４００は、例えば、管電圧（放射線源４００の陰極と陽極との間に印加する電圧）を変更することによって放射線のエネルギーを変更する機能を有しうる。
　撮像部１００の画素アレイ１１０を構成する複数の画素の各々は、放射線を電気信号（例えば、電荷）に変換する変換部と、該変換部をリセットするリセット部とを含む。各画素は、放射線を直接に電気信号に変換するように構成されてもよいし、放射線を可視光等の光に変換した後に該光を電気信号に変換するように構成されてもよい。後者においては、放射線を光に変換するためのシンチレータが利用されうる。シンチレータは、画素アレイ１１０を構成する複数の画素によって共有されうる。
　図２には、撮像部１００の構成例が示されている。前述のように、撮像部１００は、複数の画素１１２を有する画素アレイ１１０および画素アレイ１１０の複数の画素１１２から信号を読み出すための読出回路ＲＣを含む。複数の画素１１２は、複数の行および複数の列を構成するように配列されうる。読出回路ＲＣは、行選択回路１２０、タイミングジェネレータ（制御部またはステートマシンとも呼ばれうる）１３０、バッファ回路１４０、列選択回路１５０、増幅部１６０およびＡＤ変換器１７０を含みうる。
　行選択回路１２０は、画素アレイ１１０の行を選択する。行選択回路１２０は、行制御信号１２２を駆動することによって行を選択するように構成されうる。バッファ回路１４０は、画素アレイ１１０の複数の行のうち行選択回路１２０によって選択された行の画素１１２から信号をバッファリングする。バッファ回路１４０は、画素アレイ１１０の複数の列信号伝送路１１４に出力される複数列分の信号をバッファリングする。各列の列信号伝送路１１４は、列信号線対を構成する第１信号線および第２列信号線を含む。第１列信号線には、画素１１２のノイズレベル（後述の通常モード時）、または、画素１１２で検出された放射線に応じた放射線信号（後述の拡張モード時）が出力されうる。第２列信号線３２２には、画素１１２で検出された放射線に応じた放射線信号が出力されうる。バッファ回路１４０は、増幅回路を含みうる。
　列選択回路１５０は、バッファ回路１４０によってバッファリングされた１行分の信号対を所定の順に選択する。増幅部１６０は、列選択回路１５０によって選択された信号対を増幅する増。ここで、増幅部１６０は、信号対（２つの信号）の差分を増幅する差動増幅器として構成されうる。ＡＤ変換器１７０は、増幅部１６０から出力される信号ＯＵＴをＡＤ変換してデジタル信号ＤＯＵＴ（放射線画像信号）を出力するＡＤ変換器１７０を備えうる。
　図３には、１つの画素１１２の構成例が示されている。画素１１２は、例えば、変換素子２１０、リセットスイッチ２２０（リセット部）、増幅回路２３０、感度変更部２４０、クランプ回路２６０、サンプルホールド回路（保持部）２７０、２８０、出力回路３１０を含む。画素１１２は、撮像方式に関するモードとして、通常モードおよび拡張モードを有しうる。拡張モードは、エネルギーサブトラクション法によって放射線画像を得るためのモードである。
　変換素子２１０は、放射線を電気信号に変換する。変換素子２１０は、例えば、複数の画素で共有されうるシンチレータと、光電変換素子とで構成されうる。変換素子２１０は、変換された電気信号（電荷）、即ち放射線に応じた電気信号を蓄積する電荷蓄積部を有し、電荷蓄積部は、増幅回路２３０の入力端子に接続されている。
　増幅回路２３０は、ＭＯＳトランジスタ２３５、２３６、電流源２３７を含みうる。ＭＯＳトランジスタ２３５は、ＭＯＳトランジスタ２３６を介して電流源２３７に接続されている。ＭＯＳトランジスタ２３５および電流源２３７によってソースフォロア回路が構成される。ＭＯＳトランジスタ２３６は、イネーブル信号ＥＮが活性化されることによってオンして、ＭＯＳトランジスタ２３５および電流源２３７によって構成されるソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。
　変換素子２１０の電荷蓄積部およびＭＯＳトランジスタ２３５のゲートは、電荷蓄積部に蓄積された電荷を電圧に変換する電荷電圧変換部ＣＶＣとして機能する。即ち、電荷電圧変換部ＣＶＣには、電荷蓄積部に蓄積された電荷Ｑと電荷電圧変換部が有する容量値Ｃとによって定まる電圧Ｖ（＝Ｑ／Ｃ）が現れる。電荷電圧変換部ＣＶＣは、リセットスイッチ２２０を介してリセット電位Ｖｒｅｓに接続されている。リセット信号ＰＲＥＳが活性化されるとリセットスイッチ２０３がオンして、電荷電圧変換部の電位がリセット電位Ｖｒｅｓにリセットされる。リセットスイッチ２２０は、変換素子２１０の電荷蓄積部に接続された第１主電極（ドレイン）と、リセット電位Ｖｒｅｓが与えられる第２主電極（ソース）と、制御電極（ゲート）とを有するトランジスタを含みうる。該トランジスタは、該制御電極にオン電圧が与えられることによって該第１主電極と該第２主電極とを導通させて変換素子２１０の電荷蓄積部をリセットする。
　クランプ回路２６０は、リセットされた電荷電圧変換部ＣＶＣの電位に応じて増幅回路２３０から出力されるリセットノイズレベルをクランプ容量２６１によってクランプする。クランプ回路２６０は、変換素子２１０で変換された電荷（電気信号）に応じて増幅回路２３０から出力される信号（放射線信号）からリセットノイズレベルをキャンセルするための回路である。リセットノイズベルは、電荷電圧変換部ＣＶＣのリセット時のｋＴＣノイズを含む。クランプ動作は、クランプ信号ＰＣＬを活性化することによってＭＯＳトランジスタ２６２をオンさせた後に、クランプ信号ＰＣＬを非活性化することによってＭＯＳトランジスタ２６２をオフさせることによってなされる。
　クランプ容量２６１の出力側は、ＭＯＳトランジスタ２６３のゲートに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２６３のソースは、ＭＯＳトランジスタ２６４を介して電流源２６５に接続されている。ＭＯＳトランジスタ２６３と電流源２６５とによってソースフォロア回路が構成されている。ＭＯＳトランジスタ２６４は、そのゲートに供給されるイネーブル信号ＥＮ０が活性化されることによってオンして、ＭＯＳトランジスタ２６３と電流源２６５とによって構成されるソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。
　出力回路３１０は、ＭＯＳトランジスタ３１１、３１３、３１５、行選択スイッチ３１２、３１４を含む。ＭＯＳトランジスタ３１１、３１３、３１５は、それぞれ、列信号線３２１、３２２に接続された不図示の電流源とともにソースフォロア回路を構成する。
