JP2009207048A - Radiograph signal detection system and method thereof - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、放射線源から射出され被写体を通過した放射線の照射を受けて放射線画像を記録する放射線変換器と、前記放射線変換器から出力された電荷信号に基づいて前記放射線画像に応じた画像信号を出力する信号検出器とを備える放射線画像信号検出システム及びその方法に関する。 The present invention relates to a radiation converter that records radiation images by receiving radiation emitted from a radiation source and passed through a subject, and an image signal corresponding to the radiation image based on a charge signal output from the radiation converter. The present invention relates to a radiation image signal detection system and a method thereof.
従来、CCD(電荷結合素子)センサまたはフォトマルチプライア等の光電変換素子や、放射線の照射を受けて発生させた電荷を蓄積するとともに該蓄積された電荷に応じた電荷信号を出力する放射線変換器等、光または放射線を電荷信号に変換して出力する装置が様々な分野で利用されている。 Conventionally, a photoelectric conversion element such as a CCD (charge coupled device) sensor or a photomultiplier, or a radiation converter that accumulates charges generated by irradiation of radiation and outputs a charge signal corresponding to the accumulated charges Devices that convert light or radiation into charge signals and output them are used in various fields.
上記のような光電変換素子や放射線変換器から出力された電荷信号を検出する電子部品として、IC化が可能で比較的ノイズが小さい積分アンプが一般的に用いられている。積分アンプは、積分モードに切り替えられることにより前記電荷信号の積分を開始し、その積分された電荷量に応じた電気信号(積分電圧)を出力し、リセットモードに切り替えられることにより積分された電荷信号(積分電圧)を放電して初期状態に戻す機能を有する。 As an electronic component for detecting the charge signal output from the photoelectric conversion element or the radiation converter as described above, an integration amplifier that can be integrated into an IC and has relatively low noise is generally used. The integration amplifier starts integration of the charge signal by switching to the integration mode, outputs an electric signal (integration voltage) corresponding to the integrated charge amount, and integrates the charge by switching to the reset mode. It has a function of discharging the signal (integrated voltage) and returning it to the initial state.
ここで、前記積分アンプにおける積分モードへの切り替えは、前記積分アンプのコンデンサに並列に接続される半導体素子からなるリセットスイッチをオン状態からオフ状態に切り替えることにより行われるが、このリセットスイッチの切替えによりリセットスイッチの有するkTCノイズが発生し、このノイズが信号成分の電気信号に含まれてしまう。 Here, the integration amplifier is switched to the integration mode by switching a reset switch made of a semiconductor element connected in parallel to the capacitor of the integration amplifier from an on state to an off state. As a result, kTC noise of the reset switch is generated, and this noise is included in the electrical signal of the signal component.
そこで、このkTCノイズの影響を回避するために相関2重サンプリング処理が施される。相関2重サンプリング処理とは、積分アンプが積分モードに切り替わった後所定の基準トラック期間(基準レベルサンプリング期間又はベースレベルサンプリング期間ともいう。)経過した時に保持(ホールド)された電気信号{基準レベル(ノイズ)}と、前記基準トラック期間に積分期間を含めた信号トラック期間(信号レベルサンプリング期間ともいう。)を経過した時に保持された電気信号(基準レベル+信号レベル)との差をとり、その差を信号成分(信号レベル)とすることにより、上記kTCノイズの影響を排除する処理である。 Therefore, in order to avoid the influence of the kTC noise, a correlated double sampling process is performed. Correlated double sampling processing refers to an electrical signal {reference level held when a predetermined reference track period (also referred to as a reference level sampling period or a base level sampling period) elapses after the integration amplifier switches to the integration mode. (Noise)} and an electric signal (reference level + signal level) held when a signal track period (also referred to as a signal level sampling period) including an integration period in the reference track period has elapsed, This is a process for eliminating the influence of the kTC noise by using the difference as a signal component (signal level).
また、上記のような積分アンプを利用した信号検出器においては、積分アンプの入力端子に接続される信号線において発生する熱雑音によるノイズを低減するため、積分アンプの後段にローパスフィルタが設けられており、積分アンプから出力された電気信号はこのローパスフィルタを通過して出力される。 Further, in the signal detector using the integration amplifier as described above, a low-pass filter is provided after the integration amplifier in order to reduce noise due to thermal noise generated in the signal line connected to the input terminal of the integration amplifier. The electric signal output from the integrating amplifier passes through this low-pass filter and is output.
ここで、たとえば、積分アンプに接続される信号線の線抵抗が大きく、たとえば、数100[kΩ]である場合には、信号線において発生する熱雑音によるノイズはその信号線の線抵抗の大きさに応じて大きくなるため、信号線に流れる電荷信号に対して非常に大きなものとなってしまう。したがって、上記のようなノイズを十分に低減させるためには、そのノイズの大きさに応じてローパスフィルタの時定数を大きくする必要がある。 Here, for example, when the line resistance of the signal line connected to the integrating amplifier is large, for example, several hundreds [kΩ], noise due to thermal noise generated in the signal line is large in the line resistance of the signal line. Since it increases in response to this, the charge signal flowing in the signal line becomes very large. Therefore, in order to sufficiently reduce the noise as described above, it is necessary to increase the time constant of the low-pass filter in accordance with the magnitude of the noise.
特許文献1では、相関2重サンプリング処理を行う信号検出器において、積分アンプのリセット後の基準トラック期間を、積分アンプ後段のローパスフィルタの時定数τの10倍(10τ)以上とすることで積分アンプのリセット時に発生するノイズを低減して高画質の画像を得るようにしている。
In
特許文献2では、前記積分アンプのリセット時に発生するノイズ低減期間である10τを短くするために、積分アンプリセット直後の基準トラック期間の前半にローパスフィルタ時定数τの期間を延ばしてkTCノイズ波形を短時間で収束させることで基準トラック期間の後半のローパスフィルタ時定数10τの期間を短くするようにし、基準トラック期間を特許文献1の期間より短くなるように工夫している。
In
ところで、画像を高速に得られるようにすることで、放射線変換器からの画像の読取時間を短縮することができるが、被検者の***を圧迫板で挟み込み圧迫した状態で放射線画像を得るマンモグラフィーでは、この読取時間が短時間であっても被検者に痛みを与えるという課題がある。 By the way, it is possible to shorten the reading time of the image from the radiation converter by making it possible to obtain an image at a high speed, but mammography for obtaining a radiation image in a state where the breast of the subject is sandwiched and compressed. Then, even if this reading time is short, there exists a subject of giving a pain to a subject.
