JP2010253089A - 放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム - Google Patents
放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム Download PDFInfo
- Publication number
- JP2010253089A JP2010253089A JP2009107559A JP2009107559A JP2010253089A JP 2010253089 A JP2010253089 A JP 2010253089A JP 2009107559 A JP2009107559 A JP 2009107559A JP 2009107559 A JP2009107559 A JP 2009107559A JP 2010253089 A JP2010253089 A JP 2010253089A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- wireless communication
- unit
- radiation
- reset signal
- image generation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 103
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims abstract description 104
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 claims abstract description 9
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 112
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 claims description 12
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 abstract description 4
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 42
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 11
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 9
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 6
- 238000002161 passivation Methods 0.000 description 6
- 229910021417 amorphous silicon Inorganic materials 0.000 description 5
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 5
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 5
- 101100065710 Fowlpox virus (strain NVSL) VETFS gene Proteins 0.000 description 4
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 229910052581 Si3N4 Inorganic materials 0.000 description 3
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 3
- 229910052804 chromium Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 3
- HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N silicon nitride Chemical compound N12[Si]34N5[Si]62N3[Si]51N64 HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 3
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910021476 group 6 element Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000010030 laminating Methods 0.000 description 2
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 2
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000010365 information processing Effects 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 1
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 1
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/548—Remote control of the apparatus or devices
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
Abstract
【課題】定期的に無線通信により動作状態の情報を送信し、暗電流による電荷蓄積量が所定以上になる時間よりも短い周期で初期化を行うFPDにおいて、初期化に影響を与えずに無線通信を行うことを目的とする。
【解決手段】リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、無線通信部による通信を行わない放射線画像生成装置とする。
【選択図】図8
【解決手段】リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、無線通信部による通信を行わない放射線画像生成装置とする。
【選択図】図8
Description
本発明は無線通信を行う可搬型の放射線画像生成装置、及び該放射線画像生成装置を用いる放射線画像生成システムに関する。
被検者に放射線を照射し、被検体を透過した放射線を検出して放射線画像を得る方法としては、近年、デジタル方式の放射線画像生成装置が用いられている。このような放射線画像生成装置としては、いわゆるFPD(Flat Panel Detector)がある。
FPDとは、基板上に複数の検出素子を2次元的に配列したものであり、被検体を透過した放射線が蛍光体(シンチレータ)に照射され、照射された放射線量に応じて発光する可視光を検出素子により電荷に変換してコンデンサに蓄積し、コンデンサに蓄積した電荷を読み出すことにより放射線画像を得るものである。このようないわゆる間接型FPDに対し、被写体を透過した放射線が直接検出素子に照射され、照射された放射線量を電荷に変換する直接型FPDも知られている。