　変換素子２１０で発生した電荷に応じてクランプ回路２６０から出力される信号である放射線信号は、サンプルホールド回路２８０によってサンプルホールド（保持）されうる。サンプルホールド回路２８０は、スイッチ２８１および容量２８２を有しうる。スイッチ２８１は、サンプルホールド信号ＴＳが活性化されることによってオンする。クランプ回路２６０から出力される放射線信号は、サンプルホールド信号ＴＳが活性化されることによって、スイッチ２８１を介して容量２８２に書き込まれる。
　通常モードでは、リセットスイッチ２２０によって電荷電圧変換部ＣＶＣの電位がリセットされ、ＭＯＳトランジスタ２６２がオンした状態では、クランプ回路２６０からは、クランプ回路２６０のノイズレベル（オフセット成分）が出力される。クランプ回路２６０のノイズレベルは、サンプルホールド回路２７０によってサンプルホールド（保持）されうる。サンプルホールド回路２７０は、スイッチ２７１および容量２７２を有しうる。スイッチ２７１は、サンプルホールド信号ＴＮが活性化されることによってオンする。クランプ回路２６０から出力されるノイズレベルは、サンプルホールド信号ＴＮが活性化されることによって、スイッチ２７１を介して容量２７２に書き込まれる。また、拡張モードでは、サンプルホールド回路２７０は、変換素子２１０で発生した電荷に応じてクランプ回路２６０から出力される信号である放射線信号を保持するために使用されうる。
　行選択信号ＶＳＴが活性化されると、サンプルホールド回路２７０、２８０に保持されている信号に応じた信号が列信号伝送路１１４を構成する第１列信号線３２１、第２列信号線３２２に出力される。具体的には、サンプルホールド回路２７０によって保持されている信号（ノイズレベルまたは放射線信号）に応じた信号ＮがＭＯＳトランジスタ３１１および行選択スイッチ３１２を介して列信号線３２１に出力される。また、サンプルホールド回路２８０によって保持されている信号に応じた信号ＳがＭＯＳトランジスタ３１３および行選択スイッチ３１４を介して列信号線３２２に出力される。
　画素１１２は、複数の画素１１２の信号を加算するための加算スイッチ３０１、３０２を含んでもよい。加算モード時は、加算モード信号ＡＤＤＮ、ＡＤＤＳが活性化される。加算モード信号ＡＤＤＮの活性化により複数の画素１１２の容量２７２同士が接続され、信号（ノイズレベルまたは放射線信号）が平均化される。加算モード信号ＡＤＤＳの活性化により複数の画素１１２の容量２８２同士が接続され、放射線信号が平均化される。
　画素１１２は、感度変更部２４０を含みうる。感度変更部２４０は、スイッチ２４１、２４２、容量２４３、２４４、ＭＯＳトランジスタ２４５、２４６を含みうる。第１変更信号ＷＩＤＥが活性化されると、スイッチ２４１がオンして、電荷電圧変換部ＣＶＣの容量値に第１付加容量２４３の容量値が付加される。これによって、画素１１２の感度が低下する。更に第２変更信号ＷＩＤＥ２も活性化されると、スイッチ２４２もオンして、電荷電圧変換部ＣＶＣの容量値に第２付加容量２４４の容量値が付加される。これによって画素１１２の感度が更に低下する。画素１１２の感度を低下させる機能を追加することによって、ダイナミックレンジを広げることができる。第１変更信号ＷＩＤＥが活性化される場合には、イネーブル信号ＥＮＷが活性化されてもよい。この場合、ＭＯＳトランジスタ２４６がソースフォロア動作をする。なお、感度変更部２４０のスイッチ２４１がオンしたとき、電荷再分配によって変換素子２１０の電荷蓄積部の電位が変化しうる。これにより、信号の一部が破壊されうる。
　上記のリセット信号Ｐｒｅｓ、イネーブル信号ＥＮ、クランプ信号ＰＣＬ、イネーブル信号ＥＮ０、サンプルホールド信号ＴＮ、ＴＳ、行選択信号ＶＳＴは、行選択回路１２０によって制御される制御信号であり、図２の行制御信号１２２に対応する。
　図３に示されたような構成の画素１１２では、サンプルホールドの際に変換素子２１０の電荷蓄積部等で信号の破壊が起こらない。即ち、図３に示されたような構成の画素１１２では、放射線信号を非破壊で読み出すことができる。このような構成は、以下で説明するエネルギーサブトラクション法を適用した放射線撮像に有利である。
　以下、エネルギーサブトラクション法によって放射線画像を得る拡張モードについて説明する。拡張モードは、以下の３つのサブモード（拡張モード１、２、３）を含みうる。
　図４には、拡張モード１における放射線撮像装置１の動作が示されている。図４において、横軸は時間である。「放射線エネルギー」は、放射線源４００から放射され撮像部１００に照射される放射線のエネルギーである。「ＰＲＥＳ」は、リセット信号ＲＰＥＳである。「ＴＳ」は、サンプルホールド信号ＴＳである。「ＤＯＵＴ」は、ＡＤ変換器１７０の出力である。放射線源４００からの放射線の放射および撮像部１００の動作の同期は、制御装置３５０によって制御されうる。撮像部１００における動作制御は、タイミングジェネレータ１３０によってなされる。リセット信号ＰＲＥＳが活性化される期間にクランプ信号ＰＣＬも所定期間にわたって活性化されて、クランプ回路２６０にノイズレベルがクランプされる。
　図４に例示されるように、放射線源４００から放射される放射線８００のエネルギー（波長）は、放射線の放射期間において変化する。これは、放射線源４００の管電圧の立ち上がり、および、立ち下がりが鈍っていることに起因しうる。そこで、放射線８００が、立ち上がり期間における放射線８０１、安定期間における放射線８０２、および、立ち下がり期間における放射線８０３からなるものとして考える。放射線８０１のエネルギーＥ１、放射線８０２のエネルギーＥ２、放射線８０３のエネルギーＥ３は、互いに異なりうる。これを利用してエネルギーサブトラクションン法による放射線画像を得ることができる。
　この実施形態では、放射線８００が照射される期間（第１期間ＴＴ）において、画素１１２の変換素子２１０がリセットされない（リセット信号Ｐｒｅｓが活性化されない）。よって、放射線８００が照射される期間（第１期間ＴＴ）では、入射した放射線に対する電気信号（電荷）が変換素子２１０に蓄積され続ける。放射線８００が照射される期間（第１期間ＴＴ）において、画素１１２の変換素子２１０がリセットされないことは、撮像に寄与しない放射線の照射を減らしつつ、より短時間でエネルギーサブトラクション法のための放射線画像を得るために有利である。
