(57)【要約】【課題】多数の医療診断イメージング・システムのシステム内で及びシステム間で一貫した正確な画質を提供する。【解決手段】固体Ｘ線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置が、Ｘ線検出器走査の終端に複数の行を専用に供することを含んでいる。これらの専用行は、固体Ｘ線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきによって誘起される「信号」を測定するのに利用することができる。第一の行を用いて、電子的オフセットによって誘起された信号を測定することができる。第二の行を用いて、ゲインばらつきによって誘起された信号を測定することができる。これら専用の行から採取された誘起された信号の測定値を用いて、Ｘ線画像から構造化されたアーティファクトを除去することができる。【選択図】図１
2004516901.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療診断イメージング・システム１００の検出器１１０により取得される医療診断画像を形成する方法であって、
１以上の較正データ集合を得るように検出器１１０を較正する工程と、
患者の被照射小区画を含む検出器の被照射区画１１５を形成するようにエネルギ源１２０で前記検出器１１０を照射する工程と、
前記検出器１１０により生成される少なくとも第一及び第二のデータ集合を測定する工程であって、該少なくとも第一及び第二のデータ集合の一方は前記患者の被照射小区画の外部の前記検出器の被照射区画１１５の少なくとも一部を表わし、前記少なくとも第一及び第二のデータ集合の一方は前記患者の被照射小区画の少なくとも一部を表わす、少なくとも第一及び第二のデータ集合を測定する工程と、
前記患者の被照射小区画、並びに前記少なくとも第一及び第二のデータ集合と前記較正データ集合との間の関係に基づいて、医療診断画像を形成する工程とを備えた方法。
【請求項２】
エネルギ源１２０で検出器１１０を照射する前記工程は、Ｘ線エネルギで前記検出器１１０を照射する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記第一及び第二のデータ集合は、画像照射データ集合及びばらつきデータ集合を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記ばらつきデータ集合はオフセットの測定値を含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記ばらつきデータ集合は電子的ゲインの測定値を含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項６】
前記オフセットは電子的漏れを含んでいる請求項４に記載の方法。
【請求項７】
少なくとも第一及び第二のデータ集合を測定する前記工程は、前記ばらつきデータ集合のために前記患者の被照射画像の外部の前記検出器の被照射区画１１５の前記少なくとも一部を測定する工程と、前記画像照射データ集合のために前記患者の被照射画像の前記少なくとも一部を測定する工程とを含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項８】
前記測定する工程は、前記検出器１１０により生成される少なくとも第一、第二及び第三のデータ集合を測定する工程を含んでおり、該少なくとも第一、第二及び第三のデータ集合の一つは前記患者の被照射小区画の外部の前記検出器の被照射区画１１５の少なくとも一部を表わし、前記少なくとも第一、第二及び第三のデータ集合の一つは前記患者の被照射小区画の少なくとも一部を表わす請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記第一のデータ集合は画像照射データ集合を含んでおり、前記第二のデータ集合はオフセット・データ集合を含んでおり、前記第三のデータ集合はゲイン・データ集合を含んでいる請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記オフセット・データ集合は電子的漏れデータ集合を含んでいる請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記医療診断画像を形成する前記工程は、前記第二のデータ集合の値から前記第一のデータ集合からの対応する値を減算する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
医療診断画像を形成する前記工程は、前記第一及び第二のデータ集合の前記測定値に従ってディジタル表示器のピクセルをアクティブにする工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記医療診断画像を形成する前記工程は、前記ばらつきデータ集合の値から前記較正データ集合からの対応する値を減算する工程と、この差を前記画像照射データ集合の対応する値から減算する工程とを含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項１４】
前記医療診断画像を形成する前記工程は、前記較正データ集合からの値と前記ばらつきデータ集合の対応する値との間の比を求める工程と、この結果に前記画像照射データ集合の対応する値を乗ずる工程とを含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項１５】
