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Timestamp: 2019-03-24 05:16:14
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JP2005312805A - Method and apparatus for two-dimensional image formation of solid-state image pickup device - Google Patents
Method and apparatus for two-dimensional image formation of solid-state image pickup device Download PDF
JP2005312805A
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2008-10-30 Publication of JP2005312805A5 publication Critical patent/JP2005312805A5/ja
2009-05-13 Publication of JP4264381B2 publication Critical patent/JP4264381B2/en
<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To attain the dark current correction which is not required to take a photograph one more time in a condition of no exposure to correct the dark current after taking the photograph of a subject, copes with the dispersion of the characteristics of individual pixels in the solid-state image pickup device and is not required to take an electric charge accumulation time into account at the photographing time. <P>SOLUTION: An output ratio of the dark current component of the specified pixel or the pixel array of the image formation section in the prescribed time to the dark current measuring section is stored beforehand using the solid-state image pickup device which includes an image formation section which receives the exposure to carry out photoelectric conversion and accumulates the electric charge and a dark current measuring section to accumulate the dark current component without receiving the exposure. At the photographing time, a prescribed computation processing is applied to the accumulated electric charge signal which is taken out from the image formation section at the same time of the photographing on the basis of the above output ratio so that the image from which the dark current component is removed is obtained. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI
本発明は、固体撮像素子の２次元画像生成方法と、その方法を用いた医療用デジタルＸ線撮影装置に関するものであり、特に固体撮像素子の出力中の暗電流成分を除去するための補正技術に関している。 The present invention includes a two-dimensional image generation method of the solid-state imaging device, relates to a medical digital X-ray imaging apparatus using the method, in particular correction technique for removing the dark current component in the output of the solid-state imaging device I have respect.
従来、撮影対象を透過したＸ線を固体撮像素子で露光して、Ｘ線画像を得るＸ線画像生成装置では、固体撮像素子の出力中の暗電流成分を除去するために、撮影対象を撮影して画像データを得たあと、更に固体撮像素子がＸ線を露光しない状態にしてもう一度撮影を行い、暗電流成分だけの補正データを取得し、その画像データと補正データとの差分から、暗電流成分が補正された画像データを生成していた。 Conventionally, the X-rays transmitted through the imaging object by exposing the solid-state imaging device, the X-ray image generating apparatus for obtaining X-ray images, in order to remove the dark current component in the output of the solid-state imaging device, imaging the imaging object after obtaining the image data and, further performs to shoot again in a state of solid-state image pickup element is not exposed to X-ray to obtain correction data for only the dark current component from the difference between the image data correction data, the dark current component was produced image data corrected.
しかし、このような画像生成の方法では、２度の撮影を行うために時間がかかる上、更に補正データを記憶しておくために、記録装置が２倍必要になるという問題があった。 However, such image generation method, it takes time to perform a 2-degree shooting, to keep further stores correction data, the recording apparatus is disadvantageously required twice.
この問題に対処すべく、下記特許文献では、固体撮像素子に露光させない画素を用意しておき、その画素の蓄積電荷信号から単位時間当たりの暗電流成分を測定し、画像を形成する各画素の電荷蓄積時間を求めて、この蓄積時間と単位時間当たりの暗電流成分とから各画素の暗電流を算出して補正を行う点が開示されている。 To address this problem, in Patent Document prepares the pixels not to be exposed to the solid-state imaging device, to measure the dark current component per unit time from the accumulated charge signals of the pixels, each pixel forming the image seeking a charge accumulation time, the point to be corrected is disclosed by calculating the dark current of each pixel and a dark current component per the accumulation time and the unit time.
特開２０００−１７５９０７号 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-175907
しかし、上記特許文献の方法では、画像を形成する画素の電荷輸送路を通じて取り出される蓄積電荷信号中に含まれる暗電流成分は、一律に電荷蓄積時間に比例したものと見なしているので、画素毎の特性のばらつきは一切考慮されていない。 However, in the above Patent Document method, since the dark current component included in the stored charge signal extracted through the charge transport channel of the pixels forming the image it is regarded as proportional to the charge accumulation time uniformly, each pixel the variation of the characteristics have not been considered at all. また、この方法は、撮影と同時の暗電流補正ではなく、撮影後に暗電流成分を引き算していたので処理時間がかかるという問題があった。 Further, this method is not a shooting simultaneously the dark current correction, the processing time because we subtract the dark current component after shooting is a problem that it takes. その上、画素毎に電荷蓄積時間を求める必要があるが、電荷蓄積時間はＸ線撮影のプロファイルを替えれば、変わってしまうものである。 Moreover, it is necessary to determine the charge storage time for each pixel, the charge accumulation time In other profiles of X-ray imaging, in which would change. そして、撮影毎に各画素の電荷蓄積時間を求めるためには多くの処理を行う必要があり、そのために時間を要して不便である。 Then, in order to determine the charge storage time of each pixel for each shooting it must do a lot of processing is inconvenient and takes time for it.
本発明は、そのような問題を解決することを目的としており、撮影対象を撮影して画像データを得たあと、暗電流を補正するために、更に固体撮像素子がＸ線を露光しない状態にしてもう一度撮影を行う必要がなく、更に、固体撮像素子における画素毎の特性のばらつきに対応し、撮影時に電荷蓄積時間を考慮する必要がない暗電流の補正を達成する２次元画像生成方法と、その方法を用いた医療用デジタルＸ線撮影装置を提案するものである。 The present invention is intended to solve such problems, after obtaining the image data by photographing a photographing target, in order to correct the dark current, further solid-state imaging device in a state not exposed to X-ray there is no need to again perform photographing Te, further, correspond to the variations in the characteristics of each pixel in the solid-state imaging device, a two-dimensional image generation method of achieving the correction of the dark current is not necessary to consider the charge storage time at the time of shooting, It proposes a medical digital X-ray imaging apparatus using the method.
上記目的のため、本発明では、次のような特徴を有した固体撮像素子の２次元画像生成方法を提案している。 For the above object, the present invention proposes a 2-dimensional image generation method of a solid-state imaging device having the following features.
すなわち請求項１では、露光を受けて光電変換して電荷を蓄積する画素生成部と、露光を受けないで暗電流成分を蓄積する暗電流測定部とを備えた固体撮像素子を準備し、所定の露光時間における上記画素生成部の特定の画素又は画素列の上記暗電流測定部に対する暗電流成分の出力比を予め記憶し、撮像時において上記画素生成部より取り出された蓄積電荷信号に対して上記出力比に基づいて、撮影と同時に所定の演算処理を実行して暗電流成分を除去した画像を取得することを特徴とする。 That is, in claim 1, prepared a pixel generator for storing electric charges by photoelectric conversion by receiving an exposure, a solid-state imaging device and a dark current sensing unit for storing a dark current component without being exposed, given previously storing the output ratio of the dark current component to said dark current sensing portion of the particular pixel or pixel columns of the pixel generation unit in the exposure time of the relative accumulated charge signal extracted from the pixel generator at the time of imaging based on the output ratio, and acquires an image obtained by removing the dark current component by performing a predetermined calculation process at the same time as the photographing.
請求項２では、請求項１において、上記暗電流成分を除去するにあたり、上記画素生成部の特定の画素又は列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、上記暗電流測定部での画素又は少なくとも1列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比を求め、この傾きの比に基づき、所定の演算処理を行うことによって２次元画像を生成することを特徴とする。 According to claim 2, in claim 1, when removing the dark current component, the gradient of the output change with respect to the exposure time of a particular pixel or column accumulated charge signals of the pixel generator, in the dark current sensing unit It obtains the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time of the pixels or at least one row accumulated charge signal, based on the ratio of the slope, and generates a two-dimensional image by performing predetermined arithmetic processing.
ここで、暗電流測定部と画素生成部の特定の画素又は画素列との所定の露光時間に対する暗電流成分の出力比とは、固体撮像素子の電荷蓄積時間を所定時間としたときの、暗電流測定部から出力される蓄積電荷信号中の暗電流成分と、画素生成部の各列または各画素から出力される蓄積電荷信号中の暗電流成分との出力強度の比を表している。 Here, the output ratio of the dark current component for a predetermined exposure time to a particular pixel or pixel columns of dark current sensing unit and a pixel generator, when the charge accumulation time of the solid-state imaging device with a predetermined time, the dark a dark current component in the stored charge signal output from the current measuring unit, which represents the ratio of the output intensity of the dark current component in the stored charge signals output from each column or each pixel of the pixel generator.
画素生成部の特定の画素又は画素列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、露光を受けない暗電流測定部での画素又は少なくとも1列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比とは、暗電流測定部から出力される蓄積電荷信号を電荷蓄積時間の１次関数で表したときの傾き（暗電流成分の露光時間に対する係数）と、露光させない状態での画素生成部の各画素又は各列の蓄積電荷信号を電荷蓄積時間の１次関数で表したときの傾き（暗電流成分の露光時間に対する係数）との比を表している。 The inclination of the output change with respect to the exposure time of the accumulated charge signal of a specific pixel or pixel columns of the pixel generator, the output change with respect to the exposure time of the pixels or at least one row accumulated charge signals of the dark current measuring unit not receiving exposure the ratio of the slope, the pixels in the gradient (coefficient with respect to the exposure time of the dark current component), not exposed state in which represents the accumulated charge signal output from the dark current measuring unit by a linear function of the charge accumulation time it represents the ratio of the accumulated charge signals of each pixel or each column of the generator (factor for the dark current component of the exposure time) the slope of the time expressed by a linear function of the charge accumulation time. 更に、それら１次関数のオフセットを求めて記憶しておいてもよい。 Furthermore, it may be stored in search offset their primary function.
請求項３では、請求項２において、上記暗電流成分を除去するにあたり、温度に基づいて予め記憶させた暗電流成分の変動成分を更に除去することを特徴とする。 According to claim 3, in claim 2, when removing the dark current component, further characterized in that removing the fluctuation component of the dark current component is stored in advance based on the temperature. ここでは、温度に基づく変動成分を除去することを限定しており、温度に対応させて、暗電流測定部から出力される蓄積電荷信号を電荷蓄積時間の１次関数で表したときの傾きと、露光させない状態での画素生成部の各画素又は各列の蓄積電荷信号を電荷蓄積時間の１次関数で表したときの傾きとの比を温度毎に求めておき、撮影時の温度に応じて、その比のうちのいずれかを適用する。 Here, it is limited to the removal of fluctuation components based on the temperature, the inclination of the case in correspondence with the temperature, which represents the accumulated charge signal output from the dark current measuring unit by a linear function of the charge accumulation time , the ratio of the slope when the accumulated charge signals of each pixel or each column of the pixel generator in a state of not exposed expressed by a linear function of the charge accumulation time advance determined for each temperature, depending on the temperature at the time of shooting Te, applying any of the ratio.
請求項４では、請求項１〜３のいずれかにおいて、上記固体撮像素子は、パノラマＸ線撮影、セファロＸ線撮影、リニアスキャンＸ線撮影、デンタルＸ線撮影又はＣＴ撮影のいずれかを行うことを特徴としており、請求項５では、請求項１〜４のいずれかにおいて、上記固体撮像素子は、ＣＣＤセンサ、ＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、２次元フラットパネルセンサのいずれかであることを特徴とする。 According to claim 4, in any one of claims 1 to 3, the solid-state imaging device, a panoramic X-ray imaging, cephalometric X-ray imaging, linear scan X-ray imaging, by performing any of the dental X-ray imaging or CT imaging and characterized by, in claim 5, in any one of claims 1 to 4, the solid-state imaging device, characterized in that CCD sensors, MOS sensor, C-MOS sensor, which is either a two-dimensional flat panel sensor to.
更に本発明では、上記の固体撮像素子の２次元画像の生成方法を用いた医療用デジタルＸ線撮影装置について、次のように提案する。 Furthermore, in the present invention, the medical digital X-ray imaging apparatus using the method of generating two-dimensional image of the solid-state imaging device is proposed as follows.
すなわち請求項６では、医療用デジタルＸ線撮影装置において、Ｘ線発生器からのＸ線を受けて可視光を生成し光電変換して電荷を蓄積する画素生成部と、Ｘ線を受けないで暗電流成分を蓄積する暗電流測定部とを備えた固体撮像素子と、所定の露光時間における上記暗電流測定部に対する上記画素生成部の特定の画素又は画素列の暗電流成分の出力比を予め記憶したメモリと、撮像時において上記画素生成部より取り出された蓄積電荷信号に対して上記出力比に基づいて、撮影と同時に所定の演算処理を実行して暗電流成分を除去した画像を取得する画像処理手段とを備えたことを特徴とする。 That is, in claim 6, in medical digital X-ray imaging device, a pixel generator for accumulating the generated electric charges by photoelectric conversion of visible light by receiving X-rays from the X-ray generator, without receiving an X-ray and the solid-state imaging device, comprising the dark current measuring unit, the output ratio of the dark current component of a particular pixel or pixel columns of the pixel generator to said dark current sensing section in a predetermined exposure time in advance for accumulating the dark current component and the stored memory, on the basis of the output ratio to accumulated charge signal extracted from the pixel generator at the time of imaging to obtain an image obtained by removing the dark current component by performing a predetermined calculation process at the same time as the shooting characterized by comprising an image processing unit.
請求項７では、請求項６において、上記暗電流成分を除去するにあたり、上記画素生成部の特定の画素又は列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、上記暗電流測定部での特定の画素又は列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比を求め、この傾きの比に基づいて２次元画像を生成することを特徴とする。 According to claim 7, in claim 6, when removing the dark current component, the gradient of the output change with respect to the exposure time of a particular pixel or column accumulated charge signals of the pixel generator, in the dark current sensing unit It obtains the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time of a particular pixel or column accumulated charge signal, and generates a two-dimensional image based on the ratio of the slope.