　放射線８００の放射（撮像部１００への照射）前に、リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化され、これによって変換素子２１０がリセットされる。この際に、クランプ信号ＰＣＬも所定期間にわたって活性化されて、クランプ回路２６０にリセットレベル（ノイズレベル）がクランプされる。
　リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化された後に、曝射制御装置３００から放射線源４００に対する曝射指令によって放射線源４００から放射線が放射される。この動作は、一例において、次のようになされうる。まず、曝射制御装置３００の曝射スイッチがオンされ、そのことが曝射制御装置３００から制御装置３５０に通知され、これに応答して制御装置３５０から撮像部１００に対して、撮像のための一連の動作（以下、撮像シーケンス）を開始するように指令が出される。撮像部１００は、この指令に応答して撮像シーケンスの先頭の動作としてリセット信号ＰＲＥＳを所定期間にわたって活性化させる。次いで、制御装置３５０は、撮像部１００が撮像シーケンスを開始したことを受けて、曝射制御装置３００を介して放射線源４００に対して、放射線の放射を開始するように指令を出す。これに応答して放射線源４００が放射線の放射を開始する。
　リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化されてから所定期間が経過した後に、サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性化される。これによって、エネルギーＥ１の放射線８０１の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１）がサンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされる。
　サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性されてから所定期間が経過した後に、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって活性される。これによって、エネルギーＥ１の放射線８０１およびエネルギーＥ２の放射線８０２の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１＋Ｅ２）がサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされる。
　次いで、サンプルホールド回路２７０でサンプルホールドされた信号（Ｅ１）とサンプルホールド回路２８０でサンプルホールドされた信号（Ｅ１＋Ｅ２）との差分に相当する信号が第１信号８０５として読出回路ＲＣから出力される。なお、図４において、”Ｎ”は、サンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされ、第１列信号線３２１に出力される信号を示し、”Ｓ”は、サンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされ、第２列信号線３２２に出力される信号を示す。
　次いで、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって活性されてから所定期間が経過した後（エネルギーＥ３の放射線８０３の照射（放射線８００の照射）が終了した後）に、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって再び活性される。これによって、エネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３の放射線８０１、８０２、８０３の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）がサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされる。
　次いで、サンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされた信号（Ｅ１）とサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされた信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）との差分に相当する信号が第２信号８０６として読出回路ＲＣから出力される。
　次いで、リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化され、更に、サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性される。これによって、サンプルホールド回路２７０によってリセットレベル（０）がサンプルホールドされる。次いで、サンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされた信号（０）とサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされた信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）との差分に相当する信号が第３信号８０７として読出回路ＲＣから出力される。
　以上のような動作を複数回にわたって繰り返すことによって、複数フレームの放射線画像（即ち、動画）を得ることができる。
　信号処理部３５２は、以上のようにして、第１信号８０５（Ｅ２）、第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）、第３信号８０７（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）を得ることができる。信号処理部３５２は、第１信号８０５、第２信号８０６、第３信号８０７に基づいて、エネルギーＥ１の放射線８０１の照射量ｅ１、エネルギーＥ２の放射線８０２の照射量ｅ２、エネルギーＥ３の放射線８０３の照射量ｅ３を得ることができる。具体的には、信号処理部３５２は、第１信号８０５（Ｅ２）と第２信号（Ｅ２＋Ｅ３）との差分（（Ｅ２＋Ｅ３）－Ｅ２）を演算することによって、エネルギーＥ３の放射線８０３の照射量ｅ３を得ることができる。また、信号処理部３５２は、第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）と第３信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）との差分（（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）－（Ｅ２＋Ｅ３））を演算することによって、エネルギーＥ１の放射線８０１の照射量ｅ１を得ることができる。また、第１信号８０５（Ｅ２）は、エネルギーＥ２の放射線８０２の照射量ｅ２を示している。