物体を表わすエネルギ及び前記物体の外部のエネルギで照射され、エネルギの離散量を検出するセル２１０のアレイで形成されているパネルと、
セル２１０により検出されるエネルギ量を各々表わすデータ集合を読み取るスキャナ１４５であって、該スキャナ１４５は較正データ集合を読み取り、該スキャナ１４５は少なくとも第一及び第二のデータ集合を前記パネルが前記エネルギで照射される前、照射されている間又は照射された後に読み取り、前記少なくとも第一及び第二のデータ集合の一方は前記物体の少なくとも一部から読み取られ、前記少なくとも第一及び第二のデータ集合の一方は前記物体の前記外部の少なくとも一部から読み取られ、当該スキャナ１４５は前記較正データ集合並びに前記少なくとも第一及び第二のデータ集合を読み取る読み取り器を用いており、前記少なくとも第一及び第二のデータ集合と前記較正データ集合との間の関係に基づいて出力を発生するスキャナ１４５とを備えた画像を取得する検出器サブシステム１１０。
【請求項１６】
前記セル２１０のアレイは、
前記エネルギの離散量を表わすフォトンを検出するフォトダイオード３２０のアレイと、
該フォトダイオード３２０と前記スキャナ１４５とを切り換え自在に相互接続する電界効果トランジスタ３３０のアレイとを含んでいる請求項１５に記載のサブシステム。
【請求項１７】
前記第一及び第二のデータ集合は、画像照射データ集合及びばらつきデータ集合を含んでいる請求項１５に記載のサブシステム。
【請求項１８】
前記ばらつきデータ集合は電子的ゲイン・データを含んでいる請求項１７に記載のサブシステム。
【請求項１９】
前記ばらつきデータ集合はオフセット・データを含んでいる請求項１７に記載のサブシステム。
【請求項２０】
前記オフセット・データは電子的漏れデータを含んでいる請求項１９に記載のサブシステム。
【請求項２１】
前記スキャナ１４５は、前記画像照射データ集合のために前記物体について前記パネルの少なくとも一部から前記第一のデータ集合を読み取り、前記ばらつきデータ集合のために前記物体の外部の前記パネルの少なくとも一部から前記第二のデータ集合を読み取る請求項１７に記載のサブシステム。
【請求項２２】
患者から発するエネルギ・パターンを検出する検出器１１０であって、前記患者及び前記患者の外部の両方からの検出エネルギの量に比例して放電する離散的収集素子２１０のアレイを有する検出器１１０と、
前記収集素子２１０に蓄積された電荷を復元すると共に測定する画像取得モジュール１４０であって、前記収集素子２１０上で復元された前記電荷を測定するように読み出し電子回路１４５を有している画像取得モジュール１４０とを備えた医療診断イメージング・システム１００であって、
前記画像取得モジュール１４０は、前記検出器１１０及び読み出し電子回路１４５のエネルギ特性を表わす較正データを得るように少なくとも第一パス時に前記検出器１１０を走査し、前記患者からの前記エネルギ・パターンを表わす画像照射データを得るように少なくとも第二パス時に前記収集素子２１０を走査すると共に、前記読み出し電子回路１４５のエネルギ特性を表わすばらつきデータを得るように前記収集素子２１０を走査する、医療診断イメージング・システム１００。
【請求項２３】
前記読み出し電子回路１４５の前記エネルギ特性の影響を最小限に抑えるように前記較正データ及び前記ばらつきデータを用いて前記画像照射データを補正する画像調節モジュール１５０をさらに含んでいる請求項２２に記載のシステム。
【請求項２４】
前記検出器１１０は、前記収集素子２１０と前記画像取得モジュール１４０とを切り換え自在に相互接続する電界効果トランジスタ３３０のアレイをさらに含んでいる請求項２２に記載のシステム。
【請求項２５】
前記読み出し電子回路１４５の前記エネルギ特性は電子的オフセット・ドリフトを含んでいる請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】
前記電子的オフセットは電子的漏れドリフトを含んでいる請求項２５に記載のシステム。
【請求項２７】
前記読み出し電子回路１４５の前記エネルギ特性は電子的ゲイン・ドリフトを含んでいる請求項２４に記載のシステム。
【請求項２８】
前記収集素子２１０はフォトダイオード３２０を含んでいる請求項２２に記載のシステム。
【請求項２９】
前記エネルギ・パターンはＸ線エネルギ・パターンである請求項２２に記載のシステム。
【請求項３０】
一定の電荷保持におけるばらつきデータを得るように画像照射の終盤に行なわれる第三パスをさらに含んでいる請求項２２に記載のシステム。
【請求項３１】
前記検出器と前記読み出し電子回路１４５とを断路するスイッチをさらに含んでいる請求項２２に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
本発明の好適実施形態は一般的には、医療診断イメージング・システムに関し、具体的には、固体検出器を採用した医用イメージング・システムにおける電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置に関する。
【０００２】
Ｘ線撮像は長年にわたり普及した医療診断ツールである。Ｘ線イメージング・システムは、医師が正確な診断を下すのに必要な情報をしばしば含んでいる例えば胸部、子宮頸部、脊柱、頭蓋及び腹部の画像を撮影するのに広く用いられている。Ｘ線イメージング・システムは典型的には、Ｘ線源とＸ線センサとを含んでいる。例えば胸部Ｘ線画像を撮影する場合には、患者はＸ線センサに胸部を押圧して立ち、同時にＸ線技師がＸ線センサ及びＸ線源を適当な高さに配置する。線源によって発生されたＸ線は患者の胸部を透過し、次いで、Ｘ線センサが、線源によって発生され体内の様々な部分によって様々な度合いで減弱したＸ線エネルギを検出する。付設された制御システムが、Ｘ線センサから検出されたＸ線エネルギを得て、表示器上に対応する診断画像を形成する。