したがって、圧迫している時間をより短くすることは被検者にとって有益(朗報)となる。 Therefore, it is beneficial (good news) for the subject to shorten the time of pressing.
この発明は、前記の特許文献1、2並びに上記課題を考慮してなされたものであり、放射線変換器からの画像の読取時間を一層短縮することを可能とする放射線画像信号検出システム及びその方法を提供することを目的とする。
The present invention has been made in consideration of the above-mentioned
この発明に係る放射線画像信号検出システムは、被写体を通過した放射線を放射線画像として記録する放射線変換器と、前記放射線変換器から出力された電荷信号に基づいて前記放射線画像に応じた画像信号を出力する信号検出器と、前記放射線変換器に記録された前記放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分する領域境界区分器と、前記信号検出器を、前記領域境界区分器により区分された前記関心領域の電荷信号を検出する際には高精細読取モードで動作させ、前記非関心領域の電荷信号を検出する際には高速読取モードで動作させる制御器と、を備えることを特徴とする。 A radiation image signal detection system according to the present invention records a radiation converter that records radiation that has passed through a subject as a radiation image, and outputs an image signal corresponding to the radiation image based on a charge signal output from the radiation converter. A signal detector, a region boundary classifier that classifies a boundary between a region of interest and a non-region of interest of the radiographic image recorded in the radiation converter, and the signal detector is partitioned by the region boundary classifier A controller that operates in a high-definition reading mode when detecting a charge signal of the region of interest, and a controller that operates in a high-speed reading mode when detecting a charge signal of the non-region of interest. .
この発明に係る放射線画像信号検出方法は、被写体を通過した放射線を放射線画像として記録する放射線変換器から出力された電荷信号に基づいて前記放射線画像に応じた画像信号を信号検出器により出力する際、前記放射線変換器に記録された前記放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分し、区分された前記関心領域の電荷信号を検出する際には前記信号検出器を高精細読取モードで動作させ、前記非関心領域の電荷信号を検出する際には高速読取モードで動作させることを特徴とする。 In the radiological image signal detection method according to the present invention, when a signal detector outputs an image signal corresponding to the radiological image based on a charge signal output from a radiation converter that records radiation passing through a subject as a radiographic image. And dividing the boundary between the region of interest and the non-region of interest of the radiographic image recorded in the radiation converter, and detecting the charge signal of the segmented region of interest in the high-definition reading mode. When operating and detecting a charge signal in the non-interesting region, the high-speed reading mode is used.
この発明によれば、放射線変換器に記録された放射線画像の関心領域の電荷信号を読み取る際には信号検出器を高精細読取モードで動作させ、非関心領域の電荷信号を読み取る際には信号検出器を高速読取モードで動作させることで、全画像領域(関心領域+非関心領域)を高精細読取モードで動作させることに比較して画像の読取時間を大幅に短縮することができる。 According to the present invention, the signal detector is operated in the high-definition reading mode when reading the charge signal of the region of interest of the radiographic image recorded in the radiation converter, and the signal is read when reading the charge signal of the non-region of interest. By operating the detector in the high-speed reading mode, it is possible to significantly shorten the image reading time compared to operating the entire image region (region of interest + non-region of interest) in the high-definition reading mode.
以下、この発明に係る放射線画像信号検出方法を実施する放射線画像信号検出システムについて説明する。 A radiation image signal detection system that implements the radiation image signal detection method according to the present invention will be described below.
図1は、この実施形態に係る放射線画像信号検出システム50の概略構成図を示す。
FIG. 1 shows a schematic configuration diagram of a radiation image
図1に示すように、放射線画像信号検出システム50は、図示省略した放射線源と、放射線源から射出されて被写体を通過した放射線の照射を受けて放射線画像を記録し、その放射線画像に応じた電荷信号iを出力する放射線変換器10(放射線画像記録装置ともいう。)と、放射線変換器10を線状の読取光で走査する読取光源部20と、読取光源部20による読取光の走査により放射線変換器10から出力された電荷信号iに基づいて上記放射線画像に応じたデジタル画像信号を出力する信号検出器30とを備えている。
As shown in FIG. 1, the radiation image
信号検出器30は、放射線変換器10から出力された電荷信号iを積分する積分アンプ33、積分アンプ33により積分された電気信号を保持する(トラックホールドする)第1及び第2の保持回路31,32、第1及び第2の保持回路31,32にそれぞれ保持された第1の電気信号(基準レベル)及び第2の電気信号(基準レベル+信号レベル)の差分(信号レベル)を出力する差分アンプ34、及び差分アンプ34から出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換するA/D変換器35を備えており、放射線変換器10から出力された電荷信号iに基づいて相関2重サンプリング処理を行うものである。
The
積分アンプ33は、放射線変換器10から出力された電荷信号iを蓄積するコンデンサ33aとコンデンサ33aに蓄積された電荷信号iを放電させるためのリセットスイッチS3とを備えている。
The
第1の保持回路31は、抵抗素子R1と、抵抗素子R1に並列に接続されたスイッチS1と、抵抗素子R1に直列に接続されたスイッチS4及びコンデンサC1を備え、積分アンプ33から出力された電気信号をコンデンサC1に保持するものである。
The
第2の保持回路32は、抵抗素子R2と、抵抗素子R2に並列に接続されたスイッチS2、抵抗素子R2に直列に接続されたスイッチS5及びコンデンサC2とを備え、積分アンプ33から出力された電気信号をコンデンサC2に保持するものである。
The
また、第1及び第2の保持回路31,32は、積分アンプ33から出力された電気信号をそれぞれ異なるタイミングで保持するものであるとともに、積分アンプ33から出力された電気信号にローパスフィルタ処理を施すものでもある。
The first and
本実施形態の信号検出器30においては、放射線変換器10により検出される放射線画像の関心領域と非関心領域とで読取速度を変化させるようにしている。関心領域では高精細読取速度(高精細読取モード)で比較的に長い読取時間にされ、非関心領域では高速読取速度(高速読取モード)で比較的に短い読取速度にされる。
In the
具体的には、基準レベルを保持する第1の保持回路31において、コンデンサC1に電気信号を蓄積する際に、高精細読取モード及び高速読取モードともに、スイッチS1とスイッチ4がオン状態なる。したがって、抵抗素子R1とスイッチS1のオン抵抗とスイッチS4のオン抵抗とコンデンサC1により1次の第1のローパスフィルタが構成され(後述するように時定数τ1)、この第1のローパスフィルタによりフィルタ処理の施されたフィルタ処理済電気信号がコンデンサC1に保持される。
Specifically, in the
一方、基準レベルと信号レベルを併せて保持する第2の保持回路32において、コンデンサC2に電気信号を蓄積する際には、スイッチS5は高精細読取モード及び高速読取モードともオン状態となり、スイッチS2は高精細読取モードでオフ状態、高速読取モードでオン状態となる。したがって、高精細読取モードでは抵抗素子R2とスイッチS5のオン抵抗とコンデンサC2とにより1次の第2のローパスフィルタが構成され(後述するように時定数τ2、τ2>τ1)、高速読取モードでは抵抗素子R2とスイッチS2のオン抵抗とスイッチS5のオン抵抗とコンデンサC2とにより1次の第2のローパスフィルタが構成される(後述するように時定数τ2´、τ2´≒τ1)。
On the other hand, in the
(A)放射線画像の関心領域で高精細読取モードで動作する場合の構成のさらに詳しい説明
放射線画像の関心領域では、ノイズの少ない高精細な画像信号を得るために高精細読取モードで動作させることが好ましい。
(A) Further detailed description of the configuration when operating in the high-definition reading mode in the region of interest of the radiographic image In the region of interest in the radiographic image, the operation is performed in the high-definition reading mode in order to obtain a high-definition image signal with little noise. Is preferred.