　したがって、信号処理部３５２は、エネルギーＥ１の放射線８０１の照射量ｅ１、エネルギーＥ２の放射線８０２の照射量ｅ２、エネルギーＥ３の放射線８０３の照射量ｅ３に基づいて、エネルギーサブトラクション法によって放射線画像を得ることができる。
　以下、信号処理部３５２で実行されうるエネルギーサブトラクション法による放射線画像の生成について説明する。図５Ａには、図４に示される動作を複数回（複数フレームにわたって実施した場合に放射線撮像装置１において得られたエネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３に基づいて推定された放射線源４００の管電圧の推定値（「推定管電圧」）の時間変化が示されている。エネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３に対応する推定値は、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３として示されている。図５Ｂには、図５Ａには、図４に示される動作を複数回（複数フレームにわたって実施した場合に放射線撮像装置１において得られたエネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３に基づいて推定された放射線の線量の推定値（「推定線量」）の時間変化が示されている。エネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３に対応する推定値は、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３として示されている。図５Ａ、図５Ｂから、フレーム間において、管電圧および放射線の線量が大きく変化しうることが分かる。
　この原因としては、曝射制御装置３００から放射線源４００に対する曝射指令の送信から放射線源４００による放射線の放射の開始までの時間がばらつくことが考えられる。このばらつきによって、放射線８００の照射が開始されてからサンプルホールド回路２７０がサンプルホールドを完了するまでの期間Ｔ１（図４参照）がばらつきうる。また、放射線８００の照射が開始されてからサンプルホールド回路２８０がサンプルホールドを完了するまでの期間（Ｔ１＋Ｔ２）（図４参照）もばらつきうる。結果として、第１信号８０５（Ｅ２）および第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）の値がフレーム間でばらつくことになる。
　ここで、期間Ｔ１がばらついたとしても、それに応じて期間Ｔ２の開始時刻がずれるだけであって、期間Ｔ２の長さ自体はずれない。よって、期間Ｔ１がばらついたとしても、放射線撮像装置１によって検出されるエネルギーＥ２の放射線８０２の照射量ｅ２の誤差は小さい。また、期間Ｔ１が長くなった場合は期間Ｔ３が短くなり、期間Ｔ１が短くなった場合は期間Ｔ３が長くなる。よって、期間Ｔ１がばらついたとしても、放射線撮像装置１によって検出されるエネルギーＥ１、Ｅ３の放射線８０２の照射量ｅ１、ｅ３の和の誤差は小さい。
　このことは、図６Ａ、図６Ｂからも裏付けられる。図６Ａには、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３に対応する管電圧の推定値が示されている。図６Ｂには、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３に対応する放射線の線量の推定値が示されている。図６Ａ、図６Ｂから、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３については、放射線画像のフレーム間におけるばらつきが小さくなることが分かる。
　以上より、照射量ｅ２の画像（第２画像）、および、照射量ｅ１＋ｅ３の画像（第３画像）は、それぞれ、ばらつきが小さい画像であると言える。そこで、照射量ｅ２の画像（第２画像）、および、照射量ｅ１＋ｅ３の画像（第３画像）に基づいてエネルギーサブトラクション法によって新たな放射線画像を生成することが好ましい。ここで、照射量ｅ１＋ｅ３の画像（第３画像）は、照射量ｅ１＋ｅ２＋ｅ３の画像（第１画像＝第３信号８０７）と照射量ｅ２の画像（第２画像＝第１信号８０５）との差分を演算することによって得ることができる。照射量ｅ１＋ｅ２＋ｅ３の画像（第１画像＝第３信号８０７）は、放射線８００が照射される期間である第１期間ＴＴ（の全体）において複数の画素１１２の各々の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた画像である。照射量ｅ２の画像（第２画像＝第１信号８０５）は、第１期間ＴＴの開始後に開始し第１期間ＴＴの終了前に終了する第２期間Ｔ２において複数の画素１１２の各々の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた画像である。
　エネルギーサブトラクション法としては、種々の方法から選択される方法を採用することができる。例えば、第１エネルギーの放射線画像と第２エネルギーの放射線画像との差分を演算することによって骨画像と軟部組織画像とを得ることができる。また、第１エネルギーの放射線画像と第２エネルギーの放射線画像に基づいて非線形連立方程式を解くことによって骨画像と軟部組織画像とを生成してもよい。また、第１エネルギーの放射線画像と第２エネルギーの放射線画像とに基づいて造影剤画像と軟部組織画像とを得ることもできる。また、第１エネルギーの放射線画像と第２エネルギーの放射線画像とに基づいて電子密度画像と実効原子番号画像とを得ることもできる。
　上記の例では、放射線源４００の管電圧の立ち上がり、立ち下がりが鈍っていることを利用して互いにエネルギーが異なる複数の画像を得て、該複数の画像に基づいて新たな放射線画像を形成する。互いにエネルギーが異なる複数の画像は、放射線源４００の管電圧の波形を意図的に調整することによってもなされうる。あるいは、エネルギー帯域（波長帯域）が広い放射線を放射線源４００から放射させ、複数のフィルタの切り替えによって放射線のエネルギーを変更してもよい。