【０００３】
Ｘ線センサは従来のスクリーン／フィルム構成であってよく、この場合にはスクリーンがＸ線を光へ変換してフィルムを露光する。Ｘ線センサはまた、固体ディジタル画像検出器であってもよい。ディジタル検出器は、従来のスクリーン／フィルム構成よりも大幅に広いダイナミック・レンジを提供する。
【０００４】
固体ディジタルＸ線検出器の一実施形態は、半導体ＦＥＴ及びフォトダイオードのパネルで構成され得る。パネル内のＦＥＴ及びフォトダイオードは典型的には、行（走査線）及び列（データ線）を成して配列されている。ＦＥＴコントローラが、ＦＥＴをオン及びオフにする順序を制御する。ＦＥＴは典型的には、行単位でオンにされすなわち起動される。ＦＥＴがオンになると、ＦＥＴチャネルを確立する電荷がトランジスタのソース及びドレインの両方からＦＥＴに引き込まれる。しかしながら、アモルファス・シリコンＦＥＴの性質が不完全であるため、ＦＥＴがオフになって電荷流出する（ｂｌｅｅｄ ｏｕｔ）ときに電荷が一時的に保持され、経時的に減衰して、オフセットの形態で所望の信号を損なう。各々のＦＥＴのソースはフォトダイオードに接続されている。各々のＦＥＴのドレインはデータ線を介して読み出し電子回路に接続されている。各々のフォトダイオードは光信号を集積して、検出器によって吸収されたＸ線に比例するエネルギを放出する。ＦＥＴのゲートはＦＥＴコントローラに接続されている。ＦＥＴコントローラは、フォトダイオードのパネルから放出された信号が順番に読み出されるようにする。読み出し電子回路は、フォトダイオードから放出された信号を変換する。検出器のフォトダイオードによって放出されて読み出し電子回路によって変換されたエネルギを取得システムが利用して、表示されるディジタル診断画像内のピクセルをアクティブにする。ＦＥＴ及びフォトダイオードのパネルは典型的には、行毎に走査される。ディジタル診断画像の対応するピクセルは典型的には、行単位でアクティブになる。
【０００５】
Ｘ線検出器のＦＥＴはスイッチとして動作して、フォトダイオードの充電を制御する。ＦＥＴが開いているときには、関連するフォトダイオードは読み出し電子回路から断路されている。関連するフォトダイオードは、Ｘ線照射時に放電する。ＦＥＴが閉じると、フォトダイオードは読み出し電子回路によって初期電荷まで再充電される。線源から吸収されたＸ線に応じてシンチレータが発光する。フォトダイオードは、発光を感知して部分的に放電する。このように、ＦＥＴが開いている間はフォトダイオードはＸ線量を表わす電荷を保持している。ＦＥＴが閉じると、フォトダイオードに跨がる電圧が復元されて、フォトダイオードに跨がる所望の電圧を再確立する。所望の電圧を再確立するための電荷量の測定値が、Ｘ線照射の長さにわたってフォトダイオードによって集積されたＸ線量の測定値となる。
【０００６】
読み出し電子回路は、Ｘ線検出器パネルからの出力信号を読み取る。読み出し電子回路がＸ線検出器パネルからの出力信号を読み取るように起動されるときに、得られる画像に電子的オフセットが加わる可能性がある。例えば、読み出し電子回路から幾分かの過剰電荷が「漏れ」て、出力信号に加わる可能性がある。読み出し電子回路からのこの電荷漏れによって、Ｘ線画像に構造化されたアーティファクト（ゴースト画像及び歪みを含む）が引き起こされる場合がある。読み出し電子回路による電荷漏れのようなオフセットは、「暗」画像を取得することにより初期測定することができる。「暗」画像とは、Ｘ線照射を行なわずに為される読み取りである。「暗」画像は、Ｘ線検出器パネルのＦＥＴを単純にアクティブにして、読み出し電子回路を介して出力信号を読み取る。このように、「暗」画像によって、ＦＥＴコントローラの読み出し電子回路による電荷漏れのようなオフセットを決定することができる。所望の物体についての実際の「照射時」Ｘ線画像ピクセル値から「暗」画像ピクセル値を減算することにより、読み出し電子回路等の原因によるオフセット（すなわち電荷漏れ）の影響を理論的には解消することができる。
【０００７】
ところで、Ｘ線画像についてのゲイン補正係数をピクセル毎に求めるためには、検出器及び電子回路に対してゲイン較正を行なう。ゲイン較正には、検出器の感度及び読み出し電子回路のゲインが含まれる。ゲイン較正のためには、照射線を一様に減衰させるＸ線較正用ファントムと共に、平坦視野の一様なＸ線照射を用いる。従って、ゲイン較正を随時行なうことが望ましい。照射後に、ゲイン較正画像のピクセルを検査する。小さい応答（平均よりも小さい）を有するピクセルには１よりも大きい係数を乗ずる。大きい応答（平均よりも大きい）を有するピクセルには１よりも小さい係数を乗ずる。所与の閾値よりも小さい応答を呈したピクセルは、「デッド（ｄｅａｄ）」ピクセルとしてマッピングする。第二の所与の閾値よりも大きいピクセルもマッピングする。第二の閾値よりも大きいピクセルは、飽和を起こし易過ぎるものと考えられる。飽和を起こし易過ぎるピクセルは、新たな信号を一切返さなくなり、制限されたダイナミック・レンジを呈すると考えられる。
【０００８】
Ｘ線画像は多くの目的に用いることができる。例えば、目標物体の内部欠陥を検出することができる。加えて、内部の構造又は整列性の変化を決定することができる。さらに、目標内の物体の存在又は非存在を画像で示すこともできる。Ｘ線撮像から得られる情報は、医療及び製造を含めた多くの分野に応用することができる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