いずれのFPDにおいても、放射線の照射がされていない場合にも、コンデンサに微量の電荷が蓄積する、いわゆる暗電流がある。この暗電流によりコンデンサに蓄積された電荷は、放射線画像を得る上ではノイズとなり画像に悪影響を及ぼす。この暗電流の影響を極力少なくするためには、撮影の直前に初期化を行って、暗電流に起因する電荷を消去する必要がある。
また、FPDとしては近年、内部にバッテリを備えた可搬性のカセッテ型FPDが用いられるようになっており、カセッテ型FPDでは可搬性と、撮影した放射線画像データを即時確認するという点で有用な、放射線発生装置を制御する制御装置とカセッテ型FPDとを無線により通信する無線通信手段を備えた撮影システムが提案されている(特許文献1)。
特許文献1に開示された撮影システムでは、FPDにおいて暗電流の蓄積による影響を避けるために、光電変換モードにおいてはリフレッシュおよび空読みによるリセット動作を所定間隔で繰り返している。そしてそのタイミングを事前に前記制御装置と共有しておくことにより、リアルタイム性が問題となる無線通信であっても、適正なタイミングで放射線撮影が行えるようにしている。
また、特許文献2においては、無線通信の通信動作にともなう、電源電圧、グランド電位変動の影響や、放射線ノイズの影響により、取得する放射線画像データに意図しない画像ノイズが発生するということを課題としている。そしてこのような課題を解決するために、撮影部から電荷を読み出す際には、FPDの無線通信モジュールを停止させている。
撮影を正常に行うためには、FPDが撮影可能な状態であることが必要である。FPD内部のバッテリの残量等が少なく撮影不可能な動作状態であれば、患者への無駄な放射線照射を防止するためにも、その状態を事前に制御装置に伝える必要がある。またその動作状態は、変化するものであり、定期的にFPDから制御装置に動作状態を通知することが望まれる。
また、放射線が照射されたことを検知する検知手段をFPD自身が備えた場合には、撮影に先だって、事前通知は不要となる。このような系においては、前述の暗電流に起因する電荷による影響を低減するために、電荷蓄積量が所定以上になる時間よりも短い周期で初期化を行う必要が生じることになる。
本願発明は、定期的に無線通信により動作状態の情報を送信し、暗電流による電荷蓄積量が所定以上になる時間よりも短い周期で初期化を行うFPDにおいて、初期化に影響を与えずに無線通信を行うことを目的とする。
上記の目的は、下記に記載する発明により達成される。
1.放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていることを検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有し、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていることを検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有し、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。
2.装置の各部に電力を供給する電源部を有し、前記無線通信により前記電源部の残量情報を送信することを特徴とする前記1に記載の放射線画像生成装置。
3.前記照射検知手段により放射線の照射を検知している間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする前記1又は2に記載の放射線画像生成装置。
4.前記リセット信号は連続して発信されるものであり、
前記リセット信号発生手段は、前記無線通信部の無線通信に開始に先だって前記リセット信号を停止させ、無線通信の終了の後に前記リセット信号を発信することを特徴とする前記1から3のいずれかに記載の放射線画像生成装置。
前記リセット信号発生手段は、前記無線通信部の無線通信に開始に先だって前記リセット信号を停止させ、無線通信の終了の後に前記リセット信号を発信することを特徴とする前記1から3のいずれかに記載の放射線画像生成装置。
5.放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
装置の各部に電力を供給する電源部を有し、
前記電源部の電力の残量情報を無線通信により送信する無線通信部と、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による前記残量情報の送信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
装置の各部に電力を供給する電源部を有し、
前記電源部の電力の残量情報を無線通信により送信する無線通信部と、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による前記残量情報の送信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。
6.放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を介して前記検出素子に逆バイアス電圧を印加する電源と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていること検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有する放射線画像生成装置と、
前記無線通信部と通信する通信部を、有する制御装置と、
を備え、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成システム。
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を介して前記検出素子に逆バイアス電圧を印加する電源と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていること検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有する放射線画像生成装置と、
前記無線通信部と通信する通信部を、有する制御装置と、
を備え、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成システム。
7.前記放射線画像生成装置は、装置の各部に電力を供給する電源部を有し、前記無線通信により前記電源部の残量情報を送信することを特徴とする前記6に記載の放射線画像生成システム。
8.表示部を有し、
前記放射線画像生成装置から受信した前記残量情報を前記表示部に表示させることを特徴とする前記7に記載の放射線画像生成システム。
前記放射線画像生成装置から受信した前記残量情報を前記表示部に表示させることを特徴とする前記7に記載の放射線画像生成システム。
9.前記制御装置は、前記残量情報が所定値以下の場合には、前記放射線照射装置に照射禁止させることを特徴とする前記7に記載の放射線画像生成システム。
本願発明によれば、リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信手段による通信を行わないことにより、初期化に影響を与えずに無線通信を行うことが可能となる。
本発明を実施の形態に基づいて説明するが、本発明は該実施の形態に限られない。
本実施形態における放射線画像生成システムの構成について図1から図7に基づいて説明する。図1は、本実施形態における放射線画像生成システムの概略構成を示す図である。
