【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線を用いて診断用の画像を得る放射線撮像装置に関する。
【０００２】
なお、本明細書において、Ｘ線以外に、α線、β線、γ線等も放射線の範囲に含むものとして説明する。
【０００３】
【従来の技術】
Ｘ線画像による画像診断はレントゲンの発明から現在に至るまで最も有効な画像診断方法として利用されている。
【０００４】
Ｘ線画像は、人体を透過したＸ線を蛍光体で捕らえ、光に変換してその光像をフィルムに投影するものである。フィルムに投影された人体の信号を捕らえた画像は現像処理を解して、フィルム上に映し出される。
【０００５】
Ｘ線画像において診断対象となるのは、臓器や、骨、筋肉、血管など人体の全てといって過言でない。しかし、望みの部位において、良好な画像を得るためには照射するＸ線エネルギーや照射時間、Ｘ線量を適確な数値にしなくてはならない。
【０００６】
一般に、臓器など水分の多い部位ではＸ線のエネルギーは低く、骨はＸ線のエネルギーを高くして撮影する。また、Ｘ線管球の特性として同じ照射時間と同じ管電圧であったならＸ線のエネルギーが高いほど、Ｘ線の照射量は多くなる。これらを考慮した上で欲しい部位が十分な階調を持った画像となるように撮影条件を決定する必要がある。
【０００７】
Ｘ線画像撮影装置には最適なＸ線線量をモニターするフォトタイマーがあり、所望の曝射量になるとＸ線の照射を止めることができる。このフォトタイマーを撮影条件に合わせて最適な値に設定することで安定したＸ線画像が得ることができる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、フォトタイマーはフィルムの特性に合わせて最適化されたものではないため、技師の経験から撮影条件、撮影部位に合わせてフォトタイマーの設定を決めざるを得ない。よってＸ線画像の出来不出来は技師の経験、技量によるところが多い。一方で、患者に大きな負担を強いる再撮影は避けなければならず、どのような部位や条件であっても適切な画像が取れるように技師を支援するシステムが求められている。
【０００９】
近年は、Ｘ線撮像装置のデジタル化が進んでいる。コンピューテッド・ラジオグラフィー（ＣＲ）と呼ばれる輝尽性蛍光体を用いたデジタルＸ線画像撮像装置が実用化している。
【００１０】
輝尽性蛍光体は、Ｘ線を照射した後、Ｘ線よりも長波長のレーザーを照射すると、Ｘ線の照射された場所が発光する特性を持っている。ＣＲでは、人体を透過したＸ線を輝尽性蛍光体に照射したのちレーザービームを照射する。そのとき蛍光体の発する蛍光強度を光電子倍増管やフォトダイオードで読み取ることで人体を通過したＸ線のデジタル画像を得ている。
【００１１】
このＸ線デジタル画像の利点は、撮影後に画像の修正が可能なことである。明るすぎる画像や暗い画像なら、コンピュータの画面を見ながら明るさを調整でき、また、見たい部位に合わせて濃度の変更も容易である。
【００１２】
しかしながら、白く飛んだ部分や黒くつぶれた部分のようにデータとして階調が無いものは補正できないし、取り込まれた階調にも限度があるため画像の補正にも限界がある。このような、デジタルＸ線画像の撮影においても、診断したい部位に合わせた画像を得ることが重要である。
【００１３】
よって、ＣＲにおいて、最適な画像を得るために技師を補助する機能は従来のＸ線フォトタイマーと先に述べた画像処理であるが、画像処理にも限界があるため、技師の経験に頼らざるをえない点は従来のものと同じである。
【００１４】
Ｘ線デジタル画像を得る方法として、先に述べたＣＲのほかにデジタル・ラジオグラフィー（ＤＲ）がある。ＤＲでは、Ｘ線を直接電気信号へ変換するか、又は、蛍光体で一度、光に変換した後、光を電気信号に変換する方法の二つがある。
【００１５】
どちらの方法も、デジタルＸ線画像を得るのに、人体を透過し人体の情報を担ったＸ線を電気信号に変換した後、その電気信号を一旦蓄積し、順次読み出す方式がとられている。よって、ＤＲは、Ｘ線を電気信号へ変換する手段と、その電気信号を蓄積する手段と、蓄積した電気信号を読み出す手段とを有した画素を２次元状に配置した平面撮像装置である。
【００１６】
この、ＤＲの方式に、蓄積手段にどの程度の電荷が蓄積しているかを検知する手段を付加できれば、フォトタイマーと同じようにＸ線照射量を検知する機能を持たすことができる。
【００１７】
上記の方法で得た照射線量の情報は、ＤＲ方式のＸ線撮像装置の特性を反映しているためセンサーの感度やダイナミックレンジを反映したものとなる。また、従来では撮影領域に数箇所、フォトタイマーを取り付けていたのに対して、撮影範囲全体の照射線量を測定することができるため、注目する部位に合わせた照射量の制御が可能となる。
【００１８】
以上が可能となると、ＤＲ方式のＸ線撮像装置を制御するコンピュータに、あらかじめ、部位ごとに最適な照射量を登録したデータベースを用意することで、技師は撮影部位を指定するだけで診断に最適な画像を得ることができる。
【００１９】
そこで、本発明は、撮影部位に応じて最適な画像が得られるよう撮影条件を自動的に設定し撮影することを可能にし、再撮影による患者の放射線被曝量の低減、撮影における技師の負担の軽減を実現する放射線撮像装置を提供することを目的とする。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
上述の課題を解決するため、本発明の放射線撮像装置は、放射線を電気信号に変換する変換手段と、前記電気信号を蓄積する電荷蓄積手段と、蓄積した電気信号を転送する転送手段を１単位とする画素を有する放射線撮像装置において、前記電荷蓄積手段に発生した電圧値に応じた出力を検知する検知手段を画素内に有する。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下に、本発明の実施の形態について図面を参照して説明する。
［実施形態１］
