JP2014178116A - 放射線撮影装置、および放射線画像検出装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数のセンサパネルを繋ぎ合わせてＸ線検出器のセンサ部を構成する場合に、より画質が良好な画像を得る。
【解決手段】電子カセッテ１４のＸ線検出器４０は、センサ部４１、シンチレータ４６、および有機撮像素子４７を順に積層してなる。センサ部４１は、複数のセンサパネル４２を繋ぎ合わせて構成される。有機撮像素子４７は、センサ部４１の複数のセンサパネル４２の繋ぎ目である不感領域４５にあたる部分に撮像領域４８を有し、その部分の画像情報を得る。撮影制御装置１１の画像処理部７５は、センサ部４１の画像Ｇｃの不感領域４５にあたる部分８０を有機撮像素子４７の画像Ｇｏで補間し、合成画像Ｇを出力する。
【選択図】図４

Description

本発明は、放射線撮影装置、および放射線画像検出装置に関する。

最近、放射線撮影、例えばＸ線撮影の分野において、Ｘ線フイルムやイメージングプレート（ＩＰ）に代わり、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ；flat panel detector）を検出器として用いたＸ線画像検出装置が普及している。ＦＰＤには、Ｘ線の入射量に応じた信号電荷を蓄積する画素がマトリックス状に配列されている。ＦＰＤは、画素毎に信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を信号処理回路で電圧信号に変換することで、被検体の画像情報を表すＸ線画像を検出し、これをデジタルな画像データとして出力する。

ＦＰＤを直方体形状の筐体に内蔵した電子カセッテ（可搬型のＸ線画像検出装置）も実用化されている。電子カセッテは、フイルムカセッテやＩＰカセッテ、ＣＲカセッテ用の既存の撮影台や専用の撮影台に取り付けて使用される他、据え置き型では撮影困難な部位を撮影するためにベッド上に置いたり被検体自身に持たせたりして使用される。また、自宅療養中の高齢者や、事故、災害等による急病人を撮影するため、撮影台の設備がない病院外に持ち出して使用されることもある。

ＦＰＤには、アモルファスシリコンをベースとしたＴＦＴ型と単結晶シリコンをベースとしたＣＭＯＳ型がある。ＣＭＯＳ型は単結晶シリコンベースであるため電子の移動度が高く、このためＴＦＴ型と比べて高速駆動が可能でフレームレートを高くすることができ、特に動画撮影に好適である。またＣＭＯＳ型はトランジスタのオン抵抗が小さいので、オン抵抗が大きくＴＦＴを大型化せざるを得ないＴＦＴ型と比べて画素開口率を大きくとることができ、画像の高精細化の点でも有利である。

上記のようにＣＭＯＳ型のＦＰＤは多くの利点を有しているが、ＣＭＯＳイメージセンサのセンサパネル単位では大面積化が困難であるため、ある程度面積が必要な電子カセッテへの利用実績は捗々しくない。そこで、複数のセンサパネルを繋ぎ合わせて（タイリングして）ＣＭＯＳイメージセンサを構成し、大面積にも対応可能な電子カセッテが提案されている（特許文献１参照）。各センサパネルの繋ぎ目は画素がない不感領域となるため、特許文献１では繋ぎ目にダミーデータを挿入して平滑化手法を用いて繋ぎ目補正を行っている。

なお、電子カセッテではなく複数の感光性チップを接合した接合センサアレイであるが、感光性チップの繋ぎ目に補助的感光性チップを設け、繋ぎ目の画像データを補助的感光性チップのデータで補間することが特許文献２に記載されている。

特開平１０−２０１７４５号公報 特開２００１−０２４８４６号公報

特許文献１では、各センサパネルの繋ぎ目の不感領域の画像データをダミーデータ挿入による演算で補間しているため、リアルに被検体像を撮像した画像と比べれば画質劣化は否めない。画質劣化が酷い場合は再度撮影を行わなければならず、被検体の被爆量がそれだけ増してしまうため、画質劣化はどうしても避けたい。

特許文献２は電子カセッテではなく、またエリアセンサでなくラインセンサであるため、ＣＭＯＳ型のＦＰＤを複数のセンサパネルで構成したときに繋ぎ目の不感領域の画像を如何に取得して画質劣化を防ぐか、という課題に対する解決手段とはなり得ない。

本発明は上述の問題点に鑑みてなされたものであり、複数のＣＭＯＳイメージセンサのパネルを繋ぎ合わせてＸ線検出器のセンサ部を構成する場合に、より画質が良好な画像を得ることができる放射線撮影装置、および放射線画像検出装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線画像検出装置と画像処理部とを備え、前記放射線画像検出装置は、第一の放射線画像を検出するための複数の画素がシリコン基板上にマトリクス状に配列されたＣＭＯＳイメージセンサのパネルを複数繋ぎ合わせて一画面分の撮像領域が形成されるセンサ部と、前記センサ部の撮像領域の全面と対面するように配置され、放射線源から照射された放射線を可視光に変換して前記センサ部の撮像領域に入射させるシンチレータと、前記シンチレータからの可視光を光電変換する有機光電変換膜を有し、前記センサ部を構成する複数のパネルの繋ぎ目の不感領域の画像情報を含む第二の放射線画像を得る有機撮像素子とを有し、前記画像処理部は、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の合成画像を生成することを特徴とする。