　図７には、拡張モード２における放射線撮像装置１の動作が示されている。拡張モード１では、第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）が読出回路ＲＣから出力される。しかし、信号処理部３５２が第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）を必要としない場合、第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）を読出回路ＲＣが出力しない方がフレームレートの向上等のために有利である。そこで、拡張モード２では、読出回路ＲＣは、第１信号８０５（Ｅ２）および８０７（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）を出力するが、第３信号第２信号８０６（Ｅ２＋Ｅ３）をしない。
　以下、拡張モード２における放射線撮像装置１の動作を説明する。リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化されてから所定期間が経過した後に、サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性される。これによって、エネルギーＥ１の放射線８０１の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１）がサンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされる。
　サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性されてから所定期間が経過した後に、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって活性される。これによって、エネルギーＥ１の放射線８０１およびエネルギーＥ２の放射線８０２の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１＋Ｅ２）がサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされる。
　次いで、サンプルホールド回路２７０によってサンプルホールドされた信号（Ｅ１）とサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされた信号（Ｅ１＋Ｅ２）との差分に相当する信号が第１信号８０５として読出回路ＲＣから出力される。
　次いで、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって活性されてから所定期間が経過した後（エネルギーＥ３の放射線８０３の照射（放射線８００の照射）が終了した後）に、サンプルホールド信号ＴＳが所定期間にわたって再び活性される。これによって、エネルギーＥ１、Ｅ２、Ｅ３の放射線８０１、８０２、８０３の照射を受けて画素アレイ１１０の画素１１２の変換素子２１０が発生した電気信号に応じた信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）がサンプルホールド回路２８０によってサンプルホールドされる。
　次いで、リセット信号ＰＲＥＳが所定期間にわたって活性化され、更に、サンプルホールド信号ＴＮが所定期間にわたって活性される。これによって、サンプルホールド回路２７０によってリセットレベル（０）がサンプルホールドされる。次いで、サンプルホールド回路２７０でサンプルホールドされた信号（リセットレベル＝０）とサンプルホールド回路２８０でサンプルホールドされた信号（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）との差分に相当する信号が第３信号８０７として読出回路ＲＣから出力される。
　以上のような動作を複数回にわたって繰り返すことによって、複数フレームの放射線画像（即ち、動画）を得ることができる。
　図８には、拡張モード３における放射線撮像装置１の動作が示されている。拡張モード３では、放射線撮像装置１に対する放射線の照射の開始を示す同期信号ＤＥＴに基づいて第２期間Ｔ２が決定される。より具体的には、拡張モード３では、タイミングジェネレータ１３０は、同期信号ＤＥＴに応答して、行選択回路１２０がサンプルホールド信号ＴＮ、ＴＳを活性化するタイミングを制御し、これによって第２期間Ｔ２が決定される。
　図９Ａには、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３に対応する管電圧の推定値が示されている。図９Ｂには、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３に対応する放射線の線量の推定値が示されている。図９Ａ、図９Ｂから、同期信号ＤＥＴに基づいてサンプルホールドを制御することによって、エネルギーＥ２、および、エネルギーＥ１＋Ｅ３について、放射線画像のフレーム間におけるばらつきが小さくなることが分かる。
　同期信号ＤＥＴは、種々の方法によって生成されうる。例えば、放射線源４００に管電流を測定する測定器を設けて、管電流が閾値を上回った場合に放射線の照射の開始を示す同期信号ＤＥＴを活性化することができる。この場合、撮像部１００は、同期信号ＤＥＴを受信する。あるいは、撮像部１００は、１又は複数の変換素子２１０から読出回路ＲＣによって周期的に信号を読み出して、その信号に基づいて同期信号ＤＥＴを生成することができる。あるいは、撮像部１００に放射線の照射を検知するセンサを設けて、該センサの出力の出力に基づいて同期信号ＤＥＴが生成されてもよい。
　拡張モード３では、曝射制御装置３００から放射線源４００に対する曝射指令の送信から放射線源４００による放射線の放射の開始までの時間のばらつきに対して鈍感になり、より正確に放射線画像を得ることができる。
　本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１７年２月１０日提出の日本国特許出願特願２０１７－０２３４７４を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。
１：放射線撮像装置、１００：撮像部、１１０：画素アレイ、３５０：制御装置、３５２：信号処理部、３００：曝射制御装置、４００：放射線源、ＲＣ：読出回路、１１２：画素