図１（ａ）は、本発明に係る実施形態１における、デジタルＸ線撮像装置の１画素の回路を示す図である。１画素は、人体を透過し、人体の情報を担ったＸ線を電気信号に変換する光電変換素子１０９、光電変換素子１０９から出力される電荷を蓄積するコンデンサ１０８、蓄積した電荷を、定められたタイミングで出力するためのスイッチング素子である転送用ＴＦＴ（薄膜トランジスタ）１０４と、コンデンサ１０８に発生した電圧を検知する手段であるモニター用ＴＦＴ１０６から成る。
【００２２】
画素には、電荷を転送するための信号線１０３、転送用ＴＦＴ１０４のゲート電圧を制御するゲート線１０２、電荷を増幅するためのオペアンプ１０１、光電変換素子１０９を動作させるためセンサーバイアス源１１０、モニター用ＴＦＴ１０６のソース電源１０７、モニター用ＴＦＴ１０６のドレイン電流を検出するための検出信号増幅回路１０５が接続されている。
【００２３】
モニター用ＴＦＴ１０６のゲート電極は、コンデンサ１０８の一方の電極と電気的に接続されており、コンデンサ１０８の電位が上がるとモニター用ＴＦＴ１０６がＯＮするようになっている。モニター用ＴＦＴ１０６にはソース電源１０７が接続されておりコンデンサ１０８の電位が上がり、モニター用ＴＦＴ１０６のゲート電極の電位が上昇すると、ドレイン電流Ｉｄが流れる仕組みになっている。ゲート電圧Ｖｇは、コンデンサ１０８の電圧Ｖｃと等しい。
【００２４】
図１（ｂ）は、モニター用ＴＦＴ１０６の特性を示す図である。流れるドレイン電流Ｉｄの量は、ゲート電圧Ｖｇの増加にともない増加する。このドレイン電流Ｉｄを観測することによってコンデンサ１０８にどれくらいの量の電荷が蓄積しているか知ることができる。
【００２５】
このモニター用ＴＦＴ１０６の特性は、ＴＦＴを構成する薄膜の膜厚や構造、膜内のドープ密度によって制御できる。
【００２６】
本発明に好適なＴＦＴの特性は、ドレイン電流Ｉｄが流れだすゲート電圧Ｖｇがコンデンサ１０８の初期電位（Ｘ線が照射されないときのコンデンサ１０８電位）と等しいか若干低いことが望ましい。
【００２７】
ソース電源１０７の電圧が高いほどドレイン電流Ｉｄは大きくドレイン電流Ｉｄの検出がしやすくなる反面、消費電力が多くなる。よって、ソース電源１０７の電圧はドレイン電流Ｉｄの検出能と消費電力を考慮し最適な電圧が用いられる。
【００２８】
以上から、コンデンサ１０８に蓄積した光電変換素子１０９からの電荷を非破壊で読み出すことができ、画質を劣化させること無くＸ線の照射量の情報を各画素から得ることができる。
【００２９】
図２は、本発明を用いた平面撮像装置の回路を示す図であり、同図において、平面撮像装置は、図１で示した画素を２次元状に配したものである。模式的に３×３（３行３列）の場合を示したが、実際には多数の行、列から成っている。図１における、信号線１０３、ゲート線１０２、転送用ＴＦＴ１０４、モニター用ＴＦＴ１０６は、図２では、それぞれｓｇ１〜ｓｇ３、ｇ１〜ｇ３、Ｔ１１〜Ｔ３３、ＭＴ１１〜ＭＴ３３として示している。モニター用ＴＦＴ（ＭＴ１１〜３３）は、１方向の複数の画素にあるもの全てがソース及びドレインを介して直列に接続されている。本実施形態では、同じ行の全画素（横１ライン）内にあるもののソース及びドレインを介して直列に接続されている。
【００３０】
画素を２次元状に配したものの周辺に、画素から出力された信号を増幅するためのオペアンプ１０１、オペアンプ１０１の出力を一時保持するサンプルホールド回路２０２、サンプルホールド回路２０２によって、保持されている信号を時系列的に読み出すマルチプレキサ２０１、マルチプレキサ２０１から出力される画像信号を、デジタル情報に変換するＡ／Ｄ変換器２０３、各画素のゲート電圧を制御する垂直駆動回路２０５、モニター用ＴＦＴ（ＭＴ１１〜ＭＴ３３）のドレイン電流を検出するための検出信号増幅回路１０５とそこからの信号を時系列的に読み出すマルチプレキサ２０５、マルチプレキサ２０５の信号をデジタル信号に変換し、かつＸ線の照射量を判断し、Ｘ線照射量の制御を行うことができるＸ線モニター２０６、センサーバイアス源１１０、及びソース電源１０７が接続されている。
【００３１】
オペアンプ１０１とサンプルホールド回路２０２は、結晶シリコン上に形成された集積回路である。
【００３２】
また、図２には図示していないが、前述の電気回路を制御するためのコンピュータを動作させるための電源が含まれる。
【００３３】
ここで、各画素の光電変換素子１０９は一つのセンサーバイアス源１１０で駆動されている。
【００３４】
図３は、本実施形態における平面撮像装置の撮影タイミングを示す図である。
【００３５】
Ｘ線が照射される前の平面撮像装置の駆動において、信号線（ｓｇ１〜ｓｇ３）電位をリセットするチャージリセット信号ＲＣをＯＮするのと同時に各画素のゲートをＯＮすることで、コンデンサと信号線（ｓｇ１〜ｓｇ３）を所望の電位へリセットするリセット動作を定期的に行っている。
【００３６】
これは、コンデンサや信号線（ｓｇ１〜ｓｇ３）の電位が、リーク電流や、膜中から発生する電流、または既成容量を介した電位変動によって変わってしまい、正常な画像信号を得られない恐れがあるためである。
【００３７】
Ｘ線の曝射信号を受信すると、平面撮像装置は蓄積動作になる。蓄積動作時は、ゲートをＯＦＦし、コンデンサに光電変換素子からの電荷を蓄積する。
【００３８】
これと同時に、モニター用ＴＦＴ（ＭＴ１１〜ＭＴ３３）のドレイン電流を検出しリアルタイムに観測する。それらのドレイン電流は、各画素におけるモニター用ＴＦＴのＯＮ抵抗の和とソース電圧の商から求められる。すなわち、横１ラインの各画素が蓄えた電荷量つまりＸ線照射量が反映され、よって読み出し走査方向に対し垂直方向の画素強度分布を知ることができる。
【００３９】
この情報から必要な線量が照射されたかどうか、Ｘ線モニター２０６が判断する。必要なＸ線照射量になったと判断したＸ線モニター２０６は、Ｘ線の制御信号に、曝射終了の信号を送りＸ線曝射を止めさせる。Ｘ線の曝射終了後、平面撮像装置は読み取り動作になる。読み取り動作によって、各画素のコンデンサに蓄積された、人体の情報を担った信号を読み出し、画像を得る。