この高精細読取モードで動作させる場合には、特許文献2にも示しているように、第1のローパスフィルタ回路の時定数τ1と第2のローパスフィルタ回路の時定数τ2とが、τ1<τ2を満たすよう値に設定される。
When operating in this high-definition reading mode, as shown in
抵抗素子R1の抵抗値をr1、スイッチS1のオン抵抗の抵抗値をRON1、スイッチS4のオン抵抗の抵抗値をRON4、コンデンサC1の容量値をc1すると第1のローパスフィルタの時定数τ1は下式(1)により算出される。
τ1=(RON1×r1/(RON1+r1) + RON4)×c1…(1)
When the resistance value of the resistance element R1 is r1, the resistance value of the on-resistance of the switch S1 is RON1, the resistance value of the on-resistance of the switch S4 is RON4, and the capacitance value of the capacitor C1 is c1, the time constant τ1 of the first low-pass filter is Calculated by equation (1).
τ1 = (RON1 × r1 / (RON1 + r1) + RON4) × c1 (1)
したがって、RON1≪r1とすれば、τ1=(RON1+RON4)×c1
となる。
Therefore, if RON1 << r1, τ1 = (RON1 + RON4) × c1
It becomes.
また、抵抗素子R2の抵抗値をr2、スイッチS5のオン抵抗の抵抗値をRON5、コンデンサC2の容量値をc2とすると第2のローパスフィルタの時定数τ2は下式(2)により算出される。
τ2=(r2 + RON5)×c2…(2)
When the resistance value of the resistance element R2 is r2, the resistance value of the on-resistance of the switch S5 is RON5, and the capacitance value of the capacitor C2 is c2, the time constant τ2 of the second low-pass filter is calculated by the following equation (2). .
τ2 = (r2 + RON5) × c2 (2)
したがって、RON5≪r2とすれば、τ2=r2×c2となる。 Therefore, if RON5 << r2, then τ2 = r2 × c2.
そして、RON1及びRON5は数Ω〜数100Ωであるので、r1及びr2として、数100kΩ〜数10MΩの値を設定するようにすれば、上記のようにτ1<τ2となるように設定することができる。そして、たとえば、信号線である線状電極15aの線抵抗が数100kΩ程度である場合には、第2のローパスフィルタの時定数τ2を数100μsにすることが望ましい。したがって、上記のようなr1及びr2の抵抗値に対して、c1及びc2は数10pF〜数1000pFの値に設定される。たとえば、r1=r2=10MΩ、c1=c2=10pFとすればよい。上記のように設定すれば、時定数τ2として十分な長さを確保することができるとともに、時定数τ1を短くすることができる。なお、高精細読取モードで高速化と低ノイズ化を両立するには、τ1=1〜10μs、τ2=10〜100μs(τ2=10τ1)に設定することが望ましい。以上が(A)の説明である。
Since RON1 and RON5 are several Ω to several hundred Ω, when r1 and r2 are set to values of several hundred kΩ to several tens of MΩ, τ1 <τ2 can be set as described above. it can. For example, when the line resistance of the
(B)放射線画像の非関心領域で高速読取モードで読み取る場合の構成のさらに詳しい説明
放射線画像の非関心領域では、読取時間の短縮化を優先し、ノイズが多少存在しても短時間で高速に画像信号を得ることができるよう高速読取モード(高速読取速度)で動作させる。
(B) More detailed description of the configuration in the case of reading in the high-speed reading mode in the non-interest area of the radiographic image In the non-interest area of the radiographic image, priority is given to shortening of the reading time, and even in the presence of some noise, high speed is achieved in a short time. In order to obtain an image signal, it is operated in a high-speed reading mode (high-speed reading speed).
この高速読取モードで動作させる場合には、第2保持回路32のコンデンサC2に保持される信号レベル(正確には、基準レベル+信号レベル)が最短応答時間で収束する値に第2のローパスフィルタの時定数τ2´を設定する。
In the case of operating in the high-speed reading mode, the second low-pass filter is set to a value in which the signal level (precisely, the reference level + signal level) held in the capacitor C2 of the
この実施形態では、スイッチS2をオンすることにより第2のローパスフィルタの非関心領域(高速読取速度での読取領域)の時定数τ2´とする。時定数τ2´は、下式(3)により算出される。
τ2´=(RON2×r2/(RON2+r2) + RON5)×c2…(3)
In this embodiment, the time constant τ2 ′ of the non-interesting region (reading region at a high reading speed) of the second low-pass filter is set by turning on the switch S2. The time constant τ2 ′ is calculated by the following equation (3).
τ2 ′ = (RON2 × r2 / (RON2 + r2) + RON5) × c2 (3)
したがって、RON2≪r2とすれば、τ2´=(RON2+RON5)×c2
となる。
Therefore, if RON2 << r2, τ2 ′ = (RON2 + RON5) × c2
It becomes.
例えば、上述したように、r1=r2=10MΩ、c1=c2=10pFの値に設定すれば、τ2´≒τ1になる。以下、理解の容易化のために、高速読取モードでの時定数τ2´をτ2´=τ1として説明する。以上が(B)の説明である。 For example, as described above, when r1 = r2 = 10 MΩ and c1 = c2 = 10 pF are set, τ2′≈τ1. Hereinafter, in order to facilitate understanding, the time constant τ2 ′ in the high-speed reading mode is described as τ2 ′ = τ1. The above is the description of (B).