放射線画像生成システムは、図1に示すように、放射線撮影に関する操作を行う撮影操作装置4と、放射線画像生成装置6(以下、単にFPD6と称す)により生成された放射線画像データに画像処理を行うコンソール7とがネットワークNを通じて接続されて構成されている。100は撮影室である。撮影室100には放射線照射装置3、撮影操作装置4が配置されている。
なお、ここでは図示してないが、放射線画像生成システムは、患者診断情報や会計情報を一元管理するHIS(Hospital Information System)や放射線診療の情報を管理するRIS(Radiology Information System)とネットワークNを介して接続されている。ネットワークNは、当該システム専用の通信回線であってもよいが、システム構成の自由度が低くなってしまう等の理由のため、イーサネット(登録商標)等の既存の回線である方が好ましい。
FPD6とコンソール7とは、無線通信により直接通信を行う。通信方式としては、IEEE802.11a/b/g準拠の無線LANや、WUSB(Wireless USB)等のUWB(Ultra Wide Band)の電波を用いた無線通信方式、あるいは赤外線や可視光線等(レーザー等)を用いた光無線通信(例えば、IrDA)、音波または超音波を用いた音響通信による無線通信方式であってもよい。
なお、図1等に示した実施形態においてはコンソール7とFPD6とが、いわゆるアドホックモードにより直接的に無線通信を行うような構成としているが、インフラストラクチャモードによりネットワークに接続した無線通信のアクセスポイントを撮影室100の内部に設けて、当該アクセスポイントを介して無線通信を行うようにしてもよい。
放射線照射装置3は、臥位撮影台11に横たわっている被写体である患者12に対して放射線を照射するようになっており、臥位撮影台11の下方には、FPD6を装着する検出装置装着口11aが設けられている。放射線照射装置3は、撮影操作装置4により制御されて所定の撮影条件で放射線撮影を行うようになっている。撮影操作装置4は表示部47を有しており、撮影条件等を表示することができる。なお放射線照射装置3と検出装置装着口11aに装着したFPD6との撮影タイミングの同期は、両者間でコンソール7を経由した無線通信により行うようにしてもよい。
[コンソール7]
図2は、「制御装置」として機能するコンソール7の要部構成を示すブロック図である。コンソール7は、図2に示すように、制御部74、表示部77、入力操作部78、無線通信部76、有線通信部79、記憶部70等を備えて構成されており、各部はバス71により接続されている。
図2は、「制御装置」として機能するコンソール7の要部構成を示すブロック図である。コンソール7は、図2に示すように、制御部74、表示部77、入力操作部78、無線通信部76、有線通信部79、記憶部70等を備えて構成されており、各部はバス71により接続されている。
制御部74は、CPU等から構成され、記憶部70に記憶されているプログラムに従って各種処理を実行するように構成されている。
表示部77は、例えば、CRT(Cathode Ray Tube)やLCD(Liquid Crystal Display)等を備えて構成され、制御部74から送られる表示信号の指示に従って、前記患者リスト、各種のメッセージや画像等、各種画面を表示するものである。
入力操作部78は各種指示を入力可能である。例えば、キーボードやマウス等から構成されており、キーボードで押下操作されたキーの押下信号やマウスによる操作信号を入力信号として制御部74に対して出力するものである。なお、入力操作部78は、表示部77の表示画面を覆う透明なシートパネルに、指または専用のスタイラスペンで触れることにより入力される位置情報を入力信号として制御部74に出力する、いわゆる、タッチパネルにより構成されていてもよい。また入力操作部78からは放射線技師により患者氏名、撮影部位等の撮影オーダ情報を入力可能である。
[FPD6]
図3乃至図8に基づいて放射線画像生成装置として機能するFPD6について説明する。図3はFPD6の斜視図である。図4は撮像パネル62の断面図である。図5は、撮像パネル62及び電流検出部634の回路構成を示す模式図である。図6は図5における1画素分についての等価回路図である。
図3乃至図8に基づいて放射線画像生成装置として機能するFPD6について説明する。図3はFPD6の斜視図である。図4は撮像パネル62の断面図である。図5は、撮像パネル62及び電流検出部634の回路構成を示す模式図である。図6は図5における1画素分についての等価回路図である。
図3及び図5に示すように制御部64は、例えば、CPU、ROM、RAM等から構成され、ROMに記憶されている制御プログラムを読み出してRAM内に形成されたワークエリアに展開し、当該制御プログラムに従ってFPD6の各部を制御する。ROMは、不揮発性の半導体メモリ等により構成され、制御部64で実行される制御プログラム等を記憶する。
記憶部60は、例えばフラッシュメモリ等の不揮発性メモリやRAMから構成され、撮像パネル62に蓄積された電気信号が読み取られることにより取得された、複数回分の撮影に相当する放射線画像データを記憶可能である。
無線通信部69は、前述の無線通信方式によりコンソール7との間で各種情報の無線通信を行うものである。
電源部67は、FPD6を構成する複数の駆動部(制御部64、撮像パネル62、記憶部60など)に電力を供給する。この電源部67は、例えば予備電池と充電自在な充電池とで構成されており、コネクタ695を図示しないクレードルに接続することにより、充電池を充電することが可能である。電源部67は内部に残量検知部を備え、制御部64は残量検知部の出力により電源部67の電池容量の残量情報を得ることができる。残量検知部としては、電源部67の電圧を測定する方法により検知してもよく、フル充電状態からの流出電流の積分値を測定することにより検知してもよい。
図3に示すように、FPD6は、内部を保護する筐体601を備えており、カセッテとして可搬可能に構成されている。筐体601の内部には、照射された放射線を電気信号に変換する撮像パネル62が層を成して形成されている。この撮像パネル62における放射線の照射面側には、入射された放射線の強度に応じて発光を行う発光層63が設けられている。
発光層63は、一般的にはシンチレータ層とも呼ばれるものであり、例えば、蛍光体を主たる成分とし、入射した放射線に基づいて、波長が300nmから800nmの電磁波、すなわち、可視光線を中心に紫外光から赤外光にわたる電磁波(光)を出力する。
この発光層63の放射線が照射される側の面と反対側の面には、発光層から出力された電磁波(光)を電気エネルギーに変換して蓄積し、蓄積された電気エネルギーに基づく画像信号の出力を行う光電変換部がマトリクス状に配列された撮像パネル62が形成されている。なお、1つの光電変換部から出力される信号が、放射線画像データを構成する最小単位となる1画素に相当する信号となる。また撮像パネル62には、蓄積された電気エネルギーを読み出す走査駆動回路609と、蓄積された電気エネルギーを画像信号として出力する信号選択回路608と、放射線の照射量に応じた電流を検出する電流検出部634と接続されている。なお電流検出部634と制御部64が協働することにより「照射検知手段」として機能する。