【００４０】
読み出し動作は、まず、ＲＣをＯＮにし信号線の電位をリセットした後、図２のゲート線ｇ１をＨｉｇｈにし、ゲート線ｇ１に接続されている画素の転送用ＴＦＴ（ＭＴ１１〜ＭＴ１３）をＯＮする。このとき、ｓｇ１〜ｓｇ３の各信号線には、コンデンサに蓄積していた電荷に比例した電流が発生する。オペアンプ１０１は、信号線（ｓｇ１〜ｓｇ３）に流れる電流を増幅してサンプルホールド回路２０２へ転送する。サンプルホールド回路２０２で保持された信号は、マルチプレキサ２０１によって時系列的に転送される。
【００４１】
同様にして、ゲート線ｇ２のライン、ゲート線ｇ３のラインを順次読み出し、画像情報を得る。
【００４２】
ここで、ＯＮ又はＯＦＦの電圧は、ＴＦＴの特性に合わせて最適な値を用いる。
【００４３】
図４は、本実施形態におけるＸ線撮像装置の装置構成を示す図である。大きく分けて、Ｘ線撮像装置は、平面撮像装置４０１とそれを制御するためのコンピュータであるコントロールＰＣ４１５、Ｘ線源２０７から構成される。Ｘ線画像は、平面撮像装置４０１によって、デジタル画像情報に変換された後、コントロールＰＣ４１５内の画像処理装置４０４へ送られる。画像処理装置４０４では、光電変換素子の特性や転送用ＴＦＴの特性のばらつきからくる画像のむらの補正や、撮影部位に合わせた濃度補正、固定パターンノイズの除去などを行う。処理された画像は、ディスプレイ４０９へ表示されるか、プリンタ４１０で印字される。ネットワーク４１５に送ってもよい。また、画像は、記憶装置４０６へ自動的に保存される。
【００４４】
Ｘ線画像の撮影作業は、全て操作卓４０７で行われる。操作卓４０７は、タッチパネル式のディスプレイ、又は、モニターとポインティングデバイス、キーボードの組み合わせであってもよい。この操作卓４０７で撮影条件の入力や、患者情報のロード、編集、撮影した画像の補正や、画像の印刷が行うことができる。
【００４５】
操作卓４０７で入力された撮影のための条件は、プログラム／制御ボード４０５に送られ、撮影に必要な駆動パターンが作られる。平面撮像装置の制御は、このプログラム／制御ボード４０５からの信号によって行われる。また、リアルタイム処理が必要なものは制御コンピュータ４０２によって制御される。
【００４６】
平面撮像装置から出力されるＸ線モニター信号は、Ｘ線モニター２０６へ送られる。Ｘ線モニター２０６で得られた画素に蓄積された電荷量の画像情報の強度分布を計算し、得られた強度分布と、あらかじめ登録されている、撮影部位とＸ線照射条件との相関のデータベースのデータを比較し、照射量の判定を行う。Ｘ線が必要量照射されたと判断されたらＸ線源２０７にＸ線の照射を止める信号を出す。
【００４７】
次に、本発明における、Ｘ線モニター２０６について説明する。
【００４８】
図５は、Ｘ線画像の強度分布を示す図である。同図において、胸部撮影の様子を示しており、胸部撮影の場合、画像のほとんどの領域を肺が占めている。よって、Ｘ線モニター２０６が得た画像強度分布は、図５中のグラフのように、肺のようにほとんどが空隙でＸ線吸収の少ない部分の出力が高く肩や、横隔膜にあたる部分の強度が低くなる。このように、撮影部位によって、強度分布は部位によって特徴的なものになる。さらに、部位は同じであってもＸ線の線量が高い場合と低い場合では画像が異なる。
【００４９】
このような情報を、Ｘ線のエネルギーや、線量に対する診断する部位の画像の強度分布という形でデータベース化することで、必要な部位から、Ｘ線パワーと線量、照射時間が導き出せる。
【００５０】
また、Ｘ線画像診断においては、１回の撮影における患者のＸ線被曝量を減らし患者の負担を軽くしなければならない。先に述べたデータベースは、最小のＸ線照射量で最良の画質が得られるよう、データベースを最適化している。
【００５１】
このデータベースと、前述した平面撮像装置からＸ線モニター２０６へ送られる情報、すなわち、モニター用ＴＦＴのドレイン電流から得られる画素強度の情報とを比較する。
【００５２】
図６は、データベースと平面撮像装置から出力される画素強度の比較を示す図である。図中のグラフは、Ｘ線画像を横方向に積算した場合の強度分布を示しており、横軸は画素強度を示し、縦軸は画像の縦ラインを示している。
【００５３】
グラフ中の点線は、データベースから得られる、理想的な画素強度であり、実線がＸ線モニター２０６に送られてくる画素強度値である。
【００５４】
Ｘ線モニター２０６は、あらかじめ入力された情報をもとに注目する部位の強度がデータベースの値と比較して、Ｘ線照射量が十分かどうか判定する。適正な照射量は注目する部位のデータベースの値と実測値が等しくなる強度である。
【００５５】
データベースの値は、同じ部位、同じＸ線条件であって同じとは限らない。例えば、胸部撮影において、体の大きい人と小さい人ではＸ線がそのまま透過してくる部分、素抜け部の面積が異なる。素抜け部が多いと測定される画素強度は増える傾向にあるため素抜けの量を何らかの形で補正する必要がある。この方法として、技師が操作卓上で、平面撮像装置のどの領域まで被写体が存在するかあらかじめ入力すると、素抜け部を計算し、データベースの値を補正する手段を用いる。
【００５６】
図７は、撮影時のフローチャートである。本実施形態における、Ｘ線画像撮影までのフローを示す。
【００５７】
患者をＸ線撮像装置の前に移動させる。その後、操作卓４０７にて患者情報の入力、Ｘ線の管電圧、管電流を設定する。撮影部位の選択した後、注目する部分を選択する。「注目する部分の選択」では、胸部撮影であれば、骨または臓器の撮影を行うのか、さらに臓器であれば肺なのか心臓部であるのかを選択する。また、造影剤を「使用する」、「しない」を選択する。
【００５８】