信号検出器30は、さらに、第1及び第2の保持回路31,32から出力されたフィルタ処理済電気信号を差分アンプ34に出力するバッファアンプ36,37と、積分アンプ33のリセットスイッチS3、第1及び第2の保持回路31,32のスイッチS1,S2,S4,S5及びA/D変換器35などの動作タイミングなどを制御する制御器38とを備えている。制御器38は、タイミング発生器、CPU,ROM,RAM,その他のインタフェースを有し、CPUはROMに記憶されたプログラムを実行することで各種機能手段として動作し、また前記タイミング発生器を制御する。
The
放射線変換器10は、詳細には、図2に示すように、放射線画像を担持した放射線を透過する第1の電極層11、第1の電極層11を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層12、記録用光導電層12において発生した電荷に対しては絶縁体として作用し、且つその電荷と逆極性の輸送電荷に対しては導電体として作用する電荷輸送層13、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層14、及び読取光を透過する線状に延びる線状電極15aが平行に配列された第2の電極層15をこの順に積層してなるものである。そして、記録用光導電層12と電荷輸送層13との界面には放射線の照射量に応じて発生した電荷が蓄積される蓄電部16が形成される。
In detail, as shown in FIG. 2, the
なお、図1においては、放射線変換器10の1本の線状電極15aに接続される信号検出器30のみを示しており、その他の線状電極15aに接続される信号検出器30は図示省略してある。
In FIG. 1, only the
また、A/D変換器35は、各線状電極15aについてそれぞれ設けるようにしてもよいし、マルチプレクサを設けて差分アンプ34から出力されたアナログ信号を各線状電極毎に切り替えて1つのA/D変換器35に入力するようにしてもよい。
Further, the A /
さらに、放射線変換器10及び読取光源部20は、読取光源部20の読取光源の長さ方向(主走査方向X)と放射線変換器10の線状電極15aの長さ方向(副走査方向Y)とが略直交するように設置されている。そして、読取光源部20は、線状電極15aの長さ方向(副走査方向Y)に線状の読取光源を移動させて読取光を走査するものであるが、読取光源を移動させる移動機構などについては図示省略してある。
Further, the
次に、放射線画像信号検出システム50の作用について説明する。
Next, the operation of the radiation image
図3Aに示すように、まず、放射線変換器10の第1の電極層11が負に帯電し、第2の電極層15が正に帯電するように電圧印加された状態において、放射線源から被写体40に向けて放射線L1が照射される。
As shown in FIG. 3A, first, in a state where a voltage is applied so that the
放射線源から射出された放射線L1は、被写体40全体に照射され、被写体40において放射線を透過する透過部40aを透過した放射線が放射線変換器10の第1の電極層11側から照射される。なお、被写体40において放射線を透過しない遮断部40bに照射された放射線は放射線変換器10には照射されない。
The radiation L1 emitted from the radiation source is applied to the
そして、放射線変換器10に照射された放射線L1は、第1の電極層11を透過し、記録用光導電層12に照射される。そして、記録用光導電層12において放射線の照射により電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第1の電極層11に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として記録用光導電層12と電荷輸送層13との界面に形成される蓄電部16に蓄積されて放射線画像が記録される。
The radiation L <b> 1 irradiated to the
そして、次に、図3Bに示すように、第1の電極層11が接地された状態において、第2の電極層15側から読取光L2が照射され、読取光L2は線状電極15aを透過して読取用光導電層14に照射される。読取光L2の照射により読取用光導電層14において発生した正の電荷が蓄電部16における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が第2の電極層15の線状電極15aに帯電した正の電荷と結合する。
Then, as shown in FIG. 3B, in the state where the
一方、信号検出器30における積分アンプ33のリセットスイッチS3は、上記放射線変換器10への読取光の照射の前にはオン状態にされている。その後、リセットスイッチS3がオフ状態にされ、ベースラインサンプリングが終了してから読取光の照射が開始される。そして、上記のようにして放射線変換器10の読取用光導電層14において発生した負の電荷が第2の電極層15の線状電極15aに帯電した正の電荷と結合することにより、その結合した電荷量に応じた大きさの電荷信号iが積分アンプ33のコンデンサ33aに蓄積されて積分される。
On the other hand, the reset switch S3 of the integrating
(C)放射線画像の関心領域で高精細読取モードで読み取る場合の作用
ここで、上記積分開始からの関心領域で高精細読取モードで読み取る場合の作用について、図4に示すタイムチャートを用いて説明する。図4には、スイッチS3,S1,S2,S4,S5のオン、オフ制御のタイミングと、図1のV1,V2,V3おける電圧波形等の模式図を示している。
(C) Operation when Reading Radiation Image in Region of Interest in High-Definition Reading Mode Here, the operation when reading in the region of interest from the start of integration in the high-definition reading mode will be described using the time chart shown in FIG. To do. FIG. 4 shows a schematic diagram of ON / OFF control timings of the switches S3, S1, S2, S4, and S5, voltage waveforms at V1, V2, and V3 in FIG.
まず、積分アンプ33のリセットスイッチS3がオフ状態となる図4に示す時点t1から、積分アンプ33において電荷信号iの積分が開始される。
First, the integration of the charge signal i is started in the
その積分アンプ33における積分開始時点t1においては、第1の保持回路31のスイッチS1,S4及び第2の保持回路32のスイッチS2,S5は、図4に示すように、オン状態となっており、積分アンプ33により積分され第1のローパスフィルタによりローパスフィルタ処理の施されたフィルタ処理済電気信号が第1の保持回路31のコンデンサC1に蓄積される。
At the integration start time t1 in the integrating
また、第2の保持回路32においては、抵抗素子R2とスイッチS2のオン抵抗とスイッチS5のオン抵抗とコンデンサC2により第2のローパスフィルタ回路が構成され、積分アンプ33より積分され上記第2のローパスフィルタ回路によりローパスフィルタ処理の施されたフィルタ処理済電気信号が第2の保持回路32のコンデンサC2に蓄積される。
Further, in the
時点t1〜t2間では、上記第2のローパスフィルタの時定数τ2´と第1のローパスフィルタの時定数τ1とは同じ大きさに設定されている(τ2´=τ1)。このように設定すれば、図4のV1、V2を代表してV1の点線で囲んだ立ち上がり領域100に示すように、kTCノイズ波形に係る基準レベルは時定数τ1に対応する期間(時点t1〜t2)で短時間に収束する。そこで、時点t2でスイッチS1、S2をオフにする。
Between the time points t1 and t2, the time constant τ2 ′ of the second low-pass filter and the time constant τ1 of the first low-pass filter are set to the same magnitude (τ2 ′ = τ1). With this setting, the reference level related to the kTC noise waveform is a period (time points t1 to t1) corresponding to the time constant τ1, as shown in the rising
その後、時点t3でスイッチS4をオフにし、基準トラック期間(時点t1〜t3の期間)を終了させる。 Thereafter, the switch S4 is turned off at time t3, and the reference track period (period from time t1 to time t3) is ended.