前記有機撮像素子の撮像領域は、前記センサ部の不感領域にあたる部分にのみ設けられている。

前記有機撮像素子の撮像領域は、前記センサ部の不感領域にあたる部分と撮像領域にあたる部分に設けられていてもよい。この場合、前記センサ部の撮像領域にあたる部分に設けられた前記有機撮像素子の撮像領域の画素を自動露出制御用のセンサとして用い、該画素の出力に基づき前記放射線源に放射線の照射停止を指示する自動露出制御部を備えることが好ましい。あるいは、前記センサ部の撮像領域にあたる部分に設けられた前記有機撮像素子の撮像領域の画素を放射線照射検出センサとして用い、該画素の出力に基づき前記センサ部および前記有機撮像素子の動作を制御してもよい。

また、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像に映る特定被写体像を画像認識する画像認識部を備え、前記画像処理部は、前記画像認識部の認識結果に基づき、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の特定被写体像のずれを補正して各画像の被検体像が一致するよう前記合成画像を生成することが好ましい。なお、前記特定被写体像は被検体像またはマーカである。

前記放射線源および前記放射線画像検出装置の動作を統括的に制御する撮影制御装置を備え、前記画像処理部、前記自動露出制御部、および前記画像認識部は前記撮影制御装置に設けられている。

前記有機撮像素子は、前記シンチレータの放射線の入射面上に配されていても、前記センサ部の前記シンチレータからの可視光の入射面上に配されていてもよい。後者の場合、前記シンチレータの発光ピーク波長から外れた波長帯に吸収ピーク波長をもつ有機光電変換膜を前記有機撮像素子に用いることが好ましい。

前記放射線画像検出装置は、前記センサ部、前記シンチレータ、および前記有機撮像素子が可搬型の筐体に収納された電子カセッテであることが好ましい。

また、本発明の放射線画像検出装置は、第一の放射線画像を検出するための複数の画素がシリコン基板上にマトリクス状に配列されたＣＭＯＳイメージセンサのパネルを複数繋ぎ合わせて一画面分の撮像領域が形成されるセンサ部と、前記センサ部の撮像領域の全面と対面するように配置され、放射線源から照射された放射線を可視光に変換して前記センサ部の撮像領域に入射させるシンチレータと、前記シンチレータからの可視光を光電変換する有機光電変換膜を有し、前記センサ部を構成する複数のパネルの繋ぎ目の不感領域の画像情報を含む第二の放射線画像を得る有機撮像素子とを備え、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の合成画像が生成されることを特徴とする。

本発明によれば、センサ部を構成する複数のＣＭＯＳイメージセンサのパネルの繋ぎ目である不感領域にあたる部分に、有機撮像素子で得られた画像を合成するので、画像データの演算のみに基づく補間処理を施す場合と比較して、より画質が良好な画像を得ることができる。

Ｘ線撮影システムの構成を示す概略図である。 電子カセッテの構成を示す斜視図である。 電子カセッテの構成を示す断面図である。 Ｘ線検出器の構成を示す分解斜視図である。 Ｘ線撮影システムの電気的構成を示すブロック図である。 ＣＭＯＳイメージセンサの画像と有機撮像素子の画像を合成して最終的に出力する画像を得る画像処理を模式的に示す図である。 別態様のＸ線検出器の構成を示す分解斜視図である。 撮影制御装置にＡＥＣ制御部を設けたＸ線撮影システムの例を示すブロック図である。 撮影制御装置に画像認識部を設けたＸ線撮影システムの例を示すブロック図である。 ＣＭＯＳイメージセンサ上に有機撮像素子を設けたＸ線検出器を示す分解斜視図である。

図１において、Ｘ線撮影システム２は、病院の撮影室に設置される撮影装置１０、および撮影室の隣の小部屋等に設置される撮影制御装置１１、コンソール１２（ともに図５参照）からなり、臥位と立位の両方の撮影が可能である。

撮影装置１０は、Ｘ線源１３、および電子カセッテ１４を有する。Ｘ線源１３は、撮影制御装置１１に有線接続され、撮影制御装置１１から電力が供給される。Ｘ線源１３は立位、臥位撮影に兼用され、ドライバ７１（高電圧発生器、図５参照）からの高電圧によりＸ線を発生するＸ線管１５、およびＸ線管１５が発生したＸ線の照射野を矩形状に規制する照射野限定器（コリメータ）１６を有する。

Ｘ線管１５は、熱電子を放出するフィラメントからなる陰極と、陰極から放出された熱電子が衝突してＸ線を放射する陽極（ターゲット）とからなる。ターゲットは円板形状をしており、回転により円周軌道上で焦点が移動して、熱電子が衝突する焦点の発熱が分散する回転陽極である。照射野限定器１６は、Ｘ線を遮蔽する複数枚の鉛板を井桁状に配置し、Ｘ線を透過させる照射開口が中央に形成されたものであり、鉛板の位置を移動することで照射開口の大きさを変化させて、照射野を限定する。