Ｘ線イメージング・システムその他の如何なるイメージング・システムにおいても、画質は最も重要である。この観点で、ディジタル又は固体画像検出器を採用したＸ線イメージング・システム（「ディジタルＸ線システム」）は幾つかの固有の問題点に直面する。ディジタルＸ線画像の問題点には、画像アーティファクト、「ゴースト画像」、又はディジタルＸ線画像の歪み等がある。ディジタルＸ線システムが直面する問題点の一因は、ディジタルＸ線システムに用いられている読み出し電子回路のオフセット（すなわち電子的漏れ）及びゲインのばらつきである。
【００１０】
理想的な画像調節では、前述のように、照射時Ｘ線画像のピクセルの値から対応する「暗」画像ピクセルの値を減算することによりオフセット補正を行なうことができる。この結果に前述のゲイン較正係数を乗ずることができる。しかしながら、読み出し電子回路のゲイン及びオフセットのばらつきがオフセット補正及びゲイン較正に影響を及ぼす場合がある。
【００１１】
温度変化は読み出し電子回路に影響を及ぼし得る。Ｘ線検出器パネルからの出力信号は極く小さい。出力信号が極く小さいので、読み出し電子回路は感度が極めて高い。感度の高い読み出し電子回路は温度変化の影響を被り易い。異なる時刻での温度差が、これら異なる時刻に読み出し回路によって読み出される信号に影響する。ゲイン較正と照射データの読み取り時との間での温度差によって、Ｘ線検出器パネルから画像データを読み取るときに、取得測定値を損なうようなゲインのばらつきが生じる可能性がある。読み出し電子回路のゲインがゲイン較正とＸ線画像との間で変化していると、ゲイン補正は誤ったものとなる。同様に、温度変化によって、読み出し電子回路がＸ線検出器パネルからの出力信号を読み取るように起動されたときに読み出し電子から「漏れる」電荷量のようなオフセットに変化が生ずる場合がある。結果として、Ｘ線画像での読み出し電子回路によるオフセットと、「暗」画像での読み出し電子回路によるオフセットとが異なるものとなる可能性がある。読み出し電子回路によるオフセットが異なっていると、読み出し電子回路オフセット（すなわち電子的漏れ）によって引き起こされる構造化されたアーティファクトは、所望の物体の実際の「照射時」Ｘ線画像から「暗」画像を減算しても解消されない。
【００１２】
以上に述べたように、ディジタル画像検出器の特性は内在的に変動する。多数の医療診断イメージング・システムのシステム内で及びシステム間で一貫した正確な画質（並びに特に画像のグレイ・スケール分解能）を提供する必要性があるが、従来は、かかる一貫性を提供するための自動化された手法が存在していなかった。
【００１３】
従って、固体Ｘ線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置が必要とされている。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の好適実施形態は、固体Ｘ線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する方法及び装置を提供する。この方法及び装置は、通常のＸ線検出器走査域の終端に２行以上の行を付加することを含んでいる。これらの付加行は、固体Ｘ線検出器の物理的な画像域の外部に位置していてよい。次いで、付加行を用いて、固体Ｘ線検出器の「暗」画像取得とＸ線画像取得との間に生じ得る電子的オフセット（電子的漏れ等）のばらつきによって誘起される「信号」を測定することができる。また、付加行を用いて、ゲイン較正とＸ線画像取得との間に生じ得るゲインのばらつきを測定することができる。これらの測定は検出器走査の終盤に行なってよい。電子的オフセット及びゲインのばらつきによって誘起される信号は、本実施形態によらなければＸ線画像に可視的な構造化されたアーティファクトを生じていたであろうものである。
【００１５】
代替的な好適実施形態では、既存の固体Ｘ線検出器走査域を用いて、Ｘ線検出器走査域の終端の２行以上の行を単純に起動しないようにすることができる。この実施形態では、走査によって網羅される画像域を縮小することができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
図１は、医療診断イメージング・システム１００の好適実施形態を示している。医療診断イメージング・システム１００は複数のサブシステムを含んでいる。説明の目的のみのために、医療診断イメージング・システム１００をＸ線システムとして説明する。医療診断イメージング・システム１００は、Ｘ線検出器１１０、Ｘ線検出器走査域１１５、Ｘ線源１２０、シンチレータ１２５及び患者１３０等のサブシステムを含んでいる。医療診断イメージング・システム１００はまた、画像取得モジュール１４０及び画像調節モジュール１５０を含んでいる。画像取得モジュール１４０は読み出し電子回路１４５を含んでいる。
【００１７】
患者１３０は医療診断イメージング・システム１００内に配置される。一つのシステム例では、Ｘ線源１２０は患者１３０の下方に配置されている。Ｘ線検出器１１０は患者１３０の上方に配置されている。シンチレータ１２５はＸ線検出器１１０と患者１３０との間に配置されている。Ｘ線はＸ線源１２０から患者１３０を透過してシンチレータ１２５へ伝達される。シンチレータ１２５は、Ｘ線源１２０から患者１３０を透過して伝達されたＸ線に応じた光を発する。発光はＸ線検出器１１０及びＸ線検出器走査域１１５へ伝達される。