さらに、素抜けの補正のため撮影領域の指定をおこなう。Ｘ線照射条件は撮影部位の選択時に、先に入力した値が妥当でない場合は最適な値へと変更される。すべての条件を入力した後撮影を行い、画像確認後、次の撮影を行う。
【００５９】
図８は、本実施形態における、平面撮像装置の層構成を示す図である。光電変換素子１０９は、高抵抗ＧａＡｓ層８０１上に、Ｐ型ＧａＡｓ層８０３とその上に上部電極層８０４、その反対面にＮ型ＧａＡｓ層８０２と各画素ごとに分離された画素電極８０５が形成され、ＰＩＮ型のダイオードを形成している。光電変換素子１０９の上には電極を湿度から保護し、また、感電を防ぐ目的で保護層８０６がある。
【００６０】
転送用ＴＦＴ１０４、コンデンサ１０８、及びモニター用ＴＦＴ１０６は、ガラス基板である絶縁基板８１５上にポリシリコン（多結晶シリコン）によって形成される。
【００６１】
転送用ＴＦＴ１０４は、クロム（Ｃｒ）やアルミニウム（Ａｌ）又はＡｌの合金によって形成される、ゲート電極層８１２、シリコン窒化膜で形成される絶縁層８１７、ポリシリコンによって形成されＴＦＴのチャネル層となるチャネル層８１１、ＴＦＴのソース電極及びドレイン電極とオーミックコンタクトを取るためのＮ＋ポリシリコンで形成されるオーミックコンタクト層８１６、ＡｌやＡｌの合金によって形成される、ドレイン電極層８２３、ソース電極層８２４から構成される。
【００６２】
光電変換素子１０９からの電荷を蓄積するコンデンサ１０８は、クロム（Ｃｒ）やアルミニウム（Ａｌ）又はＡｌの合金によって形成される、下部電極層８１３とＡｌやＡｌの合金によって形成される、コンデンサ上部電極８２０と両電極に挟まれたポリシリコン層とシリコン窒化膜層から成る。下部電極層８１３は、転送用ＴＦＴ１０４のソース電極層８２４と電気的に接続される。
【００６３】
モニター用ＴＦＴ１０６は、コンデンサの下部電極層８１３と電気的に接続されクロム（Ｃｒ）やアルミニウム（Ａｌ）又はＡｌの合金によって形成されるモニター用ＴＦＴゲート電極８１４、シリコン窒化膜によって形成される絶縁層８１７、チャネル層８１１、ＡｌやＡｌの合金によって形成されるドレインライン８１９及びソースライン８１８とチャネル層とをオーミック接続するためのＰ＋ポリシリコンによって形成されるオーミックコンタクト層８２２から成る。各ＴＦＴとコンデンサ１０８上に耐湿と異物の付着を防ぐための保護膜としてシリコン窒化膜によるパッシベーション層８２１を形成する。
【００６４】
各ＴＦＴと光電変換素子１０９との電気的接続は、光電変換素子１０９の画素電極の上に形成した金（Ａｕ）パラジウム（Ｐｄ）、チタン（Ｔｉ）の積層膜から成るバリアメタル８０８、さらにその上に形成したＡｕのバンプメタルとパッシベーション層８２１上に形成されコンデンサ下部電極層８１３と電気的に接続された接続電極８１０とを導電性の接着剤または、低融点の半田によって接続することで行う。
【００６５】
垂直駆動回路２０４は、オペアンプ１０１、サンプルホールド回路２０２、マルチプレキサ２０１と同様、結晶シリコン上に形成した集積回路であってもよいし、絶縁基板８１５上にＴＦＴと同じプロセスで形成してもかまわない。
［実施形態２］
図９は、本発明に係る実施形態２における平面撮像装置の回路を示す図である。実施形態１と共通する部分については説明を省略する。本実施形態では、横１ラインの検出用ＴＦＴは、二つのグループに分けられ、それぞれに、ドレイン電流を検出するようになっている。このようにすることで、横方向の強度分布を知ることができる。すなわち、実施形態１においては、横１ライン分の画素強度について、縦方向の強度分布しか検出していないが（図５参照）、本実施形態においては、横１ラインをさらに分割し、横方向の強度分布も知ることができる。また、検出信号を増幅するための検出信号増幅回路１０５の１個あたりの受持つ画素数が減ることで、検出する電流が増加するためＸ線の照射線量が低いときの検出精度が向上する。
【００６６】
本実施形態では３×４画素で説明したが、本発明では３×４でなくてもかまわない。例えば２５６０×２５６０画素であれば、横１ラインを５１２画素ごと５グループに分けてもよい。
【００６７】
【発明の効果】
本発明によれば、診断用Ｘ線画像を、撮影する部位に応じて最適な条件で撮影することができる。これにより、再撮影を無くし患者のＸ線被曝量を減らすことができることからＸ線撮影における患者の負担を軽くすることができる。さらに、診断する部位の画像が的確に撮影されるため、画像診断の効率化が図れる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態１における、デジタルＸ線撮像装置の１画素の回路を示す図（ａ）と、モニター用ＴＦＴ１０６の特性を示す図（ｂ）
【図２】実施形態１における平面撮像装置の回路を示す図
【図３】平面撮像装置の撮影タイミングを示す図
【図４】Ｘ線撮像装置の装置構成を示す図
【図５】Ｘ線画像の強度分布を示す図
【図６】データベースと平面撮像装置から出力される画素強度の比較を示した図
【図７】撮影時のフローチャート
【図８】平面撮像装置の層構成を示す図
【図９】実施形態２における平面撮像装置の回路を示す図
【符号の説明】
１０１ オペアンプ
１０２、ｇ１〜ｇ３ ゲート線
１０３、ｓｇ１〜ｓｇ３ 信号線
１０４、Ｔ１１〜Ｔ３３ 転送用ＴＦＴ
１０５ 検出信号増幅回路
１０６、ＭＴ１１〜ＭＴ３３ モニター用ＴＦＴ
１０７ ソース電源
１０８ コンデンサ
１０９ 光電変換素子
１１０ センサーバイアス源
２０１ マルチプレキサ
２０２ サンプルホールド回路
２０３ Ａ／Ｄ変換器
２０４ 垂直駆動回路
２０５ マルチプレキサ
２０６ Ｘ線モニター
２０７ Ｘ線源
４０１ 平面撮像装置
４０７ 操作卓
４１１ Ｘ線源制御卓
４１５ コントロールＰＣ
４１６ 曝射スイッチ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging apparatus that obtains a diagnostic image using radiation.