このため、基準トラック期間中(t1〜t3)はV1=V2であり、V3(V2−V1)=0となる。このように、基準トラック期間(t1〜t3)の前半の期間(t1〜t2)で、V1、V2を収束させるまで、第2のローパスフィルタの時定数τ2´を第1のローパスフィルタの時定数τ1に等しい(τ2´=τ1)短い時定数を採用することで、基準トラック期間(t1〜t3)を短縮することができる。 Therefore, during the reference track period (t1 to t3), V1 = V2 and V3 (V2-V1) = 0. In this way, the time constant τ2 ′ of the second low-pass filter is changed to the time constant of the first low-pass filter until V1 and V2 are converged in the first half period (t1-t2) of the reference track period (t1-t3). By adopting a short time constant equal to τ1 (τ2 ′ = τ1), the reference track period (t1 to t3) can be shortened.
時点t1で、積分アンプ33による積分が開始された後、基準トラック期間(t1〜t3)が経過した時点t3において、第1の保持回路31のスイッチS4がオフ状態にされ、コンデンサC1に蓄積された第1のフィルタ処理済電気信号がコンデンサC1に保持される。
After integration by the integrating
そして、上記のように第1のフィルタ処理済電気信号がコンデンサC1により保持された直後の時点t3に遡る時点t2において、第1の保持回路31のスイッチS1及び第2の保持回路32のスイッチS2がオフ状態となる。つまり、この時点t2以降から積分アンプ33より出力された電気信号は、上記第2のローパスフィルタ回路によりローパスフィルタ処理が施され、その第2のフィルタ処理済電気信号が第2の保持回路32のコンデンサC2に蓄積される。
Then, as described above, at the time t2 going back to the time t3 immediately after the first filtered electric signal is held by the capacitor C1, the switch S1 of the
そして、信号トラック期間(時点t1〜t4)中、積分期間(時点t3〜t4)が経過した後、時点t4においてスイッチS3をオンして積分アンプ33をリセットする。リセット時点t4の直前の時点(符号はt4とする。)において、第2の保持回路32のスイッチS5がオフ状態にされ、コンデンサC2に蓄積された第2のフィルタ処理済電気信号が保持される(ホールドされる)。そして、上記時点t4で、積分アンプ33のスイッチS3がオン状態とされ積分アンプ33のリセットが開始されるとともに、スイッチS1,S2が再びオン状態とされる。
Then, after the integration period (time points t3 to t4) has elapsed during the signal track period (time points t1 to t4), the switch S3 is turned on at time point t4 to reset the
実際上、上記積分期間は、放射線変換器10からの電荷信号i(パルス信号であって積分アンプ33の入力信号)の出力時間(検出器出力時間)に時定数τ2を10倍した時間を加算した時間とされる(積分期間=検出器出力時間+10×τ2=検出器出力時間+10×10τ1)。
In practice, in the integration period, the time obtained by multiplying the time constant τ2 by 10 is added to the output time (detector output time) of the charge signal i (pulse signal and input signal of the integration amplifier 33) from the
そして、上記のようにして第1の保持回路31のコンデンサ32cに保持された第1のフィルタ処理済電気信号V1及び第2の保持回路32に保持された第2のフィルタ処理済電気信号V2は、それぞれバッファアンプ36,37を介して差分アンプ34に出力される。差分アンプ34において上記2つのフィルタ処理済電気信号V1、V2の差分(V2−V1)が算出され、A/D変換器35に出力される。A/D変換器35は、図4に示す時点t4〜t5の間の期間に、入力されたアナログ画像信号である差分信号をデジタル変換し、デジタル画像信号を出力する。
The first filtered electric signal V1 held in the capacitor 32c of the
上記のようにしてA/D変換が終了した時点t5において、再び、第1の保持回路31のスイッチS4及び第2の保持回路32のスイッチS5がオン状態され、その後の時点t5において積分アンプのスイッチS3がオフ状態とされ、積分アンプ33における積分が再び開始される。
At the time point t5 when the A / D conversion is completed as described above, the switch S4 of the
読取光源部20の主走査方向Xの1ラインの照射毎に、上記のような積分開始からデジタル画像信号の出力までの処理が、各線状電極15aに接続された信号検出器30毎に行われて1ライン分のデジタル画像信号の検出が行われる。そして、読取光源部20により線状の読取光が、図1の矢印Y方向に走査されるのと同期して上記1ライン分のデジタル画像信号がそれぞれ検出され、最終的には放射線変換器10の全面分のデジタル画像信号が検出される。
For each irradiation of one line in the main scanning direction X of the reading
上記した放射線画像信号検出システム50によれば、放射線画像の関心領域で高精細読取モードで読み取る場合、基準トラック期間(ベースラインサンプリング)の前半におけるローパスフィルタ処理の時定数τ1、及び信号トラック期間のローパスフィルタ処理の時定数τ2を、τ1<τ2を満たすような値に設定したので、τ1を短くすることによりkTCノイズ波形をこの小さい時定数τ1期間で短時間に収束させ信号検出の高速化を図ることができるとともに、τ2の時定数を適切な長さに設定することにより信号成分におけるノイズを十分に低減することができる。すなわち、読取時間の短縮化を図りつつ、相関2重サンプリング後の信号のS/Nを向上させることができる。以上が(C)の説明である。
According to the radiation image
ところで、図5に示すように、被写体40Mが、***等である場合、放射線変換器10の副走査方向Y上で、被写体40Mが存在する領域と存在しない領域に区分される。
As shown in FIG. 5, when the subject 40M is a breast or the like, the subject 40M is divided into a region where the subject 40M exists and a region where the subject 40M does not exist on the sub-scanning direction Y of the
この場合、被写体40Mが存在する領域が、関心領域であり、存在しない領域が非関心領域である。ここで、放射線画像領域=関心領域+非関心領域である。非関心領域では、画像信号としてノイズを余り考慮する必要がなく、関心領域ではノイズを最適化する(最小化)必要がある。 In this case, a region where the subject 40M exists is a region of interest, and a region where the subject 40M does not exist is a non-region of interest. Here, radiation image region = region of interest + non-region of interest. In the non-interest region, it is not necessary to consider much noise as an image signal, and it is necessary to optimize (minimize) the noise in the region of interest.