Ｘ線源１３は、Ｚ軸（鉛直軸）および水平軸回りに所定角度回動可能なアーム（図示せず）を介して、Ｚ軸方向に伸縮する支柱１７の下端に取り付けられている。Ｘ線源１３は、アームおよび支柱１７によって、ＸＹ平面（水平面）およびＺ軸方向の所望の位置に移動させることができる。

電子カセッテ１４は、Ｘ線源１３から照射されて被検体を透過したＸ線を受けてＸ線画像を出力する。電子カセッテ１４は、略矩形状で偏平な形状を有し、平面サイズはフイルムカセッテやＩＰカセッテ、ＣＲカセッテと略同様の大きさ（国際規格ＩＳＯ４０９０：２００１に準拠した大きさ）である。

電子カセッテ１４は、筐体６０（図２および図３参照）のサイズがフイルムカセッテやＩＰカセッテ、ＣＲカセッテと略同様の大きさであるため、フイルムカセッテやＩＰカセッテ、ＣＲカセッテ用の既存の撮影台にも取り付け可能である。電子カセッテ１４は撮影室一部屋に複数台、例えば立位撮影台１８ａ、臥位撮影台１８ｂ用に二台配備される。電子カセッテ１４は、立位撮影台１８ａや臥位撮影台１８ｂにセットするのではなく、被検体が仰臥するベッド上に置いたり被検体自身に持たせたりして単体で使用することも可能である。

電子カセッテ１４は、撮像領域４４（図３および図４参照）がＸ線源１３と対向する姿勢で保持されるよう、立位撮影台１８ａ、臥位撮影台１８ｂの各ホルダ１９ａ、１９ｂに着脱自在にセットされる。Ｘ線源１３は、撮影室の天井に敷設されたレール等からなる移動機構（図示せず）により支柱１７毎撮影室内の所定範囲を移動可能であり、立位撮影台１８ａおよび臥位撮影台１８ｂで共用される。

図２において、電子カセッテ１４にはアンテナ３０、およびバッテリ３１が内蔵されており、撮影制御装置１１との無線通信が可能である。バッテリ３１は、電子カセッテ１４の各部を動作させるための電力を供給する。バッテリ３１は、薄型の電子カセッテ１４内に収まるよう比較的小型のものが使用される。バッテリ３１は、電子カセッテ１４の一側面に設けられた蓋３２を開けて外部に取り出すことができ、電子カセッテ１４から外部に取り出して専用のクレードルにセットして充電することが可能である。アンテナ３０は、無線通信のための電波を撮影制御装置１１との間で送受信する。

電子カセッテ１４には、アンテナ３０に加えてソケット３３が設けられている。ソケット３３は、蓋３２と反対側の電子カセッテ１４の一側面に配置されている。ソケット３３は撮影制御装置１１と有線接続するために設けられており、ソケット３３には撮影制御装置１１に繋がれた複合ケーブル３４のコネクタ３５が差し込まれる。複合ケーブル３４は、バッテリ３１の残量不足等で電子カセッテ１４と撮影制御装置１１との無線通信が不可能になった場合に使用される。ソケット３３にコネクタ３５を挿して複合ケーブル３４を使用した場合、撮影制御装置１１との有線通信が可能になるとともに撮影制御装置１１から電子カセッテ１４に給電することが可能となる。

図３および図４に示すように、電子カセッテ１４はＸ線検出器４０を内蔵している。Ｘ線検出器４０はセンサ部４１を有する。センサ部４１は、同形、同サイズの複数（本例では四枚）のＣＭＯＳイメージセンサのセンサパネル４２を繋ぎ合わせて（タイリングして）一つの素子として構成される。各センサパネル４２は光の入射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素４３を配列してなる撮像領域４４を備えている。複数の画素４３は、所定のピッチで二次元にｎ行×ｍ列のマトリクス状に配列されている。

センサ部４１は、周知の如く画素４３毎に信号電荷を蓄積するフォトダイオードと信号電荷を電圧変換した撮像信号を読み出すためのトランジスタを有し、トランジスタに接続された垂直走査回路（シフトレジスタ）の駆動によりフォトダイオードに蓄積された信号電荷を撮像信号として行毎に順次読み出して水平走査回路に出力する。そして、水平走査回路から列毎に撮像信号を出力して増幅し、信号処理部６６ａ（図５参照）のＡ／Ｄ変換器でＡ／Ｄ変換することで、デジタルな画像データが生成される。

各センサパネル４２の繋ぎ目には画素４３が形成されておらず、光が照射されても感応しない不感領域４５となっている。この不感領域４５の縦横幅は画素４３の一個分の縦横幅と同一である。

各センサパネル４２の不感領域４５には、ＡＥＣ（Automatic Exposure Control；自動露出制御）センサ５１および照射検出センサ５２が取り付けられている。これら各センサ５１、５２はともに入射光量に応じた電気信号を撮影制御装置１１に出力する。

センサ部４１上には、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ（蛍光体）４６が設けられている。Ｘ線検出器４０はシンチレータ４６によって変換された可視光をセンサ部４１の画素４３で光電変換する間接変換型である。シンチレータ４６は、ＣｓＩ（ヨウ化セシウム）やＧＯＳ（ガドリウムオキシサルファイド）、具体的には発光スペクトルが４２０ｎｍ〜７００ｎｍで発光ピーク波長が５６５ｎｍのＣｓＩ（Ｔｌ）からなり、センサ部４１の撮像領域４４の全面と対面するように配置されている。