[0002]
In the present specification, description will be made assuming that, in addition to X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, and the like are included in the range of radiation.
[0003]
[Prior art]
X-ray image diagnosis is used as the most effective image diagnosis method from the invention of X-ray to the present.
[0004]
The X-ray image is obtained by capturing X-rays transmitted through a human body with a phosphor, converting the X-rays into light, and projecting the light image on a film. The image that captures the human body signal projected on the film undergoes development processing and is projected on the film.
[0005]
It is not an exaggeration to say that the subject to be diagnosed in the X-ray image is all of the human body, such as organs, bones, muscles, and blood vessels. However, in order to obtain a good image at a desired site, the X-ray energy to be irradiated, the irradiation time, and the X-ray dose must be set to appropriate numerical values.
[0006]
In general, the energy of X-rays is low in an area with a lot of water such as an organ, and the bone is imaged with high X-ray energy. Further, if the X-ray tube has the same irradiation time and the same tube voltage as the characteristics of the X-ray tube, the higher the energy of the X-ray, the larger the dose of the X-ray. In consideration of these factors, it is necessary to determine the photographing conditions so that the desired part becomes an image having a sufficient gradation.
[0007]
The X-ray imaging apparatus has a photo timer for monitoring an optimal X-ray dose, and can stop the X-ray irradiation when a desired exposure amount is reached. A stable X-ray image can be obtained by setting the photo timer to an optimal value according to the imaging conditions.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, since the phototimer is not optimized according to the characteristics of the film, the setting of the phototimer must be determined according to the imaging conditions and the imaging region based on the experience of the engineer. Therefore, the quality of the X-ray image depends largely on the experience and skill of the engineer. On the other hand, re-imaging, which imposes a heavy burden on the patient, must be avoided, and there is a need for a system that supports a technician so that an appropriate image can be obtained regardless of the site and conditions.
[0009]
In recent years, digitalization of X-ray imaging apparatuses has been advanced. A digital X-ray imaging apparatus using a stimulable phosphor called a computed radiography (CR) has been put to practical use.
[0010]
The stimulable phosphor has a characteristic that, when irradiated with a laser having a wavelength longer than that of the X-rays after irradiation with the X-rays, the area irradiated with the X-rays emits light. In CR, a laser beam is irradiated after irradiating a stimulable phosphor with X-rays transmitted through a human body. At this time, a digital image of an X-ray that has passed through a human body is obtained by reading the intensity of the fluorescent light emitted by the phosphor with a photomultiplier tube or a photodiode.
[0011]
An advantage of this X-ray digital image is that the image can be corrected after the image is captured. If the image is too bright or dark, the brightness can be adjusted while looking at the computer screen, and the density can be easily changed according to the part to be viewed.
[0012]
However, data having no gradation as data, such as a white portion or a black portion, cannot be corrected, and there is a limit to the correction of an image because the captured gradation has a limit. In such digital X-ray imaging, it is important to obtain an image suitable for a part to be diagnosed.
[0013]
Therefore, in the CR, the function of assisting the technician to obtain an optimal image is the conventional X-ray photo timer and the image processing described above. However, since the image processing is limited, it is not necessary to rely on the experience of the technician. This is the same as the conventional one.
[0014]
As a method of obtaining an X-ray digital image, there is digital radiography (DR) in addition to the CR described above. In the DR, there are two methods of directly converting X-rays into an electric signal, or converting light once into light and then converting light into an electric signal with a phosphor.
[0015]
In both methods, in order to obtain a digital X-ray image, a method is used in which X-rays that pass through the human body and carry information on the human body are converted into electric signals, and the electric signals are temporarily stored and sequentially read. . Therefore, DR is a planar imaging device in which pixels having means for converting X-rays into electric signals, means for storing the electric signals, and means for reading the stored electric signals are two-dimensionally arranged.
[0016]
If a means for detecting how much charge is stored in the storage means can be added to the DR method, a function of detecting the amount of X-ray irradiation can be provided in the same manner as a photo timer.
[0017]
Since the information on the irradiation dose obtained by the above method reflects the characteristics of the X-ray imaging apparatus of the DR system, it reflects the sensitivity and dynamic range of the sensor. Further, in contrast to the conventional arrangement in which a photo timer is mounted at several places in the photographing area, the irradiation dose can be measured in the entire photographing range, so that the irradiation amount can be controlled in accordance with the target part.
[0018]
When the above becomes possible, the technician prepares a database in which the optimal irradiation amount is registered for each part in advance in the computer that controls the X-ray imaging apparatus of the DR system, so that the technician can optimize the diagnosis simply by specifying the imaging part. Can obtain a perfect image.