Claims (15)

  1. 　複数の画素を有する画素アレイを含む撮像部と、前記撮像部からの信号を処理する信号処理部とを備える放射線撮像装置であって、
    　前記複数の画素の各々は、放射線を電気信号に変換する変換素子と、前記変換素子をリセットするリセット部と、を含み、
    　前記信号処理部は、第１期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第１画像と、前記第１期間の開始後に開始し前記第１期間の終了前に終了する第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第２画像とに基づいて放射線画像を生成し、
    　前記複数の画素の各々において、前記第１期間においては、前記変換素子が前記リセット部によってリセットされない、
    　ことを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記信号処理部は、前記第１画像と前記第２画像との差分を演算することによって第３画像を生成し、前記第２画像および前記第３画像に基づいて放射線画像を生成する、
    　ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　前記信号処理部は、前記第２画像と前記第３画像との差分に基づいて放射線画像を生成する、
    　ことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  4. 　前記複数の画素の各々は、前記変換素子が変換した電気信号に応じて信号が非破壊で読み出されることを特徴とする請求項２又は３に記載の放射線撮像装置。
  5. 　前記複数の画素の各々は、前記変換素子が変換した電気信号をサンプルホールドするサンプルホールド回路を含み、前記サンプルホールド回路がサンプルホールドした電気信号に応じて信号が非破壊で読み出されることを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像装置。
  6. 　前記撮像部は、前記第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記複数の画素から非破壊で読み出された第１信号と、前記第２期間の開始から前記第１期間の終了までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記複数の画素から非破壊で読み出された第２信号と、前記第１期間の全体において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記複数の画素から非破壊で読み出された第３信号とを出力し、
    　前記信号処理部は、前記第１信号、前記第２信号および前記第３信号に基づいて前記第２画像および前記第３画像を得る、
    　ことを特徴とする請求項４又は５に記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記撮像部は、前記画素アレイから信号を読み出す読出回路を含み、
    　前記読出回路は、
    　前記第１期間の開始から前記第２期間の開始までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号と、前記第１期間の開始から前記第２期間の終了までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号とに基づいて前記第１信号を生成し、
    　前記第１期間の開始から前記第２期間の開始までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号と、前記第１期間の全体において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号とに基づいて前記第２信号を生成し、
    　前記第１期間の全体において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号に基づいて前記第３信号を生成する、
    　ことを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
  8. 　前記撮像部は、前記第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記複数の画素から非破壊で読み出された第１信号と、前記第１期間の全体において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記複数の画素から非破壊で読み出された第３信号とを出力し、
    　前記信号処理部は、前記第１信号および前記第３信号に基づいて前記第２画像および前記第３画像を得る、
    　ことを特徴とする請求項４又は５に記載の放射線撮像装置。
  9. 　前記撮像部は、前記画素アレイから信号を読み出す読出回路を含み、
    　前記読出回路は、
    　前記第１期間の開始から前記第２期間の開始までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号と、前記第１期間の開始から前記第２期間の終了までの期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号とに基づいて前記第１信号を生成し、
    　前記第１期間の全体において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じて前記画素アレイから出力される信号に基づいて前記第３信号を生成し、
    　ことを特徴とする請求項８に記載の放射線撮像装置。
  10. 　前記放射線撮像装置に対する放射線の照射の開始を示す同期信号に基づいて前記第２期間が決定される、
    　ことを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  11. 　前記サンプルホールド回路が前記放射線撮像装置に対する放射線の照射の開始を示す同期信号に基づいて制御される、
    　ことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  12. 　前記撮像部は、放射線が照射されたことを検出して前記同期信号を生成する、
    　ことを特徴とする請求項１０又は１１に記載の放射線撮像装置。
  13. 　前記撮像部は、前記同期信号を受信する、
    　ことを特徴とする請求項１０又は１１に記載の放射線撮像装置。
  14. 　放射線源を更に備える、
    　ことを特徴とする請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  15. 　複数の画素を有する放射線撮像装置を使って放射線画像を得る放射線撮像方法であって、
    　前記複数の画素の各々は、放射線を電気信号に変換する変換素子と、前記変換素子をリセットするリセット部と、を含み、
    　前記放射線撮像方法は、第１期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第１画像と、前記第１期間の開始後に開始し前記第１期間の終了前に終了する第２期間において前記複数の画素の各々の前記変換素子が変換した電気信号に応じた第２画像とに基づいて放射線画像を生成し、
    　前記複数の画素の各々において、前記第１期間においては、前記変換素子が前記リセット部によってリセットされない、
    　ことを特徴とする放射線撮像方法。
PCT/JP2018/003771 2017-02-10 2018-02-05 放射線撮像装置および放射線撮像方法 WO2018147217A1 (ja)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP18750869.2A EP3582489A4 (en) 2017-02-10 2018-02-05 RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE AND METHOD FOR RADIOLOGICAL IMAGING
BR112019015769-7A BR112019015769A2 (pt) 2017-02-10 2018-02-05 Aparelho de imageamento por radiação e método de imageamento por radiação
CN201880010403.0A CN110268706B (zh) 2017-02-10 2018-02-05 放射线成像装置和放射线成像方法
KR1020197025495A KR102314357B1 (ko) 2017-02-10 2018-02-05 방사선 촬상 장치 및 방사선 촬상 방법
RU2019128201A RU2019128201A (ru) 2017-02-10 2018-02-05 Устройство радиационной визуализации и способ радиационной визуализации
US16/519,456 US11303831B2 (en) 2017-02-10 2019-07-23 Radiation imaging apparatus and radiation imaging method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017-023474 2017-02-10
JP2017023474A JP6974948B2 (ja) 2017-02-10 2017-02-10 放射線撮像装置および放射線撮像方法

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US16/519,456 Continuation US11303831B2 (en) 2017-02-10 2019-07-23 Radiation imaging apparatus and radiation imaging method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018147217A1 true WO2018147217A1 (ja) 2018-08-16

Family

ID=63107423

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2018/003771 WO2018147217A1 (ja) 2017-02-10 2018-02-05 放射線撮像装置および放射線撮像方法

Country Status (8)

Country Link
US (1) US11303831B2 (ja)
EP (1) EP3582489A4 (ja)
JP (1) JP6974948B2 (ja)
KR (1) KR102314357B1 (ja)
CN (1) CN110268706B (ja)
BR (1) BR112019015769A2 (ja)
RU (1) RU2019128201A (ja)
WO (1) WO2018147217A1 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20190222782A1 (en) * 2018-01-17 2019-07-18 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, control method for radiation imaging apparatus, and non-transitory computer-readable storage medium
EP3659507A4 (en) * 2017-07-28 2020-12-16 C/o Canon Kabushiki Kaisha RADIATION IMAGE CAPTURE DEVICE
EP3890310A4 (en) * 2018-11-29 2022-07-06 Canon Kabushiki Kaisha RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE AND CONTROL METHOD OF RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019012846A1 (ja) 2017-07-10 2019-01-17 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP6912965B2 (ja) 2017-08-04 2021-08-04 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像装置の作動方法
JP7038506B2 (ja) 2017-08-25 2022-03-18 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像装置の作動方法
JP6882135B2 (ja) 2017-10-06 2021-06-02 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム
JP7245001B2 (ja) 2018-05-29 2023-03-23 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および撮像システム
JP7093233B2 (ja) 2018-06-07 2022-06-29 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
WO2020003744A1 (ja) 2018-06-27 2020-01-02 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
WO2020110762A1 (ja) * 2018-11-29 2020-06-04 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像の制御方法
JP7319809B2 (ja) * 2019-03-29 2023-08-02 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及び放射線撮像システム
JP7246281B2 (ja) * 2019-08-02 2023-03-27 キヤノン株式会社 画像処理装置およびその制御方法、放射線撮影装置、プログラム
JP7378245B2 (ja) 2019-08-29 2023-11-13 キヤノン株式会社 放射線検出装置、その制御方法及び放射線撮像システム
FR3103939B1 (fr) * 2019-11-28 2022-07-22 Office National Detudes Rech Aerospatiales Procede de saisie d’images utilisant des elements sensibles a effet de memoire

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002051265A (ja) * 2000-08-01 2002-02-15 Canon Inc 撮像装置
JP2009504221A (ja) 2005-08-09 2009-02-05 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 動的デュアルエネルギーｘ線撮影のシステム及び方法
JP2013219751A (ja) * 2012-03-16 2013-10-24 Canon Inc 放射線撮像装置及び撮像システム
JP2014090960A (ja) * 2012-11-06 2014-05-19 Toshiba Corp Ｘ線診断装置及び制御プログラム
JP2017023474A (ja) 2015-07-23 2017-02-02 株式会社インテグラル 皮膚毛穴解析装置，皮膚毛穴解析方法および該装置に用いるプログラム