本実施形態におけるFPD6は、放射線照射装置3による放射線の照射開始及びその照射停止を電流検出部634により検出することが可能である。本実施形態では、検出素子620としてフォトダイオードを用いているが、この他にも、フォトトランジスタ等を用いることも可能である。各検出素子620は、スイッチ素子である薄膜トランジスタ(Thin Film Transistor:以下TFTという)622に接続されており、TFT622を介して信号線624に接続されている。
図4に示すように撮像パネル62は、基板604の受光側の面604a上に、AlやCr等からなるTFT622(符号681、682、683、684a、684b、68d、68gから構成される)のゲート電極68gが走査線623と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極68g上及び面604a上に積層された窒化シリコン(SiNx)等からなるゲート絶縁層681上のゲート電極68gの上方部分に、水素化アモルファスシリコン(a−Si)等からなる半導体層682を介して、検出素子620(符号672から679で構成される)の第1電極674と接続されたソース電極68sと信号線624と一体的に形成されるドレイン電極68dとが積層されて形成されている。
ソース電極68sとドレイン電極68dとは、窒化シリコン(SiNx)等からなる第1パッシベーション層683によって分割されており、さらに第1パッシベーション層683は両電極68s、68dを上側から被覆している。また、半導体層682とソース電極68sやドレイン電極68dとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてn型に形成されたオーミックコンタクト層684a、684bがそれぞれ積層されている。以上のようにしてTFT622が形成されている。
また、検出素子620の部分では、基板604の面604a上にゲート絶縁層681と一体的に形成される絶縁層671の上にAlやCr等が積層されて補助電極67Aが形成されており、補助電極67A上に前記第1パッシベーション層683と一体的に形成される絶縁層673を挟んでAlやCr、Mo等からなる第1電極674が積層されている。第1電極674は、第1パッシベーション層683に形成されたホールHを介してTFT622のソース電極68sに接続されている。
第1電極674の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてn型に形成されたn層675、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるi層676、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてp型に形成されたp層677が下方から順に積層されて形成されている。
放射線の照射を受けた発光層63で変換された電磁波が図中上方から照射されると、i層676で電子正孔対が発生する。検出素子620は、このようにして、発光層63からの電磁波を電荷に変換するようになっている。なお、p層677、i層676、n層675の積層の順番は上下逆であってもよい。
p層677の上には、ITO等の透明電極とされた第2電極678が積層されて形成されており、照射された電磁波がi層676等に到達するように構成されている。以上のようにして検出素子620が形成されている。
また、検出素子620の第2電極678の上面には、第2電極678を介して検出素子620に逆バイアス電圧を印加するためのバイアス線629が接続されている。なお、検出素子620の第2電極678やバイアス線629、TFT622側に延出された第1電極674、TFT622の第1パッシベーション層683等、すなわち検出素子620とTFT622の上面部分は、その上方側から窒化シリコン(SiNx)等からなる第2パッシベーション層679で被覆されている。
次に図5、図6に基づいてFPD6の回路構成について説明する。撮像パネル62の各検出素子620は、その電極の一端がそれぞれバイアス線629に接続されており、各バイアス線629は1本の結線630に結束されている。結線630は電流検出部634を介して電源部67に接続されている。電源部67は、各バイアス線629を介して各検出素子620に逆バイアス電圧を印加するようになっている。
本実施形態では、pin型の検出素子620のp層677側に第2電極678を介してバイアス線629が接続されていることからも分かるように、電源部67からは、検出素子620の第2電極678にバイアス線629を介して逆バイアス電圧として負の電圧が印加されるようになっている。
しかし、前述したように検出素子620のp層677、i層676、n層675の積層順を逆に形成して第2電極678を介してn層675にバイアス線629を接続する場合には、電源部67からは第2電極に逆バイアス電圧として正の電圧が印加される。なお、その場合には、図5や図6における検出素子620の電源部67に対する接続の向きが逆向きになる。
電流検出部634は、各バイアス線629が結束された結線630内を流れる電流を検出するようになっている。本実施形態では、電流検出部634は、図示を省略するが、結線630に直列に接続される所定の抵抗値を有する抵抗と、抵抗の両端子間の電圧を測定する差動アンプとを備えて構成されており、差動アンプで抵抗の両端子間の電圧を測定することで結線630を流れる電流を電圧値に変換して検出するようになっている。
各バイアス線629や結線630を流れる電流が微弱であるため、電流検出部634に備えられる前記抵抗として、有効な電圧値を得るために抵抗値が100kΩや1MΩ等の大きな抵抗値を有する抵抗が用いられるようになっている。電流検出部634は、このようにして変換して検出した結線630の電流値に相当する電圧値を制御部64に出力するようになっている。
なお、このように抵抗値が大きいと、例えば放射線照射によって蓄積された電荷を読み出す場合にバイアス線629や結線630等を流れる電流の大きな妨げになることから、電流検出部634には前記抵抗の両端子間を短絡するスイッチが設けられている。
各検出素子620の第1電極674はTFT622のソース電極68s(図中ではSと表記)に接続されており、各TFT622のゲート電極68g(図中ではGと表記)は走査駆動回路609から延びる各走査線623にそれぞれ接続されている。また、各TFT622のドレイン電極68d(図中ではDと表記)は各信号線624にそれぞれ接続されている。
そして、走査線623を介して走査駆動回路609からTFT622のゲート電極68gに信号読み出し用の電圧が印加されるとTFT622のゲートが開き、検出素子620に蓄積された電荷すなわち電気信号がTFT622のソース電極68sを介してドレイン電極68dから信号線624に読み出されるようになっている。
各信号線624は、信号選択回路608に接続されており、信号選択回路608内の増幅回路603に接続されている。増幅回路603は、各検出素子620から読み出された電気信号を増幅するようになっている。
本実施形態では、増幅回路603は、チャージアンプ回路で構成されている。すなわち、増幅回路603は、オペアンプ603aと、オペアンプ603aに接続されたコンデンサC1とを備えており、さらにコンデンサC1には並列に電荷リセット用スイッチSW(以下、単にスイッチSWという)が接続されて構成されている。制御部64及び走査駆動回路609は「リセット信号発生手段」として機能し、検出素子620に暗電流等の影響で蓄積している電荷の消去、つまり初期化は以下のように行う。まず制御部64の指示のもとで走査駆動回路609により走査線623にリセット信号RTを出力し、それとともにオフ状態のスイッチSWをオン状態に制御する。そしてこの制御により、検出素子620内に蓄積している電荷は、信号線624を流れ、(後述する)相関二重サンプリング回路605、A/D変換器663を流れる。流れた電荷はデータとして蓄積せず(空読み)に廃棄する。