そこで、この実施形態では、副走査方向Y中、被写体40Mが存在する関心領域を上述した高精細読取モードで読み取る高精細読取領域HRAに設定し、被写体40Mが存在しない非関心領域を後述する高速読取モードで読み取る高速読取領域HSAに設定する。 Therefore, in this embodiment, the region of interest in which the subject 40M exists in the sub-scanning direction Y is set as the high-definition reading region HRA that reads in the above-described high-definition reading mode, and the non-interesting region in which the subject 40M does not exist is described later. The high-speed reading area HSA for reading in the reading mode is set.
関心領域と非関心領域の境界を区分する領域境界区分器としても機能する制御器38は、画像のエッジが存在する領域(エッジ領域)Ea、Ebで、画像エッジを自動的に判別し、エッジ領域Eaでは、高速読取モードから上述した高精細読取モードに切り替え、エッジEbでは、高精細読取モードから後述する高速読取モードに切り替える。
The
画像エッジの自動判別(自動区分)は、読み取り中の電荷信号iの差信号V3の変化に基づき行うことができる。例えば、副走査方向Yで隣接する主走査方向Xの読み取りラインの各画素の差信号V3を比較し、又は隣接する主走査方向Xの読み取りラインの差信号V3の平均値を比較して判別することができる。 Automatic discrimination (automatic segmentation) of the image edge can be performed based on a change in the difference signal V3 of the charge signal i being read. For example, the difference signal V3 of each pixel of the reading line adjacent in the main scanning direction X in the sub-scanning direction Y is compared, or the average value of the difference signal V3 of the reading line adjacent in the main scanning direction X is compared. be able to.
なお、放射線技師等が、被写体40Mの大きさを目視し、図示しないキーボードやディスプレイを利用して、目視した大きさより少し大きめの領域を高精細読取領域HRAにマニュアルで予め設定することもできる。 It is also possible for a radiographer or the like to visually set the size of the subject 40M and manually set an area slightly larger than the visually checked size in the high-definition reading area HRA using a keyboard or a display (not shown).
あるいは、キーボードやディスプレイを利用して、同一被写体40Mの前回画像読取時に設定した高精細領域HRA又はこれに少し余裕を持った領域に予め設定することもできる。この場合、図5に示す被写体40Mの全部を高精細読取領域HRAとするのではなく、一部分の領域を関心領域(高精細読取領域)に予め設定することもできる。
Alternatively, a high-definition area HRA set at the time of the previous image reading of the
(D)放射線画像の非関心領域で高速読取モードで読み取る場合の作用
ここで、上記積分開始からの非関心領域で高速読取モードで読み取る場合の作用について、図6に示すタイムチャートを参照して説明する。図6には、スイッチS3,S1,S2,S4,S5のオン、オフ制御のタイミングと、図1のV1,V2,V3における電圧波形等の模式図を示している。
(D) Action when Reading Radiation Image in Non-Interest Area in High-Speed Reading Mode Here, the action when reading in the non-interest area from the start of integration in the high-speed reading mode is described with reference to the time chart shown in FIG. explain. FIG. 6 shows a schematic diagram of ON / OFF control timings of the switches S3, S1, S2, S4, and S5 and voltage waveforms at V1, V2, and V3 in FIG.
時点t11〜t13の基準トラック期間の作用は、図4を参照して上述した高精細読取モードにおける時点t1〜t3と同じ作用であるので省略する。 The operation of the reference track period from time t11 to t13 is the same as that from time t1 to t3 in the high-definition reading mode described above with reference to FIG.
つまり、積分アンプ33による積分が開始された後、基準トラック期間(t11〜t13)が経過した時点t13において、第1の保持回路31のスイッチS4がオフ状態にされ、コンデンサC1において蓄積された第1のフィルタ処理済電気信号が保持される。
That is, at the time t13 when the reference track period (t11 to t13) has elapsed after the integration by the integrating
この保持した時点t13から第1の保持回路31のスイッチS1及び第2の保持回路32のスイッチS2がオン状態にされる。
From this holding time t13, the switch S1 of the
この時点t13から積分アンプ33から出力された電気信号は、上記第2のローパスフィルタ回路によりローパスフィルタ処理が施され、その第2のフィルタ処理済電気信号が第2の保持回路32のコンデンサC2に蓄積されるが、第2のローパスフィルタの時定数τ2がτ2´=τ1と短い期間に設定されているので、V2の点線で囲んだ立ち上がり領域102に示すように、電荷信号iにより発生するkTCノイズ波形に係る信号レベルは時定数τ1(=τ2´)に対応する期間で短時間に収束する。
The electric signal output from the integrating
そして、信号トラック期間(t11〜t14)中、積分期間(時点t13〜t14)が経過した後積分アンプ33をリセットする(スイッチS3をオンする)直前の時点t14において、第2の保持回路32のスイッチS5がオフ状態にされ、コンデンサC2に蓄積された第2のフィルタ処理済電気信号が保持される(ホールドされる)。そして、上記時点t14の直後積分アンプ33のスイッチS3がオン状態とされ積分アンプ33がリセットされる。
Then, during the signal track period (t11 to t14), at the time t14 immediately before the
実際上、上記積分期間(時点t13〜t14)は、放射線変換器10からの電荷信号i(パルス信号)の出力時間(検出器出力時間)に時定数τ1(τ2´)×10の時間を加算した時間とされる。
In practice, in the integration period (time points t13 to t14), a time constant τ1 (τ2 ′) × 10 is added to the output time (detector output time) of the charge signal i (pulse signal) from the
上記のようにして第1の保持回路31のコンデンサ32cに保持された第1のフィルタ処理済電気信号V1及び第2の保持回路32に保持された第2のフィルタ処理済電気信号V2は、それぞれバッファアンプ36,37を介して差分アンプ34に出力される。そして、差分アンプ34において上記2つのフィルタ処理済電気信号V1、V2の差分(V2−V1)が算出され、A/D変換器35に出力される。A/D変換器35は、図6に示す時点t14〜t15の間の期間に、入力されたアナログ画像信号である差分信号をデジタル変換し、デジタル画像信号を出力する。
As described above, the first filtered electric signal V1 held in the capacitor 32c of the
上記のようにしてA/D変換が終了した時点t15において、再び、第1の保持回路31のスイッチS4及び第2の保持回路32のスイッチS5がオン状態され、その時点t15において積分アンプのスイッチS3がオフ状態とされ、時点t15から積分アンプ33における積分が再び開始される。
At the time t15 when the A / D conversion is completed as described above, the switch S4 of the