請求項８では、請求項６又は７のいずれかにおいて、上記暗電流成分を除去するにあたり、温度に基づいて予め記憶させた暗電流成分の変動成分を更に除去することを特徴とする。 According to claim 8, in claim 6 or 7, upon removal of the dark current component, further characterized in that removing the fluctuation component of the dark current component is stored in advance based on the temperature.
請求項９では、請求項６〜８のいずれかに記載の医療用デジタルＸ線撮影装置は、パノラマＸ線撮影装置、セファロＸ線撮影装置、リニアスキャンＸ線撮影装置、デンタルＸ線撮影装置又はＣＴ撮影装置のいずれかであることを特徴としており、請求項１０では、請求項６〜９のいずれかにおいて、上記固体撮像素子は、ＣＣＤセンサ、ＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、２次元フラットパネルセンサのいずれかであることを特徴とする。 According to claim 9, medical digital X-ray imaging apparatus according to any one of claims 6-8, panoramic X-ray imaging apparatus, cephalometric X-ray imaging apparatus, the linear scan X-ray imaging apparatus, dental X-ray imaging apparatus or and characterized in that either a CT scanner, in claim 10, in any one of claims 6-9, said solid-state imaging device, CCD sensor, MOS sensor, C-MOS sensor, a two-dimensional flat panel characterized in that either of the sensors.
請求項１〜５で提案した本発明方法によれば、暗電流測定部と画素生成部の特定の画素又は列との、所定の露光時間に対する暗電流成分の出力比を予め記憶し、撮像時において上記画素生成部より取り出された蓄積電荷信号に対して上記出力比に基づいて、所定の演算処理を実行することで暗電流成分を除去しているので、画素毎の特性のバラツキに対応できる。 According to the present invention the method proposed in claims 1-5, with a particular pixel or column of dark current sensing unit and a pixel generator, stores in advance the output ratio of the dark current component for a predetermined exposure time, the time of imaging It said based on the output ratio to accumulated charge signal taken out from the pixel generation unit, since the removal of the dark current component by performing a predetermined arithmetic processing, can accommodate variations in the characteristics of each pixel in the .
また、蓄積時間に係る演算を行わないので、蓄積時間を撮影プロファイルで変化させても、同じ手順で補正処理を行える。 Moreover, because of the operation of the storage time, also by changing the accumulation time in shooting profiles, perform the correction process in the same procedure.
更に、暗電流の補正のために従来のような２度の撮影を行う必要がないので、リアルタイムの暗電流補正が達成できる。 Furthermore, it is not necessary to perform the conventional like twice taken to correct the dark current, real-time dark current correction can be achieved.
そして、特に請求項２で提案した本発明方法によれば、画素生成部の特定の画素又は列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、暗電流測定部での画素又は少なくとも1列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比を求めているので、補正処理での演算が簡単になる。 Then, in particular according to the present invention the method proposed in claim 2, the slope of the output change with respect to the exposure time of the accumulated charge signal of a specific pixel or column of the pixel generator, pixel or at least one row of dark current measuring unit because seeking the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time of the accumulated charge signal, the calculation of the correction process becomes simple.
特に請求項３で提案した方法によれば、温度に基づいて予め記憶させた暗電流成分の変動成分を除去しているので、暗電流の補正結果に温度が反映されて、より良好になる。 According to a particularly method proposed in claim 3, since the removal of the fluctuation component of the dark current component is stored in advance based on the temperature, the temperature is reflected in the correction result of the dark current, the better.
特に請求項４で提案した方法によれば、パノラマＸ線撮影、セファロＸ線撮影、リニアスキャンＸ線撮影、デンタルＸ線撮影又はＣＴ撮影において、暗電流の補正を行える。 According to a particularly method proposed in claim 4, panoramic X-ray imaging, cephalometric X-ray imaging, linear scan X-ray imaging, the dental X-ray imaging or CT imaging, can be corrected for dark current.
特に請求項５で提案した方法によれば、ＣＣＤセンサ、ＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、２次元フラットパネルセンサのいずれかを用いたＸ線画像撮影で、暗電流の補正を行える。 According to a particularly method proposed in claim 5, CCD sensor, MOS sensor, C-MOS sensor, the X-ray imaging using any of the two-dimensional flat panel sensor, can be corrected for dark current.
また、請求項６〜１０で提案した医療用デジタルＸ線撮影装置は、各々請求項１〜５で提案した固体撮像素子の２次元画像生成方法を用いているので、請求項１〜５と同等の効果が奏される。 Further, the medical digital X-ray imaging apparatus proposed in claims 6-10, because of the use of two-dimensional image generation method of a solid-state imaging device proposed respectively in claims 1 to 5, equivalency of the claims 1 to 5 effect can be exhibited.
以下、固体撮像素子の２次元画像の生成方法の基本原理を説明し、ついで、その方法を適用した具体的な医療用デジタルＸ線撮影装置を具体的に説明する。 Hereinafter, describes the basic principles of a method of generating a two-dimensional image of the solid-state imaging device, and then, will be described in detail specific medical digital X-ray imaging apparatus using the method.
図１は、本発明概念を説明する図である。 Figure 1 is a diagram for explaining the inventive concept. この基本的な構成要素のみで示した２次元画像生成装置Ａ１は、固体撮像素子１ａと、画像処理手段２、メモリに記憶された暗電流補正テーブル３を備えている。 The basic components only 2-dimensional image generating apparatus A1 shown in includes a solid-state imaging device 1a, the image processing unit 2, a dark current compensation table 3 stored in the memory.
ここに、固体撮像素子１ａは、ＴＤＩ（時間遅延積分）クロックから駆動クロックを生成する撮像素子駆動回路１１ｄよる駆動クロックによって駆動されるようになっており、画素生成部１ａａと、暗電流測定部１ａｂと、蓄積電荷転送部１ａｃとに区分された構成になっている。 Here, the solid-state image pickup device 1a is, TDI (time delay integration) for generating a driving clock from the clock is adapted to be driven by a driving clock by the imaging device driver 11d, and the pixel generator 1aa, dark current sensing unit and 1ab, it has become partitioned configured and stored charge transfer portion 1ac.
固体撮像素子１ａにあって、画素生成部１ａａは、高エネルギーの光（Ｘ線など）によって発生した電荷を蓄積して転送するＣＣＤが列状に配置されている。 In the solid-state imaging device 1a, the pixel generator 1aa is, CCD for transferring accumulated charges generated by the high energy of light (X-rays, etc.) are arranged in rows. 暗電流測定部１ａｂも、画素生成部１ａａと同様のＣＣＤが１列又は複数列に配置されているが、常に光を露光しないようにマスクされている。 Dark current measuring part 1ab also, a similar CCD and pixel generator 1aa is disposed in one or more rows, it is always masked so as not to expose the light.
また、蓄積電荷転送部１ａｃには、画素生成部１ａａや暗電流測定部１ａｂの各列から出力される電荷を転送するためのＣＣＤが列方向に配置されており、画素生成部１ａａからの蓄積電荷信号と、暗電流測定部１ａｂからの暗電流測定信号とが、逐次、所定のタイミングで右下の出口部から画像処理手段２に対して出力されるようになっている。 In addition, the accumulated charge transfer portion 1ac, CCD for transferring the charges output from each column of the pixel generator 1aa and dark current sensing section 1ab are arranged in the column direction, the accumulation of the pixel generator 1aa a charge signal, and the dark current measurement signals from the dark current measuring part 1ab is sequentially and is output to the image processing unit 2 from the outlet portion of the lower right at a predetermined timing.
画像処理手段２は、撮像時において画素生成部１ａａより取り出された蓄積電荷信号の暗電流成分を除去した画像を取得する機能を発揮するもので、固体撮像素子１ａの出力から所定のタイミングで暗電流測定信号を抽出するための暗電流測定信号抽出部２ａと、画素生成部１ａａから出力された蓄積電荷信号毎に暗電流補正テーブル３に記録されている、後述するパラメータを参照適用し、暗電流測定部１ａｂから出力された暗電流測定信号に基づいて、画素生成部１ａａから出力された蓄積電荷信号中の暗電流成分を予測算出するための暗電流予測部２ｂと、画素生成部１ａａから出力された蓄積電荷信号から、それに対して予測された暗電流成分を減算して暗電流補正を行うための暗電流補正部２ｃとを備えている。 The image processing unit 2 is intended to exhibit a function of acquiring an image obtained by removing the dark current component of the accumulated charge signals extracted from the pixel generator 1aa during imaging, dark at a predetermined timing from the output of the solid-state imaging device 1a a dark current sensing signal extraction section 2a for extracting the current measurement signal is recorded in the dark current compensation table 3 for each accumulated charge signal output from the pixel generator 1aa, referring apply later parameters, dark based on the dark current sensing signal output from the current measuring section 1ab, dark current prediction unit 2b for predicting calculating a dark current component in the stored charge signals output from the pixel generator 1aa, the pixel generator 1aa from outputted accumulated charge signals, and a dark current correction unit 2c for performing dark current correction by subtracting a dark current component which is predicted to it.
暗電流補正テーブル３は、画素生成部１ａａの各列の電荷を所定の転送経路、すなわち各列での横方向の転送経路と、更に蓄積電荷転送部１ａｃでの縦方向の転送経路に従って転送している間に生じる暗電流成分を、暗電流測定部１ａｂで測定した暗電流測定信号（暗電流成分）に基づいて予測算出するためのパラメータを予め記憶している。 Dark current compensation table 3 transfers each column a predetermined transfer path the charge of the pixel generator 1aa, i.e. the transverse transfer path in each column, further in accordance with the longitudinal direction of the transfer path in the stored charge transfer portion 1ac the dark current component occurring during in which previously stores parameters for predicting calculated based on the dark current measurement signal measured by the dark current measuring part 1ab (dark current component).
ここで、上述の２次元画像生成装置Ａ１における暗電流の補正の原理を説明する。 Here, to explain the principles of correction of the dark current in the two-dimensional image generating device A1 described above.
画像撮影時の温度がξのときに、固体撮像素子１ａの画素生成部１ａａと暗電流測定部１ａｂとの各列（ｋ＝ｎ・・・１，０）について、それぞれの全段で蓄積された電荷が蓄積電荷転送部１ａｃを通じて転送され、蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ，ξ）、及び暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）として出力されるとすると、それらは次式（イ）によって表される。 When the temperature at the time of image capturing is xi], for each column of the pixel generator 1aa dark current measuring part 1ab of the solid-state imaging device 1a (k = n ··· 1,0), are accumulated in each of all the stages transferred through charge accumulated charge transfer portion 1ac, stored charge signal Os (pk, xi]), and the dark current measurement signal Os (p0, xi]) tries to be output as they are represented by the following formula (a) that.
Ｏｓ（ｐｎ，ξ）＝Ｏｓｘ（ｐｎ，ξ）＋Ｄｋ（ｐｎ，ξ）＋Ｏｆ（ｐｎ） Os (pn, ξ) = Osx (pn, ξ) + Dk (pn, ξ) + Of (pn)
Ｏｓ（ｐｎ−１，ξ）＝Ｏｓｘ（ｐｎ−１，ξ）＋Ｄｋ（ｐｎ−１，ξ）＋Ｏｆ（ｐｎ−１） Os (pn-1, ξ) = Osx (pn-1, ξ) + Dk (pn-1, ξ) + Of (pn-1)
Ｏｓ（ｐ１，ξ）＝Ｏｓｘ（ｐ１，ξ）＋Ｄｋ（ｐ１，ξ）＋Ｏｆ（ｐ１） Os (p1, ξ) = Osx (p1, ξ) + Dk (p1, ξ) + Of (p1)
Ｏｓ（ｐ０，ξ）＝Ｄｋ（ｐ０，ξ）＋Ｏｆ（ｐ０） …（イ） Os (p0, ξ) = Dk (p0, ξ) + Of (p0) ... (b)
Ｏｓ ：蓄積電荷信号 Ｏｓｘ ：露光に基づく有効画素信号（蓄積電荷信号の露光による信号成分） Os: accumulated charge signal Osx: effective pixel signal based on the exposure (signal component due to the exposure of the accumulated charge signal)
Ｄｋ ：蓄積電荷信号の暗電流成分 Ｏｆ ：蓄積電荷信号のオフセット成分 ｐ ：列の位置 ξ ：温度 一方、同様に固体撮像素子１ａを遮蔽して露光させないときには、蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ，ξ）、暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）は式（ロ）で示される。 Dk: dark current component of the accumulated charge signal Of: offset component of accumulated charge signal p: position of the column xi]: Temperature Meanwhile, when not exposed to shield the same solid state imaging device 1a is stored charge signal Os (pk, ξ) , dark current sensing signal Os (p0, xi]) is represented by the formula (ii).
Ｏｓ（ｐｎ，ξ）＝Ｄｋ（ｐｎ，ξ）＋Ｏｆ（ｐｎ） Os (pn, ξ) = Dk (pn, ξ) + Of (pn)
Ｏｓ（ｐｎ−１，ξ）＝Ｄｋ（ｐｎ−１，ξ）＋Ｏｆ（ｐｎ−１） Os (pn-1, ξ) = Dk (pn-1, ξ) + Of (pn-1)
Ｏｓ（ｐ１，ξ）＝Ｄｋ（ｐ１，ξ）＋Ｏｆ（ｐ１） Os (p1, ξ) = Dk (p1, ξ) + Of (p1)
＝Ｄｋ（ｐ０，ξ）＋Ｏｆ（ｐ０） …（ロ） = Dk (p0, ξ) + Of (p0) ... (b)
また、暗電流成分は、固体撮像素子１ａの電荷蓄積時間Ｔにほぼ比例することが知られていることから、第ｋ列の暗電流成分は次式（ハ）で求められる。 Also, the dark current component, since it is substantially proportional to the charge accumulation time T of the solid-state image pickup device 1a is known, the dark current component of the k-th column is obtained by the following formula (c).