Ｘ線検出器４０はさらに、シンチレータ４６の基板４９の蒸着面４９ａに形成された有機撮像素子４７を有している。有機撮像素子４７の撮像領域４８はセンサ部４１の不感領域４５にあたり、有機光電変換膜（ＯＰＣ；Organic Photoelectric Conversion Layer）を一対の電極で挟んで間に電子または正孔ブロッキング膜等を介在させ、さらに信号電荷を外部に出力する信号出力部を設けた構成である。撮像領域４８にはセンサ部４１の画素４３と同サイズ、同ピッチの画素５０が形成されており、画素５０はシンチレータ４６によって変換された可視光の入射量に応じた信号電荷を蓄積する。一方の撮像領域４８以外の基板４９の蒸着面４９ａはセンサ部４１の撮像領域４４にあたり、アルミ薄膜等の反射膜が形成されている。なお、基板４９はＸ線がシンチレータ４６に入射する妨げとならないよう、Ｘ線が透過する材料、例えばポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）等で形成されており、蒸着面４９ａに電極を形成して該電極上に有機光電変換膜を塗布する等の工程を経て有機撮像素子４７が蒸着面４９ａに作製される。

有機光電変換膜としては、シンチレータ４６で発光した光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長がシンチレータ４６の発光ピーク波長と近いことが好ましく、例えばキナクリドン系有機化合物やフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。特にキナクリドンの吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換膜にキナクリドンを用い、シンチレータ４６に発光ピーク波長が５６５ｎｍのＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、それぞれのピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、シンチレータ４６からの光を略余すところなく信号電荷に変換することができる。

筐体６０は、センサ部４１、シンチレータ４６、および有機撮像素子４７からなるＸ線検出器４０を、Ｘ線を照射する前側から覆う前カバー６１と、反対側の背面から覆う背面カバー６２とからなる。各カバー６１、６２は導電性樹脂からなる。前カバー６１には矩形状の開口が形成されており、開口には透過板６３が取り付けられている。透過板６３は、軽量で剛性が高く、かつＸ線透過性が高いカーボン材料で形成されている。各カバー６１、６２、および透過板６３は、電子カセッテ１４への電磁ノイズの侵入、および電子カセッテ１４から外部への電磁ノイズの放射を防止する電磁シールドとして機能する。

Ｘ線検出器４０の背面側には、ベース板６４、および複数の回路基板６５が順に配置される。ベース板６４は例えばステンレス製であり、前側にセンサ部４１が、背面側に回路基板６５がそれぞれ取り付けられる。回路基板６５には、画素４３、画素５０を駆動して信号電荷の読み出しを制御する走査回路や、画素４３、画素５０から読み出された信号電荷をデジタルデータに変換して出力するＡ／Ｄ変換器、これらの動作を制御する制御回路等を備えた信号処理部６６ａ、６６ｂ（図５参照）を構成する回路素子が形成されている。回路基板６５は、図示しないフレキシブルケーブル等でセンサ部４１および有機撮像素子４７と接続される。

図５において、撮影制御装置１１のＸ線源制御部７０は、ドライバ７１を介してＸ線源１３が照射するＸ線のエネルギースペクトルを決める管電圧、および単位時間当たりの照射量を決める管電流を制御し、指定された撮影条件および動作タイミングにてＸ線管１８を動作させる。管電圧、管電流、あるいは被検体の性別、年齢、体型、撮影部位といった撮影条件は、撮影制御装置１１の操作パネルを通じて放射線技師により設定される。ドライバ７１は、トランスによって入力電圧を昇圧して高圧の管電圧を発生し、高電圧ケーブルを通じてＸ線源１３に駆動電力を供給する。

カセッテ制御部７２は、電子カセッテ１４の各部の動作を統括的に制御する。カセッテ制御部７２は、ドライバ７３ａ、７３ｂを介してセンサ部４１、有機撮像素子４７の動作をそれぞれ制御し、指定された動作タイミングにてこれらを動作させる。カセッテ制御部７２は、放射線技師によって照射スイッチ７４が操作され、照射検出センサ５２の出力からＸ線源１３によるＸ線の照射が開始されたことを検出したときに、電子カセッテ１１の同期制御を行う。

具体的には、Ｘ線の照射開始を検出した場合、カセッテ制御部７２は、ドライバ７３ａ、７３ｂを介してセンサ部４１、有機撮像素子４７に信号電荷の蓄積動作を開始させ、所定時間が経過したら信号電荷の読み出し動作に移行させる。Ｘ線の照射時間は、撮影条件に応じて変化するが、静止画撮影の場合には、Ｘ線の最大照射時間が約５００ｍｓｅｃ〜約２ｓ程度の範囲に定められている場合が多く、照射時間はこの最大照射時間を上限として設定される。

ＡＥＣ制御部７６は、ＡＥＣセンサ５１の出力に基づいてＸ線の照射を停止させる。ＡＥＣ制御部７６は、被検体の性別、年齢、体型、撮影部位等の撮影条件に適応した透過Ｘ線量（被検体を透過してＸ線検出器４０に照射されるＸ線量）を自動的に算出する。