[0019]
Therefore, the present invention makes it possible to automatically set an imaging condition so as to obtain an optimal image according to an imaging region and perform imaging, reduce the radiation exposure dose of the patient by re-imaging, and reduce the burden on the technician in imaging. It is an object of the present invention to provide a radiation imaging apparatus that realizes reduction.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-described problems, a radiation imaging apparatus according to the present invention includes a conversion unit that converts radiation into an electric signal, a charge storage unit that stores the electric signal, and a transfer unit that transfers the stored electric signal. In a radiation imaging apparatus having a pixel as described below, a detection unit for detecting an output corresponding to a voltage value generated in the charge storage unit is provided in the pixel.
[0021]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[Embodiment 1]
FIG. 1A is a diagram illustrating a circuit of one pixel of a digital X-ray imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. One pixel is defined by a photoelectric conversion element 109 that transmits an X-ray carrying information about the human body and converts it into an electric signal, a capacitor 108 that accumulates electric charge output from the photoelectric conversion element 109, and a stored electric charge. It comprises a transfer TFT (thin film transistor) 104 which is a switching element for outputting at a predetermined timing, and a monitoring TFT 106 which is means for detecting a voltage generated in the capacitor 108.
[0022]
The pixel includes a signal line 103 for transferring charges, a gate line 102 for controlling a gate voltage of a transfer TFT 104, an operational amplifier 101 for amplifying charges, a sensor bias source 110 for operating a photoelectric conversion element 109, and a monitor. A source power supply 107 of the monitoring TFT 106 and a detection signal amplification circuit 105 for detecting a drain current of the monitoring TFT 106 are connected.
[0023]
The gate electrode of the monitoring TFT 106 is electrically connected to one electrode of the capacitor 108, and when the potential of the capacitor 108 increases, the monitoring TFT 106 is turned on. A source power supply 107 is connected to the monitoring TFT 106, and when the potential of the capacitor 108 rises and the potential of the gate electrode of the monitoring TFT 106 rises, a drain current Id flows. Gate voltage Vg is equal to voltage Vc of capacitor 108.
[0024]
FIG. 1B is a diagram illustrating characteristics of the monitoring TFT 106. The amount of the drain current Id flowing increases as the gate voltage Vg increases. By observing the drain current Id, it is possible to know how much charge is accumulated in the capacitor 108.
[0025]
The characteristics of the monitor TFT 106 can be controlled by the thickness and structure of the thin film constituting the TFT and the doping density in the film.
[0026]
As for the characteristics of the TFT suitable for the present invention, it is desirable that the gate voltage Vg at which the drain current Id starts to flow is equal to or slightly lower than the initial potential of the capacitor 108 (potential of the capacitor 108 when no X-ray is irradiated).
[0027]
The higher the voltage of the source power supply 107 is, the larger the drain current Id is, and the easier it is to detect the drain current Id, but the higher the power consumption is. Therefore, an optimal voltage is used for the voltage of the source power supply 107 in consideration of the ability to detect the drain current Id and power consumption.
[0028]
As described above, the electric charge from the photoelectric conversion element 109 stored in the capacitor 108 can be read out nondestructively, and information on the amount of X-ray irradiation can be obtained from each pixel without deteriorating the image quality.
[0029]
FIG. 2 is a diagram showing a circuit of a planar imaging device using the present invention. In FIG. 2, the planar imaging device has the pixels shown in FIG. 1 arranged two-dimensionally. Although a case of 3 × 3 (3 rows and 3 columns) is schematically shown, it is actually composed of many rows and columns. In FIG. 1, the signal line 103, the gate line 102, the transfer TFT 104, and the monitor TFT 106 are shown as sg1 to sg3, g1 to g3, T11 to T33, and MT11 to MT33, respectively, in FIG. All the monitoring TFTs (MT11 to 33) in a plurality of pixels in one direction are connected in series via a source and a drain. In the present embodiment, although all pixels (one horizontal line) in the same row are connected in series via a source and a drain.
[0030]
Signals held by an operational amplifier 101 for amplifying a signal output from the pixel, a sample and hold circuit 202 for temporarily holding the output of the operational amplifier 101, and a sample and hold circuit 202 around a two-dimensional arrangement of pixels. , A A / D converter 203 that converts an image signal output from the multiplexer 201 into digital information, a vertical drive circuit 205 that controls a gate voltage of each pixel, a monitoring TFT ( MT11 to MT33), a detection signal amplifier circuit 105 for detecting the drain current, a multiplexer 205 for reading out the signals therefrom in time series, a signal of the multiplexer 205 being converted into a digital signal, and an X-ray irradiation amount. X-ray monitor 206 that can determine the Nsabaiasu source 110 and the source power supply 107, are connected.
[0031]
The operational amplifier 101 and the sample hold circuit 202 are integrated circuits formed on crystalline silicon.
[0032]
Although not shown in FIG. 2, a power supply for operating a computer for controlling the above-described electric circuit is included.
[0033]
Here, the photoelectric conversion element 109 of each pixel is driven by one sensor bias source 110.
[0034]
FIG. 3 is a diagram illustrating the imaging timing of the planar imaging device according to the present embodiment.
[0035]
In driving the planar imaging apparatus before X-ray irradiation, the capacitor and the signal line are turned on by turning on the gate of each pixel at the same time as turning on the charge reset signal RC for resetting the potential of the signal lines (sg1 to sg3). A reset operation for resetting (sg1 to sg3) to a desired potential is periodically performed.
[0036]
This is because the potential of the capacitor or the signal line (sg1 to sg3) may be changed by a leak current, a current generated in the film, or a potential change via a pre-established capacitor, and a normal image signal may not be obtained. Because there is.
[0037]
Upon receiving the X-ray exposure signal, the planar imaging device performs an accumulation operation. At the time of the accumulation operation, the gate is turned off, and the charge from the photoelectric conversion element is accumulated in the capacitor.