Ｄｋ（ｐｋ，ξ）＝α（ｐｋ，ξ）・Ｔ …（ハ） Dk (pk, ξ) = α (pk, ξ) · T ... (c)
ただし、ここで α ：係数 Ｔ ：蓄積時間 However, here in the α: coefficient T: storage time
これらの一次関数は、電荷蓄積時間Ｔを何通りか変化させて、蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ，ξ）や暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）の値を測定し、最小二乗法を用いれば最適なものになるが、簡易には、２通りの電荷蓄積時間Ｔについて、それぞれ値を測定し、その２点を通る直線としてもよい。 These linear functions, by changing several ways the charge storage time T, the stored charge signal Os (pk, ξ) and dark current sensing signal Os (p0, ξ) to measure the value of, by using the least square method becomes the optimal, the simple, the charge accumulation time T of the two types, each value may be measured and a straight line passing through the two points.
更に、ここで画素生成部１ａａの第ｋ列の暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ，ξ）と、暗電流測定部１ａｂの暗電流成分Ｄｋ（ｐ０，ξ）との、所定の蓄積時間Ｔにおける出力比α２を求めると、これは、蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ，ξ）のグラフと暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）のグラフとの傾きの比であって、 Furthermore, where the pixel generator 1aa column k of the dark current component Dk (pk, xi]) and, between the dark current component Dk of the dark current measuring part 1ab (p0, ξ), the output ratio in the predetermined accumulation time T When obtaining the [alpha] 2, which is a ratio of the slope of the graph of the accumulated charge signal Os (pk, ξ) graph and dark current sensing signal Os (p0, ξ) of,
α２（ｐｋ，ξ）＝Ｄｋ（ｐｋ，ξ）／Ｄｋ（ｐ０，ξ） α2 (pk, ξ) = Dk (pk, ξ) / Dk (p0, ξ)
＝｛α（ｐｋ，ξ）・Ｔ｝／｛α（ｐ０，ξ）・Ｔ｝ = {Α (pk, ξ) · T} / {α (p0, ξ) · T}
＝α（ｐｋ，ξ）／α（ｐ０，ξ） = Α (pk, ξ) / α (p0, ξ)
ここで、出力比α（ｐｋ，ξ）が、場所ｐｋに依存する部分と温度ξに分離できるとすれば、 Here, the output ratio α (pk, ξ) is, if can be separated into portions and the temperature xi] that depends on the location pk,
α（ｐｋ，ξ）＝α１（ｐｋ）・α２（ξ） α (pk, ξ) = α1 (pk) · α2 (ξ)
であるから、出力比α２は温度ξに依存せずに次式（ニ）のようになる。 Since it is, the output ratio α2 is as following equation (d) independent of the temperature xi].
α２（ｐｋ）＝α１（ｐｋ）／α１（ｐ０） …（ニ） α2 (pk) = α1 (pk) / α1 (p0) ... (d)
従って、式（イ）及び、式（ニ）から、撮影時の温度がξのとき、画素生成部１ａａの各列（ｋ＝ｎ・・・１）の露光に基づく有効画素信号Ｏｓｘ（ｐｋ，ξ）を、暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）を用いて表すと、更に（ホ）のようになる。 Therefore, the formula (I) and, from the equation (d), when the temperature at the time of photographing of xi], the effective pixel signal Osx (pk based on exposure of each column of the pixel generator 1aa (k = n ··· 1), the xi]), expressed using a dark current sensing signal Os (p0, ξ), so that further the (e).
Ｏｓｘ（ｐｋ，ξ）＝Ｏｓ（ｐｋ，ξ）−Ｄｋ（ｐｋ，ξ）−Ｏｆ（ｐｋ） Osx (pk, ξ) = Os (pk, ξ) -Dk (pk, ξ) -Of (pk)
＝Ｏｓ（ｐｋ，ξ）−α２（ｐｋ）・Ｄｋ（ｐ０，ξ）−Ｏｆ（ｐｋ） = Os (pk, ξ) -α2 (pk) · Dk (p0, ξ) -Of (pk)
＝Ｏｓ（ｐｋ，ξ）−α２（ｐｋ）・｛Ｏｓ（ｐ０，ξ）−Ｏｆ（ｐ０）｝−Ｏｆ（ｐｋ） …（ホ） = Os (pk, ξ) -α2 (pk) · {Os (p0, ξ) -Of (p0)} - Of (pk) ... (e)
よって式（ホ）から理解されるように、撮影時において、画素生成部１ａａの各列（ｋ＝ｎ・・・１）の蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ，ξ）を、式（ホ）に従って暗電流測定部１ａｂの暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）を用いて補正すれば、撮影時の温度に基づく、より精密に暗電流成分の除去された有効画素信号Ｏｓｘ（ｐｋ，ξ）を得ることができる。 Therefore, as can be understood from equation (e), at the time of shooting, the stored charge signal Os in each column of the pixel generator 1aa (k = n ··· 1) (pk, ξ), dark according to the equation (e) the dark current of the current measuring section 1ab measurement signal Os (p0, ξ) is corrected by using the based on the temperature at the time of shooting, to obtain a more removal of precisely dark current component has been effective pixel signal Osx (pk, ξ) be able to.
ここで、上記の暗電流補正の原理を、ＣＣＤセンサを用いた固体撮像素子１ａによるパノラマＸ線撮影に適用した場合と、ＭＯＳセンサを用いた固体撮像素子１ａによる通常の透過Ｘ線撮影に適用した場合について、図２に従って更に説明する。 Apply Here, the above-mentioned principle of the dark current correction, and when applied to the panoramic X-ray imaging by the solid-state imaging device 1a using a CCD sensor, the normal transmitted X-ray imaging by the solid-state imaging device 1a using MOS sensor for case of further be described with reference to FIG.
図２Ａは、ＣＣＤセンサを用いた固体撮像素子１ａの各列から出力される蓄積電荷信号（一次元）を撮影時刻順に並べた歯科用等のパノラマＸ線撮影をする際の時間と電気信号の出力の関係図を示している。 Figure 2A is a time and an electric signal when the solid-state image pickup element panoramic X-ray imaging of the dental or the like arranged in shooting order of time the accumulated charge signal output (one-dimensional) from each column of 1a using a CCD sensor It shows a relationship diagram of the output. 図において（ｉ）は、画素生成部１ａａ中の第ｋ列の位置と暗電流測定部１ａｂの位置とをそれぞれｐｋとｐ０で示し、（ｉｉ）は暗電流測定部１ａｂからの暗電流測定信号（暗電流成分）Ｄｋ（ｐ０）を示している。 In FIG. (I) is the position of the dark current measuring part 1ab of the column k in the pixel generator 1aa respectively indicated by pk and p0, (ii) the dark current measurement signals from the dark current measuring part 1ab It shows the (dark current component) Dk (p0). これは、工場出荷前に予めＸ線パノラマ撮影した際の暗電流測定部１ａｂでの暗電流測定信号を示す。 This indicates the dark current measurement signal in a dark current measuring unit 1ab when pre X-ray panoramic imaging before shipment. （ｉｉｉ）は実際の撮影時の第ｋ列からの蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）と、その中の暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）を示している。 (Iii) shows the accumulated charge signal from the k-th column of the time of actual photographing Os (pk), the dark current component Dk (pk) therein.
（ｉｉ）、（ｉｉｉ）から理解されるように、被験者の臼歯部−前歯部−臼歯部とパノラマＸ線撮影する場合、一般的に前歯部ではパノラマＸ線撮影の走査速度を遅くしてＸ線量を増やすことによって、頸椎によるＸ線吸収を補っている。 (Ii), as will be understood from (iii), posterior portion of the subject - Anterior - when photographing molars and panoramic X-ray, in general anterior to slow scanning speed of the panoramic X-ray imaging X by increasing the dose, it is to compensate for the X-ray absorption by the cervical spine. このためにその部分では暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）が走査速度に応じて増加している。 The dark current component Dk at its portion to (pk) is increased in accordance with the scanning speed. しかし、絶対強度の変動にかかわらず、画素生成部１ａａと画素生成部１ａａ中の第ｋ列との暗電流成分の出力比はほぼ一定である。 However, the absolute intensity regardless of variations of the output ratio of the dark current component of the k-th column of the pixel generator 1aa and the pixel in the generator 1aa is almost constant. すなわち、図においては、出力比であるｂ／ａが一定になっている。 That is, in FIG., B / a is in the constant is the output ratio.
従って、暗電流測定部１ａｂと画素生成部１ａａの各画素又は各列との、所定の露光時間に対する暗電流成分の出力比を暗電流補正テーブル３に予め記憶しておけば、撮像時において画素生成部１ａａより取り出された蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）に対してその出力比を適用して暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）を予測演算することが可能である。 Thus, with each pixel or each column of the dark current measuring part 1ab and the pixel generator 1aa, be previously storing an output ratio of the dark current component for a predetermined exposure time to the dark current correction table 3, the pixel at the time of imaging it is possible to predict calculating a dark current component Dk (pk) by applying the output ratio to generator 1aa than retrieved stored charge signal Os (pk).
図２Ｂは、ＭＯＳセンサを用いた固体撮像素子１ａから出力される蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）を画素ｅの位置に応じて二次元に並べた画像における特定の画素の位置ｐｋと暗電流測定部１ａｂの位置ｐ０とを示す図面（ｉｖ）と、及びそれぞれの暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）、Ｄｋ（ｐ０）と露光時間Ｔとの関係（ｖ）を示すグラフである。 2B is located pk and the dark current measurement unit of a particular pixel in an image obtained by arranging two-dimensionally in accordance with the stored charge signals Os and (pk) in the position of the pixel e to be output from the solid-state imaging device 1a using MOS sensor and drawing (iv) indicating the position p0 of 1ab, and each of the dark current component Dk (pk), which is a graph showing relationship between the (v) and Dk (p0) and the exposure time T.
（ｖ）のグラフから理解されるように、画素生成部１ａａの特定の画素又は列の蓄積電荷信号Ｄｋ（ｐｋ）の露光時間Ｔに対する出力変化の傾きと、暗電流測定部１ａｂでの画素又は少なくとも1列の蓄積電荷信号Ｄｋ（ｐ０）の露光時間に対する出力変化の傾きとの比は、ほぼ一定になっている。 (V) As understood from the graph of the slope of the output change with respect to the exposure time T of a particular pixel or column of the accumulated charge signal Dk of the pixel generator 1aa (pk), the pixels in the dark current measuring section 1ab or the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time of at least one row of stored charge signal Dk (p0) is nearly constant. 従って、その出力変化の傾きの比を画素生成部１ａａの各画素または各列に対応させて暗電流補正テーブル３に予め記憶しておけば、撮像時において画素生成部１ａａより取り出された蓄積電荷信号Ｏｋ（ｐｋ）に対してその出力変化の傾きを適用して実際の撮影時間に応じて暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）を予測演算することが可能である。 Therefore, stored in advance the ratio of the slope of the output change in the dark current compensation table 3 so as to correspond to each pixel or each column of the pixel generator 1aa, accumulated charge taken out from the pixel generator 1aa during imaging it is possible to predict calculating a dark current component Dk (pk) according to the actual photographing time by applying the slope of the output change with respect to the signal Ok (pk).
更に暗電流補正テーブル３には、蓄積電荷信号のオフセットも画素生成部１ａａの各画素または各列に対応させて予め記憶しておくようにしてもよい。 More dark current compensation table 3, may be previously stored offset accumulated charge signal also correspond to each pixel or each column of the pixel generator 1aa with.
図３は、その暗電流補正テーブル３の一例である。 Figure 3 is an example of the dark current compensation table 3.
図において、Ｏｆ（ｐｋ＝１…ｎ）、α２（ｐｋ＝１…ｎ）はそれぞれ、画素生成部１ａａの各列（ｋ＝１…ｎ）の暗電流成分のオフセット値と、暗電流測定信号に対する所定の露光時間における出力比α２を示している。 In FIG., Of (pk = 1 ... n), α2 (pk = 1 ... n), respectively, and the offset value of the dark current component of each column (k = 1 ... n) of the pixel generator 1aa, dark current sensing signal It shows the output ratio α2 in a predetermined exposure time for.
画像処理手段２では、固体撮像素子１ａで画像撮影を行う時に、暗電流測定信号抽出部２ａが、固体撮像素子１ａから出力された蓄積電荷信号から所定のタイミングで暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０，ξ）を抽出する毎に、暗電流予測部２ｂは、暗電流補正テーブル３を参照して、次の式 Ｄｋ（ｐｋ，ξ）＝α２（ｐｋ）・｛Ｏｓ（ｐ０，ξ）−Ｏｆ（ｐ０）｝ In the image processing unit 2, when performing image capturing by the solid-state image pickup device 1a, the dark current sensing signal extracting portion 2a, the dark current from the storage charge signals outputted from the solid-state imaging device 1a at a predetermined timing measurement signal Os (p0, each of extracting xi]), the dark current prediction unit 2b refers to the dark current compensation table 3, the following formula Dk (pk, ξ) = α2 (pk) · {Os (p0, ξ) -Of ( p0)}
に従って、暗電流成分を予測演算し、暗電流補正部２ｃは、次の式 Ｏｓｘ（ｐｋ，ξ）＝Ｏｓ（ｐｋ，ξ）−Ｄｋ（ｐｋ，ξ）−Ｏｆ（ｐｋ） According to the prediction calculation of the dark current component, the dark current correction unit 2c, the following formula Osx (pk, ξ) = Os (pk, ξ) -Dk (pk, ξ) -Of (pk)
に従って、画素生成部１ａａの各列（ｋ＝ｎ・・・１）に対して、暗電流成分の除去された有効画素蓄積電荷信号Ｏｓｘ（ｐｋ，ξ）をリアルタイムに得ている。 According, to obtain for each column of pixel generator 1aa (k = n ··· 1), the removal of the dark current component has been effective pixel accumulated charge signal Osx (pk, ξ) in real time.