ＡＥＣ制御部７６は、照射スイッチ７４が操作されて照射開始信号が発せられたときにＡＥＣセンサ５１の出力のモニタリングを開始する。そして、ＡＥＣセンサ５１の出力に基づく透過Ｘ線量の実測値と、撮影条件から割り出した透過Ｘ線量の設定値とを比較する。引き続きＸ線源１３からＸ線が照射され、透過Ｘ線量の実測値が設定値に達したとき、ＡＥＣ制御部７６はＸ線の照射を停止させる旨の照射停止信号をＸ線源制御部７０に送信する。Ｘ線源制御部７０は、照射停止信号に応じてドライバ７１の駆動を制御し、Ｘ線管１５への電力供給を止めさせ、Ｘ線の照射を停止させる。また、カセッテ制御部７２は、照射停止信号に応じてセンサ部４１、有機撮像素子４７に読み出し動作を開始させる。

画像処理部７５は、信号処理部６６ａ、６６ｂからセンサ部４１と有機撮像素子４７で得た二つの画像Ｇｃ（第一の放射線画像）、Ｇｏ（第二の放射線画像）のデータを受け取り、各種画像処理を施す。図６に模式的に示すように、ＣＭＯＳイメージセンサの画像Ｇｃは、センサ部４１の不感領域４５にあたる部分８０に画像情報がない、十字状にスジが入ったものとなる。一方、有機撮像素子４７の画像Ｇｏは、センサ部４１の不感領域４５にあたる部分８０の画像情報を有する。画像処理部７５は、センサ部４１の画像Ｇｃに有機撮像素子４７の画像Ｇｏを加えて、センサ部４１の不感領域４５にあたる部分８０の画像情報を補間し、最終的に出力する合成画像Ｇとする。

センサ部４１の画素４３と有機撮像素子４７の画素５０は同サイズ、同ピッチであるため、画像Ｇｃの不感領域にあたる部分８０を画像Ｇｏで補間するに際しては、これらの画像Ｇｃ、Ｇｏを合成する以外に周囲の画素値の平均値で補間するといった他の補間処理は必要ない。但し、センサ部４１の画素４３と有機撮像素子４７の画素５０は感度（同じ強さの光を当てたときに発生する信号電荷の量）やダイナミックレンジ等の性能が異なる。このため、画像処理部７５は、画像Ｇｏに対して補正を施し、画像Ｇｏの画素値を画像Ｇｃの画素値に換算してから画像Ｇｃ、Ｇｏを合成する。換算式は予めセンサ部４１と有機撮像素子４７の性能の違いを元に求め、画像処理部７５のメモリ等に与えておく。

コンソール１２は、撮影制御装置１１に対して撮影条件を送信するとともに、撮影制御装置１１から送信されるＸ線画像のデータに対してオフセット補正やゲイン補正等の各種画像処理を施す。画像処理済みのＸ線画像はコンソール１２のディスプレイに表示される他、そのデータがコンソール１２内のハードディスクやメモリ、あるいはコンソール１２とネットワーク接続された画像蓄積サーバといったデータストレージデバイスに格納される。

コンソール１２は、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的といった情報が含まれる検査オーダの入力を受け付けて、検査オーダをディスプレイに表示する。検査オーダは、ＨＩＳ（病院情報システム）やＲＩＳ（放射線情報システム）といった患者情報や放射線検査に係る検査情報を管理する外部システムから入力されるか、放射線技師により手動入力される。放射線技師は、検査オーダの内容をディスプレイで確認し、その内容に応じた撮影条件をコンソール１２の操作画面を通じて入力する。

以下、上記構成による作用について説明する。Ｘ線撮影システム２で撮影を行う場合には、まず、立位または臥位のいずれかの撮影台１８にセットされた電子カセッテ１４の高さを調節して、被検体の撮影部位と位置を合わせる。また、電子カセッテ１４の高さおよび撮影部位の大きさに応じて、Ｘ線源１３の高さや照射野の大きさを調整する。次いで電子カセッテ１４の電源を投入する。さらにコンソール１２から撮影条件を入力し、撮影制御装置１１に撮影条件を設定する。

撮影準備が完了すると、放射線技師によって照射スイッチ７４が押されて照射開始信号が送信され、Ｘ線の照射が開始される。また、照射検出センサ５２によりＸ線の照射開始が検出されると、カセッテ制御部７２の制御の下、センサ部４１および有機撮像素子４７は蓄積動作に移行される。Ｘ線源制御部７０は、ＡＥＣ制御部７６から照射停止信号を受けるとＸ線の照射を停止する。また、センサ部４１および有機撮像素子４７も蓄積動作を終了して、読み出し動作へ移行する。読み出し動作では、画素４３および画素５０に蓄積された信号電荷が各々読み出され、信号処理部６６ａ、６６ｂで各種信号処理が施されて画像Ｇｃ、Ｇｏが生成される。