このようにして、高速読取領域HSAの主走査方向の各ラインにおいて、読取光源部20の主走査方向Xの1ラインの照射毎に、上記のような積分開始からデジタル画像信号の出力までの処理が、各線状電極15aに接続された信号検出器30毎に行われて1ライン分のデジタル画像信号の検出が行われる。以上が(D)の説明である。
In this way, in each line in the main scanning direction of the high-speed reading area HSA, the processing from the start of integration to the output of the digital image signal as described above for each irradiation of one line in the main scanning direction X of the reading
以上説明したように上述した実施形態によれば、放射線変換器10は、図示しない放射線源から射出され被写体40Mを通過した放射線を放射線画像として記録する。信号検出器30は、放射線変換器10から出力された電荷信号iに基づいて前記放射線画像に応じたデジタル画像信号を出力する。領域境界区分器としても動作する制御器38は、放射線変換器10に記録された前記放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分する。制御器38は、信号検出器30を、区分された前記関心領域(図5中、被写体40Mの放射線画像が存在する高精細読取領域HRA)の電荷信号iを検出する際には高精細読取モードで動作させ、区分された前記非関心領域(図5中、被写体40Mの放射線画像が存在しない高速読取領域HRA)の電荷信号iを検出する際には高速読取モードで動作させる。
As described above, according to the embodiment described above, the
このようにすれば、全画像領域(関心領域+非関心領域)を高精細読取モードで動作させることに比較して画像の読取時間を大幅に短縮することができる。 In this way, the image reading time can be significantly shortened as compared to operating the entire image region (region of interest + non-region of interest) in the high-definition reading mode.
画像の読取時間を大幅に短縮することができることから、被検者の***を圧迫板で挟み込み圧迫した状態で放射線変換器10から放射線画像を得るマンモグラフィーでは、圧迫している時間をより短い時間にすることができ、被検者に痛みを与える時間を最小化できる。
Since the reading time of the image can be greatly shortened, in the mammography for obtaining a radiation image from the
具体的に、一主走査ラインの画像の読取時間(画像処理周期)は、高精細読取モードでは、図4のリセット時点t1から次のリセット時点t5までの読取時間L2となるが、高速読取モードでは、図6のリセット時点t11から次のリセット時点t15までの読取時間L3となる(L3<<L2)。 Specifically, the reading time (image processing cycle) of the image of one main scanning line is the reading time L2 from the reset time t1 to the next reset time t5 in FIG. 4 in the high-definition reading mode. Then, it is the reading time L3 from the reset time t11 to the next reset time t15 in FIG. 6 (L3 << L2).
実際上、非関心領域の電荷信号iを高速読取モードで読み取る際に、第1保持回路31の第1ローパスフィルタの時定数τ1を、基準レベルが最短応答時間で収束する値に設定するとともに、第2保持回路32の第2ローパスフィルタの時定数τ2´を、信号レベルが最短応答時間で収束する値に設定している(τ2´=τ1)。
In practice, when the charge signal i of the non-interesting region is read in the high-speed reading mode, the time constant τ1 of the first low-pass filter of the
また、関心領域の電荷信号を高精細読取モードで読み取る際に、第1保持回路31の第1ローパスフィルタの時定数τ1を、基準レベルが最短応答時間で収束する値に設定するとともに、第2保持回路32の第2ローパスフィルタの時定数τ2を、第1ローパスフィルタの時定数τ1よりも長い値に設定する(τ2=10×τ1)。
Further, when the charge signal of the region of interest is read in the high-definition reading mode, the time constant τ1 of the first low-pass filter of the
また、上記実施形態においては、信号検出器30に入力される電荷信号iを出力するものとして、いわゆる光読取方式の放射線変換器10を用いたもの説明したが、これに限らず、たとえば、いわゆるTFT方式の放射線変換器を用いるようにしてもよいし、また、蓄積性蛍光体シートから発せられた輝尽発光光を光電変換素子により検出して電荷信号iを出力する放射線変換器を用いるようにしてもよい。
Further, in the above-described embodiment, the description has been made using the so-called optical reading
また、上記実施形態においては、放射線源、放射線変換器10、読取光源部20及び信号検出器30から放射線画像信号検出システム50を構成するようにしたが、放射線源を設けずに放射線変換器10、読取光源部20及び信号検出器30から放射線画像信号検出システムを構成するようにしてもよい。
Moreover, in the said embodiment, although the radiation image
10… 放射線変換器 30…信号検出器
38…制御器(領域境界区分器) 40M…被写体
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記放射線変換器から出力された電荷信号に基づいて前記放射線画像に応じた画像信号を出力する信号検出器と、
前記放射線変換器に記録された前記放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分する領域境界区分器と、
前記信号検出器を、前記領域境界区分器により区分された前記関心領域の電荷信号を検出する際には高精細読取モードで動作させ、前記非関心領域の電荷信号を検出する際には高速読取モードで動作させる制御器と、
を備えることを特徴とする放射線画像信号検出システム。 A radiation converter that records radiation passing through the subject as a radiation image;
A signal detector that outputs an image signal corresponding to the radiation image based on the charge signal output from the radiation converter;
An area boundary classifier for classifying a boundary between a region of interest and a non-region of interest of the radiographic image recorded in the radiation converter;
The signal detector is operated in a high-definition reading mode when detecting the charge signal of the region of interest divided by the region boundary classifier, and is read at high speed when detecting the charge signal of the non-region of interest. A controller operating in mode,
A radiation image signal detection system comprising:
前記信号検出器は、
前記電荷信号を積分して積分電圧を生成するとともに、前記積分電圧をリセットする機能を有する積分アンプと、
前記積分アンプの出力側に並列に接続され、相関2重サンプリング回路を構成し、第1及び第2ローパスフィルタにより基準レベルと信号レベルをトラックホールドする第1及び第2保持回路と、
前記第1及び第2保持回路の出力の差信号を前記画像信号として出力する差分アンプと、を備え、
前記制御器は、
前記非関心領域の電荷信号を高速読取モードで読み取る際に、前記第1保持回路の前記第1ローパスフィルタの時定数を、前記基準レベルが最短応答時間で収束する値に設定するとともに、前記第2保持回路の前記第2ローパスフィルタの時定数を、前記信号レベルが最短応答時間で収束する値に設定する
ことを特徴とする放射線画像信号検出システム。 The radiation image signal detection system according to claim 1.