そして、増幅回路603では、スイッチSWがオフの状態で検出素子620のTFT622のゲートが開かれると(すなわち、TFT622のゲート電極68gに信号読み出し用の電圧が印加されると)、コンデンサC1に検出素子620から読み出された電荷が蓄積され、蓄積される電荷量に応じてオペアンプ603aから出力される電圧値が増加する。
図5に示すとおり撮像パネル62は光を電気信号に変換する複数の検出素子620がマトリクス状に配置されており、1つの検出素子620は放射線画像の1画素に対応する。これらの画素は例えば200〜400dpi(dots per inch)の密度で、被検体の撮影領域の大きさにわたって配置されている。
また、検出素子620間には走査線623(横ライン)と信号線624(縦ライン)とが配設されており、同図では両者が直交するように格子状に配設されている。ここで、走査線623と信号線624とで囲まれた1つの区画を1画素とすると、撮像パネル62の画素数は、例えば、一方向にm個、もう一方向にn個配置してなる場合にはm×n個の画素数より構成されている。そして、撮像パネル62には、m×n個の画素数分に対応する検出素子620とスイッチング素子であるトランジスタ622が配置され、画素間には、走査線623及び信号線624が直交するように配設されることになる。
TFT622のソース電極68sが検出素子620と、ドレイン電極68dが信号線624と、ゲート電極68gは走査線623とそれぞれ接続される。
各検出素子620の第1電極674はTFT622のソース電極68sに接続されており、各TFT622のゲート電極68gは走査駆動回路609から延びる各走査線623にそれぞれ接続されている。また、各TFT622のドレイン電極68dは各信号線624にそれぞれ接続されている。
そして、走査線623を介して走査駆動回路609からTFT622のゲート電極68gに信号読み出し用の電圧が印加されるとTFT622のゲートが開き、検出素子620に蓄積された電荷すなわち電気信号がTFT622のソース電極68sを介してドレイン電極68dから信号線624に読み出されるようになっている。
撮像パネル62では、これらの回路を介して放射線画像をデジタルの画像信号に変換する。すなわち制御部64が、走査線623各々に、走査駆動回路609を介して読出信号を供給して画像走査を行い、レジスタ662を介して順次A/D変換器663に送信されて、A/D変換器663でデジタル値に変換される。そして走査線毎のデジタル画像信号を取り込み、デジタルの画像信号に変換して、位置情報と対応させることにより放射線画像データを生成する。
増幅回路603の出力側端子には、相関二重サンプリング回路605(Correlated Double Sampling:以下CDSという)が接続されている。ここで、相関二重サンプリング回路605は、電荷−電圧変換回路のコンデンサのリセット後の第1の電圧値と、撮影後(照射後)に読み出した第2の電圧値の差分を取ることによりコンデンサのリセット時の雑音を除去(低減)する回路である。
[電流検出部634]
図4に示した実施形態においては検出素子620の第2電極678に、バイアス線629を介して逆バイアス電圧である負の電圧が印加されると、検出素子620内に電位勾配が生じる。この状態で、放射線照射装置3等の放射線源から放射線が照射され、放射線の照射を受けた発光層63により放射線から変換された電磁波が検出素子620のi層(変換層)676に入射すると、i層676内で電子正孔対が発生する。
図4に示した実施形態においては検出素子620の第2電極678に、バイアス線629を介して逆バイアス電圧である負の電圧が印加されると、検出素子620内に電位勾配が生じる。この状態で、放射線照射装置3等の放射線源から放射線が照射され、放射線の照射を受けた発光層63により放射線から変換された電磁波が検出素子620のi層(変換層)676に入射すると、i層676内で電子正孔対が発生する。
そして発生した電子正孔対のうち、正孔は電位勾配に従って低電位である第2電極678側に移動し、第2電極678を通ってバイアス線629に流れ出る。図5や図6に示すように、この検出素子620から流れ出てバイアス線629を流れる正孔が電流として電流検出部634で検出される。
一方で、電流検出部634による電流検出にともない、オン状態であったスイッチSWをオフ状態にし、続いて開いている状態であったTFT622のゲートを閉じる。そして発生した電子正孔対のうち、電子は電位勾配に従って高電位である第1電極674側に移動するが、TFT622のゲートが閉じたため、電子は第1電極674やi層676内の第1電極674近傍に蓄積する。検出素子620のi層676に電磁波の光子の数に比例して電子正孔対が発生するため、検出素子620内には、入射した電磁波の量に応じた量の電子が蓄積される。なお相関二重サンプリング回路605においては当該スイッチをオフ状態に変更してから、TFT622のゲートを開けるまでの間の出力を前述の第1の電圧としている。
このバイアス線629を流れる正孔も、検出素子620のi層676に入射する電磁波の光子の数に比例して発生した電子正孔対の分だけ発生するため、入射した電磁波の量に応じて検出素子620内に蓄積された電子の量と同量の正孔がバイアス線629内を流れるようになる。各バイアス線629を流れる、放射線の照射量に比例して流れる電流は結線630に集められ、結線630中を電流検出部634に向かって流れる。
以上の検出素子620における電荷の発生原理に基づいた場合、放射線または電磁波が検出素子620のi層676に入射しない放射線照射の前段階では、理想的にはバイアス線629や結線630内には電流は流れないが、実際には検出素子620で暗電流が発生し、電流検出部634で微量の電流が検出される。
[放射線照射の検出]
図7は、電流検出部634で電流から変換され出力される電圧値の時間変化の一例を示す図である。前述したように、本実施形態では、電流検出部634は結線630を流れる電流を電圧値に変換して出力するため、放射線または電磁波が検出素子620のi層676に入射されない放射線照射の前段階においても、図7における時刻taに示されるように、電流検出部634から制御部64に微量ではあるが0ではない電圧値Vaが入力される。
図7は、電流検出部634で電流から変換され出力される電圧値の時間変化の一例を示す図である。前述したように、本実施形態では、電流検出部634は結線630を流れる電流を電圧値に変換して出力するため、放射線または電磁波が検出素子620のi層676に入射されない放射線照射の前段階においても、図7における時刻taに示されるように、電流検出部634から制御部64に微量ではあるが0ではない電圧値Vaが入力される。
そして、放射線源からの放射線の照射が開始されると、各検出素子620内で電子正孔対が発生し、バイアス線629や結線630を通じて正孔が電流検出部634に運ばれる。そのため、図7における時刻tbに示されるように、電流検出部634から出力される電圧値Vが増加する。そこで、本実施形態では、制御部64は、電流検出部634から出力される電圧値Vが大きく増加し始めたことを検出することで、放射線の照射開始を検出する。