画像Ｇｃ、Ｇｏのデータは信号処理部６６ａ、６６ｂから画像処理部７５に送信される。画像処理部７５では画像Ｇｃ、Ｇｏの合成が行われ、画像Ｇｃのセンサ部４１の不感領域４５にあたる部分８０の画像情報が画像Ｇｏで補間される。これにより得られた合成画像Ｇのデータはコンソール１２でオフセット補正、ゲイン補正等の各種画像処理を施された後、コンソール１２のディスプレイに表示されたりデータストレージデバイスに格納される。

以上説明したように、本発明によれば、センサ部４１のセンサパネル４２の繋ぎ目である不感領域４５と相対する位置に有機撮像素子４７の撮像領域４８を配し、撮像領域４８の画素５０で得られた画像Ｇｏでセンサ部４１の画像Ｇｃの不感領域４５にあたる部分８０を補間するので、不感領域４５にあたる部分８０が欠けた画像や不感領域４５にあたる部分８０を演算による補間で埋めた画像といった画質が劣化した画像が診断に供されることがなく、不感領域４５があることを感じさせない診断に適した画像を提供することができる。

有機撮像素子４７は、構造が簡単で製造も容易であることから、比較的容易にセンサ部４１の不感領域４５を模した形状（本例では十字状）とすることができる。また、有機撮像素子４７は薄型であるため、積層しても電子カセッテ１４が従来と比べて極端に厚くなるということはない。

上記実施形態では、有機撮像素子をセンサ部の不感領域にあたる部分のみに形成しているが、図７に示すＸ線検出器８５のように、全面を撮像領域８７とした有機撮像素子８６を用いてもよい。この場合も上記実施形態と同様に、センサ部４１の画像Ｇｃの不感領域４５にあたる部分８０の補間には、センサ部４１の不感領域４５にあたる有機撮像素子８６の画素５０の画像情報を用いる。センサ部４１の撮像領域４４にあたる有機撮像素子８６の画素５０の画像情報は、以下に説明する二つの変形例のように利用することができる。

第一の変形例では、全面を撮像領域８７とした有機撮像素子８６のうち、センサ部４１の撮像領域４４にあたる部分の画素５０をＡＥＣセンサとして用いる。例えば、撮影時に被検体が対面し、関心領域となる可能性が高い撮像領域８７の中央部分や、撮像領域８７を等分した複数の区域の中央部分の画素５０をＡＥＣセンサとし、該画素５０で発生した信号電荷を積算して電圧出力に変換する積分アンプを設けて、その電圧出力を一定時間間隔でモニタリングする。

この場合、図８に示す撮影制御装置９０のように、ＡＥＣセンサとした画素５０の出力に基づいてＸ線の照射を停止させるＡＥＣ制御部９１を設ける。また、撮影条件として照射時間は設定せず、例えば被検体の性別、年齢、体型、撮影部位等の条件をコンソール１２から入力し、入力された撮影条件に適応した透過Ｘ線量（被検体を透過してＸ線検出器８５に照射されるＸ線量）をＡＥＣ制御部９１で自動的に算出する。なお、符号９２は、Ｘ線検出器８５を搭載した電子カセッテを示し、符号９３ｂは積分アンプを設けた信号処理部を示す。

ＡＥＣ制御部９１は、照射スイッチ７４が操作されて照射開始信号が発せられたときに積分アンプの電圧出力のモニタリングを開始する。そして、積分アンプの電圧出力に基づく透過Ｘ線量の実測値と、撮影条件から割り出した透過Ｘ線量の設定値とを比較する。引き続きＸ線源１３からＸ線が照射され、透過Ｘ線量の実測値が設定値に達したとき、ＡＥＣ制御部９１はＸ線の照射を停止させる旨の照射停止信号をＸ線源制御部７０に送信する。Ｘ線源制御部７０は、照射停止信号に応じてドライバ７１の駆動を制御し、Ｘ線管１５への電力供給を止めさせ、Ｘ線の照射を停止させる。

上記実施形態のようにＡＥＣセンサを別に設けることなく、自動露出制御とセンサ部４１の不感領域４５にあたる部分８０の補間とを行うことができる。なお、撮影条件や積分アンプの電圧出力の測定結果に応じてＡＥＣセンサとする画素５０を選択してもよい。

また、センサ部４１の撮像領域４４にあたる部分の画素５０を照射検出センサとして用いてもよい。この場合も上述のＡＥＣセンサとして代用する場合と同様に、画素５０からの透過Ｘ線量の実測値と予め設定された閾値とを比較し、実測値が閾値を上回ったらＸ線の照射が開始されたと判断する。同様にＸ線の照射開始だけでなく終了を画素５０で検出してもよい。

第二の変形例では、全面を撮像領域８７とした有機撮像素子８６で得られた画像Ｇｏ’の画像情報を、センサ部４１の画像Ｇｃと画像Ｇｏ’を合成する際の位置合わせに用いる。

上記実施形態では、Ｘ線源１３と撮像領域４４が対向する位置に電子カセッテ１４を配しているため、シンチレータ４６を隔てて同じ位置にあるセンサ部４１の不感領域４５と有機撮像素子４７の撮像領域４８への透過Ｘ線像は略同じ投影像となる。