The signal detector is
Integrating the charge signal to generate an integrated voltage, and an integrating amplifier having a function of resetting the integrated voltage;
A first and a second holding circuit connected in parallel to the output side of the integrating amplifier, constituting a correlated double sampling circuit, and tracking and holding a reference level and a signal level by first and second low-pass filters;
A differential amplifier that outputs a difference signal between the outputs of the first and second holding circuits as the image signal;
The controller is
When reading the charge signal of the non-interesting region in the high-speed reading mode, the time constant of the first low-pass filter of the first holding circuit is set to a value at which the reference level converges with the shortest response time. A radiation image signal detection system, wherein the time constant of the second low-pass filter of the 2 holding circuit is set to a value at which the signal level converges with the shortest response time.
前記信号検出器は、
前記電荷信号を積分して積分電圧を生成するとともに、前記積分電圧をリセットする機能を有する積分アンプと、
前記積分アンプの出力側に並列に接続され、相関2重サンプリング回路を構成し、第1及び第2ローパスフィルタにより基準レベルと信号レベルをトラックホールドする第1及び第2保持回路と、
前記第1及び第2保持回路の出力の差信号を前記画像信号として出力する差分アンプと、を備え、
前記制御器は、
前記関心領域の電荷信号を高精細読取モードで読み取る際に、前記第1保持回路の前記第1ローパスフィルタの時定数を、前記基準レベルが最短応答時間で収束する値に設定するとともに、前記第2保持回路の前記第2ローパスフィルタの時定数を、前記第1ローパスフィルタの時定数よりも長い値に設定する
ことを特徴とする放射線画像信号検出システム。 The radiation image signal detection system according to claim 1.
The signal detector is
Integrating the charge signal to generate an integrated voltage, and an integrating amplifier having a function of resetting the integrated voltage;
A first and a second holding circuit connected in parallel to the output side of the integrating amplifier, constituting a correlated double sampling circuit, and tracking and holding a reference level and a signal level by first and second low-pass filters;
A differential amplifier that outputs a difference signal between the outputs of the first and second holding circuits as the image signal;
The controller is
When the charge signal of the region of interest is read in the high-definition reading mode, the time constant of the first low-pass filter of the first holding circuit is set to a value at which the reference level converges with the shortest response time. A radiation image signal detection system, wherein a time constant of the second low-pass filter of the 2 holding circuit is set to a value longer than a time constant of the first low-pass filter.
前記領域区分器は、
前記放射線変換器に記録された放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分する際、前記放射線画像の読み取り前に、前記被写体の大きさに基づき、予め前記関心領域と前記非関心領域の境界を設定する
ことを特徴とする放射線画像信号検出システム。 In the radiographic image signal detection system according to any one of claims 1 to 3,
The region classifier is
When the boundary between the region of interest and the region of non-interest of the radiographic image recorded in the radiation converter is divided, the region of interest and the region of non-interest of the region of interest are preliminarily determined based on the size of the subject before reading the radiographic image. A radiation image signal detection system characterized by setting a boundary.
前記領域区分器は、
前記放射線変換器に記録された放射線画像の、関心領域と非関心領域の境界を区分する際、読み取り中の前記電荷信号の前記差信号に基づき前記関心領域と前記非関心領域の境界を設定する
ことを特徴とする放射線画像信号検出システム。 In the radiographic image signal detection system according to any one of claims 2 to 4,
The region classifier is
When the boundary between the region of interest and the non-interest region of the radiographic image recorded in the radiation converter is divided, the boundary between the region of interest and the non-region of interest is set based on the difference signal of the charge signal being read. The radiation image signal detection system characterized by the above-mentioned.
前記領域区分器は、
隣接する読み取りラインの各画素の前記差信号を比較し、又は隣接する読み取りライン毎の各画素の前記差信号の平均値を比較し、比較結果に基づき前記関心領域と前記非関心領域の境界を設定する
ことを特徴とする放射線画像信号検出システム。 The radiation image signal detection system according to claim 5, wherein
The region classifier is
The difference signal of each pixel of the adjacent reading line is compared, or the average value of the difference signal of each pixel of the adjacent reading line is compared, and the boundary between the region of interest and the non-interesting region is determined based on the comparison result. Radiation image signal detection system characterized by setting.
前記放射線変換器に記録された前記放射線画像の関心領域と非関心領域の境界を区分し、
区分された前記関心領域の電荷信号を検出する際には前記信号検出器を高精細読取モードで動作させ、前記非関心領域の電荷信号を検出する際には高速読取モードで動作させる
ことを特徴とする放射線画像信号検出方法。 When the signal detector outputs an image signal corresponding to the radiation image based on the charge signal output from the radiation converter that records the radiation that has passed through the subject as a radiation image,
Dividing the boundary between the region of interest and the region of non-interest in the radiographic image recorded in the radiation transducer;
The signal detector is operated in a high-definition reading mode when a charge signal of the segmented region of interest is detected, and is operated in a high-speed reading mode when a charge signal of the non-region of interest is detected. A radiation image signal detection method.
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JP (1) | JP2009207048A (en) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011185885A (en) * | 2010-03-11 | 2011-09-22 | Hitachi Ltd | Radiation measuring apparatus, and nuclear medicine diagnostic device |
JP2014027535A (en) * | 2012-07-27 | 2014-02-06 | Hamamatsu Photonics Kk | Solid-state imaging device |
JP2015198263A (en) * | 2014-03-31 | 2015-11-09 | キヤノン株式会社 | Imaging apparatus and imaging system |
-
2008
- 2008-02-29 JP JP2008049334A patent/JP2009207048A/en not_active Withdrawn
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011185885A (en) * | 2010-03-11 | 2011-09-22 | Hitachi Ltd | Radiation measuring apparatus, and nuclear medicine diagnostic device |
JP2014027535A (en) * | 2012-07-27 | 2014-02-06 | Hamamatsu Photonics Kk | Solid-state imaging device |
US9451194B2 (en) | 2012-07-27 | 2016-09-20 | Hamamatsu Photonics K.K. | Solid-state imaging device |
JP2015198263A (en) * | 2014-03-31 | 2015-11-09 | キヤノン株式会社 | Imaging apparatus and imaging system |
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