次いで、暗電流補正テーブルの作成と、撮影時の暗電流補正処理との模式的な手順をフローチャートに従って説明する。 Next, a description the creation of dark current correction table, in the schematic procedure of the dark current correction processing at the time of photographing in accordance with the flowchart.
図４は、実際の撮影前の例えば工場出荷時に行う暗電流補正テーブル３の作成の手順を示している。 Figure 4 shows a procedure for creating a dark current compensation table 3 to perform at the time of actual photographing previous example factory. ここで、まずステップ２０１では、固体撮像素子１ａ全体を非露光状態にして、複数の蓄積時間Ｔについて、暗電流測定部１ａｂを含む全画素の蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）を測定する。 Here, in the first step 201, the entire solid-state imaging device 1a in the non-exposure state, the plurality of storage time T, measures the accumulated charge signals of all the pixels including the dark current measuring part 1ab Os (pk). そしてステップ２０２では、その測定結果から、全画素について蓄積時間Ｔと蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）との関係を求める。 In step 202, from the measurement results, obtaining the relationship between the accumulation time for all the pixels T and stored charge signal Os (pk). 次にステップ２０３では、全画素について蓄積時間Ｔと蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）との関係から、暗電流測定部１ａｂと画素生成部１ａａの各画素又は各列との、所定の露光時間に対する暗電流成分の出力比α２を求める。 Next, in step 203, from the relationship between the accumulation time for all the pixels T and stored charge signal Os (pk), and each pixel or each column of the dark current measuring part 1ab and the pixel generator 1aa, dark for a given exposure time obtaining the output ratio α2 current components. 最後にステップ２０４では、全画素に対応させて、その出力比α２とオフセットＯｆを暗電流補正テーブル３に記憶する。 Finally, in step 204, corresponding to all the pixels, and stores the output ratio α2 offset Of the dark current compensation table 3. これらの作業を工場出荷前に行っておく。 You should perform these tasks before the factory. また、必要に応じて温度を異ならせて複数の蓄積時間について暗電流補正テーブルを記憶しておく。 Further, by varying the temperature as necessary store the dark current correction table for a plurality of storage time.
図５は、実際の撮影時における補正処理の手順を示している。 Figure 5 shows a procedure of the correction processing at the time of actual photographing. ここで、ますステップ３０１では、Ｘ線撮影を行い、各画素の蓄積信号Ｏｓを出力させる。 Here, in masu step 301 performs X-ray imaging, to output the stored signal Os in each pixel. そして、ステップ３０２では、暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０）を抽出する。 Then, in step 302, it extracts a dark current sensing signal Os (p0). 次にステップ３０３では、暗電流測定信号Ｏｓ（ｐ０）に対して、暗電流補正テーブル３に記憶しているα２（ｐｋ）を適用し演算して、全画素の暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）を予測算出し、ステップ３０４では、全画素の蓄積電荷信号Ｏｓ（ｐｋ）から予測された暗電流成分Ｄｋ（ｐｋ）を減算して除去する補正を行う。 Next, in step 303, with respect to the dark current measurement signal Os (p0), and applying the [alpha] 2 (pk) stored in the dark current compensation table 3 operation, the dark current component Dk of all the pixels (pk) predicted calculated, in step 304, correction is performed is removed by subtracting the dark current component Dk predicted (pk) from all pixels stored charge signal Os of (pk). 最後にステップ３０５では、処理終了を判定し、終了していなければ、ステップ３０１に戻る。 Finally, in step 305, it determines the process ends, if not completed, the flow returns to step 301.
なお、上記では、全画素のオフセットＯｆ（ｐｋ）などの温度依存性が考慮されていないが、温度に対応させて、複数組の暗電流補正テーブルを用意しておき、撮影時の温度によって適切な暗電流補正テーブルを選択して、暗電流の補正を行う方法も可能である。 In the above, the temperature dependency of an offset of all pixels Of (pk) is not taken into account, corresponding to the temperature, it is prepared plural sets of the dark current correction table, appropriate depending on the temperature at the time of shooting select a dark current correction table, a method of correcting the dark current is also possible. このときには、暗電流成分を除去するにあたり、予め記憶させた暗電流成分の温度に基づく変動成分を更に除去することになるので、更に良好な補正結果が得られる。 At this time, upon removing the dark current component, it means to further remove variation components based on the temperature of the dark current component is previously stored, it is obtained better correction result. このように実際の撮影に当っては、画素毎に事前に補正テーブルに記憶した電荷蓄積時間に対する撮影時に露光する画素と非露光にする画素との関係から実際の撮影時に測定した撮影時間と非露光の画素との関係から露光した画素の暗電流成分を予測して暗電流補正するものである。 Thus it is hitting the actual shooting, shooting time and non-measured at the time of actual shooting from the relationship between pixels in a pixel and an unexposed to exposed during photographing to the charge accumulation time stored in advance in the correction table for each pixel it is intended to dark current correction by predicting the dark current component of the pixel was exposed from the relationship between the exposure of the pixel. この予測には、事前処理時の電荷蓄積時間も撮影時の電荷蓄積時間もパラメータとして使用しない。 This prediction is not used as a parameter the charge accumulation time for pre-processing nor the charge storage time at the time of shooting. そのため、電荷蓄積時間を取り出す処理が不要となり、ＴＤＩクロック発生器をＸ線検出器の外に配置している仕様にも対応できる。 Therefore, it becomes unnecessary processing to take out the charge accumulation time, it can cope with specifications are arranged TDI clock generator outside the X-ray detector.
次いで本発明をパノラマＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置に適用した例を詳細に説明する。 Next will be described an example of applying the present invention to a digital X-ray imaging apparatus for medical capable panoramic X-ray imaging in detail.
図６は、そのＸ線撮影装置Ａ２の外観図である。 Figure 6 is an external view of the X-ray imaging apparatus A2. 装置本体４の基台４ａに支柱４ｂが立設され、この支柱４ｂに支持体５が昇降可能に取り付けられ、この支持体５に旋回アーム６が旋回可能に取り付けられている。 Strut 4b on the base 4a of the main body 4 is erected, the support 5 is mounted vertically movably on the strut 4b, pivot arm 6 is pivotally attached to the support 5. 支持退の上端と下端とのそれぞれには、ほぼ水平に伸びた支持アーム５ａと、被験者フレーム５ｂを設けてあり、被験者フレーム５ｂにはチンレスト５ｃが設けられている。 In each of the upper and lower ends of the support withdrawal includes a support arm 5a extending substantially horizontally, is provided with a subject frame 5b, chin rest 5c is provided on the subject frame 5b.
支持アーム５ａにはステップモータによってＸ方向、Ｙ方向に自在に移動可能なＸＹテーブルが内蔵されており、旋回アーム６はこのＸＹテーブルを介して吊り下げられて水平面内を任意に移動しながら旋回できるようになっている。 X direction by the step motor to the supporting arm 5a, Y-direction has a built-in freely movable XY table, swivel arm 6 pivot while arbitrarily moving suspended in a horizontal plane through the XY table It has become possible way. 被験者頭部押え５ｄは支持アーム５ａの下面に旋回アームを貫通して固定されている被験者固定手段であり、位置調整機構を備えている。 Subject's head pressing 5d are subject fixing means is fixed through the pivot arm to the lower surface of the support arm 5a, and a position adjusting mechanism.
旋回アーム６には、ステップモータにより支持アーム５ａに対して旋回アーム６を旋回させる旋回機構が設けられており、旋回アーム６は上記のＸＹテーブルにより旋回中心を移動させながら、垂直な軸線に対して旋回できるように構成されている。 A pivot arm 6 is turning mechanism for turning the turning arm 6 relative to the support arm 5a is provided by a step motor, while the turning arm 6 moves the turning center by the above XY table relative to the vertical axis It is configured to be able pivot Te. 旋回アーム６は両端が垂下しており、一方の端部６ａにはＸ線発生器７が、他方の端部６ｂにはＸ線検出部８が対向配設されている。 Pivoting arm 6 is suspended at both ends, X-rays generator 7 at one end 6a is, the other end portion 6b X-ray detector 8 are arranged facing. Ｘ線発生器７には、Ｘ線管、縦方向の１次スリットを有するＸ線遮蔽板と、その１次スリットの形状を変更する調整機構（いずれも不図示）などが備えられている。 The X-ray generator 7, the X-ray tube, the X-ray shielding plates having a longitudinal first slit, and adjusting mechanism for changing the shape of the first slit (both not shown) are provided.
Ｘ線検出部８には、１次スリットに対応した縦方向の２次スリット９ａと、その調整機構を有する遮蔽板９がＸ線発生器７に対向して設けられ、その背後に検出器ホルダ１０が配置され、この検出器ホルダ１０にＸ線撮影用検出器１１Ａが装着されている。 The X-ray detector 8, the longitudinal direction of the secondary slit 9a corresponding to the primary slit, the shielding plate 9 with its adjustment mechanism is provided to face the X-ray generator 7, the detector holder behind 10 is disposed, X-rays imaging detector 11A is mounted on the detector holder 10.
このＸ線検出部８の後部には、各種回路を組み込んだプリント基板などから構成される装置本体制御部１２と、その外側を覆うように操作パネル１３が設けられ、操作パネル１３には各種のスイッチや液晶表示部１３ａが取り付けられている（いずれも不図示）。 The rear portion of the X-ray detector 8, a apparatus including the main body control unit 12 from a printed circuit board incorporating the various circuits, the operation panel 13 is provided so as to cover the outer, various of the operation panel 13 switches and a liquid crystal display unit 13a is attached (both not shown).
また、装置本体４には操作コード１４ａで接続されるリコモンボックス１４Ａが設けられており、これに例えば、電源オンオフ用のメインスイッチとＸ線照射スイッチが備えられている。 Further, the apparatus main body 4 is provided with a re common box 14A are connected by the operation code 14a, which, for example, the main switch and the X-ray irradiation switch for power-off is provided. Ｘ線検出部８には、Ｘ線撮影用検出器接続用のコネクタ１５を設けてある。 The X-ray detection unit 8 is provided with a connector 15 for X-ray imaging detector connection.
図７はＸ線撮影用検出器１１Ａの外観を説明する図であり、図８はその内部構成を説明する図面である。 Figure 7 is a diagram for explaining the appearance of the X-ray imaging detector 11A, FIG. 8 is a view illustrating the internal structure. このＸ線撮影用検出器１１Ａは、内部に固体撮像素子ユニット１を有し、これに関連する各種の回路を収用した外装ハウジング１６で外装され、ハウジング１６の一側面には外部回路との接続用コネクタ１７が設けられている。 The X-ray imaging detector 11A is internally has a solid-state image pickup device unit 1, which in the exterior by the outer housing 16 that expropriated various circuits related, connection with an external circuit on one side of the housing 16 use connector 17 is provided. このコネクタ１７は、通常はＸ線検出部８のコネクタ１５との間を給電線と信号線が一体となったケーブル（不図示）で接続されるが、パソコンなど他の外部機器との接続用にも利用できる。 The connector 17 is normally feed line and a signal line between the connector 15 of the X-ray detector 8 are connected by cables together (not shown), for connecting to other external devices such as a personal computer in can also be used.
外装ハウジング１６はアルミ板等の金属やＡＢＳ樹脂等の合成樹脂など、必要な強度が得られる適宜の材料で構成されている。 Exterior housing 16 including synthetic resin such as a metal or ABS resin aluminum plate or the like, and a suitable material required strength can be obtained. 前面中央にはＸ線に対する透過性が良好であるが、可視光線は遮蔽する材料、例えば、暗い色のＡＢＳ樹脂で製されたＸ線受光部１８が２次スリット８ａの背後に縦方向に設けられ、その内側に固体撮像素子ユニット１が配置されている。 While the front center is good permeability to X-rays, visible light provided material for shielding, for example, in the longitudinal direction behind the dark X-ray receiving part 18 which is manufactured by the ABS resin is secondary slit 8a is, the solid-state imaging device unit 1 is arranged inside.
固体撮像素子ユニット１は、図８に示すようにＸ線受光部１８の裏側に設置され、照射されたＸ線を可視光線に変換する発光体（シンチレータ）１ｂと、この発光体１ｂの発光を固体撮像素子１ａの受光面に伝達する光ファイバー１ｃと、後述する構成の固体撮像素子１ａとで構成され、回路基盤１ｄを有している。 The solid-state imaging device unit 1 is disposed on the back side of the X-ray receiving portion 18 as shown in FIG. 8, a luminous body (scintillator) 1b for converting the irradiated X-rays into visible light, the light emission of the light emitter 1b an optical fiber 1c that transmit the light receiving surface of the solid-state imaging device 1a, is composed of a structure of the solid-state imaging device 1a to be described later, and a circuit board 1d. １９は保護ケース、１９ａはＸ線を遮蔽するシール材、１ｅは固体撮像素子ユニット１の信号ピンである。 19 protective case, 19a Sealing materials for shielding X-rays, 1e is a signal pin of the solid-state imaging device unit 1. ここでシール材１９ａの下部には、発光体１ｂをＸ線から遮蔽することによって、固体撮像素子１ａの対応部分に後述する暗電流測定部１ａｂを設定するための鉛板等を施したＸ線遮蔽部材１９ｂが貼付形成されている。 Here, the lower portion of the sealing member 19a, by shielding the light emitter 1b from X-rays, X-rays having been subjected to a lead plate or the like for setting the dark current measuring part 1ab which will be described later, corresponding parts of the solid-state imaging device 1a shielding member 19b is attached form.
ついで、装置本体４の要部概略構成を図９を参照して説明し、そのあとＸ線撮影用検出器１１Ａの要部概略を図１０を参照して説明する。 Then, a schematic configuration of the essential parts of the apparatus main body 4 described with reference to FIG. 9, illustrating a main part schematic of the after X-ray imaging detector 11A with reference to FIG. 10.