しかしながら、長尺の電子カセッテで撮影する場合や、Ｘ線源を移動させながら異なる角度から被検体にＸ線を照射し、得られた画像を加算して所望の断層面を強調した断層画像を得るトモシンセシス撮影を行う場合等、必ずしもＸ線源と撮像領域が対向する位置に電子カセッテが配置されない場合は、ＣＭＯＳイメージセンサと有機撮像素子がシンチレータの厚み分離れているため、センサ部の不感領域とこれにあたる有機撮像素子の撮像領域への透過Ｘ線像がずれるおそれがある。この場合は上記実施形態のように単純に画像Ｇｃと画像Ｇｏ’を合成したのでは、センサ部の不感領域にあたる部分に不自然な段差ができてしまい、画像の連続性が損なわれる。

そこで、図９に示す撮影制御装置１００のように、周知の形状認識技術を用いて画像Ｇｃと画像Ｇｏ’に映る被検体像の輪郭を画像認識する画像認識部１０１を設け、画像認識部１０１の認識結果に基づき、画像処理部７５で画像Ｇｃと画像Ｇｏ’の被写体像の輪郭を一致させたときの各画像Ｇｃ、Ｇｏ’間の縦横のずれ量を求め、このずれ量分画像Ｇｃまたは画像Ｇｏ’をシフトさせて画像Ｇｃと画像Ｇｏ’の合成処理を行うことが好ましい。センサ部の不感領域とこれにあたる有機撮像素子の撮像領域への透過Ｘ線像がずれる場合であっても、連続性を保った高画質なＸ線画像を提供することができる。

なお、センサ部４１の撮像領域４４と有機撮像素子８６の撮像領域８７の素抜け部分にＸ線を吸収する材料からなるマーカを配し、このマーカの像を画像認識した結果を元に上記の位置合わせを行ってもよい。

また、図９では、第一の変形例のＡＥＣ制御部９１や信号処理部９３ｂを設けて、第一、第二の変形例を複合して実施可能に構成している。勿論、各変形例を個別に実施してもよい。

第一の変形例を単独で実施する場合は、センサ部４１の不感領域４５にあたる部分とＡＥＣセンサとする部分のみを撮像領域とすればよい。第二の変形例においても、各画像Ｇｃ、Ｇｏ’間のずれ量を算出するに十分なサイズ、例えばセンサ部４１の撮像領域４４の半分程度を撮像領域とすればよく、有機撮像素子の全面を撮像領域とせず、必要十分な領域のみを撮像領域とすればよい。例えば診断で必要な領域は中央部分となることが多いので、中央部分のみを有機撮像素子の撮像領域とし、端の部分は有機撮像素子の画素５０の撮像信号で補間せずにそのままとする。こうすることで画像の合成に掛かる画像処理時間を短縮することができ、ＣＭＯＳイメージセンサの使用による処理高速化の効果を十分に発揮することができる。なお、全面を撮像領域とする場合、有機撮像素子をＸ線が透過する材料から構成することは言う迄もない。

なお、本発明は、上記実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採り得ることはもちろんである。

センサ部を構成するＣＭＯＳイメージセンサのセンサパネルの形状、個数や、不感領域の縦横幅等は、上記実施形態で示した例に限定されない。

上記実施形態では、シンチレータ４６からの可視光に感応する有機光電変換膜を用いているが、有機光電変換膜をＸ線に感応する材料で形成し、透過板６３から入射するＸ線を直接電荷に変換してもよい。

また、上記実施形態では、Ｘ線の入射方向からみて有機撮像素子、シンチレータ、ＣＭＯＳイメージセンサの順となるようＸ線検出器を構成しているが、図１０に示すＸ線検出器１１０のように、シンチレータ４６とセンサ部４１の間（センサ部４１上）に有機撮像素子４７を形成してもよい。

図１０では、センサ部４１の不感領域４５のみに有機撮像素子４７を配した図４に示す例の変形例を示したが、図７の全面に撮像領域８７を配した有機撮像素子８６を同様にセンサ部４１上に設けてもよい。但しこの場合は、有機撮像素子の介在によってＣＭＯＳイメージセンサに入射するシンチレータからの可視光が減光することがないよう、上記実施形態とは逆に、シンチレータの発光ピーク波長から外れた波長帯に吸収ピーク波長を有する有機光電変換膜を用いることが好ましい。シンチレータ４６に発光ピーク波長が５６５ｎｍのＣｓＩ（Ｔｌ）を用いた場合は、例えば特開２００９−２１８５９９号公報に記載のルブレンを含むｐ型物質層とフラーレンまたは高次フラーレンを含むｎ型物質層を有する、青色波長帯域の４００ｎｍ付近に吸収ピーク波長をもつ有機光電変換膜を用いる。なお、ＣＭＯＳイメージセンサ上に有機撮像素子を形成した場合も上記実施形態と同様に、有機撮像素子の画素をＡＥＣセンサや照射検出センサとして用いたり、有機撮像素子の出力を画像間の位置合わせに利用してもよい。