【００１８】
図２は、Ｘ線検出器１１０の内部の固体Ｘ線検出器走査域１１５の好適実施形態を示している。Ｘ線検出器走査域１１５は、Ｘ線画像のピクセルに対応するセル２１０で構成されている。各々のセル２１０は典型的には、フォトダイオードと電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）とを含んでいる。セル２１０は、列２２０及び行２３０を成して配列されていてよい。セル２１０は、行２３０に沿って走査線によって制御されると共に、列２２０に沿ってデータ線によって読み出される。１以上のセル２１０がＸ線画像の１以上のピクセルに一意にマッピングされる。ピクセルは、患者１３０の所望のディジタルＸ線画像を形成するようにアクティブにされる。
【００１９】
図３は、Ｘ線検出器１１０の内部の固体Ｘ線検出器走査域１１５の好適実施形態のさらに下位レベルの図を示している。Ｘ線検出器走査域１１５は、フォトダイオード３２０と電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）３３０とを含むセル２１０で構成されている。データ線３４０がセル２１０を画像取得モジュール１４０の読み出し電子回路１４５に接続している。
【００２０】
読み出し電子回路１４５を介して、画像取得モジュール１４０はＸ線検出器走査域１１５からＸ線画像を取得する（図３を参照）。好適実施形態では、画像取得モジュール１４０は、検出器の被照射区画１１５からの画像よりも多いデータを取得することができる。図４に示す好適実施形態では、Ｘ線検出器走査域１１５は、拡大Ｘ線検出器走査域４１５を形成するようにＸ線検出器走査域１１５の終端の後の付加的なファントム行４３０を走査することにより、見かけ上拡大することができる。付加行４３０の数は様々であってよい。また、付加行４３０は、Ｘ線検出器走査域１１５の前後に位置するのに加えて、Ｘ線検出器走査域１１５の一方の側辺に沿って又は両側辺に沿って位置していてもよい。画像取得モジュール１４０は、拡大Ｘ線検出器走査域４１５から画像を取得することができる。
【００２１】
図５に示すもう一つの好適実施形態では、Ｘ線検出器走査域１１５は、Ｘ線検出器走査域１１５の終端の２行以上の行５３０分だけ縮小され、且つ／又はＸ線検出器走査域１１５の先端に沿った２行以上の行分だけ縮小されたものであってもよい。もう一つの好適実施形態では、通常のＸ線検出器走査域１１５に専用として供される行を付加行４３０の代わりにオフセット（電子的漏れ等）及びゲインのばらつきの補正に用いてもよい。画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５からのＸ線画像を取得することができる。
【００２２】
画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５のセル２１０からの信号をデータ線３４０から読み出し電子回路１４５を介して受け取ることにより、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５からＸ線画像を取得することができる。データ線３４０からの信号は、フォトダイオード３２０の放電によって発生され得る。フォトダイオード３２０は、フォトダイオード３２０による吸光の結果として放電することができる。光は、フォトダイオード３２０の直上のシンチレータ１２５によって、シンチレータ１２５によるＸ線エネルギの吸収に応じて発せられる。ＦＥＴ３３０は、フォトダイオード３２０によって蓄積された電荷が信号としてデータ線３４０を通って読み出し電子回路１４５から走行するようにする。ＦＥＴ３３０は、画像取得モジュール１４０に設けられている読み出し電子回路１４５によって起動され得る。画像取得モジュール１４０がデータ線３４０を介して受け取った信号は、読み出し電子回路１４５の電子的オフセット（すなわち電子的漏れ）及びゲインのばらつきによって生ずる構造アーティファクト（ゴースト画像及び歪みを含む）を含んでいる可能性がある。
【００２３】
画像調節モジュール１５０は、画像取得モジュール１４０から取得された画像を受け取る。画像調節モジュール１５０は、読み出し電子回路１４０によってＸ線画像に引き起こされる構造化されたアーティファクトを補正する。Ｘ線画像の構造化されたアーティファクトは、読み出し電子回路１４５の電子的オフセット（電子的漏れ等）のばらつき及び／又はゲインのばらつきによって引き起こされている場合がある。好適実施形態では、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５の終端で走査された付加行を画像調節モジュール１５０によって利用して、読み出し電子回路１４５による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされるＸ線画像の構造化されたアーティファクトを補正する。代替的な好適実施形態では、通常のＸ線検出器走査域１１５又は４１５の終端に専用として供された行を画像調節モジュール１５０によって利用して、読み出し電子回路１４５による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされるＸ線画像の構造化されたアーティファクトを補正する。
【００２４】