図９は、装置本体制御部２０の要部概略構成を示すブロック図である。 Figure 9 is a block diagram showing a schematic configuration of the essential parts of the apparatus main body controlling section 20. この制御部２０には、Ｘ線撮影装置Ａ２全体の動作制御の中心となるＭＰＵ（ＣＰＵ）で構成された制御ユニット２０ａ、入出力ポート２０ｂ、メモリ２０ｃがあり、その他にＸ線発生器７を駆動制御するＸ線照射制御回路２０ｄ、ＴＤＩクロック発生回路２０ｇ、通信制御回路２０ｈ、電源回路２０ｉが設けられており、これらが入出力ポート２０ｂを介して制御ユニット２０ａに接続されている。 The control unit 20, the control unit 20a is composed of MPU (CPU) that is central to the operation control of the entire X-ray imaging apparatus A2, output ports 20b, there is a memory 20c, an X-ray generator 7 Other X-ray irradiation control circuit 20d for driving and controlling, TDI clock generation circuit 20g, a communication control circuit 20h, and the power supply circuit 20i is provided, which are connected to the control unit 20a via the input and output ports 20b. 入出力ポート２０ｂには、種々の操作データを入力するための操作パネル１３、あるいは、同様の入力を本体から離れた位置から入力するためのリモコンボックス１４が接続されている。 The output port 20b, the operation panel 13 for inputting various operation data or, remote control box 14 for inputting a position away from the body of the same input is connected. そして更に、Ｘ線撮影用検出器１１Ａを接続するために、接続ケーブル２１のコネクタ１５′に対応したコネクタ１５が設けられ、このコネクタ１５には、入出力ポート２０ｂ、通信制御回路２０ｈ、電源回路２０ｉが接続されている。 And further, in order to connect the X-ray imaging detector 11A, connector 15 corresponding to the connector 15 'of the cable 21 is provided in the connector 15, output port 20b, a communication control circuit 20h, a power supply circuit 20i is connected.
図１０は、Ｘ線撮影用検出器１１Ａの要部概略構成を示すブロック図である。 Figure 10 is a block diagram showing a schematic configuration of the essential parts of X-ray imaging detector 11A. このＸ線撮影用検出器１１Ａには、単独で、あるいは装置本体制御部２０と一体となってＸ線撮影用検出器１１Ａ内の各回路の動作や装置本体４を含むＸ線撮影装置Ａ２全体の動作を制御するＭＰＵ（ＣＰＵ）で構成された制御ユニット１１ａ、入出力ポート１１ｂ、ＴＤＩクロック変換回路１１ｃ、撮像素子駆動回路１１ｄ、Ａ／Ｄ変換器１１ｅ、メモリ１１ｆ、通信制御回路１１ｇ、電源回路１１ｈ等が設けられ、これらの各回路とコネクタ１７とが図示の通りに接続されている。 The X-ray imaging detector 11A, alone, or in the whole apparatus X-ray imaging apparatus A2 including the operation and the apparatus main body 4 of each circuit of the main control unit 20 and together the X-ray imaging detector 11A the control unit 11a is composed of MPU (CPU) that controls the operation of the input and output ports 11b, TDI clock converter circuit 11c, the imaging device driving circuit 11d, a / D converter 11e, a memory 11f, a communication control circuit 11g, the power supply circuit 11h and the like are provided, these each circuit and the connector 17 are connected as shown. そして、特にこの制御ユニット１１ａは、実施例１で説明した本発明の特徴である暗電流を補正するための画像処理手段２としての機能をソフトウェア処理によって発揮するようにされており、メモリ１１ｆには、その画素処理手段が参照する暗電流補正テーブル３が予め工場出荷時に記憶されており、更にＸ線撮影時には、パノラマＸ線画像を形成する有効画素を蓄積するために用いられる。 Then, in particular the control unit 11a is a function of the image processing unit 2 for correcting the dark current which is a feature of the present invention described in Example 1 so as to exert by software processing, the memory 11f , the pixel processing unit is stored at the time of dark current correction table 3 in advance factory reference, when more X-ray imaging is used to accumulate the effective pixels forming a panoramic X-ray images.
またＸ線撮影用検出器１１Ａは、装置本体４に着脱可能にまたは固定して装着されて使用される構成とされ、そのためにコネクタ１７は、装置本体制御部２０から導出された接続ケーブル２１に設けられたコネクタ１７′によって、装置本体制御部２０と電気的、制御的接続を行っている。 The X-ray imaging detector 11A, the device is being configured to be used mounted detachably or fixed to the main body 4, a connector 17 to do so, the connection cable 21, which is derived from the apparatus main body controlling section 20 the provided connector 17 'is performed electrically and device main body control unit 20, the control connection. また、装置本体制御部２０は、装置本体制御部２０自身とＸ線撮影用検出器１１Ａとに制御情報などを入力したり、逆にデータを出力して保存したりするために、パーソナルコンピュータなどで構成された外部機器１００を接続したりすることができる構成とされている。 Further, the apparatus main body control unit 20, or inputting a control information to the apparatus main body controlling portion 20 itself and the X-ray imaging detector 11A, to and save outputs the data to the contrary, a personal computer, etc. in is configured to be able to or connect an external device 100 configured. なお、暗電流補正テーブル３が記憶されたメモリ１１ｆは、 The memory 11f dark current compensation table 3 is stored,
上記の例ではＸ線撮影用検出器１１Ａ内に設けたが、装置本体外に設けたコンピュータのメモリを利用しても良い。 In the above example provided in X-ray imaging detector in 11A, but may be utilized memory of a computer provided outside the apparatus main body.
図１１は、Ｘ線撮影用検出器１１Ａに備えられた固体撮像素子１ａの概略構成を示す図面である。 Figure 11 is a drawing showing a schematic configuration of a solid-state imaging device 1a provided in the X-ray imaging detector 11A. この固体撮像素子１ａは、ＦＦＴタイプ（フルフレームトランスファー型）のＣＣＤセンサで構成されている。 The solid-state imaging device 1a is composed of a CCD sensor of the FFT type (full-frame transfer type). ここで、１ａｄは受光部を構成するセンサマトリクスであり、水平方向に蓄積電荷を転送する水平シフトレジスタ１ａｅを、上下に複数列形成して構成され、これらの水平シフトレジスタ部１ａｅに形成されるポテンシャルウエルによって、列及び段に配置された画素ｅを形成した構造にしている。 Here, 1ad is a sensor matrix that constitutes the light receiving portion, a horizontal shift register 1ae for transferring charges accumulated in the horizontal direction, is constructed by a plurality of rows formed on the upper and lower, are formed on these horizontal shift register 1ae by the potential well, and the structure forming the pixel e disposed in columns and stages.
１ａｃは上下に複数列形成して構成された各水平シフトレジスタ部１ａｅのポテンシャルウエルを通じて一斉に水平方向に並列して転送されて来た蓄積電荷を垂直方向に転送するポテンシャルウエルを形成する蓄積電荷転送部、１ａｆは蓄積電荷転送部１ａｃから垂直方向にシリアル転送されて来る蓄積電荷を取り出すための出力ウエル、２２は出力ウエル１ａｆから、順次出力されて来る蓄積電荷を更に電圧信号に変換し、蓄積電荷信号として出力させる増幅器である。 1ac is accumulated charges forms a potential well for transferring simultaneously accumulated charge came transferred in parallel in the horizontal direction through the potential well of each horizontal shift register section 1ae constituted by a plurality of rows formed on the upper and lower vertical transfer section, 1af output well for taking out the accumulated charges coming serially transferred from the stored charge transfer portion 1ac vertically, 22 converts the output well 1af, the accumulated charges coming sequentially output further to a voltage signal, an amplifier for outputting a stored charge signal.
このセンサマトリクス１ａｄは、図中では画素ｅが１１列（垂直方向）４段（水平方向）の行列状に配置されているが、画素ｅは実際には１５００列６４段に配置されている。 The sensor matrix 1ad is in the figure are arranged in a matrix of pixels e are 11 columns (vertical direction) four stages (horizontal direction), the pixel e is actually are arranged in 1500 rows 64 stages. そして、受光部１ａｄでは、図中の最下部以外の列に、画像を形成する画素を蓄積電荷として出力する画素部１ａａを割り当て、最下部の列には、Ｘ線遮蔽部材１９ｂがＸ線を遮蔽することによって、常に露光しない状態にされて暗電流測定信号を蓄積電荷として出力する暗電流測定部１ａｂを割り当てている。 Then, the light receiving portion 1ad, the strings other than the bottom in the figure, the allocation pixel portion 1aa for outputting a pixel that forms an image as a stored charge, the bottom of the column, X-ray shielding member 19b is an X-ray by blocking, it is assigned a dark current sensing section 1ab for outputting a dark current measurement signal as a stored charge always been in a state which is not exposed.
増幅器２２から出力された蓄積電荷信号は、ＡＤ変換器１１ｅに送出されてデジタル信号に変換されるようになっている。 Accumulated charge signal output from the amplifier 22 is sent to the AD converter 11e is adapted to be converted into a digital signal. ＣＣＤセンサを構成する水平シフトレジスタ１ａｅ、蓄積電荷転送部１ａｃ、出力ウエル１ａｆは、撮像素子駆動回路１１ｄの生成する駆動クロックに従って、蓄積電荷の転送を行う。 Horizontal shift register 1ae constituting the CCD sensor, the accumulated charge transfer portion 1ac, output well 1af according drive clock generated by the image sensor drive circuit 11d, and transfers the accumulated charge.
受光面を構成するセンサマトリクス１ａｄのポテンシャルウエルに、光を照射して得た蓄積電荷を閉じ込めて半導体中を転送させるＣＣＤセンサの電荷転送の基本動作は、既に特開平９−２００６２５号公報などで周知であるが、この固体撮像素子２６ｃの構成上の特徴は、センサマトリクス１ａｄの一部に、常に露光しない状態にされて暗電流測定信号を蓄積電荷として出力する暗電流測定部１ａｂを割り当てている点である。 The potential well of the sensor matrix 1ad constituting the light receiving surface, the basic operation of the charge transfer of the CCD sensor to be transferred through the semiconductor confining accumulated charges obtained by irradiating light, such as already Hei 9-200625 Patent Publication as is well known, the characteristics of the structure of the solid-state imaging device 26c is a part of the sensor matrix 1ad, always assigns the dark current measuring part 1ab for outputting a dark current sensing signal is in a state not exposed as accumulated charge is the point you are.
なお、ここでのＣＣＤセンサは、フルフレームトランスファー型を例にして説明したが、ＦＴタイプ（フレームトランスファー型）のＣＣＤセンサであっても良い。 Incidentally, the CCD sensor of the case has been described as an example a full frame transfer type, it may be a CCD sensor of the FT type (Frame Transfer type). また、上述のように照射されたＸ線を可視光線に変換する発光体１ｂによる可視光線を受光しているが、Ｘ線を直接検出するタイプのＣＣＤセンサを用いる構成も可能である。 Further, although receiving the visible light by the light emitting element 1b for converting X-rays irradiated as described above in visible light, it is also possible to use a CCD sensor type for detecting the X-rays directly. また、下述の何れの実施例ともセンサの種類としては、ＣＣＤセンサの代わりにＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、ＴＦＴ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）等の２次元フラットパネルセンサなどの固体撮像素子を使用することができる。 As the type of sensor with any embodiment of the described below, using the MOS sensor instead of the CCD sensor, C-MOS sensor, the solid-state imaging device such as a two-dimensional flat panel sensor such as TFT (Thin Film Transistor) be able to.
図１２は、以上のように構成されたパノラマＸ線撮影装置Ａ２で撮影されるパノラマＸ線画像の一例を示す図面であり、ここで（ａ）は全顎パノラマＸ線透過画像、（ｂ）は、固体撮像素子１ａに設定された画素部１ａａからの蓄積電荷信号中の暗電流成分と、暗電流測定部２６ｃｆからの暗電流測定信号とを示すグラフである。 Figure 12 is a view showing an example of a panoramic X-ray image taken by the panoramic X-ray imaging apparatus A2 configured as described above, wherein (a) the total jaw panoramic X-ray transmission image, (b) is a graph showing the dark current component in the stored charge signals from the solid-state imaging device 1a configured pixel portion 1aa, and a dark current sensing signals from the dark current sensing unit 26Cf.
図１２（ａ）において、ＲＺは、パノラマＸ線撮影する場合に通常適用される濃度補正領域であって、この領域では、頸椎などの障害陰影の影響を除去するため、より長い時間Ｘ線を照射するようにしており、その分だけ、旋回アーム６はゆっくり回転するようになっている。 In FIG. 12 (a), RZ is a density correction region which is usually applied in case of photographing the panoramic X-ray, in this area, in order to eliminate the influence of faults shades such as cervical spine, a longer time X-ray is used for irradiation, correspondingly, the pivot arm 6 is adapted to rotate slowly. また、旋回アーム６の回転速度は、撮像目的、撮像対象によって変わるので、それに対応させて、ＴＤＩクロック変換回路１１ｃがＴＤＩクロック信号のパターンを選択して発生するように構成すれば、そのパターンを適宜選択することによって、従来のフィルム式検出器を移動させて得ていた全顎パノラマＸ線透過画像と同じ画像を、Ｘ線撮影装置Ａ２でも得る事ができる。 The rotational speed of the rotary arm 6 has an imaging object, so they change by the imaging subject, in correspondence thereto, if configured TDI clock converter circuit 11c is generated by selecting the pattern of the TDI clock signal, the pattern by appropriately selecting the same image as the conventional full jaw panoramic X-ray transmission image of a film-type detector was obtained by moving, it can be obtained even X-ray imaging apparatus A2.