[0038]
At the same time, the drain currents of the monitoring TFTs (MT11 to MT33) are detected and observed in real time. The drain current is obtained from the sum of the ON resistance of the monitoring TFT in each pixel and the source voltage. That is, the amount of charge stored in each pixel of one horizontal line, that is, the amount of X-ray irradiation is reflected, and therefore, the pixel intensity distribution in the direction perpendicular to the readout scanning direction can be known.
[0039]
From this information, the X-ray monitor 206 determines whether the required dose has been irradiated. The X-ray monitor 206 that has determined that the required X-ray irradiation amount has been reached sends an X-ray control signal to the X-ray control signal to stop the X-ray irradiation. After the end of the X-ray exposure, the planar imaging device performs a reading operation. By the reading operation, a signal carrying information on the human body stored in the capacitor of each pixel is read to obtain an image.
[0040]
In the read operation, first, after turning on RC to reset the potential of the signal line, the gate line g1 in FIG. 2 is set to High, and the transfer TFTs (MT11 to MT13) of the pixels connected to the gate line g1 are turned on. . At this time, a current proportional to the charge stored in the capacitor is generated in each of the signal lines sg1 to sg3. The operational amplifier 101 amplifies the current flowing through the signal lines (sg1 to sg3) and transfers the amplified current to the sample and hold circuit 202. The signal held by the sample and hold circuit 202 is transferred in time series by the multiplexer 201.
[0041]
Similarly, the line of the gate line g2 and the line of the gate line g3 are sequentially read to obtain image information.
[0042]
Here, the ON or OFF voltage uses an optimal value in accordance with the characteristics of the TFT.
[0043]
FIG. 4 is a diagram illustrating a device configuration of the X-ray imaging device according to the present embodiment. Broadly speaking, the X-ray imaging apparatus includes a planar imaging apparatus 401, a control PC 415 which is a computer for controlling the plane imaging apparatus 401, and an X-ray source 207. The X-ray image is converted into digital image information by the planar imaging device 401 and then sent to the image processing device 404 in the control PC 415. The image processing device 404 performs correction of image unevenness due to variations in the characteristics of the photoelectric conversion element and the characteristics of the transfer TFT, density correction in accordance with the imaging site, and removal of fixed pattern noise. The processed image is displayed on the display 409 or printed by the printer 410. It may be sent to the network 415. The image is automatically stored in the storage device 406.
[0044]
All of the X-ray image capturing operations are performed on the console 407. The console 407 may be a touch panel display or a combination of a monitor, a pointing device, and a keyboard. The operator's console 407 can be used to input imaging conditions, load and edit patient information, correct a captured image, and print an image.
[0045]
The conditions for photographing input on the console 407 are sent to the program / control board 405, and a driving pattern required for photographing is created. The control of the planar imaging device is performed by a signal from the program / control board 405. Those requiring real-time processing are controlled by the control computer 402.
[0046]
The X-ray monitor signal output from the planar imaging device is sent to the X-ray monitor 206. The intensity distribution of the image information of the amount of electric charge accumulated in the pixel obtained by the X-ray monitor 206 is calculated, and the obtained intensity distribution is registered in advance in a database of the correlation between the imaging region and the X-ray irradiation conditions. Are compared to determine the dose. When it is determined that the required amount of X-rays has been irradiated, a signal to stop the X-ray irradiation is output to the X-ray source 207.
[0047]
Next, the X-ray monitor 206 according to the present invention will be described.
[0048]
FIG. 5 is a diagram showing the intensity distribution of the X-ray image. The figure shows a state of chest imaging. In the case of chest imaging, most of the area of the image is occupied by the lungs. Therefore, the image intensity distribution obtained by the X-ray monitor 206 has a high output in a portion where the X-ray absorption is small and almost voids, such as the lung, as shown in the graph in FIG. Lower. As described above, the intensity distribution becomes characteristic depending on the region depending on the imaging region. Furthermore, even if the parts are the same, the images are different when the X-ray dose is high and when the X-ray dose is low.
[0049]
By making such information into a database in the form of the X-ray energy and the intensity distribution of the image of the part to be diagnosed with respect to the dose, the X-ray power, the dose, and the irradiation time can be derived from the necessary part.
[0050]
Further, in the X-ray image diagnosis, it is necessary to reduce the X-ray exposure of the patient in one imaging to reduce the burden on the patient. The database described above is optimized so that the best image quality can be obtained with the minimum X-ray dose.
[0051]
This database is compared with information sent from the above-described flat-panel imaging device to the X-ray monitor 206, that is, information on pixel intensity obtained from the drain current of the monitoring TFT.
[0052]
FIG. 6 is a diagram showing a comparison between the database and the pixel intensities output from the planar imaging device. The graph in the figure shows the intensity distribution when the X-ray images are integrated in the horizontal direction, the horizontal axis shows the pixel intensity, and the vertical axis shows the vertical line of the image.
[0053]
The dotted line in the graph is the ideal pixel intensity obtained from the database, and the solid line is the pixel intensity value sent to the X-ray monitor 206.
[0054]
The X-ray monitor 206 compares the intensity of the region of interest with the value in the database based on the information input in advance to determine whether the X-ray irradiation amount is sufficient. The appropriate dose is the intensity at which the value of the database of the site of interest and the measured value are equal.
[0055]
The values in the database are not necessarily the same because of the same site and the same X-ray condition. For example, in chest imaging, a large human body and a small human body have different areas where X-rays are transmitted as they are, and areas of plain parts. If the number of missing portions is large, the measured pixel intensity tends to increase, so it is necessary to correct the amount of missing portions in some way. As this method, when the technician inputs in advance the area of the planar imaging apparatus to which the subject exists on the operation console, a means for calculating the blank portion and correcting the value in the database is used.
[0056]
FIG. 7 is a flowchart at the time of shooting. 2 shows a flow up to X-ray imaging in the present embodiment.