Ｘ線撮影システム２は病院の撮影室に据え置かれるタイプに限らず、回診車に搭載されるタイプや、Ｘ線源、電子カセッテ、撮影制御装置等を事故、災害等の緊急医療対応が必要な現場や在宅診療を受ける患者の自宅に持ち運んでＸ線撮影を行うことが可能な可搬型のシステムに適用してもよい。また、可搬型のＸ線画像検出装置である電子カセッテに限らず、撮影台に据え付けるタイプのＸ線画像検出装置に適用してもよい。さらに、撮影部位は特に限定されず、胸部、腹部、あるいは乳房を撮影対象とするシステム等、如何なるものでもよく、撮影方法も静止画、動画撮影のいずれでもよい。

上記実施形態では、電子カセッテと撮影制御装置を別体で構成した例で説明したが、撮影制御装置の機能を電子カセッテの制御回路に内蔵する等、電子カセッテと撮影制御装置を一体化してもよい。また、コンソールで画像処理を行うとしているが、撮影制御装置で行ってもよい。さらに、コンソールに撮影制御装置の機能をもたせて一体化してもよい。

本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を使用する撮影システムにも適用することができる。

２ Ｘ線撮影システム
１０ 撮影装置
１１、９０、１００ 撮影制御装置
１２ コンソール
１３ Ｘ線源
１４、９２ 電子カセッテ
４０、８５、１１０ Ｘ線検出器
４１ センサ部
４２ センサパネル
４３、５０ 画素
４４、４８、８７ 撮像領域
４５ 不感領域
４６ シンチレータ
４７ 有機撮像素子
５１ ＡＥＣセンサ
５２ 照射検出センサ
７５ 画像処理部
７６、９１ ＡＥＣ制御部
１０１ 画像認識部

Claims (13)

1. 放射線画像検出装置と画像処理部とを備え、
   前記放射線画像検出装置は、第一の放射線画像を検出するための複数の画素がシリコン基板上にマトリクス状に配列されたＣＭＯＳイメージセンサのパネルを複数繋ぎ合わせて一画面分の撮像領域が形成されるセンサ部と、
   前記センサ部の撮像領域の全面と対面するように配置され、放射線源から照射された放射線を可視光に変換して前記センサ部の撮像領域に入射させるシンチレータと、
   前記シンチレータからの可視光を光電変換する有機光電変換膜を有し、前記センサ部を構成する複数のパネルの繋ぎ目の不感領域の画像情報を含む第二の放射線画像を得る有機撮像素子とを有し、
   前記画像処理部は、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の合成画像を生成することを特徴とする放射線撮影装置。
2. 前記有機撮像素子の撮像領域は、前記センサ部の不感領域にあたる部分にのみ設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
3. 前記有機撮像素子の撮像領域は、前記センサ部の不感領域にあたる部分と撮像領域にあたる部分に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
4. 前記センサ部の撮像領域にあたる部分に設けられた前記有機撮像素子の撮像領域の画素を自動露出制御用のセンサとして用い、
   該画素の出力に基づき前記放射線源に放射線の照射停止を指示する自動露出制御部を備えることを特徴とする請求項３に記載の放射線撮影装置。
5. 前記センサ部の撮像領域にあたる部分に設けられた前記有機撮像素子の撮像領域の画素を放射線照射検出センサとして用い、
   該画素の出力に基づき前記センサ部および前記有機撮像素子の動作を制御することを特徴とする請求項３または４に記載の放射線撮影装置。
6. 前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像に映る特定被写体像を画像認識する画像認識部を備え、
   前記画像処理部は、前記画像認識部の認識結果に基づき、前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の特定被写体像のずれを補正して各画像の被検体像が一致するよう前記合成画像を生成することを特徴とする請求項３ないし５のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
7. 前記特定被写体像は被検体像またはマーカであることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮影装置。
8. 前記放射線源および前記放射線画像検出装置の動作を統括的に制御する撮影制御装置を備え、
   前記画像処理部、前記自動露出制御部、および前記画像認識部は前記撮影制御装置に設けられていることを特徴とする請求項１ないし７のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
9. 前記有機撮像素子は、前記シンチレータの放射線の入射面上に配されていることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
10. 前記有機撮像素子は、前記センサ部の前記シンチレータからの可視光の入射面上に配されていることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
11. 前記有機撮像素子は、前記シンチレータの発光ピーク波長から外れた波長帯に吸収ピーク波長をもつ有機光電変換膜を有することを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮影装置。
12. 前記放射線画像検出装置は、前記センサ部、前記シンチレータ、および前記有機撮像素子が可搬型の筐体に収納された電子カセッテであることを特徴とする請求項１ないし１１のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
13. 第一の放射線画像を検出するための複数の画素がシリコン基板上にマトリクス状に配列されたＣＭＯＳイメージセンサのパネルを複数繋ぎ合わせて一画面分の撮像領域が形成されるセンサ部と、
    前記センサ部の撮像領域の全面と対面するように配置され、放射線源から照射された放射線を可視光に変換して前記センサ部の撮像領域に入射させるシンチレータと、
    前記シンチレータからの可視光を光電変換する有機光電変換膜を有し、前記センサ部を構成する複数のパネルの繋ぎ目の不感領域の画像情報を含む第二の放射線画像を得る有機撮像素子とを備え、
    前記第一の放射線画像と前記第二の放射線画像の合成画像が生成されることを特徴とする放射線画像検出装置。

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