図１２（ｂ）から理解されるように、画素生成部１ａａからの蓄積電荷信号中の暗電流成分と、暗電流測定部１ａｂからの暗電流測定信号とは、絶対強度に違いがあるものの、その強度は互いに比例関係を有している。 As understood from FIG. 12 (b), the dark current component in the stored charge signals from the pixel generator 1aa, the dark current measurement signals from the dark current measuring part 1ab, although the absolute intensity there is a difference, its intensity has a proportional relationship to each other. すなわち、実施例１で説明した方法によって、暗電流測定部１ａｂからの暗電流測定信号に基づいて、画素生成部１ａａからの蓄積電荷信号中の暗電流成分を予測演算することが可能である。 That is, by the method described in Example 1, based on the dark current measurement signals from the dark current measuring part 1ab, it is possible to predict calculating a dark current component in the stored charge signals from the pixel generator 1aa. 更に、その予測演算では、ＴＤＩクロックによって規定される電荷蓄積時間を用いていないので、ＴＤＩクロック信号のパターンを複数用意しておき、そこからいずれかを選択して撮影した場合でも、同じ手順で簡単に暗電流の予測演算を行うことができる。 Further, in the prediction calculation, is not used to charge storage time defined by TDI clock, the pattern of the TDI clock signal leave plurality prepared, even when taken by selecting one therefrom, in the same procedure it is possible to perform predictive calculation of simple dark current.
なお、この実施例では固体撮像素子１ａとしてＣＣＤセンサを用いているが、そのＣＣＤセンサに替えて、各画素のフォトダイオードをＭＯＳトランジスタで選択して電荷を取り出す構成のＭＯＳセンサを用いることも可能である。 Although using a CCD sensor as a solid-state imaging device 1a in this embodiment, can also be used in place of the CCD sensor, a MOS sensor can be emitted charges by selecting photodiode of each pixel in the MOS transistor it is.
また、温度に対応させて、複数組の暗電流補正テーブル３…３を用意しておき、撮影時の温度によって適切な暗電流補正テーブル３を選択して、暗電流の補正を行う方法も可能である。 Further, in correspondence with the temperature, are prepared plural sets of dark current compensation table 3 ... 3, select the appropriate dark current compensation table 3 depending on the temperature at the time of shooting, a method of correcting the dark current can be it is. このときには、暗電流成分を除去するにあたり、予め記憶させた暗電流成分の温度に基づく変動成分を更に除去することになるので、更に良好な補正結果が得られる。 At this time, upon removing the dark current component, it means to further remove variation components based on the temperature of the dark current component is previously stored, it is obtained better correction result.
ここで本発明をセファロＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置に適用した例を説明する。 Here will be described an example of applying the present invention to a medical digital X-ray imaging apparatus capable of cephalometric X-ray imaging.
図１３は、そのＸ線撮影装置Ａ３の外観正面図である。 Figure 13 is an external front view of the X-ray imaging apparatus A3. このＸ線撮影装置Ａ３は、実施例２で説明した図６のＸ線撮影装置Ａ２において、セファロＸ線撮影用に、Ｘ線撮影用検出器１１Ｂを更に着脱可能に装着可能にすると共に、撮影対象である被験者頭部Ｈを固定支持するセファロ用支持装置２３を更に備えており、パノラマＸ線撮影だけでなく、セファロＸ線撮影も行うことができる。 The X-ray imaging device A3, in X-ray imaging apparatus A2 of FIG. 6 described in Example 2, for cephalometric X-ray imaging, with further removably to be mounted an X-ray imaging detector 11B, photographing it is the subject further comprises a cephalometric supporting device 23 for fixing and supporting the subject's head H, as well as a panoramic X-ray imaging can be carried out cephalometric X-ray imaging.
このＸ線撮影用検出器１１Ｂは、実施例２のＸ線撮影装置Ａ２に用いられているＸ線撮影用検出器１１Ａと同様の構成である。 The X-ray imaging detector 11B has the same configuration as the X-ray imaging detector 11A which is used in X-ray imaging apparatus A2 of Example 2. また、リモコンボックス１４Ｂは、図６のリモコンボックス１４Ａと同様のものであるが、パノラマＸ線撮影とセファロＸ線撮影のいずれの場合にも使用できるように、その設置位置と操作できる内容が変更されたものである。 Also, the remote control box 14B is of the same as the remote control box 14A of FIG. 6, as can be used in any case of the panoramic X-ray imaging and cephalometric X-ray imaging, it changes the contents that can be operated and its installation position it is those that have been.
セファロＸ線撮影の場合には、従来技術と同様に、Ｘ線検出部８がＸ線発生器７のＸ線放射領域から外れ、Ｘ線発生器７からのＸ線はセファロ用支持装置２３に固定された被験者頭部Ｈを透過して、Ｘ線撮影用検出器１１Ｂに到達すようになっている。 If the cephalometric X-ray imaging, as in the prior art, the X-ray detector 8 is disengaged from the X-ray radiation region of the X-ray generator 7, X-rays from the X-ray generator 7 in cephalometric supporting device 23 passes through a fixed subject's head H, so that the to reach the X-ray imaging detector 11B. この時には、Ｘ線撮影用検出器１１Ｂは、そのＸ線受光部１８が被験者頭部Ｈ全体のＸ線透過画像を受光するようにセファロ用支持装置２３に対して上下又は左右に移動可能となっている。 At this time, X-ray imaging detector 11B is movable its X-ray receiving part 18 is vertically or horizontally relative to the cephalometric supporting device 23 to receive X-ray transmission image of the entire subject's head H ing.
図１４はセファロＸ線撮影時における、Ｘ線発生器７、被験者頭部Ｈ、Ｘ線撮影用検出器１１Ｂの３者の位置関係を説明する図面である。 Figure 14 is a view for explaining during cephalometric X-ray imaging, X-ray generator 7, subject's head H, the three parties of the positional relationship of the X-ray imaging detector 11B. 図のように、Ｘ線発生器７から照射されたＸ線は、１次スリットによって角錐状に照射範囲を制限され、１次スリットとＸ線撮影用検出器１１Ｂとを連動させて移動させることによってＸ線ビームを、被験者頭部Ｈを透過し、被験者頭部Ｈ全体のＸ線透過画像を受光するように左右方向に移動するようになっている。 As in FIG., X-rays emitted from the X-ray generator 7 is limited irradiation range pyramidal by the primary slit, to move in conjunction with the first slit and the X-ray imaging detector 11B the X-ray beam, transmitted through the subject's head H, and moves in the lateral direction so as to receive X-ray transmission image of the entire subject's head H by.
このようなセファロＸ線撮影においても、Ｘ線撮影装置Ａ３に用いられているＸ線撮影用検出器１１Ｂは、実施例２のＸ線撮影装置Ａ２のＸ線撮影用検出器１１Ａと同様の構成とされているから、実施例１で説明した方法によって暗電流の補正を行うことができる。 In such a cephalometric X-ray imaging, X-ray imaging detector 11B used in the X-ray imaging device A3 is the same configuration as the X-ray imaging detector 11A of the X-ray imaging apparatus A2 of Example 2 since there is a, it is possible to correct the dark current by the method described in example 1.
ここで本発明をリニアスキャンＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置に適用した例を説明する。 Here will be described an example of applying the present invention to linear scan X-ray imaging is a medical digital X-ray imaging apparatus capable.
図１５は、そのＸ線撮影装置Ａ４の全体概略構成を示すブロック図である。 Figure 15 is a block diagram showing an overall schematic configuration of the X-ray imaging apparatus A4. このＸ線撮影装置Ａ４はリニアスキャンＸ線撮影を行うものであって、Ｘ線発生器７と、このＸ線発生器７から照射され撮影対象を透過したＸ線細隙ビームＢを受光するＸ線撮影用検出器１１Ｃと、このＸ線撮影用検出器１１Ｃを着脱可能にかつ速度調整可能に移動保持する検出器ホルダ１０と、撮影対象である被験者頭部Ｈを固定する被験者頭部押え（被写体固定手段）５ｄと、被写体の階調処理基準点位置を検出する位置検出手段３２と、この装置全体を制御する装置本体４とを備えている。 The X-ray imaging apparatus A4 is a performs a linear scan X-ray imaging, X for receiving an X-ray generator 7, the X-ray slit beam B transmitted through the imaging object is irradiated from the X-ray generator 7 and line imaging detector 11C, a detector holder 10 that moves holding the X-ray imaging detector 11C capable and speed adjustable detachable, subject's head retainer to secure the an imaging target subject's head H ( and the subject fixing means) 5d, and includes a position detection means 32 for detecting a gradation processing reference point position of the object, and a main body 4 for controlling the entire apparatus.
なおここで、Ｘ線発生器７、Ｘ線撮影用検出器１１Ｃ、走査用検出器支持部３３、被写体固定手段５ｄ、位置検出手段３２については、いずれもこれらを、その通常の使用状態を上方から見た所を平面的に示したものである。 Note here, X-rays generator 7, X-rays imaging detector 11C, the scanning detector support unit 33, the object fixing unit 5d, the position detection means 32 are both of these, the upper and the normal use the place as seen from the shows in plan view. また、Ｘ線撮影用検出器１１Ｃは、実施例２のＸ線撮影装置Ａ２に用いられているＸ線撮影用検出器１１Ａと同様の構成である。 Also, X-ray imaging detector 11C has the same configuration as the X-ray imaging detector 11A which is used in X-ray imaging apparatus A2 of Example 2.
Ｘ線発生器７はＸ線管を内蔵しており、更にそこから広域に発射されるＸ線ビームを一定方向、一定範囲だけに制限して目的箇所に照射させるための開口である１次スリット７ａを形成したＸ線遮蔽材よりなる１次スリット部材７ｂと、この１次スリット部材７ｂを図示するＤ方向に速度、位置調整可能に移動させる１次スリット移動軸７ｃと、この１次スリット移動軸７ｃを駆動する１次スリット移動モータＭ１とを備えている。 X-ray generator 7 has a built-in X-ray tube, first slit which is an opening for irradiating the further X-ray beam to the fixed direction emitted therefrom to the wide area, a range only limit target site a first slit member 7b which 7a made of X-ray shielding material formed of velocity in the direction D which illustrates the first slit member 7b, a first slit moving shaft 7c be moved adjustably mobile this first slit and a first slit moving motor M1 which drives a shaft 7c.
Ｘ線撮影用検出器支持部３３は、Ｘ線撮影用検出器１１Ｃを着脱可能に保持する検出器ホルダ１０と、この検出器ホルダ１０を図示するＤ方向に速度、位置調整可能に移動させる検出器移動軸３３ａと、この移動軸３３ａを駆動する検出器移動モータＭ２と、Ｘ線発生器７の１次スリット７ａで制限されたＸ線細隙ビームＢが被験者頭部Ｈに照射される前に、更に一定範囲だけに制限するためのＸ線通過開口である２次スリット３４ａを有しＸ線遮蔽材で形成された２次スリット部材３４ｂと、この２次スリット部材３４ｂを図示するＤ方向に速度と位置とを調整可能に移動させる２次スリット移動軸３４ｃと、この２次スリット移動軸３４ｃを駆動する２次スリット移動モータＭ３とを備えている。 X-ray imaging detector support 33, a detector holder 10 for detachably holding the X-ray imaging detector 11C, the speed in the direction D to illustrate the detector holder 10, the detection of moving adjustable in position vessels and moving shaft 33a, a detector moving motor M2 for driving the moving shaft 33a, before X-ray slit beam B which is limited by the first slit 7a of the X-ray generator 7 is irradiated to the subject's head H the further the secondary slit member 34b which is formed only on a secondary slit 34a is an X-ray passing aperture for limiting the X-ray shielding material a certain range, D direction illustrating the secondary slit member 34b and it includes a secondary slit moving shaft 34c which adjustably moving the position and velocity, and a secondary slit moving motor M3 for driving the secondary slit moving shaft 34c to. なお、検出器移動モータＭ２と２次スリット移動モータＭ３とを独立別個に設けることなく、両者をタイミングベルトなどで機構的にリンクさせて、一方のモータを不要とすることも可能である。 Note that the detector moving motor M2 and separately without providing independent and secondary slit moving motor M3, and both mechanically to link at a timing belt, it is also possible to make one of the motors is not necessary.
被験者頭部押え（被写体固定手段）５ｄは、Ｘ線撮影用検出器支持部３３の検出器ホルダ１０や２次スリット部材３４ｂの方向Ｄへの移動に拘わらず、被験者頭部Ｈを所定位置に固定しておくように構成されている。 Subject's head retainer (object fixing means) 5d, regardless of the movement in the direction D of the detector holder 10 and secondary slit member 34b of the X-ray imaging detector support portion 33, at a predetermined position of the subject head H It is configured to keep fixed.
装置本体４は、ＭＰＵ（ＣＰＵ）で構成され中央制御機能を発揮する制御ユニット２０ａと、制御ユニット２０ａが処理する種々の制御プログラムなどを記憶保存するメモリ２０ｃと、Ｘ線照射制御回路２０ｄと、モータ制御回路２０ｆと、ＴＤＩクロック発生回路２０ｇと、通信制御回路２０ｈなどで構成されている制御部２０と、種々の操作指示を受け付ける操作パネル１３と、Ｘ線画像などを表示する表示装置１３ａとを備えている。 Apparatus main body 4 has a control unit 20a to exert constructed central control function in MPU (CPU), a memory 20c for storing save and various control programs which the control unit 20a is processed, the X-ray irradiation control circuit 20d, a motor control circuit 20f, and TDI clock generation circuit 20g, a control unit 20 which is configured by a communication control circuit 20h, an operation panel 13 for accepting various operation instructions, a display device 13a for displaying the X-ray image It is equipped with a. モータ制御回路２０ｆには、１次スリット移動モータＭ１、検出器移動モータＭ２、２次スリット移動モータＭ３を接続して制御している。 The motor control circuit 20f, is controlled by connecting first slit moving motor M1, a detector moving motor M2,2 primary slit moving motor M3.