次に図６について説明する。図６は、医療診断イメージング・システムにおいて引き起こされるオフセットを補正する好適実施形態の流れ図６００を示している。ステップ６１０では、画像取得モジュール１４０が読み出し電子回路１４５からゲイン較正測定値を取得する。好適実施形態では、ゲイン較正測定値は最初に求められる。好適実施形態では、ゲイン較正画像をＸ線照射について一回取得する。一回のＸ線照射は、ゲイン較正画像のために行なわれる。ゲイン較正画像のピクセルを検査して、ゲイン較正係数を決定する。平均応答値よりも小さい応答を呈するピクセルには１よりも大きいゲイン較正係数を乗じる。平均応答値よりも大きい応答を呈するピクセルには１よりも小さいゲイン較正係数を乗じる。ピクセルが一定の閾値よりも小さい応答を呈する場合には、十分な信号を返さないので画像から外してマッピングされる。一定の閾値よりも大きい応答を呈するピクセルは飽和を起こし易過ぎるので、新たな信号を返さないと考えられる。このような一定の閾値よりも大きいピクセルも、画像から外してマッピングされる。
【００２５】
ステップ６２０では、画像取得モジュール１４０はＸ線検出器走査域１１５又は４１５から「暗」画像を取得する。「暗」画像は、Ｘ線を用いないで得られた読み取り値から求められる。「暗」画像のための走査では、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５内のＦＥＴ３３０を起動して、読み出し電子回路１４５を介して出力信号を読み取る。このように、「暗」画像は読み出し電子回路１４５から初期電子的オフセット（例えば初期電子漏れ）を決定することができる。所望の物体の実際の「照射時」Ｘ線画像から「暗」画像を減算することにより、読み出し電子回路１４５による初期電子的オフセットの影響を理論的には解消することができる。
【００２６】
ステップ６３０では、画像取得モジュール１４０がＸ線検出器走査域１１５又は４１５からＸ線画像を取得する。画像は、読み出し電子回路１４５の電子的オフセット（例えば漏れ）及びゲインのばらつきによる構造化されたアーティファクトを含んでいる。Ｘ線画像は、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５のセル２１０からのデータ線３４０を用いてＸ線検出器走査域１１５又は４１５から読み出し電子回路１４５を介して画像取得モジュール１４０によって行毎に読み取られる。本発明の好適実施形態では、画像取得モジュール１４０は画像走査の終盤に２行の付加行４３０を取得する。付加行４３０は被走査物体を表わすものではない。付加行４３０は、読み出し電子回路１４５による電子的オフセット及びゲインのばらつきによって引き起こされる構造化されたアーティファクトを示す。本発明のもう一つの好適実施形態では、画像取得モジュール１４０はＸ線検出器走査域１１５又は４１５の終端の２行５３０を電子的オフセット及びゲイン測定専用として供して、これにより、取得される画像の全体寸法を縮小する。
【００２７】
動作時には、画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５又は４１５のセル２１０の各々の行２３０についての連続した又は相次ぐ走査（読み取り動作）を実行する。先ず、画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５の被走査画像域の各々の行２３０について行毎の走査を実行する。Ｘ線検出器走査域１１５の被走査画像域の各々の行２３０についての行毎の走査中に、画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５の各々のセル２１０についての画像照射データを得る。次いで、画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５の被走査画像域の外部（例えば後ろ）の２行以上の行４３０又は５３０を走査することができる。画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５の被走査画像域の外部で走査された各行４３０又は５３０のうち少なくとも第一の行から電子的オフセット（例えば漏れ）測定値を取得する。画像取得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査域１１５の被走査画像域の外部で走査された各行４３０又は５３０のうち少なくとも第二の行からゲイン測定値を取得する。
【００２８】
一実施形態では、画像取得モジュール１４０によってＸ線検出器走査域１１５から取得されるオフセット測定値に対して電荷保持電流が影響を及ぼす場合がある。電荷保持電流の大きさは、最後の行２３０の走査に対する電荷保持電流が測定された相対的な時刻の影響を受ける可能性がある。フレーム間の時間は区々であるので、オフセット補正測定値は最後の行（走査線）２３０の起動の直後に取得されればよい。また、電荷保持電流は、ゲイン補正測定値にも影響を及ぼす場合がある。ゲイン補正測定値は、検出器読み出しの終盤で取得されればよい。オフセット及びゲイン補正測定が、検出器読み出しの開始時に対して検出器読み出しの終盤に行なわれる場合には、電荷保持電流オフセットは、検出器読み出しの開始時の電荷保持電流よりも大きくなっている可能性がある。オフセット及びゲイン補正測定が、検出器読み出しの開始時に対して検出器読み出しの終盤に行なわれる場合には、電荷保持電流オフセットは、検出器読み出しの開始時の電荷保持電流オフセットよりもフレーム間で一定になっていると考えられる。
【００２９】