電圧値Vの増加による放射線の照射開始については、電圧値Vが所定の閾値Vthを越えた時刻tcに放射線照射が開始されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Vの時間微分値が所定の閾値を越えた時刻tdに放射線照射が開始されたとして検出するように構成することも可能である。
また、放射線源からの放射線の照射が終了すると、今度は、各検出素子620内での電子正孔対の発生が停止し、バイアス線629に正孔が供給されなくなる。そのため、図7における時刻teに示されるように、電流検出部634から出力される電圧値Vが減少し始める。そこで、本実施形態では、制御部64は、電流検出部634から出力される電圧値Vが減少したことを検出することで、放射線の照射終了を検出するようになっている。
電圧値Vの減少による放射線の照射終了については、電圧値Vが前述した所定の閾値Vthを下回った時刻tfに放射線照射が終了されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Vの時間微分値が所定の負の値の閾値をより負側に越えた時刻tgに放射線照射が終了されたとして検出するように構成することも可能である。
[リセット信号と無線通信のタイミング]
図8、図9は、FPD6におけるリセット信号RTと無線通信のタイミングチャートである。図8は所定の周期で走査線623にリセット信号RTを出力し、図9は連続してリセット信号RTを出力する実施形態におけるタイミングチャートである。図8、図9においては、放射線照射装置3による放射線の照射タイミング(101)、FPD6の電流検出部634による放射線の照射検知(102)、制御部64による電荷リセット用スイッチSWへのリセット信号RTの出力(103)、無線通信部69による無線通信(104)のタイミングを示している。
図8、図9は、FPD6におけるリセット信号RTと無線通信のタイミングチャートである。図8は所定の周期で走査線623にリセット信号RTを出力し、図9は連続してリセット信号RTを出力する実施形態におけるタイミングチャートである。図8、図9においては、放射線照射装置3による放射線の照射タイミング(101)、FPD6の電流検出部634による放射線の照射検知(102)、制御部64による電荷リセット用スイッチSWへのリセット信号RTの出力(103)、無線通信部69による無線通信(104)のタイミングを示している。
図8においては、リセット信号RTの出力は所定の周期T1で、時間T2の間リセット信号RTを出力している。無線通信部69による無線通信は概ね固定のデータ長の通信を行うので一回の通信時間は時間T3である。周期T1、時間T2、時間T3の例としては以下のとおりである。
周期T1:1msec
時間T2:50μsec〜300μsec
時間T3:125μsec(通信速度256kbps、通信データ量を固定の4byte長)
なお、本実施形態においては無線通信を行う際の通信の電波(電磁波)がノイズとなってFPD6の回路に影響を及ぼすことがあり、また、無線通信部69を動作させることでFPD6内部のグランドのインピーダンス(接地抵抗)が変動して、グランド内に電位差が生じ、ひいてはグランド自体がノイズを生じさせる虞がある。これらのノイズの影響により初期化が正常に機能しなくなることを避けるために、制御部64ではリセット信号RTを出力して初期化を行っている最中は、無線通信部69による無線通信を行わないように制御している。
周期T1:1msec
時間T2:50μsec〜300μsec
時間T3:125μsec(通信速度256kbps、通信データ量を固定の4byte長)
なお、本実施形態においては無線通信を行う際の通信の電波(電磁波)がノイズとなってFPD6の回路に影響を及ぼすことがあり、また、無線通信部69を動作させることでFPD6内部のグランドのインピーダンス(接地抵抗)が変動して、グランド内に電位差が生じ、ひいてはグランド自体がノイズを生じさせる虞がある。これらのノイズの影響により初期化が正常に機能しなくなることを避けるために、制御部64ではリセット信号RTを出力して初期化を行っている最中は、無線通信部69による無線通信を行わないように制御している。
図8に示すように無線通信の開始時刻t3は、リセット信号RTの出力が停止した時刻t2よりも後に設定している。また無線通信の終了時刻t4は次のリセット信号RTの出力が開示される時刻t5よりも十分前になるように、1回の通信で送信する通信データ量の上限を設定している。
また放射線技師による撮影操作装置4の操作により放射線照射装置3から放射線照射が開始される(時刻t6)。当該放射線の照射により、FPD6の電流検出部634では放射線の照射中であること検知し(図7参照)、当該検知に基づいて制御部64は、放射線の照射を検知している間は、リセット信号RT及び無線通信部69による無線通信を停止させる。放射線照射の停止を検知してから、コンデンサCに蓄積した電荷の読み出しを行い放射線画像データの生成を行ってから、再び次の撮影の準備の為にリセット信号RTを所定周期で出力する。
図9は、連続してリセット信号RTを出力する実施形態であり、原則として、リセット信号RTは出力し続けている。同図において、無線通信を開始する場合(時刻t12)には、開始時刻t12に先だってリセット信号RTを停止させる(時刻t11)。そして無線通信の終了(時刻t13)した後に、リセット信号RTを出力する(時刻t14)。また図8と同様に、制御部64は、放射線の照射を検知している間は、リセット信号RTを停止させる(時刻t15)。放射線照射の停止を検知してから、コンデンサCに蓄積した電荷の読み出しを行い放射線画像データの生成を行ってから、再び次の撮影の準備の為にリセット信号RTを連続して出力する。
本実施形態においても、初期化を行っている間は、無線通信部69による通信を行わないことでノイズの影響による初期化が正常に機能しなくなることを避けることができる。
[電源部67の残量情報]
図10は、放射線画像生成システムが行う制御フロー図である。同図のステップS11では、FPD6の無線通信部69による無線通信によりコンソール7に電源部67の電池残量(残量情報)を通知する。コンソール7は電池残量を受信し(ステップS12)、取得した電池残量から、残撮影枚数を計算する。残撮影枚数の計算は例えば、電池残量を単位撮影枚数の消費電力で除することにより計算できる。ステップS14では、電池残量、残撮影枚数を撮影操作装置4にネットワークNを介した通信により通知する。
図10は、放射線画像生成システムが行う制御フロー図である。同図のステップS11では、FPD6の無線通信部69による無線通信によりコンソール7に電源部67の電池残量(残量情報)を通知する。コンソール7は電池残量を受信し(ステップS12)、取得した電池残量から、残撮影枚数を計算する。残撮影枚数の計算は例えば、電池残量を単位撮影枚数の消費電力で除することにより計算できる。ステップS14では、電池残量、残撮影枚数を撮影操作装置4にネットワークNを介した通信により通知する。
またステップS15では、電池残量が所定値M1よりも小さいか否かを判断し、少ないと判断した場合には、ステップS16で撮影操作装置4に警告を通知する。なお所定値M1は、電池残量が少なく、撮影(放射線画像データの取得)に支障が生じる可能性がある電池残量に設定している。