このＸ線撮影装置Ａ４では、図示したようにＸ線発生器７とＸ線撮影用検出器１１Ｃとが被写体固定手段５ｄを挟むように設けられ、被験者頭部押え（被写体固定手段）５ｄで固定された被験者頭部Ｈに対して相対的に、１次スリット７ａと２次スリット３４ａとＸ線撮影用検出器１１Ｃとを同期して移動させることで、Ｘ線発生器７から照射されるＸ線細隙ビームＢとＸ線撮影用検出器１１Ｃとを同方向Ｄに同期して移動させながら、Ｘ線細隙ビームＢで被験者頭部Ｈを走査し、被験者頭部ＨのリニアＸ線画像を得るようになっている。 In the X-ray imaging apparatus A4, the X-ray generator 7 and the X-ray imaging detector 11C is provided so as to sandwich the subject fixing means 5d as shown, fixed at subject's head retainer (object fixing means) 5d relative to have been subject's head H, by moving in synchronization with the first slit 7a and the secondary slit 34a and the X-ray imaging detector 11C, X emitted from the X-ray generator 7 while the ray slit beam B and the X-ray imaging detector 11C is moved synchronously in the same direction D, X-ray slit beam to scan the subject's head H in B, the linear X-ray image of the subject's head H It is adapted to obtain. その際には、走査中のＸ線撮影用検出器１１Ｃによって得られたＸ線受光データである蓄積電荷信号を元に、Ｘ線細隙ビームＢの走査速度（方向Ｄへの移動速度）を制御している。 At that time, based on the accumulated charge signal is a X-ray receiving data obtained by the X-ray imaging detector 11C during scanning, the scanning speed of the X-ray slit beam B (moving speed in the direction D) and it is controlled.
つまり、硬組織領域を走査している途中で、透過量が大きい場合には、走査速度を大きくすることによって、この軟組織領域に単位時間あたりに照射されるＸ線細隙ビームＢの線量を少なくする一方、透過量が小さい場合には、走査速度を小さくすることで、この硬組織領域に単位時間あたりに照射されるＸ線細隙ビームＢの線量を多くする制御を行う。 That is, hard in the middle of the tissue scanning the area, if the transmission amount is large, by increasing the scanning speed, reduce the dose of X-ray slit beam B irradiated on the soft tissue region per unit time to the other hand, when the transmission amount is small, by decreasing the scan speed, it performs control to increase the dose of X-ray slit beam B irradiated on the hard tissue area per unit time.
更に、このようなリニアスキャンＸ線撮影においても、Ｘ線撮影装置Ａ４に用いられているＸ線撮影用検出器１１Ｃは、実施例２で説明したＸ線撮影装置Ａ２のＸ線撮影用検出器１１Ａと同様の構成とされているから、実施例１で説明した方法によって暗電流の補正を行うことができる。 Moreover, even in such a linear scan X-ray imaging, X-ray imaging detector 11C used in the X-ray imaging apparatus A4 is, X-ray imaging detector of the X-ray imaging apparatus A2 described in Example 2 since the same construction and 11A, it is possible to correct the dark current by the method described in example 1.
図１６は、図１５で示した位置検出手段３２の要部説明図である。 Figure 16 is an explanatory view showing main components of the position detection means 32 shown in FIG. 15. この位置検出手段３２は、接触子３２ａと、この接触子３２ａを矢印で示すように例えば上下左右に位置調節可能かつ位置検知可能に支持し、被験者頭部Ｈの階調処理基準点Ｐに接触子３２ａを当接させた時の位置を検出する位置検出器３２ｂとを備えている。 The position detection means 32 includes a contact 32a, the position adjustably and position sensing movably supported for example vertically and horizontally as shown the contact 32a by the arrows, in contact with the gradation processing reference point P of the subject's head H and a position detector 32b which detects the position when the is in contact with the child 32a. この位置検出器３２ｂは、被験者頭部押え（被写体固定手段）５ｄに固定されたポテンショメータなどで構成される。 The position detector 32b is constituted by a potentiometer or the like which is fixed to the subject's head retainer (object fixing means) 5d.
このような位置検出手段３１を用いると、階調処理基準点Ｐ（この例では歯科用セファロ撮影でよく用いられるナジオン、つまり、歯科矯正において重要な、人体頭部正中状平面における鼻骨前頭縫合の最前点）の位置を簡単、短時間にかつ正確に検出することができ、また、被験者に余分な検出用マークを付したりしないで済む。 By using such a position detecting means 31, nasion used well in dental cephalography the gradation processing reference point P (this example, that is, important in orthodontic, the nasal bone frontal suture in human head median planar easy position the foremost point), a short time and can be detected accurately, also need not or given the extra detection mark to the subject. なお、この階調処理基準点Ｐは、ナジオンの位置に限られるものではなく、公知の各位置を用いることができる。 Incidentally, the gradation processing reference point P is not limited to the position of the nasion, it may be a known respective positions.
こうして得られた階調処理基準点Ｐは、Ｘ線撮影用検出器１１Ｃで得られたリニアスキャンＸ線画像に対して、事後的に軟組織領域の階調処理をするため、あるいは、Ｘ線撮影をする際のＸ線細隙ビームＢの照射量を制御するために用いられる。 Gradation processing reference point P thus obtained, for which the obtained linear scan X-ray image by X-ray imaging detector 11C, the gradation processing of retroactively soft tissue region, or, X-ray imaging used to control the irradiation amount of X-ray slit beam B at the time of the.
なお、温度に対応させて、複数組の暗電流補正テーブル３…３を用意しておき、撮影時の温度によって適切な暗電流補正テーブル３を選択して、暗電流の補正を行う方法も可能である。 Incidentally, in correspondence with the temperature, are prepared plural sets of dark current compensation table 3 ... 3, select the appropriate dark current compensation table 3 depending on the temperature at the time of shooting, a method of correcting the dark current can be it is. このときには、暗電流成分を除去するにあたり、予め記憶させた暗電流成分の温度に基づく変動成分を更に除去することになるので、更に良好な補正結果が得られる。 At this time, upon removing the dark current component, it means to further remove variation components based on the temperature of the dark current component is previously stored, it is obtained better correction result.
ここで本発明をデンタルＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置に適用した例を説明する。 Here will be described an example of applying the present invention to a medical digital X-ray imaging apparatus capable of dental X-ray imaging.
図１７は、そのＸ線画像撮影装置Ａ５の使用形態を説明する図面である。 Figure 17 is a view illustrating a use form of the X-ray imaging apparatus A5. 図のように、Ｘ線画像撮影装置Ａ５は、撮影対象を口腔内部位とするものである。 As in FIG., X-rays imaging apparatus A5 is for the imaging target and intraoral site.
Ｘ線発生器７は、自在アーム３３に対して上下揺動自在および水平回転自在に取り付けられ、口腔内部位に向けてＸ線を照射するように、Ｘ線照射筒７ｄの方向が調整される。 X-ray generator 7, mounted for up and down swinging freely and horizontally rotatable relative to a universal arm 33 so as to irradiate X-rays toward the intraoral site, the direction of the X-ray irradiation cylinder 7d is adjusted . 一方、口腔内部位を挟んでＸ線照射筒７ｄと対向する位置に、口腔内部位を通過したＸ線強度分布、すなわちＸ線像を検出するためのＸ線撮影用検出器１１Ｄが位置決めされる。 On the other hand, at a position facing the X-ray irradiation cylinder 7d across the intraoral site, the X-ray intensity distribution which has passed through the intraoral site, that is, X-ray imaging detector 11D for detecting the X-ray image is positioned . すなわち、Ｘ線撮影用検出器１１Ｄの撮像面がＸ線照射方向に適切に向くように、Ｘ線撮影用検出器１１Ｄを取り付けた位置決め具３４を被験者自身が指で保持するようになっている。 That is, as properly faces the imaging surface X-ray irradiation direction of X-ray imaging detector 11D, which is a positioning device 34 fitted with a X-ray imaging detector 11D to subject themselves to hold a finger .
図１８は、Ｘ線撮影用検出器１１Ｄの構成を示す断面図であり、（ａ）はＡ−Ａ線に沿った水平断面図で、（ｂ）はＢ−Ｂ線に沿った縦断面図である。 Figure 18 is a sectional view showing the arrangement of an X-ray imaging detector 11D, (a) is a horizontal sectional view taken along line A-A, (b) is a longitudinal sectional view taken along the line B-B it is.
Ｘ線撮影用検出器１１Ｄは、照射されたＸ線を可視光線に変換する発光体（シンチレータ）１ｂと、この発光体１ｂの発光を固体撮像素子１ａの受光面に伝達する光ファイバ１ｃと、光ファイバ１ｃで伝達された蛍光分布を受光して発生した電荷を蓄積し、所定時間蓄積した電荷を順次読出して電気信号に変換するＣＣＤセンサで構成された固体撮像素子１ａと、固体撮像素子１ａを支持するセラミックなどの基板１ｄと、各構成部品を収納するための保護ケース１９などで構成されている。 X-ray imaging detector 11D includes a light emitting member (scintillator) 1b for converting X-rays irradiated to the visible light, an optical fiber 1c for transmitting the light emission of the luminous body 1b to the light receiving surface of the solid-state imaging device 1a, the fluorescence distribution transmitted through the optical fiber 1c accumulates charges generated by receiving, and the solid-state image sensor 1a which is a CCD sensor for converting into an electrical signal Te sequentially reads the charges accumulated predetermined time, the solid-state imaging device 1a a substrate 1d, such as ceramic supporting a is constituted by a protective case 19 for housing the respective components.
保護ケース１９内側のＸ線露光面と側面とには、発光体１ｂ、光ファイバ１ｃ、固体撮像素子１ａおよび基板１ｄを包囲するようにアルミニウムまたは銅の薄層などの導電部材３５を被設して、外来からの誘導ノイズや静電サージ等の影響が、固体撮像素子１ａ等に及ばないようにして、耐ノイズ性や耐サージ性を向上させている。 In the X-ray exposure surface and the side surface of the protective case 19 inside, light emitter 1b, the optical fiber 1c, and conductive member 35, such as aluminum or copper thin layer so as to surround the solid-state imaging device 1a and the substrate 1d and Hi設Te, the influence of inductive noise and electrostatic surges from external, so as not reach the solid-state imaging device 1a or the like, thereby improving the noise resistance and surge resistance. なお、導電部材３５の材質は、アルミニウムやベリリウムなどの原子量の小さいものが好ましく、その厚さを極力薄く、たとえば０．０１ｍｍ〜０．１ｍｍ程度に形成しているため、Ｘ線撮影用検出器１１Ｄに入射するＸ線の減衰や散乱を殆ど引き起こさない。 The material of the conductive member 35 is preferably smaller atomic weight such as aluminum or beryllium, as much as possible thin its thickness, for example because it forms about 0.01 mm to 0.1 mm, X-ray imaging detector hardly cause X-ray attenuation and scattering incident on 11D.
そして、保護ケース１９内側の裏面と側面とには、Ｘ線を遮蔽するシール材１９ａを被設して、基板１ｄの背面や側面への不要な散乱Ｘ線の入射を防止している。 Then, the protective case 19 inside the back and sides, a sealant 19a to shield the X-rays to be set, thereby preventing incidence of unnecessary scattered X-rays to the back or side of the substrate 1d. 保護ケース２７内側の露光面の一部にも、固体撮像素子１ａ暗電流測定部１ａｂを設定するために、シール材１９ａで形成されたＸ線遮蔽部材１９ｂを設けている。 Some of the protective case 27 inside the exposed surface is also, in order to set the solid-state imaging device 1a dark current measuring part 1ab, is provided an X-ray shielding member 19b formed of a sealing material 19a.
更に、基盤１ｄには、Ｘ線撮影用検出器１１Ａ〜１１Ｃと同様に、ＭＰＵ（ＣＰＵ）で構成され、暗電流の補正を実行する画像処理手段２の機能有する制御ユニット１１ａ（不図示）や、その画像処理手段２が参照する暗電流補正テーブル３を予め記憶しているメモリ１１ｆ（不図示）などが、実施例２−４と同様に設けられている。 Furthermore, the base 1d, similarly to the X-ray imaging detector 11 A- 11 C, is composed of MPU (CPU), Ya control unit 11a having the image processing unit 2 for executing the correction of the dark current function (not shown) , the image processing unit 2 is previously stored dark current compensation table 3 for reference memory 11f (not shown) and the like, it is provided in the same manner as in example 2-4. 従って、Ｘ線撮影時に固体撮像素子１ａから出力された蓄積電荷信号は、画像処理手段２によって暗電流成分を除去され、デンタルＸ線画像としてメモリ１１ｆに蓄積され、ケーブル２１を通じて操作パネル１３に入力され、表示装置１３Ａに画像として表示される。 Therefore, accumulated charge signals outputted from the solid-state imaging device 1a during X-ray imaging is removed dark current components by the image processing unit 2, is stored in the memory 11f as dental X-ray image, input to the operation panel 13 through a cable 21 It is, is displayed as an image on the display device 13A.
このＸ線画像撮影装置Ａ５に用いられるＸ線撮影用検出器１１Ｄと、実施例２−４の各Ｘ線画像撮影装置に用いられているＸ線撮影用検出器１１Ａ〜１１Ｃとの違いについて説明する。 And the X-ray imaging apparatus A5 X-ray imaging detector 11D for use in, the difference between the X-ray imaging detector 11A~11C used in the respective X-ray imaging apparatus of the embodiment 2-4 described to.