もう一つの実施形態では、Ｘ線検出器走査域１１５の各々の列（データ線）２２０と、読み出し電子回路１４５への対応する入力３４０との間にスイッチを加えてもよい。スイッチは、オフセット補正測定が行なわれるときのオフセット誤差の原因となる電荷保持電流を除去することができる。通常は、スイッチはすべて閉じられている。「付加的な」オフセット行４３０又は５３０を用いて電子的オフセット測定を行なうときには、スイッチを瞬間的に開くことができ、読み出し電子回路１４５への電荷保持電流の流入を遮る。一旦、付加的なオフセット測定が完了したら、スイッチを閉じてよい。試験信号を用いてゲインを測定することができる。好適実施形態では、試験信号は、米国特許第５，３５２，８８４号によって記載されているように、検出器１１０の寄生キャパシタンス素子を利用する。試験信号は検出器の寄生キャパシタンス素子を利用するので、スイッチは付加的なゲイン補正測定中には閉じたままにする。
【００３０】
図７は、ステップ６３０において画像取得モジュール１４０によって実行される走査過程を示している。タイミング図７１０は、医療診断イメージング・システム１００において実行される従来の走査方法を表わしている。各々の時間スライス７１２中に、行ストロボ７１６が起動される。時間スライス７１２中に、行ストロボ７１６が、Ｘ線検出器走査域１１５の各々の行２３０について起動される。時間スライス７１２中に、画像取得モジュール１４０は、行ストロボ７１６を起動した対象の行２３０を読み取る。この走査方法は、暗画像及び照射画像の両方について行なうことができる。
【００３１】
タイミング図７２０は、医療診断イメージング・システム１００の画像取得モジュール１４０の好適実施形態において実行される走査方法を表わしている。各々の時間スライス７２２中に、行ストロボ７２６が、Ｘ線検出器走査域１１５の各々の行２３０について起動される。時間スライス７２２中に、画像取得モジュール１４０は、行ストロボ７２６を起動した対象の行２３０を読み取る。この行走査はデータ取得走査であって、行２３０の各々のセル２１０について照射画像データを取得する。この画像データは、関連するセル２１０が受光したＸ線量又は照射量を表わす。画像取得モジュール１４０は、ディジタル画像表示器上の対応するピクセルの強度を決定するのに用いられる照射画像データを各々のセル２１０について得る。各々の時間スライス７２３中には、新たな行ストロボ７２６は起動されない。時間スライス７２３中には、画像取得モジュール１４０は最初の「付加」行４３０を読み取って、行４３０のセル２１０について電子的オフセット補正データを得る。また、各々の時間スライス７２４中には、新たな行ストロボ７２６は起動されない。時間スライス７２４中には、試験信号７２８が起動される。画像取得モジュール１４０は、第二の付加行４３０を読み取って、第二の付加行４３０について試験信号７２８によって誘起されたゲイン・データを得る。この走査方法は、暗画像及び照射画像の両方について行なうことができる。
【００３２】
タイミング図７３０は、医療診断イメージング・システム１００の画像取得モジュール１４０のもう一つの好適実施形態において実行される走査方法を表わしている。タイミング図７３０において用いられる走査方法は、タイミング図７２０において用いられる走査方法と同様であるが、Ｘ線検出器走査域１１５内の専用行５３０を用いている。
【００３３】
ステップ６４０では、画像調節モジュール１５０が画像取得モジュール１４０からＸ線画像データを受け取る。画像は、電子的オフセット（例えば電子的漏れ）及びゲインのばらつきの補正に専用として供された画像走査の終盤での付加行４３０又は５３０を含んでいる。好適実施形態では、Ｘ線画像データは、照射画像データと共に、１行分のオフセットばらつきデータと１行分のゲインばらつきデータとを含んでいる。オフセットばらつきデータを用いて画像オフセットを調節する。ゲインばらつきデータを用いてゲイン較正を調節する。これらの調節は、撮像過程中に行なわれてもよい。画像調節モジュール１５０は、行及び列に従ってピクセル毎に画像を解析する。ステップ６５０では、画像調節モジュール１５０は画像のピクセルの画像データ値を算出する。各々のピクセルについて、オフセット補正後の画像データ値（ＯＣ）は、Ｘ線画像から採取された照射データ値（ＥＤ）からオフセット画像データ（ＯＤ）を減算することにより得られる。この結果にゲイン較正係数（Ｇ）を乗じて、画像データ値（ＩＤ）を求める。
【００３４】
好適実施形態では、ＯＣはＥＤ及びオフセット・データ（ＯＤ）から算出される。オフセット補正後の画像データは、照射データからオフセットデータを減算したものに等しく、すなわち｛ＯＣｉ，ｊ＝ＥＤｉ，ｊ−ＯＤｉ，ｊ−（ＥＤｅｏｒ，ｊ−ＯＤｅｏｒ，ｊ）｝である。このオフセット補正式では、ｉは行２３０、４３０及び５３０を示しており、ｊは列２２０を示している。行番号ｉは、読み出される最後の実際の行２３０までしか番号付けしていない。値ＥＤｉ，ｊは、照射時Ｘ線画像からのｉ，ｊに位置するピクセルについての照射データに対応する。値ＯＤｉ，ｊは、「暗」画像の対応するピクセルからのオフセット・データに対応する。「暗」画像及び照射画像の両方とも、補正に用いられる付加行４３０又は５３０を含んでいる。値ＥＤｅｏｒ，ｊ及びＯＤｅｏｒ，ｊは、照射時Ｘ線画像の列ｊに共通の付加的なオフセット行（ｅｏｒ）からの照射データ及びオフセット・データに対応している。
【００３５】
好適実施形態では、ＯＣにゲイン較正係数（Ｇ）を乗じて、一つのピクセルについての画像データ値（ＩＤ）を求め、すなわち｛ＩＤｉ，ｊ＝ＯＣｉ，ｊ＊Ｇｉ，ｊ＊（（ＧＤｅｇｒ，ｊ−ＧＤｅｏｒ，ｊ）／（ＥＤｅｇｒ，ｊ−ＥＤｅｏｒ，ｊ））｝とする。ＯＣｉ，ｊは、上で求めたオフセット補正画像データ値に対応する。Ｇｉ，ｊは、同じピクセルについての初期ゲイン較正係数に対応する。初期ゲイン較正係数は、典型的なゲイン較正手法に従って求めてよい。ＧＤはゲイン較正データを表わす。ＧＤｅｇｒ，ｊは付加ゲイン行（ｅｇｒ）についてのゲイン較正データに対応する。ＥＤｅｇｒ，ｊは付加ゲイン行についての照射データに対応する。ＧＤｅｏｒ，ｊは付加オフセット行についてのゲイン較正データに対応する。ＥＤｅｏｒ，ｊは付加オフセット行についての照射データに対応する。
【００３６】
このように、本発明は、固体Ｘ線検出器についての重大な劣化問題となっていたことに対して極めて単純な解を与える。固体Ｘ線検出器の読み出し電子回路によって引き起こされる電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する本発明の方法及び装置は、新たな医療診断イメージング・システムの設計を改善することができ、また、オフセット補正を通じて既存の医療診断イメージング・システムを保持することもできる。本発明は、容易に具現化することができ、既存のハードウェアの変更を必ずしも要求しない。
【００３７】
好適実施形態を参照して本発明を記載したが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱せずに様々な変形を施し、また均等構成を置換し得ることが理解されよう。加えて、本発明の範囲から逸脱せずに本発明の教示に具体的な状況及び材料を合わせるための多くの改変を施すことができる。従って、本発明は、開示した特定の実施形態に限定されているのではなく、特許請求の範囲内に属するすべての実施形態を包含しているものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明の好適実施形態と関連して用いられる一般的な医療診断イメージング・システムの図である。
【図２】
固体Ｘ線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図３】
固体Ｘ線検出器の好適実施形態の図である。
【図４】
Ｘ線検出器走査域の終端に位置する補正用の２行の付加行を有する固体Ｘ線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図５】
Ｘ線検出器走査域の終端に位置する補正専用の２行を有する固体Ｘ線検出器走査域の好適実施形態の図である。
【図６】
固体Ｘ線検出器の電子的オフセット及びゲインのばらつきを補正する好適実施形態の流れ図である。
【図７】
本発明の好適実施形態に従って画像を取得する方法を示す波形図である。
【符号の説明】
１００  医療診断イメージング・システム
２１０  セル
２２０  列
２３０  行
３２０  フォトダイオード
３３０  電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）
３４０  データ線
４１５  拡大Ｘ線検出器走査域
４３０  走査域外の付加行
５３０  走査域内の専用行
６００  オフセット補正の方法
７１０  従来の走査タイミング
７１２、７２２、７２３、７２４  時間スライス
７１６、７２６  行ストロボ
７２０、７３０  好適実施形態による走査タイミング
７２８  試験信号
【図１】
2004516901.tif 000003
【図２】
2004516901.tif 000004
【図３】
2004516901.tif 000005
【図４】
2004516901.tif 000006
【図５】
2004516901.tif 000007
【図６】
2004516901.tif 000008
【図７】
2004516901.tif 000009
【国際公開パンフレット】
2004516901.tif 000010
2004516901.tif 000011
2004516901.tif 000012
2004516901.tif 000013
2004516901.tif 000014
2004516901.tif 000015
2004516901.tif 000016
2004516901.tif 000017
2004516901.tif 000018
2004516901.tif 000019
2004516901.tif 000020
2004516901.tif 000021
2004516901.tif 000022
2004516901.tif 000023
2004516901.tif 000024
2004516901.tif 000025
2004516901.tif 000026
2004516901.tif 000027
2004516901.tif 000028
2004516901.tif 000029
2004516901.tif 000030
2004516901.tif 000031
2004516901.tif 000032
2004516901.tif 000033
2004516901.tif 000034
2004516901.tif 000035
2004516901.tif 000036
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004516901.tif 000037
【国際調査報告】
2004516901.tif 000038
2004516901.tif 000039
2004516901.tif 000040
2004516901.tif 000041