撮影操作装置4ではステップS14で通知された電池残量、残撮影枚数を表示部47に表示する。またステップS16で警告が通知された場合であれば、FPD6を電池残量が少ないことを表示部47に警告表示する。放射線技師は警告表示により、電池残量が少ない状態であることを認識し、必要であれば、他のFPD6に交換するか、あるいはコネクタ695に商用電源ラインを接続して外部電源により撮影を行う等の対応を行うことができる。なお、警告表示とともに、アラーム音を鳴動させるようにしてもよい。また図10に示す実施形態においては、撮影操作装置4で警告表示するようにしたが、コンソール7の表示部77に警告表示するようにしてもよい。
本実施形態によれば、FPDの動作状態をコンソールに通知し、通知した情報により撮影に支障があると判断した場合には、表示部に表示させることにより、放射線技師に認識させ、ひいては撮影が正常に行われなくなることを防止することができる。
3 放射線照射装置
4 撮影操作装置
6 FPD(放射線画像生成装置)
60 記憶部
62 撮像パネル
64 制御部
67 電源部
69 無線通信部
7 コンソール
70 記憶部
74 制御部
76 無線通信部
77 表示部
78 入力操作部
79 有線通信部
4 撮影操作装置
6 FPD(放射線画像生成装置)
60 記憶部
62 撮像パネル
64 制御部
67 電源部
69 無線通信部
7 コンソール
70 記憶部
74 制御部
76 無線通信部
77 表示部
78 入力操作部
79 有線通信部
Claims (9)
- 放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていることを検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有し、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。 - 装置の各部に電力を供給する電源部を有し、前記無線通信により前記電源部の残量情報を送信することを特徴とする請求項1に記載の放射線画像生成装置。
- 前記照射検知手段により放射線の照射を検知している間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする請求項1又は2に記載の放射線画像生成装置。
- 前記リセット信号は連続して発信されるものであり、
前記リセット信号発生手段は、前記無線通信部の無線通信に開始に先だって前記リセット信号を停止させ、無線通信の終了の後に前記リセット信号を発信することを特徴とする請求項1から3のいずれかに記載の放射線画像生成装置。 - 放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
装置の各部に電力を供給する電源部を有し、
前記電源部の電力の残量情報を無線通信により送信する無線通信部と、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による前記残量情報の送信を行わないことを特徴とする放射線画像生成装置。 - 放射線照射装置から照射された放射線量に応じたエネルギーを電荷量に変換する複数の検出素子と、
前記各検出素子に逆バイアス電圧を供給するバイアス線と、
前記バイアス線を介して前記検出素子に逆バイアス電圧を印加する電源と、
前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
リセット信号を発することにより前記検出素子により変換された電荷量を初期化するリセット信号発生手段と、
前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加および減少に基づいて放射線が照射されていること検出する照射検知手段と、
無線通信により通信する無線通信部と、を有する放射線画像生成装置と、
前記無線通信部と通信する通信部を、有する制御装置と、
を備え、
前記リセット信号発生手段による初期化を行っている間は、前記無線通信部による通信を行わないことを特徴とする放射線画像生成システム。 - 前記放射線画像生成装置は、装置の各部に電力を供給する電源部を有し、前記無線通信により前記電源部の残量情報を送信することを特徴とする請求項6に記載の放射線画像生成システム。
- 表示部を有し、
前記放射線画像生成装置から受信した前記残量情報を前記表示部に表示させることを特徴とする請求項7に記載の放射線画像生成システム。 - 前記制御装置は、前記残量情報が所定値以下の場合には、前記放射線照射装置に照射禁止させることを特徴とする請求項7に記載の放射線画像生成システム。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009107559A JP2010253089A (ja) | 2009-04-27 | 2009-04-27 | 放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009107559A JP2010253089A (ja) | 2009-04-27 | 2009-04-27 | 放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2010253089A true JP2010253089A (ja) | 2010-11-11 |
Family
ID=43314707
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2009107559A Pending JP2010253089A (ja) | 2009-04-27 | 2009-04-27 | 放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2010253089A (ja) |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012115306A (ja) * | 2010-11-29 | 2012-06-21 | Fujifilm Corp | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2012115501A (ja) * | 2010-12-01 | 2012-06-21 | Fujifilm Corp | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2012143505A (ja) * | 2011-01-14 | 2012-08-02 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
JP2012151994A (ja) * | 2011-01-19 | 2012-08-09 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 充電装置および放射線画像検出システム |
JP2012177870A (ja) * | 2011-02-28 | 2012-09-13 | Fujifilm Corp | 放射線撮像装置 |
JP2013094487A (ja) * | 2011-11-02 | 2013-05-20 | Canon Inc | 放射線撮影システム、情報隠蔽方法、プログラム |
JP2013098765A (ja) * | 2011-11-01 | 2013-05-20 | Sony Corp | 撮像装置および撮像表示システム |