すなわち、実施例２−４のＸ線撮影用検出器１１Ａ〜１１Ｃでは、図１１を参照して説明したように、ＣＣＤセンサの受光部１ａｄの最下部以外の列に、画像を形成する画素を蓄積電荷として出力する画素部１ａａを割り当て、各列から出力される電荷を時間遅延積分して１画素の蓄積電荷信号としていた（蓄積電荷信号は１次元画像を形成する）のに対し、Ｘ線撮影用検出器１１Ｄでは、各画素ｅからの電荷を、２次元画像を形成する蓄積電荷信号として扱うようになっている。 That is, in the X-ray imaging detector 11A~11C examples 2-4, as described with reference to FIG. 11, the columns except the bottom of the light receiving portion 1ad of CCD sensor, the pixels forming the image Assign a pixel portion 1aa output as accumulated charge, while the charge output from each column was the accumulated charge signals of one pixel by TDI (accumulated charge signal forms a one-dimensional image), X-ray in imaging detector 11D, the charge from each pixel e, which is treated as accumulated charge signals forming a two-dimensional image.
しかし、各画素ｅからの電荷を、２次元画像を形成する蓄積電荷信号として扱う場合であっても、暗電流測定部１ａｂから取り出される暗電流成分に基づいてついて、暗電流測定部と画素生成部１ａａの各画素ｅとの、所定の露光時間に対するおける出力比を暗電流補正テーブル３に予め記憶しておき、Ｘ線撮像時において各画素ｅより取り出された蓄積電荷信号に対して、暗電流補正テーブル３に記憶しておいたその出力比を適用し演算して暗電流成分を除去する方法を採ることができる。 However, the charge from each pixel e, even if handled as accumulated charge signals forming a two-dimensional image, with on the basis of the dark current component is taken out from the dark current measuring part 1ab, dark current sensing unit and pixel generator and each pixel e parts 1aa, stored in advance output ratio definitive for a given exposure time to the dark current correction table 3, with respect to accumulated charge signal extracted from each pixel e during X-ray imaging, dark and it applies the output ratio which has been stored in the current correction table 3 calculates can adopt a method of removing the dark current component. この方法も本発明の思想に含まれる。 This method is also included in the concept of the present invention.
なお、この実施例でも固体撮像素子１ａとしてＣＣＤセンサを用いているが、そのＣＣＤセンサに替えて、各画素のフォトダイオードをＭＯＳトランジスタで選択して電荷を取り出す構成のＭＯＳセンサを用いることも可能である。 Although using a CCD sensor as a solid-state imaging device 1a in this embodiment, can also be used in place of the CCD sensor, a MOS sensor can be emitted charges by selecting photodiode of each pixel in the MOS transistor it is.
本発明は、上記実施例の医療用デジタルＸ線撮影装置の外、Ｘ線ＣＴ（コンピュータ・トモグラフィー）撮影装置にも適用可能である。 The present invention is, outside the medical digital X-ray imaging apparatus of the above embodiment, the X-ray CT (computed tomography) can also be applied to imaging apparatus. すなわち、ＣＴ画像は、同一の被写体に対して角度を変えて何枚も透過Ｘ線撮影を行い、そこで得たＸ画像を処理して断層画像を得るものであるから、それぞれの透過Ｘ線撮影において、本発明の暗電流の補正処理を行うことが可能である。 That, CT images, nothing sheets at different angles with respect to the same subject performs transmission X-ray imaging, since it is intended to obtain a tomographic image X images where obtained processed to each of the transmitted X-ray in, it is possible to perform correction processing of the dark current of the present invention.
本発明の概念を示す２次元画像生成装置のブロック図。 Block diagram of a two-dimensional image generating apparatus according to the concept of the present invention. パノラマＸ線撮影における暗電流成分の出力変化について、画素生成部と暗電流測定部とを比較したグラフ。 The change in the output of the dark current component in the panoramic X-ray imaging, graph comparing the pixel generator and the dark current sensing unit. 通常のＸ線透過撮影における暗電流成分と露光時間Ｔとの関係を示すグラフ。 Graph showing the relationship between the dark current component in the conventional X-ray radiography and the exposure time T. 暗電流補正テーブルの例。 Examples of the dark current correction table. 暗電流補正テーブルの作成の手順を示すフローチャート。 Flowchart showing a procedure of creation of the dark current correction table. 撮影時の補正処理の手順を示すフローチャート。 Flowchart showing a procedure of the correction processing at the time of photographing. 本発明を適用したパノラマＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置の外観図。 External view of a medical digital X-ray imaging apparatus which can be applied to the panoramic X-ray imaging of the present invention. 図６の医療用デジタルＸ線撮影装置を構成するＸ線撮影用検出器の外観図。 External view of the X-ray imaging detector that constitutes the medical digital X-ray imaging apparatus of FIG. 図７のＸ線撮影用検出器の内部構成を説明する図面。 Drawings for explaining the internal structure of the X-ray imaging detector of FIG. 図６の医療用デジタルＸ線撮影装置を構成する装置本体制御部の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the configuration of an apparatus main body controlling portion constituting the medical digital X-ray imaging apparatus of FIG. 図６の医療用デジタルＸ線撮影装置を構成するＸ線撮影用検出器の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the arrangement of an X-ray imaging detector that constitutes the medical digital X-ray imaging apparatus of FIG. 図９の固体撮像素子構成を示す図面。 Drawing of a solid-state imaging device structure of FIG. 図６の医療用デジタルＸ線撮影装置によるパノラマＸ線透視画像。 Panoramic X-ray fluoroscopic image by a medical digital X-ray imaging apparatus of FIG. 本発明を適用したセファロＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置の外観図。 External view of a medical digital X-ray imaging apparatus capable of applying the cephalometric X-ray imaging of the present invention. セファロＸ線撮影時における、Ｘ線発生器、被験者、Ｘ線撮影用検出器の３者の位置関係を説明する図面。 During cephalometric X-ray imaging, X-ray generator, a subject, the drawings for explaining the 3's position relationship of the X-ray imaging detector. 本発明を適用したリニアスキャンＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the configuration of a linear scan X-ray imaging is medical digital X-ray imaging apparatus according to the present invention. 図１５の医療用デジタルＸ線撮影装置を構成する位置検出手段の要部説明図。 Explanatory drawing of the main part of the position detecting means constituting the medical digital X-ray imaging apparatus in FIG. 15. 本発明を適用したデンタルＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置の使用形態を説明する図面。 Drawings illustrating the use form of the medical digital X-ray imaging apparatus capable of applying the dental X-ray imaging of the present invention. 図１５の医療用デジタルＸ線撮影装置を構成するＸ線撮影用検出器の断面図。 Sectional view of the X-ray imaging detector that constitutes the medical digital X-ray imaging apparatus in FIG. 15.
１ａ 固体撮像素子 １ａａ 画素生成部 １ａｂ 暗電流測定部 ２ 画像処理手段 ３ 暗電流テーブル Ａ２ パノラマＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置 Ａ３ セファロＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置 Ａ４ リニアスキャンＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置 Ａ５ デンタルＸ線撮影が可能な医療用デジタルＸ線撮影装置 1a the solid-state imaging device 1aa pixel generator 1ab dark current sensing section 2 the image processing unit 3 dark current table A2 panoramic X-ray imaging is medical digital X-ray imaging apparatus A3 cephalometric X-ray imaging is medical digital X-ray imaging device A4 linear scan X-ray imaging is medical digital X-ray imaging apparatus A5 dental X-ray photography medical digital X-ray imaging apparatus
露光を受けて光電変換して電荷を蓄積する画素生成部と、露光を受けないで暗電流成分を蓄積する暗電流測定部とを備えた固体撮像素子を用いて、 Using a pixel generator for storing electric charges by photoelectric conversion by receiving an exposure, a solid-state imaging device and a dark current sensing unit for storing a dark current component without being exposed,
所定の露光時間における上記画素生成部の特定の画素又は画素列の上記暗電流測定部に対する暗電流成分の出力比を予め記憶しておき、 Previously storing an output ratio of the dark current component to said dark current sensing portion of the particular pixel or pixel columns of the pixel generator at a given exposure time,
撮像時において、上記画素生成部より取り出された蓄積電荷信号に対して上記出力比に基づいて撮影と同時に所定の演算処理を行って暗電流成分を除去した画像を取得することを特徴とする固体撮像素子の２次元画像生成方法。 During imaging, solid and acquires an image obtained by removing the dark current component simultaneously performed predetermined operation processing photographing and based on the output ratio to accumulated charge signal extracted from the pixel generator 2-dimensional image generation method of the image pickup device.
上記暗電流成分を除去するにあたり、上記画素生成部の特定の画素又は画素列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、上記暗電流測定部での画素又は少なくとも1列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比を求め、 Upon removing the dark current component, the gradient of the output change with respect to the exposure time of the accumulated charge signal of a specific pixel or pixel columns of the pixel generator, pixel or at least one row accumulated charge signal in the dark current sensing unit obtains the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time,
この傾きの比に基づいて、所定の演算処理を行うことによって２次元画像を生成することを特徴とする固体撮像素子の２次元画像生成方法。 Based on the ratio of the slope, the two-dimensional image generation method of the solid-state imaging device and generates a two-dimensional image by performing predetermined arithmetic processing.
上記暗電流成分を除去するにあたり、温度に基づいて予め記憶させた暗電流成分の変動成分を更に除去することを特徴とする固体撮像素子の２次元画像生成方法。 The Upon removing the dark current component, the two-dimensional image generation method of a solid-state imaging device characterized by further removing the fluctuation component of the dark current component is stored in advance based on the temperature.
上記固体撮像素子は、パノラマＸ線撮影、セファロＸ線撮影、リニアスキャンＸ線撮影、デンタルＸ線撮影又はＣＴ撮影に必要な撮影を行うことを特徴とする固体撮像素子の２次元画像の生成方法。 The solid-state imaging device, a panoramic X-ray imaging, cephalometric X-ray imaging, the method of generating the linear scan X-ray imaging, two-dimensional image of a solid-state imaging device and performing photographing necessary dental X-ray imaging or CT imaging .
請求項１〜４のいずれかにおいて、上記固体撮像素子は、ＣＣＤセンサ、ＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、２次元フラットパネルセンサのいずれかであることを特徴とする固体撮像素子の２次元画像の生成方法。 In any one of claims 1 to 4, the solid-state imaging device, CCD sensor, MOS sensor, C-MOS sensor, the two-dimensional image of a solid-state imaging device is characterized in that either the two-dimensional flat panel sensor generation method.
医療用デジタルＸ線撮影装置において、 A medical digital X-ray imaging device,
Ｘ線発生器からのＸ線を受けて可視光を生成し光電変換して電荷を蓄積する画素生成部と、Ｘ線を受けないで暗電流成分を蓄積する暗電流測定部とを備えた固体撮像素子と、 Solid having a pixel generator for accumulating the generated electric charges by photoelectric conversion of visible light by receiving X-rays from the X-ray generator, and a dark current sensing unit for storing a dark current component without undergoing X-ray and the image pickup device,
所定の露光時間における上記暗電流測定部に対する上記画素生成部の特定の画素又は列の暗電流成分の出力比を予め記憶したメモリと、 A memory for previously storing the output ratio of the dark current component of a particular pixel or column of the pixel generator to said dark current sensing section in a predetermined exposure time,
撮像時において上記画素生成部より取り出された蓄積電荷信号に対して上記出力比に基づき撮影と同時に所定の演算処理を行って暗電流成分を除去した画像を取得する画像処理手段とを備えたことを特徴とする医療用デジタルＸ線撮影装置。 Further comprising an image processing means for obtaining an image obtained by removing the dark current component simultaneously performed predetermined arithmetic processing and shooting on the basis of the output ratio with respect to the accumulated charges signal extracted from the pixel generator at the time of imaging medical digital X-ray imaging apparatus according to claim.
上記暗電流成分を除去するにあたり、上記画素生成部の特定の画素又は列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きと、上記暗電流測定部での特定の画素又は画素列の蓄積電荷信号の露光時間に対する出力変化の傾きとの比を求めておき、 Upon removing the dark current component, the gradient of the output change with respect to the exposure time of the accumulated charge signal of a specific pixel or column of the pixel generator, a specific pixel or pixel column accumulated charge signal in the dark current sensing unit to previously obtain the ratio of the slope of the output change with respect to the exposure time,
この傾きの比に基づいて、所定の演算処理を行って２次元画像を生成することを特徴とすることを特徴とする医療用デジタルＸ線撮影装置。 Based on the ratio of the slope, medical digital X-ray imaging apparatus characterized by and generates a two-dimensional image by performing predetermined arithmetic processing.
請求項６又は７のいずれかにおいて、 In any of the claims 6 or 7,
上記暗電流成分を除去するにあたり、温度に基づいて予め記憶させた暗電流成分の変動成分を更に除去することを特徴とする医療用デジタルＸ線撮影装置。 The Upon removing the dark current component, medical digital X-ray imaging apparatus characterized by further removing the fluctuation component of the dark current component is stored in advance based on the temperature.
請求項６〜８のいずれかに記載の医療用デジタルＸ線撮影装置が、パノラマＸ線撮影装置、セファロＸ線撮影装置、リニアスキャンＸ線撮影装置、デンタルＸ線撮影装置又はＣＴ撮影装置のいずれかであることを特徴とする医療用デジタルＸ線撮影装置。 Medical digital X-ray imaging apparatus according to any one of claims 6-8, panoramic X-ray imaging apparatus, cephalometric X-ray imaging apparatus, the linear scan X-ray imaging apparatus, one of the dental X-ray imaging apparatus or CT scanner medical digital X-ray imaging apparatus, characterized in that the or.
請求項６〜９のいずれかにおいて、上記固体撮像素子は、ＣＣＤセンサ、ＭＯＳセンサ、Ｃ−ＭＯＳセンサ、２次元フラットパネルセンサのいずれかであることを特徴とする医療用デジタルＸ線撮影装置。 In any of the claims 6-9, said solid-state imaging device, CCD sensor, MOS sensor, C-MOS sensor, medical digital X-ray imaging apparatus which is characterized in that either the two-dimensional flat panel sensor.
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