Family Cites Families (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6852241B2 (en) 2001-08-14 2005-02-08 Lexmark International, Inc. Method for making ink jet printheads
JP5634194B2 (ja) * 2010-09-28 2014-12-03 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及びその制御方法
JP5576754B2 (ja) * 2010-09-29 2014-08-20 キヤノン株式会社 放射線撮像装置
JP5559000B2 (ja) * 2010-10-12 2014-07-23 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像装置の制御方法、およびプログラム
JP2012125409A (ja) * 2010-12-15 2012-07-05 Fujifilm Corp 放射線撮影装置
JP5814621B2 (ja) 2011-05-24 2015-11-17 キヤノン株式会社 撮像装置及びその制御方法、並びに、撮像システム
JP5986526B2 (ja) 2012-04-06 2016-09-06 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及び放射線撮像システム
JP6162937B2 (ja) 2012-08-31 2017-07-12 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法および制御プログラム
KR102001217B1 (ko) * 2012-11-01 2019-07-17 삼성전자주식회사 엑스선 검출기를 교정하는 방법
JP6041669B2 (ja) 2012-12-28 2016-12-14 キヤノン株式会社 撮像装置及び撮像システム
JP5986524B2 (ja) 2013-02-28 2016-09-06 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP5934128B2 (ja) 2013-02-28 2016-06-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP2014168205A (ja) 2013-02-28 2014-09-11 Canon Inc 放射線撮像装置、放射線検査装置、信号の補正方法およびプログラム
JP6016673B2 (ja) 2013-02-28 2016-10-26 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP6161346B2 (ja) 2013-03-19 2017-07-12 キヤノン株式会社 撮像システム
JP6238577B2 (ja) 2013-06-05 2017-11-29 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US20140361189A1 (en) 2013-06-05 2014-12-11 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging system
US10039516B2 (en) * 2013-11-08 2018-08-07 Carestream Health, Inc. Digital radiography detector image readout system and process
JP6376783B2 (ja) 2014-03-12 2018-08-22 キヤノン株式会社 乳房断層撮影装置および制御方法
JP6355387B2 (ja) 2014-03-31 2018-07-11 キヤノン株式会社 撮像装置及び撮像システム
US9737271B2 (en) 2014-04-09 2017-08-22 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus and control method of the same
JP6362421B2 (ja) 2014-05-26 2018-07-25 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法およびプログラム
JP6494204B2 (ja) 2014-07-17 2019-04-03 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP6385179B2 (ja) 2014-07-18 2018-09-05 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及びその駆動方法
JP6391388B2 (ja) 2014-09-24 2018-09-19 キヤノン株式会社 放射線撮像装置
JP6532214B2 (ja) * 2014-11-08 2019-06-19 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP6525579B2 (ja) 2014-12-22 2019-06-05 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP2016178533A (ja) 2015-03-20 2016-10-06 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US9658347B2 (en) 2015-06-15 2017-05-23 General Electric Company Digital X-ray detector having multi-tap pixels
JP6573377B2 (ja) 2015-07-08 2019-09-11 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム
JP6573378B2 (ja) 2015-07-10 2019-09-11 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム
JP6674222B2 (ja) 2015-10-09 2020-04-01 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像装置の制御方法
JP6643871B2 (ja) 2015-11-13 2020-02-12 キヤノン株式会社 放射線撮像装置およびフォトンカウンティングの方法
JP6643909B2 (ja) 2016-01-27 2020-02-12 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム
JP6700828B2 (ja) 2016-02-10 2020-05-27 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その駆動方法及び撮像システム
JP6871717B2 (ja) 2016-11-10 2021-05-12 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像方法
JP6934769B2 (ja) * 2017-07-28 2021-09-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP7067912B2 (ja) 2017-12-13 2022-05-16 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002051265A (ja) * 2000-08-01 2002-02-15 Canon Inc 撮像装置
JP2009504221A (ja) 2005-08-09 2009-02-05 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 動的デュアルエネルギーｘ線撮影のシステム及び方法
JP2013219751A (ja) * 2012-03-16 2013-10-24 Canon Inc 放射線撮像装置及び撮像システム
JP2014090960A (ja) * 2012-11-06 2014-05-19 Toshiba Corp Ｘ線診断装置及び制御プログラム
JP2017023474A (ja) 2015-07-23 2017-02-02 株式会社インテグラル 皮膚毛穴解析装置，皮膚毛穴解析方法および該装置に用いるプログラム

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3582489A4

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3659507A4 (en) * 2017-07-28 2020-12-16 C/o Canon Kabushiki Kaisha RADIATION IMAGE CAPTURE DEVICE
US11047994B2 (en) 2017-07-28 2021-06-29 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus
US20190222782A1 (en) * 2018-01-17 2019-07-18 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, control method for radiation imaging apparatus, and non-transitory computer-readable storage medium
US10742911B2 (en) * 2018-01-17 2020-08-11 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, control method for radiation imaging apparatus, and non-transitory computer-readable storage medium
EP3890310A4 (en) * 2018-11-29 2022-07-06 Canon Kabushiki Kaisha RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE AND CONTROL METHOD OF RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE
US11825232B2 (en) 2018-11-29 2023-11-21 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus and radiation imaging apparatus control method

Also Published As

Publication number Publication date
CN110268706A (zh) 2019-09-20
EP3582489A1 (en) 2019-12-18
CN110268706B (zh) 2021-11-02
JP6974948B2 (ja) 2021-12-01
KR20190111101A (ko) 2019-10-01
US20190349541A1 (en) 2019-11-14
RU2019128201A (ru) 2021-03-10
JP2018129766A (ja) 2018-08-16
BR112019015769A2 (pt) 2020-03-17
KR102314357B1 (ko) 2021-10-19
EP3582489A4 (en) 2020-12-16
US11303831B2 (en) 2022-04-12
RU2019128201A3 (ja) 2021-03-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018147217A1 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP7108738B2 (ja) 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像方法
JP6934769B2 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP6525579B2 (ja) 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US11360034B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP7242266B2 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像装置の制御方法
JP7397593B2 (ja) 放射線撮像装置、画像取得方法およびプログラム
JP7300045B2 (ja) 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像方法
WO2020110762A1 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像の制御方法
JP2020092361A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像装置の制御方法
JP2023077985A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP2020081664A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像の制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18750869

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

REG Reference to national code

Ref country code: BR

Ref legal event code: B01A

Ref document number: 112019015769

Country of ref document: BR

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 20197025495

Country of ref document: KR

Kind code of ref document: A

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2018750869

Country of ref document: EP

Effective date: 20190910

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 112019015769

Country of ref document: BR

Kind code of ref document: A2

Effective date: 20190730