[0057]
The patient is moved in front of the X-ray imaging device. Thereafter, input of patient information, X-ray tube voltage and tube current are set on the console 407. After selecting the part to be imaged, the part of interest is selected. In the “selection of a portion to be focused on”, for chest imaging, it is selected whether imaging of a bone or an organ is to be performed, and for an organ, whether it is a lung or a heart is selected. In addition, “use” or “do not use” the contrast agent is selected.
[0058]
Further, a photographing region is designated for correcting the omission. The X-ray irradiation condition is changed to an optimum value when a previously input value is not appropriate at the time of selecting a part to be imaged. After all the conditions have been entered, shooting is performed. After confirming the image, the next shooting is performed.
[0059]
FIG. 8 is a diagram illustrating a layer configuration of the planar imaging device according to the present embodiment. In the photoelectric conversion element 109, a P-type GaAs layer 803 and an upper electrode layer 804 are formed on the high-resistance GaAs layer 801, and an N-type GaAs layer 802 and a pixel electrode 805 separated for each pixel are formed on the opposite surface. Thus, a PIN diode is formed. A protective layer 806 is provided on the photoelectric conversion element 109 for the purpose of protecting the electrodes from humidity and preventing electric shock.
[0060]
The transfer TFT 104, the capacitor 108, and the monitor TFT 106 are formed of polysilicon (polycrystalline silicon) on an insulating substrate 815 that is a glass substrate.
[0061]
The transfer TFT 104 is a gate electrode layer 812 formed of chromium (Cr), aluminum (Al), or an alloy of Al, an insulating layer 817 formed of a silicon nitride film, and a channel layer of the TFT formed of polysilicon. An ohmic contact layer 816 formed of N + polysilicon for making ohmic contact with a source electrode and a drain electrode of a TFT, a drain electrode layer 823 formed of Al or an alloy of Al, and a source electrode layer 824. Consists of
[0062]
The capacitor 108 for storing the charge from the photoelectric conversion element 109 is a capacitor upper electrode formed of chromium (Cr), aluminum (Al), or an alloy of Al, and a lower electrode layer 813 and an alloy of Al or Al. 820, a polysilicon layer sandwiched between both electrodes, and a silicon nitride film layer. The lower electrode layer 813 is electrically connected to the source electrode layer 824 of the transfer TFT 104.
[0063]
The monitoring TFT 106 is electrically connected to the lower electrode layer 813 of the capacitor, is a monitoring TFT gate electrode 814 formed of chromium (Cr), aluminum (Al), or an alloy of Al, and an insulating layer formed of a silicon nitride film. 817, a channel layer 811 and an ohmic contact layer 822 formed of P + polysilicon for ohmic connection between the drain line 819 and the source line 818 formed of Al or an alloy of Al and the channel layer. A passivation layer 821 made of a silicon nitride film is formed on each TFT and the capacitor 108 as a protection film for preventing moisture and adhesion of foreign matter.
[0064]
The electrical connection between each TFT and the photoelectric conversion element 109 is made by a barrier metal 808 made of a laminated film of gold (Au), palladium (Pd), and titanium (Ti) formed on the pixel electrode of the photoelectric conversion element 109, and furthermore, The connection is performed by connecting the Au bump metal formed thereon and the connection electrode 810 formed on the passivation layer 821 and electrically connected to the capacitor lower electrode layer 813 with a conductive adhesive or low-melting solder. .
[0065]
The vertical drive circuit 204 may be an integrated circuit formed on crystalline silicon, like the operational amplifier 101, the sample hold circuit 202, and the multiplexer 201, or may be formed on an insulating substrate 815 by the same process as a TFT. Absent.
[Embodiment 2]
FIG. 9 is a diagram illustrating a circuit of the planar imaging device according to the second embodiment of the present invention. The description of the parts common to the first embodiment is omitted. In the present embodiment, the detection TFTs for one horizontal line are divided into two groups, each of which detects a drain current. In this manner, the lateral intensity distribution can be known. That is, in the first embodiment, only the intensity distribution in the vertical direction is detected for the pixel intensity of one horizontal line (see FIG. 5), but in the present embodiment, one horizontal line is further divided and Can also be known. Further, since the number of pixels per one of the detection signal amplifying circuits 105 for amplifying the detection signal is reduced, the current to be detected is increased, so that the detection accuracy when the X-ray irradiation dose is low is improved.
[0066]
In the present embodiment, the description has been made with 3 × 4 pixels. However, the present invention does not have to be 3 × 4. For example, in the case of 2560 × 2560 pixels, one horizontal line may be divided into five groups every 512 pixels.
[0067]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, a diagnostic X-ray image can be image | photographed under the optimal conditions according to the site | part to be imaged. As a result, re-imaging can be eliminated and the amount of X-ray exposure of the patient can be reduced, so that the burden on the patient in X-ray imaging can be reduced. Furthermore, since the image of the part to be diagnosed is accurately captured, the efficiency of the image diagnosis can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1A is a diagram illustrating a circuit of one pixel of a digital X-ray imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention, and FIG. 1B is a diagram illustrating characteristics of a monitoring TFT 106.
FIG. 2 is a diagram illustrating a circuit of the planar imaging device according to the first embodiment; FIG. 3 is a diagram illustrating imaging timing of the planar imaging device; FIG. 4 is a diagram illustrating a device configuration of the X-ray imaging device; FIG. 6 is a diagram showing a comparison between a database and pixel intensities output from the planar imaging device. FIG. 7 is a flowchart at the time of photographing. FIG. 8 is a diagram showing a layer configuration of the planar imaging device. 9 is a diagram showing a circuit of the planar imaging device according to the second embodiment.
101 operational amplifier 102, g1 to g3 gate line 103, sg1 to sg3 signal line 104, T11 to T33 TFT for transfer
105 Detection signal amplification circuit 106, MT11 to MT33 Monitor TFT
107 Source power supply 108 Capacitor 109 Photoelectric conversion element 110 Sensor bias source 201 Multiplexer 202 Sample hold circuit 203 A / D converter 204 Vertical drive circuit 205 Multiplexer 206 X-ray monitor 207 X-ray source 401 Planar imaging device 407 Operation console 411 X Source control console 415 Control PC
416 Exposure switch