JP2015091321A (ja) * | 2014-11-25 | 2015-05-14 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
EP2747243A3 (en) * | 2012-12-18 | 2015-10-21 | Sercomm Corporation | Power supply unit and wireless network communication system |
JP2016168484A (ja) * | 2016-06-30 | 2016-09-23 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2019504589A (ja) * | 2016-01-12 | 2019-02-14 | テレダイン・イー・2・ブイ・セミコンダクターズ・エス・ア・エス | 歯科放射線センサ用x線検出回路 |
-
2009
- 2009-04-27 JP JP2009107559A patent/JP2010253089A/ja active Pending
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012115306A (ja) * | 2010-11-29 | 2012-06-21 | Fujifilm Corp | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2012115501A (ja) * | 2010-12-01 | 2012-06-21 | Fujifilm Corp | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2012143505A (ja) * | 2011-01-14 | 2012-08-02 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
JP2012151994A (ja) * | 2011-01-19 | 2012-08-09 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | 充電装置および放射線画像検出システム |
JP2012177870A (ja) * | 2011-02-28 | 2012-09-13 | Fujifilm Corp | 放射線撮像装置 |
JP2013098765A (ja) * | 2011-11-01 | 2013-05-20 | Sony Corp | 撮像装置および撮像表示システム |
JP2013094487A (ja) * | 2011-11-02 | 2013-05-20 | Canon Inc | 放射線撮影システム、情報隠蔽方法、プログラム |
EP2747243A3 (en) * | 2012-12-18 | 2015-10-21 | Sercomm Corporation | Power supply unit and wireless network communication system |
JP2015091321A (ja) * | 2014-11-25 | 2015-05-14 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
JP2019504589A (ja) * | 2016-01-12 | 2019-02-14 | テレダイン・イー・2・ブイ・セミコンダクターズ・エス・ア・エス | 歯科放射線センサ用x線検出回路 |
JP2016168484A (ja) * | 2016-06-30 | 2016-09-23 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置および放射線の照射開始検出方法 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP2010253089A (ja) | 放射線画像生成装置及び放射線画像生成システム | |
JP5233831B2 (ja) | 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
US8193509B2 (en) | Radiation image detector | |
JP5447519B2 (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
JP2010214056A (ja) | 放射線画像検出装置及び放射線画像生成システム | |
JP5866814B2 (ja) | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 | |
JP2010121944A (ja) | 可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP2010212741A (ja) | 放射線画像検出装置 | |
JP2013240654A (ja) | Crシステムのcr/fpd混在方式の放射線画像撮影システムへの変更方法 | |
JP2010212925A (ja) | 可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP5799725B2 (ja) | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 | |
JP5396814B2 (ja) | 放射線画像撮影システム | |
JP5332619B2 (ja) | 可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP2013141484A (ja) | 放射線画像撮影システム | |
JP5648404B2 (ja) | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 | |
JP5262563B2 (ja) | 放射線画像検出装置 | |
JP5099000B2 (ja) | 可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP2011177356A (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
JP5799750B2 (ja) | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 | |
JP2010213848A (ja) | 放射線画像生成システム及び放射線画像検出装置 | |
JP5621788B2 (ja) | 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP5626225B2 (ja) | 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム | |
JP2013150226A (ja) | 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 | |
JP2010214057A (ja) | 放射線画像検出装置及び放射線画像生成システム | |
JP5672244B2 (ja) | 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム |