WO2006095702A1 - Ｘ線撮像装置 - Google Patents

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WO2006095702A1
WO2006095702A1 PCT/JP2006/304308 JP2006304308W WO2006095702A1 WO 2006095702 A1 WO2006095702 A1 WO 2006095702A1 JP 2006304308 W JP2006304308 W JP 2006304308W WO 2006095702 A1 WO2006095702 A1 WO 2006095702A1
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signal
ray
unit
imaging
trigger
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PCT/JP2006/304308
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English (en)
French (fr)
Inventor
Akira Taoka
Kazuhisa Miyaguchi
Original Assignee
Hamamatsu Photonics K.K.
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Publication date
Application filed by Hamamatsu Photonics K.K. filed Critical Hamamatsu Photonics K.K.
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Priority to US11/885,766 priority patent/US7676024B2/en
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    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging apparatus that captures an X-ray image.
  • This X-ray imaging system includes an X-ray irradiation apparatus that irradiates X-rays and an X-ray imaging apparatus that captures an X-ray image by the X-ray irradiation.
  • the X-ray imaging apparatus drives an imaging unit having a CCD for imaging an X-ray image, an X-ray detection unit for detecting the presence or absence of X-ray irradiation, and the imaging unit and the X-ray detection unit.
  • a drive control unit for controlling.
  • the X-ray detection unit is a photodiode or the like that photoelectrically converts irradiated X-rays and outputs an X-ray detection signal. Based on the detection signal output from the X-ray detection unit, the drive control unit starts the entire X-ray irradiation period for each X-ray imaging (hereinafter simply referred to as the total X-ray irradiation period). A timing (or further, an end timing) is detected, and a trigger indicating an imaging start (or further, imaging end) timing is generated based on the detected timing. The drive control unit controls the CCD based on this trigger to perform X-ray imaging.
  • the imaging unit and the X-ray detection unit are placed in the subject's mouth.
  • Dimensional shape that can be inserted and used in the state of being inserted into the mouth during X-ray imaging.
  • the drive control unit transmits / receives various signals (control signals and image signals) to the imaging unit and X-ray detection unit inserted in the subject's mouth via a signal cable.
  • This signal cable includes, for example, a signal line for transmitting an X-ray detection signal for generating a trigger indicating imaging start timing from the X-ray detection unit to the drive control unit.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Publication No. 11-502055
  • Patent Document 2 Japanese Patent No. 3335350 Disclosure of the invention
  • the above signal cable is a multicore cable with a length of about 3m with a diameter of about 3mm by bundling dozens of thin cables, and it is subject to various factors such as sudden bending and dropping. It is easy to be subjected to impact.
  • an impact is applied to a signal cable, physical stress is applied to the signal line itself, and electrical noise is generated in association with this stress.
  • this electrical noise becomes a signal and is transmitted to the drive control unit via the signal line, the drive control unit uses the signal due to the electrical noise as an X-ray detection signal output from the X-ray detection unit. Will be processed.
  • an object of the present invention is to reduce the occurrence of malfunctions in an X-ray imaging apparatus.
  • the X-ray imaging apparatus of the present invention includes an imaging unit that captures an X-ray image obtained by X-ray irradiation, and an X-ray detection that outputs an X-ray detection signal over the irradiation period when the X-ray is irradiated.
  • a trigger that indicates the start timing of X-ray image capturing
  • a drive control unit that performs drive control on the imaging unit using the trigger
  • the X-ray detection A detection signal line for transmitting a signal to the drive control unit, a control signal line for transmitting a control signal for controlling the drive of the imaging unit to the imaging unit, and the control signal line
  • a signal cable including one or a plurality of image signal lines for transmitting an image signal picked up by the image pickup unit from the image pickup unit to the drive control unit in each tube for each signal line. Is the detection signal line. There are arranged to be surrounded by any other signal line among the above three signal lines, characterized in that.
  • the detection signal line for transmitting the X-ray detection signal for generating the trigger indicating the imaging start timing is arranged so as to be surrounded by any of the other signal lines. . Therefore, even if an impact is applied to the signal cable itself due to dropping or sudden bending, such an impact is placed outside the detection signal line with respect to the detection signal line. It is alleviated by the presence of other signal cables. As a result, noise due to an impact is less likely to be generated in the detection signal line, so that a trigger indicating the imaging start timing is erroneously generated by the noise, and erroneous operation can be reliably suppressed.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray imaging system according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing a cross-sectional configuration inside the signal cable according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a configuration of a trigger generation unit according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a timing chart for explaining the operation of the trigger generation unit according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is a timing chart for explaining the operation of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment.
  • the X-ray imaging system 10 is a medical X-ray imaging system for performing X-ray imaging of a subject's teeth and the like.
  • the X-ray imaging system 10 includes an X-ray irradiation device 1, an X-ray imaging device 2, a PC (Personal Computer) 3 and a display 4.
  • the X-ray irradiation apparatus 1 is an X-ray irradiation apparatus that performs X-ray irradiation on teeth and the like, and is configured as a fixed installation type.
  • the X-ray irradiation device 1 responds to the X-ray irradiation start instruction until the X-ray irradiation end instruction is input (or until the irradiation end timer expires). Steady X-ray irradiation is performed according to the voltage waveform of the complete DC voltage obtained by the inverter method.
  • the X-ray irradiation apparatus 1 can also perform periodic X-ray irradiation according to the half-wave rectified waveform of the AC power supply voltage.
  • the X-ray imaging apparatus 2 is an X-ray imaging apparatus for capturing an X-ray image of a tooth or the like, and includes an optical image acquisition unit 5 and a control unit 6.
  • the optical image acquisition unit 5 includes an imaging unit 7 and a connection unit 8, and is connected to each other via a signal cable L1.
  • the control unit 6 and the connection unit 8 having a trigger generation unit 93 to be described later constitute a drive control unit 13 (drive control unit) for driving and controlling the imaging unit 7.
  • the imaging unit 7 includes a CCD 72 described later, and the CCD 72 captures an X-ray image of a tooth or the like.
  • the imaging unit 7 has a size and shape that can be easily inserted into the oral cavity of the subject.
  • FIG. 1B illustrates a state in which the imaging unit 7 is inserted into the oral cavity of the subject.
  • the imaging unit 7 is inserted inside the front teeth on the upper jaw of the subject, and the signal cable L 1 extends from the imaging unit 7 to the outside of the oral cavity.
  • the signal cable L1 has a thin and long dimension, and bundles dozens of thin cables. It is a multicore cable with a diameter of about 3mm.
  • the signal cable L1 is flexible so that discomfort to the subject can be sufficiently reduced when the imaging unit 7 is inserted into the subject's oral cavity (see FIG. 1 (b)).
  • each cable of the detection signal line Ll l, control signal line L 12 and image signal line L 13 has excellent flexibility. (Refer to FIG. 2 (a) and FIG. 3), one or a plurality of signal lines L11 to L13 are included.
  • the signal cable L1 includes one detection signal line L11 and one image signal line L13, eleven control signal lines L12, and one signal cable L1.
  • GND (GrouND) line L14 One detection signal line L11 and one image signal line L13 are arranged inside the signal cable L1 together with one GND line L14 and one control signal line L12.
  • the control signal line L12 is arranged.
  • the details and number of the signal lines L11 to L13 in the signal cable L1 are not limited to those shown in Fig. 2 (a) as long as they are as described above.
  • the signal cable L1 has a holding member 12 extending in the longitudinal direction of the tube 11 inside the tube 11, and one each of the holding members 12 inside the holding member 12.
  • Detection signal line Ll l, control signal line L12, image signal line L13, and GND line L14 are arranged, and 10 control signal lines L12 are arranged outside the holding member 12.
  • the holding member 12 is made of a material having excellent flexibility, for example, paper.
  • the holding member 12 is, for example, a tape-like member in which the detection signal line Lll, the control signal line L12, the image signal line L13, and the GND line L14 are bundled.
  • the control unit 6 is connected to the PC 3 via the signal cable L2.
  • the control unit 6 controls the optical image acquisition unit 5 (especially the imaging unit 7) or transmits image data to the PC 3 in response to various control instructions transmitted from the PC 3 to the optical image acquisition unit 5.
  • a USB (Universal Serial Bus) cable or the like can be used as the signal cable L2, and the USB cable can supply power to the X-ray imaging device 2 in addition to transmitting and receiving signals.
  • PC 3 makes various settings (for example, solutions) to X-ray imaging apparatus 2 via signal cable L2.
  • Image settings X-ray imaging instructions
  • the image data and data representing the analysis result are stored in a memory.
  • the PC 3 displays an X-ray image on the display 4 based on the image data captured from the X-ray imaging device 2, and displays the analysis result and the like for the image data.
  • the display 4 has a display unit such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display).
  • the imaging unit 7 includes a scintillator 71, a CCD 72, and a CCD control unit 73.
  • the scintillator 71 emits visible light having a light amount corresponding to the energy amount of the X-ray.
  • the CCD 72 photoelectrically converts the visible light, generates a charge (charge representing an image) corresponding to the amount of visible light, and accumulates it in a readable manner (hereinafter referred to as the “light”). It is also called taking images).
  • control unit 73 When the CCD control unit 73 receives a control signal for the CCD 72 from the control unit 6, the CCD control unit 73 drives and controls the CCD 72 according to the control signal.
  • the above-mentioned control signal for the CCD 72 is, for example, an X-ray image capturing instruction or a reading instruction.
  • signal means an analog signal.
  • the connection unit 8 is for detachably connecting the optical image acquisition unit 5 to the control unit 6, and includes a connector 81.
  • This connector 81 is, for example, a 36-pin MDR connector.
  • a control signal for the imaging unit 7 by the control unit 6 is transmitted from the control unit 6 to the imaging unit 7 via the connection unit 8 and the signal cable L1 (control signal line L12).
  • An image signal representing an X-ray image captured by the imaging unit 7 is transmitted to the control unit 6 via the connection unit 8 and the signal cable L1 (image signal line L13).
  • the optical image acquisition unit 5 includes a trigger generation unit 9.
  • the trigger generation unit 9 generates a trigger signal representing an X-ray image capturing start instruction and an imaging end instruction for the imaging unit 7 and outputs the trigger signal to the control unit 6.
  • the trigger generation unit 9 includes an X-ray detection unit 90 having a PD (PhotoDiode) 91 and an amplification unit 92, and a trigger generation unit connected to the X-ray detection unit 90 via a signal cable L1 (detection signal line L11). Part 93.
  • PD PhotoDiode
  • the control unit 6 includes a signal processing unit 61, a trigger processing unit 62, an I / O control unit 63, an AZD conversion unit 64, and And a CCD drive unit 65.
  • the control unit 6 has a connection terminal to which the connector 81 of the optical image acquisition unit 5 can be attached and detached, and transmits and receives various signals to and from the optical image acquisition unit 5 through the connection terminal. Furthermore, the control unit 6 transmits and receives various data to and from the PC 3 via the signal cable L2.
  • “data” means digital data.
  • the signal processing unit 61 receives trigger data (data indicating the X-ray image imaging start timing and imaging end timing) input from the trigger processing unit 62 and the IZO control unit 63. Depending on the command data from the PC 3, control data for the optical image acquisition unit 5 (or each component such as the trigger processing unit 62) is generated, or from the optical image acquisition unit 5 to the D conversion unit The image data is taken in via 64, and this image data is transmitted to the PC3 side via the control unit 63.
  • the trigger processing unit 62 is a falling edge of a later-described trigger signal pulse (Low signal pulse ⁇ 4 or ⁇ 8 included in the trigger signal S6 shown in FIG. 5) input from the trigger generation unit 9.
  • the (start) timing that is, the start timing of the whole X-ray irradiation period T1 shown in Fig. 5
  • the pulse width of the pulse by the monostable multi-noibrator 93b (shown in Fig. 5) is detected from this falling timing. If the pulse does not rise (end) before the period elapses, trigger data indicating the imaging start timing is sent at this timing. Output to 61.
  • trigger processing unit 62 detects the rising timing of the pulse of the trigger signal input from the trigger generation unit 9 (end timing of the entire X-ray irradiation period T1 shown in FIG. 5), imaging is performed at this rising timing. Trigger data indicating the end timing is output to the signal processor 61.
  • the IZO control unit 63 has an interface for transmitting and receiving data to and from the PC 3 via the signal cable L2 based on a data transmission method such as USB or IEEE1394.
  • the control unit 63 supports not only wired data transmission but also wireless data transmission methods such as wireless LAN (Local Area Network) and Bluetooth. Have an interface! / ,.
  • the AZD conversion unit 64 converts the image signal captured from the imaging unit 7 into image data and outputs the image data to the signal processing unit 61.
  • the CCD drive unit 65 generates a control signal (signal pulse) according to various control data for the optical image acquisition unit 5 input from the signal processing unit 61, and outputs this control signal to the optical image acquisition unit 5.
  • the PD 91 detects X-rays irradiated by the X-ray irradiation apparatus 1.
  • this X-ray irradiation is steady according to the voltage waveform of the complete DC voltage obtained by the high-frequency inverter system included in the X-ray irradiation apparatus 1.
  • PD91 also outputs an electrical signal (hereinafter referred to as signal S1) corresponding to the detected X-ray energy.
  • the signal S1 includes a pulse P1 having a pulse width corresponding to the entire X-ray irradiation period T1 (several tens of milliseconds to several seconds).
  • the amplifying unit 92 includes an I-V conversion amplifier 92a and a gain amplifier 92b.
  • the I-V conversion amplifier 92a converts the signal S1 input from the PD 91 into a voltage value
  • the gain amplifier 92b converts the signal S1 converted into this voltage value into the subsequent stage.
  • the signal S2 (X-ray detection signal) is output after being amplified to a signal level that can be processed by the connection unit 8.
  • the amplification unit 92 outputs the signal S2 to the trigger generation unit 93 via the signal cable L1 (detection signal line L11).
  • the trigger generation unit 93 includes a comparator 93a, a monostable multivibrator 93b, a C / R connection 93c that determines a time constant, and a NOR circuit 93d.
  • the comparator 93a converts the signal S4 into a monostable multivibrator 93b and a NOR circuit. Output to 93d.
  • the signal S4 includes a pulse P2 having a pulse width corresponding to a time width (approximately equal to the entire X-ray irradiation period T1 and a time width) when the signal S2 is equal to or higher than the reference signal level S3.
  • the monostable multivibrator 93b receives this signal S4 from the comparator 93a.
  • the pulse P3 (signal S5) is output to the NOR circuit 93d in synchronization with the rise (start) of the pulse P2 included in the signal S4.
  • the pulse P3 has a pulse width W (20 to 40 ms) determined by each value of the capacitance C and the resistance R included in the C and R connection 93c that determines the time constant.
  • the NOR circuit 93d is in a state where the signal S5 includes the pulse P3 or the signal S4 includes the pulse P2, and the state continues. A low signal is output over the period, and in other cases, that is, if signal S5 does not contain pulse P3 and signal S4 does not contain pulse P2, that state continues. A high signal is output over a period of time.
  • the NOR circuit 93d outputs the trigger signal S6 including the Low signal pulse P4 having a pulse width corresponding to the entire X-ray irradiation period T1 during the entire X-ray irradiation period T1.
  • the same trigger signal as in the above-described steady X-ray irradiation is also applied to periodic X-ray irradiation corresponding to the half-wave rectified waveform of the AC power supply voltage.
  • S6 can be output. Therefore, next, the trigger generation unit 9 outputs the trigger signal S6 when the X-ray irradiation power by the X-ray irradiation device 1 is periodic at 50Hz or 60Hz according to the half-wave rectified waveform of the AC power supply voltage. The operation when doing this will be described.
  • the signal S2 (same for the signal S1) input from the X-ray detection unit 90 to the trigger generation unit 93 periodically includes a plurality of pulses P5 shown in FIG.
  • the signal S4 also periodically includes a plurality of pulses P6 corresponding to the pulse P5 (signals S1 and S2).
  • the monostable multivibrator 93b When this pulse P6 is input, the monostable multivibrator 93b outputs a pulse P3 having a pulse width W.
  • the monostable multivibrator 93b synchronizes with the rising (start) of the newly input pulse P6, and the pulse P3 Is newly output. That is, in the monostable multivibrator 93b, the pulse width of the signal S5 continues to be expanded beyond the pulse width W of the pulse P3 as long as the pulse P6 is continuously input during the output of the pulse P3.
  • a pulse P7 (signal S5) having a pulse width Tla slightly longer than the period in which the signal S1 includes the pulse P5 periodically (all X-ray irradiation periods T1) is output. .
  • the NOR circuit 93d has a power that includes the pulse P7 in the signal S5. Outputs a low signal over the period that the signal S4 contains the pulse P6, in either state, that is, and in other cases, that is, the signal S5 contains the pulse P7. If the signal P4 is not included in the signal S4, the state continues and a high signal is output over the period.
  • the NOR circuit 93d outputs the trigger signal S6 including the Low signal pulse P8 having the pulse width Tla substantially corresponding to the entire X-ray irradiation period T1 during the entire X-ray irradiation period T1. .
  • the X-ray irradiation power by the X-ray irradiation device 1 The pulse having a constant width corresponding to the voltage waveform of the complete DC voltage obtained by the high-frequency inverter method of the X-ray irradiation device 1 In all cases, all X-ray irradiation is performed in the same manner, regardless of the force that is in the shape of a pulse or the force that is in the form of a pulse having a narrow width according to the half-wave rectified waveform of the AC power supply voltage.
  • the trigger signal S6 including the low signal pulse P4 or P8 having a pulse width corresponding to the period T1 is output.
  • the trigger processing unit 62 receives the trigger data indicating the X-ray image capturing start timing and the trigger indicating the imaging end timing, respectively. Riga data is output.
  • the trigger processing unit 62 detects the falling (start) timing of the low signal pulse P4 (or P8), a period slightly longer than the pulse width W elapses from this falling timing count. If no rise occurs in the Low signal pulse P4 until this time, trigger data indicating the imaging start timing is output to the signal processing unit 61 at this elapsed timing. As a result, it is possible to avoid a malfunction that trigger data indicating the imaging start timing is erroneously output due to noise.
  • the trigger processing unit 62 actually detects the rising (end) timing of the Low signal pulse P4 (or P8), and at this rising timing, determines the imaging end timing.
  • the trigger data shown is output to the signal processing unit 61 (first imaging mode).
  • the signal processing unit 61 also sets the falling (start) timing force of the low pulse P4 to a predetermined period T1 (preliminarily set corresponding to the entire X-ray irradiation period T1). period)
  • the trigger data indicating the imaging end timing may be output to the signal processing unit 61 at the timing when only elapses! /, (Second imaging mode).
  • the trigger processing unit 62 determines which imaging mode of the first or second imaging mode is used for X-ray imaging based on command data transmitted from the PC 3 via the signal processing unit 61. To set. Note that the imaging end timing in the second imaging mode may be detected by the signal processing unit 61 in the trigger processing unit 62.
  • the signal processing unit 61 inputs a trigger data indicating the imaging start timing to the CCD driving unit 65 and inputs a trigger data indicating the imaging end timing under the first imaging mode (or
  • the pulse P9 (control signal S7) having a pulse width corresponding to the period until the imaging end timing in the second imaging mode is output to the imaging unit 7.
  • the rise (start) timing of the pulse P9 is later than the start timing of the entire X-ray irradiation period T1 by a period slightly exceeding the pulse width W.
  • the trigger processing unit 62 delays the output of trigger data indicating the imaging start timing from the start timing of the entire X-ray irradiation period T1.
  • the imaging unit 7 starts imaging (accumulation of image signals) in synchronization with the rise (start) timing of the pulse P9, and performs imaging (image signals) in synchronization with the fall (end) timing of the pulse P9. End (accumulation) (period Tl).
  • the signal processing unit 61 reads the image signal accumulated by the imaging unit 7 within this imaging period after the imaging is completed (period ⁇ 2).
  • the signal processing unit 61 reads the image signal alternately from the CCD 72 in the horizontal component and the vertical component according to the resolution designated in advance via the PC 3 or the like to the CCD control unit 73 of the imaging unit 7. Make it.
  • the image signal read from the imaging unit 7 is sequentially converted into image data by the AZD conversion unit 64 and is taken into the signal processing unit 61.
  • the signal processing unit 61 sequentially transfers the image data captured via the AZD conversion unit 64 to the PC 3 via the ⁇ control unit 63 (period ⁇ 3).
  • the X-ray irradiation by the X-ray irradiation apparatus 1 is a complete DC voltage obtained by the high-frequency inverter method of the X-ray irradiation apparatus 1.
  • Force that is in the form of a steady wide pulse according to the waveform, or AC power supply voltage Regardless of the force of the pulse-like pulse having a narrow width according to the half-wave rectified waveform of the X-ray, in all cases, the malfunction caused by the imaging operation due to noise is prevented.
  • the trigger indicating the image capturing start timing and the trigger indicating the image capturing end timing can be output properly. As a result, a good X-ray image can be captured.
  • a detection signal line L11 (in addition to a control signal line L12, an image signal line L13, and a GND line) that transmits a signal S2 for generating a trigger indicating an imaging start timing is provided at the inner central portion of the signal cable L1.
  • L14 is arranged, and a control signal line L12 is arranged outside thereof.
  • the trigger generation unit 93 is provided in the connection unit 8, but the configuration is not limited thereto, and the trigger generation unit 93 may be provided in the control unit 6.
  • the signal S2 output from the X-ray detection unit 90 (amplification unit 92) is sent to the trigger generation unit 93 provided in the control unit 6 via the signal cable L1 and the connector 81 of the connection unit 8. Will be input.
  • an X-ray image obtained by X-ray irradiation and an X-ray detection signal are output over the irradiation period when the X-ray is irradiated.
  • An X-ray detection unit that outputs, a drive control unit that generates a trigger indicating imaging start timing of an X-ray image based on the X-ray detection signal, and performs drive control on the imaging unit using the trigger; Control for transmitting the X-ray detection signal from the X-ray detection unit to the drive control unit and for transmitting a control signal for controlling the drive of the imaging unit from the drive control unit to the imaging unit
  • a signal line and an image signal line for transmitting an image signal captured by the image capturing unit from the image capturing unit to the drive control unit are set to one or each signal line.
  • a plurality of signal cables included in the tube, and the signal cables are surrounded by any one of the other signal lines of the three signal lines! Use the configuration! /
  • the signal cable has a holding member extending in the longitudinal direction of the tube inside the tube, and the detection signal line is held inside the holding member. I like to talk!
  • the detection signal line is arranged inside the holding member.
  • the signal cable is subjected to an impact due to dropping or sudden bending, such an impact will be more reliably mitigated against the detection signal line. This will cause further problems. Therefore, it is possible to more reliably suppress a malfunction related to the imaging operation in which noise is generated in the detection signal line and a trigger indicating the imaging start timing is erroneously generated.
  • the present invention can be used as an X-ray imaging apparatus in which the occurrence of malfunctions is reduced.

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Abstract

　撮像部７と、Ｘ線が照射されると照射期間にわたってＸ線検出信号を出力するＸ線検出部９０と、Ｘ線検出信号に基づいて撮像開始タイミングを示すトリガを生成し、このトリガを用いて撮像部７に対する駆動制御を行う駆動制御ユニット１３と、Ｘ線検出信号を伝送する検出信号ラインＬ１１、撮像部７を駆動制御するための制御信号を伝送する制御信号ラインＬ１２、及び撮像部７により撮像された画像信号を伝送する画像信号ラインＬ１３を各信号ライン毎に一又は複数ずつチューブ１１内に含む信号ケーブルＬ１とを備え、信号ケーブルＬ１では、検出信号ラインＬ１１が、チューブ１１の内側中央部に配置され、他の信号ラインが検出信号ラインＬ１１を取り囲むように配置されている。これにより、Ｘ線撮像装置における誤動作の発生が低減される。

Description

明 細 書
X線撮像装置
技術分野
[0001] 本発明は、 X線像を撮像する X線撮像装置に関する。
背景技術
[0002] 近時、 CCD (Charge Coupled Device)を用 、て X線像を撮像する X線撮像システム が医療分野等で広く利用されている。この X線撮像システムは、 X線を照射する X線 照射装置と、この X線照射による X線像を撮像する X線撮像装置と、を備える。そして 、この X線撮像装置は、 X線像を撮像するための CCDを有する撮像部と、 X線照射の 有無を検出するための X線検出部と、この撮像部及び X線検出部を駆動制御するた めの駆動制御部と、を備える。 X線検出部は、照射された X線を光電変換して X線検 出信号を出力するフォトダイオード等である。駆動制御部は、この X線検出部から出 力される検出信号に基づいて、一回毎の X線撮像に係る全 X線照射期間（以下、単 に全 X線照射期間、という）の開始タイミング (或いは、更に、終了タイミング）を検出し 、この検出したタイミングに基づいて撮像開始 (或いは、更に、撮像終了）タイミングを 示すトリガを生成する。そして、駆動制御部は、このトリガに基づいて CCDを駆動制 御して X線撮像を行う。
[0003] このような X線撮像システムが、例えば、被検者の歯牙に対する X線像を撮像する ためのものである場合には、撮像部及び X線検出部は、被検者の口内に挿入可能な 寸法形状であって、 X線撮像の際には口内に挿入された状態で用いられる。この X 線撮像の際には、駆動制御部は、被験者の口内に挿入された撮像部及び X線検出 部に対し、各種信号 (制御信号や画像信号)の送受信が可能な信号ケーブルを介し て接続され、この状態で被験者の外部に配置されて用いられる。この信号ケーブル には、例えば、撮像開始タイミングを示すトリガを生成するための X線検出信号を X線 検出部から駆動制御部に送信する信号ラインが含まれている。
特許文献 1：特表平 11― 502055号公報
特許文献 2：特許第 3335350号公報 発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] ところで、上記信号ケーブルは、 10数本の細いケーブルを束ねて約 3mmの直径を もった長さ約 2mの多芯ケーブルとなっており、急激な曲げや落下等、様々な要因に よる衝撃が加わり易いものとなっている。信号ケーブルに衝撃が加えられると、信号ラ イン自体に物理的なストレスが加えられ、このストレスに伴って電気ノイズが発生する 。そして、この電気ノイズが信号となって、信号ラインを介して駆動制御部に送信され ると、駆動制御部では、この電気ノイズによる信号を、 X線検出部から出力された X線 検出信号として処理されることとなる。この場合、 X線照射が実際には行われていな いにもかかわらず、撮像開始タイミングを示すトリガが生成され、誤って撮像が行われ る、という撮像動作に係る誤動作が生じ得る。特に、信号ラインがケーブルの外側に 位置していたり、更には、ケーブルが長いほど、このような衝撃を受け易くなるため、 信号ラインに電気ノイズが発生し易くなる。そして、これに伴って誤動作も発生し易く なる。
[0005] そこで、本発明の目的は、 X線撮像装置における誤動作の発生を低減することであ る。
課題を解決するための手段
[0006] 本発明の X線撮像装置は、 X線照射により得られる X線像を撮像する撮像部と、 X 線が照射されると、この照射期間にわたって X線検出信号を出力する X線検出部と、 上記 X線検出信号に基づ 、て X線像の撮像開始タイミングを示すトリガを生成し、こ のトリガを用いて上記撮像部に対する駆動制御を行う駆動制御部と、上記 X線検出 信号を上記 X線検出部力 上記駆動制御部に伝送する検出信号ラインと、上記撮像 部を駆動制御するための制御信号を上記駆動制御部力 上記撮像部に伝送する制 御信号ラインと、上記撮像部により撮像された画像信号を、この撮像部から上記駆動 制御部に伝送する画像信号ラインとを、各信号ライン毎に一又は複数ずつチューブ 内に含む信号ケーブルと、を備え、上記信号ケーブルは、上記検出信号ラインが、 上記三つの信号ラインのうちの他の何れかの信号ラインによって取り囲まれて配置さ れている、ことを特徴とする。 [0007] 本発明によれば、撮像開始タイミングを示すトリガを生成するための X線検出信号 を伝送する検出信号ラインが、他の信号ラインの何れかによつて取り囲まれて配置さ れている。このため、落下や急激な曲げなどにより信号ケーブル自体に衝撃が加わ るような場合であっても、このような衝撃は、検出信号ラインに対しては、この検出信 号ラインの外側に配置された他の信号ケーブルの存在によって緩和されることとなる 。これにより、検出信号ラインには衝撃によるノイズが生じにくくなるため、ノイズにより 撮像開始タイミングを示すトリガが誤って生成される、 、う誤動作が確実に抑制可 能となる。
発明の効果
[0008] 本発明によれば、 X線撮像装置における撮像動作に係る誤動作の発生を低減でき る。
図面の簡単な説明
[0009] [図 1]図 1は、本実施形態に係る X線撮像システムの構成を示すブロック図である。
[図 2]図 2は、本実施形態に係る信号ケーブル内部の断面構成を模式的に示す図で ある。
[図 3]図 3は、本実施形態に係る X線撮像装置の構成を示すブロック図である。
[図 4]図 4は、本実施形態に係るトリガ生成ユニットの構成を示すブロック図である。
[図 5]図 5は、本実施形態に係るトリガ生成ユニットの動作を説明するためのタイミング チャートである。
[図 6]図 6は、本実施形態に係る X線撮像装置の動作を説明するためのタイミングチ ヤートである。
符号の説明
[0010] 1〜X線照射装置、 2〜X線撮像装置、 3-PC, 4…ディスプレイ、 5…光像取得部 、 6…制御部、 7…撮像部、 8…接続部、 9…トリガ生成ユニット、 10 ··Χ線撮像システ ム、 11· ··チューブ、 12· ··保持部材、 13· ··駆動制御ユニット、 61· ··信号処理部、 62 …トリガ処理部、 63···ΐΖθ制御部、 64 AZD変換部、 65—CCD駆動部、 71· ··シ ンチレータ、 72- --CCD, 73- CCD制御部、 81· ··コネクタ、 90· ··Χ線検出部、 91· ·. PD、 92· ··増幅部、 92a"-I— V変換アンプ、 92b…ゲインアンプ、 93· ··トリガ生成部 、 93a…コンパレータ、 93c…時定数を決定する C, R接続、 93d- "NOR回路、 93b …単安定マルチバイブレータ、 L1…信号ケーブル、 L11…検出信号ライン、 L12- -- 制御信号ライン、 L13…画像信号ライン、 L14 GNDライン、 L2…信号ケーブル。 発明を実施するための最良の形態
[0011] 以下、図面を参照して、本発明に係る X線撮像装置の好適な実施形態について詳 細に説明する。なお、図面の説明においては同一要素には同一符号を付し、重複す る説明を省略する。
[0012] まず、図 1 (a)を参照して X線撮像システム 10の構成を説明する。 X線撮像システム 10は、医療用の X線撮像システムであり、被検者の歯牙等に対する X線撮像を行う ためのものである。この X線撮像システム 10は、 X線照射装置 1、 X線撮像装置 2、 P C (Personal Computer) 3及びディスプレイ 4を備える。
[0013] X線照射装置 1は、歯牙等に X線照射を行う X線照射装置であり、固定設置型に構 成されている。 X線照射装置 1は、 X線の照射開始指示に応じて、 X線の照射終了指 示が入力されるまでの間（或いは、照射終了用のタイマが満了するまでの間）に、高 周波インバータ方式で得られる完全直流電圧の電圧波形に応じた定常的な X線照 射を行う。なお、 X線照射装置 1は、 AC電源電圧の半波整流波形に応じた周期的な X線照射を行うことも可能である。
[0014] X線撮像装置 2は、歯牙等の X線像を撮像するための X線撮像装置であり、光像取 得部 5と制御部 6とを備える。光像取得部 5は、撮像部 7と接続部 8とを有し、信号ケー ブル L1を介して互いに接続されている。そして、制御部 6と、後述するトリガ生成部 9 3を有する接続部 8とは、撮像部 7を駆動制御するための駆動制御ユニット 13 (駆動 制御部)を構成する。
[0015] 撮像部 7は、後述の CCD72を有し、この CCD72によって歯牙等に対する X線像の 撮像を行う。撮像部 7は、被検者の口腔内に容易に挿入可能な寸法形状を有してい る。ここで、図 1 (b)に、撮像部 7が被検者の口腔内に挿入された状態を例示する。撮 像部 7は、被検者の上顎にある前歯の内側に挿入され、この撮像部 7からは信号ケ 一ブル L 1が口腔の外部に延びている。
[0016] 信号ケーブル L1は、細くて長い寸法形状であり、 10数本の細いケーブルを束ねて 約 3mmの直径をもった多芯ケーブルである。そして、信号ケーブル L1は、撮像部 7 が被検者の口腔内に挿入された状態（図 1 (b)を参照)で被検者に対する不快感ゃ 苦痛が十分軽減できるような、可撓性に優れた素材、例えば、 PVCやフッ素榭脂の 外皮によって成るチューブ 11内に、何れも可撓性に優れた検出信号ライン Ll l、制 御信号ライン L 12及び画像信号ライン L 13の各ケーブル（図 2 (a)及び図 3を参照）を 、各信号ライン L11〜L13毎に一又は複数ずつ含む。
[0017] ここで、信号ケーブル L1は、図 2 (a)に示すように、各一本ずつの検出信号ライン L 11及び画像信号ライン L13と、 11本の制御信号ライン L12と、一本の GND (GrouN D)ライン L14と、を含む。そして、各一本ずつの検出信号ライン L11と画像信号ライ ン L13とが、各一本ずつの GNDライン L14と制御信号ライン L12とともに信号ケープ ル L1の内側に配置され、その外側には 10本の制御信号ライン L12が配置されてい る。
[0018] なお、信号ケーブル L1内における信号ライン L11〜L13の配置の詳細や本数に ついては、上述のようなものであれば、図 2 (a)に示すものに限らない。例えば、図 2 ( b)に示すように、信号ケーブル L1は、チューブ 11の内側に、このチューブ 11の長手 方向に延びる保持部材 12を有し、この保持部材 12の内側に、各一本ずつの検出信 号ライン Ll l、制御信号ライン L12、画像信号ライン L13及び GNDライン L14とが配 置されているとともに、保持部材 12の外側に、 10本の制御信号ライン L12が配置さ れている構成であってもよい。この場合、保持部材 12は、チューブ 11と同様に、可撓 性に優れた素材、例えば、紙によって成る。また保持部材 12は、例えば、テープ状 のもので検出信号ライン Ll l、制御信号ライン L12、画像信号ライン L 13及び GND ライン L14を束ねたもの等である。
[0019] 制御部 6は、信号ケーブル L2を介して PC3に接続されている。制御部 6は、 PC3か ら送信された光像取得部 5に対する各種制御指示に応じて、光像取得部 5 (特に撮 像部 7)を制御したり、 PC3に画像データを送信したりする。信号ケーブル L2としては 最近では USB (Universal Serial Bus)ケーブルなどが利用でき、 USBケーブルでは 信号の送受信の他にも X線撮像装置 2に電源を供給できる。
[0020] PC3は、信号ケーブル L2を介して、 X線撮像装置 2に対する各種設定 (例えば、解 像度の設定等)や X線撮像指示を行ったり、 X線撮像装置 2から X線像を表す画像デ ータを取り込んで各種解析 (例えば、画像の特定領域の抽出'拡大等)を行ったり、 更には、この画像データや解析結果を表すデータをメモリに保存したりする。更に、 P C3は、ディスプレイ 4に、 X線撮像装置 2から取り込んだ画像データに基づいて X線 像を表示したり、この画像データに対する上記の解析結果等を表示したりする。ここ で、ディスプレイ 4は、 CRT (Cathode Ray Tube)や LCD (Liquid Crystal Display)等 の表示部を有する。
[0021] 次に、図 3を参照して X線撮像装置 2の構成を詳細に説明する。撮像部 7は、シン チレータ 71、 CCD72及び CCD制御部 73を備える。シンチレータ 71は、 X線が入射 すると、この X線のエネルギー量に応じた光量の可視光を発光する。 CCD72は、シ ンチレータ 71から可視光が照射されると、この可視光を光電変換し、この可視光の光 量に応じた電荷 (画像を表す電荷)を生成して読み出し可能に蓄積する（以下、撮像 する、とも言う）。 CCD制御部 73は、 CCD72に対する制御信号を制御部 6から受信 すると、その制御信号に応じて CCD72を駆動制御する。ここで、上記した CCD72に 対する制御信号とは、例えば、 X線像の撮像指示や読み出し指示等である。なお、 以下の記載にぉ 、て「信号」とはアナログ信号を意味する。
[0022] 接続部 8は、光像取得部 5を制御部 6に着脱自在に接続するためのものであり、コ ネクタ 81を有する。このコネクタ 81は、例えば 36pinMDRコネクタ等である。制御部 6による撮像部 7に対する制御信号は、接続部 8と信号ケーブル L1 (制御信号ライン L12)とを介して制御部 6から撮像部 7に伝送される。また、撮像部 7により撮像された X線像を表す画像信号は、接続部 8と信号ケーブル L1 (画像信号ライン L13)とを介 して制御部 6に伝送される。
[0023] 光像取得部 5は、トリガ生成ユニット 9を有する。トリガ生成ユニット 9は、撮像部 7に 対する X線像の撮像開始指示及び撮像終了指示を表すトリガ信号を生成して制御 部 6に出力する。トリガ生成ユニット 9は、 PD (PhotoDiode) 91及び増幅部 92を有す る X線検出部 90と、この X線検出部 90に信号ケーブル L1 (検出信号ライン L11)を 介して接続されたトリガ生成部 93と、を有する。
[0024] 制御部 6は、信号処理部 61、トリガ処理部 62、 I/O制御部 63、 AZD変換部 64及 び CCD駆動部 65を有する。そして、制御部 6は、光像取得部 5のコネクタ 81が着脱 可能な接続端子を有し、この接続端子を介して光像取得部 5との間で各種信号の送 受信を行う。さらに、制御部 6は、信号ケーブル L2を介して PC3との間で各種データ の送受信を行う。なお、以下の記載において「データ」とはデジタルデータを意味する
[0025] 信号処理部 61は、トリガ処理部 62から入力される後述のトリガデータ (X線像の撮 像開始タイミングや撮像終了タイミングを示すデータ）と、 IZO制御部 63を介して入 力される PC3からのコマンドデータと、に応じて、光像取得部 5 (或いは、トリガ処理部 62等の各構成部）に対する制御データを生成したり、或いは、光像取得部 5から ΑΖ D変換部 64を介して画像データを取り込み、この画像データを ΙΖΟ制御部 63を介し て PC3側に送信したりする。
[0026] トリガ処理部 62は、後に詳述するように、トリガ生成ユニット 9から入力される後述の トリガ信号のパルス（図 5に示すトリガ信号 S6が有する Low信号パルス Ρ4又は Ρ8)の 立ち下がり（開始)タイミング (すなわち、図 5に示す全 X線照射期間 T1の開始タイミン グ）を検出すると、この立ち下がりタイミングから、単安定マルチノイブレータ 93bによ るパルスのパルス幅 (図 5に示すパルス幅 W)よりも若干長!、期間が経過するまでの 間に、このパルスに立ち上がり（終了）が生じない場合には、この経過タイミングで、撮 像開始タイミングを示すトリガデータを信号処理部 61に出力する。これにより、ノイズ によるパルス幅の短い単発的な信号がトリガ処理部 62に入力されても、撮像開始タ イミングを示すトリガデータが誤って出力される、という誤動作が回避可能となる。更 に、トリガ処理部 62は、トリガ生成ユニット 9から入力されるトリガ信号のパルスの立ち 上がりタイミング（図 5に示す全 X線照射期間 T1の終了タイミング)を検出すると、この 立ち上がりタイミングで、撮像終了タイミングを示すトリガデータを信号処理部 61に出 力する。
[0027] IZO制御部 63は、例えば、 USBや IEEE1394等のデータ伝送方式に基づいて、 信号ケーブル L2を介して PC3との間でデータの送受信を行うためのインタフェース を有する。なお、 ΙΖΟ制御部 63は、有線によるデータ伝送に限らず、無線 LAN (Lo cal Area Network)やブルートゥース（Bluetooth)等の無線データ伝送方式に対応し たインタフェースを有して!/、てもよ！、。
[0028] AZD変換部 64は、撮像部 7から取り込んだ画像信号を画像データに変換し、信 号処理部 61に出力する。 CCD駆動部 65は、信号処理部 61から入力される光像取 得部 5に対する各種制御データに応じて制御信号 (信号パルス）を生成し、この制御 信号を光像取得部 5に出力する。
[0029] なお、上述の信号処理部 61の機能は、ハードウ アにより実現されるものであって もよ！/、し、ソフトウェアにより実現されるものであってもよ!/ヽ。
[0030] 次に、図 4及び図 5を参照して、トリガ生成ユニット 9の構成及び動作について詳細 に説明する。
[0031] PD91は、 X線照射装置 1により照射される X線を検出する。ここで、この X線照射は 、 X線照射装置 1が有する高周波インバータ方式で得られる完全直流電圧の電圧波 形に応じた定常的なものである。また、 PD91は、検出した X線のエネルギー量に応 じた電気信号 (以下、信号 S1という）を出力する。このため、信号 S1は、全 X線照射 期間 T1 (数 10msec〜数秒程度）に対応するパルス幅のパルス P1を含む。
[0032] 増幅部 92は、 I—V変換アンプ 92a及びゲインアンプ 92bを有する。増幅部 92では 、 I—V変換アンプ 92aが、 PD91から入力された信号 S1を電流値力も電圧値に変換 し、さらに、ゲインアンプ 92bが、この電圧値に変換された信号 S1を、後段の接続部 8で処理可能な信号レベルにまで増幅して信号 S2 (X線検出信号)を出力する。そし て、増幅部 92は、この信号 S2を、信号ケーブル L1 (検出信号ライン L11)を介してト リガ生成部 93に出力する。
[0033] トリガ生成部 93は、コンパレータ 93a、単安定マルチバイブレータ 93b、時定数を決 定する C, R接続 93c及び NOR回路 93dを有する。
[0034] コンパレータ 93aは、信号ケーブル L1 (検出信号ライン L11)を介して増幅部 92か ら入力された信号 S2が基準信号レベル S3以上の場合に、信号 S4を単安定マルチ バイブレータ 93b及び NOR回路 93dに出力する。この信号 S4は、信号 S2が上記基 準信号レベル S3以上となって 、る時間幅 (全 X線照射期間 T1に略等 、時間幅）に 相当するパルス幅のパルス P2を含む。
[0035] 単安定マルチバイブレータ 93bは、コンパレータ 93aから信号 S4が入力されると、こ の信号 S4が含むパルス P2の立ち上がり（開始）に同期してパルス P3 (信号 S5)を N OR回路 93dに出力する。ここで、パルス P3は、時定数を決定する C, R接続 93cに 含まれるキャパシタンス C及び抵抗 Rの各値によって決まるパルス幅 W(20〜40mse c)を有する。
[0036] NOR回路 93dは、信号 S5にパルス P3が含まれている力、或いは、信号 S4にノ ル ス P2が含まれている力、何れかの状態であれば、その状態が続いている期間にわた つて Low信号を出力し、その他の場合、すなわち、信号 S5にパルス P3が含まれて おらず、且つ、信号 S4にパルス P2が含まれていない状態であれば、その状態が続 V、て 、る期間にわたつて High信号を出力する。
[0037] 従って、 NOR回路 93dは、全 X線照射期間 T1の間、この全 X線照射期間 T1に対 応するパルス幅の Low信号パルス P4を含むトリガ信号 S6を出力することとなる。
[0038] なお、 X線撮像装置 2では、 AC電源電圧の半波整流波形に応じた周期的な X線照 射に対しても、上記した定常的な X線照射の場合と同様のトリガ信号 S6が出力可能 である。そこで次に、 X線照射装置 1による X線照射力 AC電源電圧の半波整流波 形に応じた 50Hzまたは 60Hzの周期的なものである場合に、トリガ生成ユニット 9がト リガ信号 S6を出力する際の動作について説明する。
[0039] この場合、 X線検出部 90からトリガ生成部 93に入力される信号 S2 (信号 S1も同様) は、図 5 (b)に示すパルス P5を周期的に複数含む。また、信号 S4も、パルス P5 (信 号 S1及び S2)に対応したパルス P6を周期的に複数含む。
[0040] 単安定マルチバイブレータ 93bは、このパルス P6が入力されると、パルス幅 Wを有 するパルス P3を出力する。そして、単安定マルチバイブレータ 93bは、このパルス P3 の出力中に、ノ ルス P6が新たに入力されると、この新たに入力されたパルス P6の立 ち上がり（開始）に同期して、パルス P3を新たに出力する。すなわち、単安定マルチ バイブレータ 93bでは、パルス P3の出力中に、パルス P6が入力され続ける限り、信 号 S5のパルス幅はパルス P3のパルス幅 Wを超えて拡張され続けることとなる。これ により、信号 S1がパルス P5を周期的に連続して含んでいる期間（全 X線照射期間 T 1)よりも若干長いパルス幅 Tlaを有するパルス P7 (信号 S5)が出力されることとなる。
[0041] そしてこの場合も、 NOR回路 93dは、信号 S5にパルス P7が含まれている力 或い は、信号 S4にパルス P6が含まれている力、何れかの状態であれば、その状態が続 いている期間にわたって Low信号を出力し、その他の場合、すなわち、信号 S5にパ ルス P7が含まれておらず、且つ、信号 S4にパルス P6が含まれていない状態であれ ば、その状態が続 、て 、る期間にわたつて High信号を出力する。
[0042] 従って、 NOR回路 93dは、全 X線照射期間 T1の間、この全 X線照射期間 T1に略 対応するパルス幅 Tlaの Low信号パルス P8を含むトリガ信号 S6を出力することとな る。
[0043] すなわち、トリガ生成ユニット 9では、 X線照射装置 1による X線照射力 X線照射装 置 1の高周波インバータ方式で得られる完全直流電圧の電圧波形に応じた定常的な 幅の広いパルス状のものである力、或いは、 AC電源電圧の半波整流波形に応じた 周期的な幅の狭いパルス状のものである力、によらず、何れの場合においても同様 に、全 X線照射期間 T1に対応するパルス幅の Low信号パルス P4又は P8を含むトリ ガ信号 S6が出力されることとなる。
[0044] 次に、図 6を参照して、 X線撮像装置の動作について説明する。トリガ処理部 62は 、トリガ生成ユニット 9からトリガ信号 S6が入力されると、信号処理部 61に対し、それ ぞれ、 X線像の撮像開始タイミングを示すトリガデータと、撮像終了タイミングを示すト リガデータと、を出力する。
[0045] この場合、トリガ処理部 62は、 Low信号パルス P4 (又は P8)の立ち下がり（開始)タ イミングを検出すると、この立ち下がりタイミングカゝらパルス幅 Wよりも若干長い期間が 経過するまでの間に Low信号パルス P4に立ち上がりが生じない場合には、この経過 タイミングで撮像開始タイミングを示すトリガデータを信号処理部 61に出力する。これ により、撮像開始タイミングを示すトリガデータがノイズにより誤って出力される、という 誤動作が回避可能となる。
[0046] そして、トリガ処理部 62は、図 6 (a)に示すように、 Low信号パルス P4 (又は P8)の 立ち上がり（終了）タイミングを実際に検出し、この立ち上がりタイミングで、撮像終了 タイミングを示すトリガデータを信号処理部 61に出力する（第 1撮像モード)。
[0047] なお、信号処理部 61は、図 6 (b)に示すように、 Lowパルス P4の立ち下がり（開始） タイミング力も所定の期間 T1 (全 X線照射期間 T1に対応する予め設定された期間） だけ経過したタイミングで、撮像終了タイミングを示すトリガデータを信号処理部 61に 出力してもよ!/、 (第 2撮像モード)。
[0048] トリガ処理部 62は、上記第 1又は第 2撮像モードのうち、何れの撮像モードで X線撮 像を行うかを、 PC3から信号処理部 61を介して送信されるコマンドデータに基づいて 設定する。なお、第 2撮像モードにおける撮像終了タイミングは、トリガ処理部 62では なぐ信号処理部 61によって検出される構成であってもよい。
[0049] 信号処理部 61は、 CCD駆動部 65に対して、撮像開始タイミングを示すトリガデー タの入力から、第 1撮像モードのもとで撮像終了タイミングを示すトリガデータの入力 までの期間（又は、第 2撮像モードのもとで撮像終了タイミングに至るまでの期間）に 対応するパルス幅のパルス P9 (制御信号 S7)を、撮像部 7に対して出力させる。
[0050] この際、パルス P9の立ち上がり（開始)タイミングは、全 X線照射期間 T1の開始タイ ミングよりも、ノ ルス幅 Wを若干超えた期間分遅くなつている。これは、上述したように 、ノイズによる誤動作防止を図るため、トリガ処理部 62において、撮像開始タイミング を示すトリガデータの出力を、全 X線照射期間 T1の開始タイミングよりも遅くしたため である。そして、撮像部 7は、パルス P9の立ち上がり（開始)タイミングに同期して、撮 像 (画像信号の蓄積)を開始し、パルス P9の立ち下がり（終了）タイミングに同期して 、撮像 (画像信号の蓄積)を終了する (期間 Tl)。
[0051] 次いで、信号処理部 61は、撮像終了後に、この撮像期間内に撮像部 7が蓄積した 画像信号の読み取りを行う（期間 Τ2)。この場合、信号処理部 61は、撮像部 7の CC D制御部 73に対し、予め PC3等を介して指定された解像度に応じて、 CCD72から 水平成分と垂直成分とで交互に画像信号を読み取らせる。撮像部 7から読み取られ た画像信号は、 AZD変換部 64にて画像データに逐次変換され、信号処理部 61に 取り込まれる。
[0052] 次いで信号処理部 61は、期間 Τ2の後、 AZD変換部 64を介して取り込んだ画像 データを、 ΙΖΟ制御部 63を介して順次 PC3に転送する (期間 Τ3)。
[0053] 以上説明したように、本実施形態に係る X線撮像装置 2では、 X線照射装置 1による X線照射が、 X線照射装置 1の高周波インバータ方式で得られる完全直流電圧の電 圧波形に応じた定常的な幅の広いパルス状のものである力、或いは、 AC電源電圧 の半波整流波形に応じた周期的な幅の狭いパルス状のものである力 によらず、何 れの場合においても同様に、ノイズによる撮像動作に係る誤動作防止が図られつつ も、 X線像の撮像開始タイミングを示すトリガ及び撮像終了タイミングを示すトリガが適 正〖こ出力できることとなる。以上により、良好な X線像の撮像が可能となる。
[0054] 更に、信号ケーブル L1の内側中央部に、撮像開始タイミングを示すトリガを生成す るための信号 S2を伝送する検出信号ライン L11 (更に、制御信号ライン L12、画像 信号ライン L13及び GNDライン L14)が配置され、その外側には、制御信号ライン L 12が配置される。これにより、信号ケーブル L1自体に、落下や急激な曲げなどにより 衝撃が加わるような場合であっても、このような衝撃は、信号ケーブル L1の内側中央 部に確実に配置された (特に、保持部材 12内に配置された)検出信号ライン L11に 対しては、この検出信号ライン L11の外側に配置された制御信号ライン L12の存在 により十分に緩和可能となる。このため、信号ケーブル L1に衝撃が加わった場合で あっても、検出信号ライン L11には、この衝撃によるノイズ発生が生じに《なる。従つ て、検出信号ライン L11にノイズが生じて撮像開始タイミングを示すトリガが誤って生 成される、という撮像動作に係る誤動作が確実に抑制可能となる。
[0055] なお、本発明は、上述の実施形態に限るものではなぐ種々の変更が可能である。
例えば、本実施形態では、トリガ生成部 93を接続部 8に設けたが、これに限らず、トリ ガ生成部 93を制御部 6に設けた構成であってもよい。この場合、 X線検出部 90 (増 幅部 92)から出力される信号 S2は、信号ケーブル L1と接続部 8のコネクタ 81とを介 して、制御部 6内に設けられたトリガ生成部 93に入力されることとなる。
[0056] ここで、上記実施形態による X線撮像装置では、 X線照射により得られる X線像を撮 像する撮像部と、 X線が照射されると、この照射期間にわたって X線検出信号を出力 する X線検出部と、上記 X線検出信号に基づ 、て X線像の撮像開始タイミングを示す トリガを生成し、このトリガを用いて上記撮像部に対する駆動制御を行う駆動制御部と 、上記 X線検出信号を上記 X線検出部から上記駆動制御部に伝送する検出信号ラ インと、上記撮像部を駆動制御するための制御信号を上記駆動制御部から上記撮 像部に伝送する制御信号ラインと、上記撮像部により撮像された画像信号を、この撮 像部から上記駆動制御部に伝送する画像信号ラインとを、各信号ライン毎に一又は 複数ずつチューブ内に含む信号ケーブルと、を備え、上記信号ケーブルは、上記検 出信号ライン力 上記三つの信号ラインのうちの他の何れかの信号ラインによって取 り囲まれて配置されて!、る構成を用いて！/、る。
[0057] また、本 X線撮像装置では、上記信号ケーブルは上記チューブの内側に、このチュ 一ブの長手方向に延びる保持部材を有し、上記検出信号ラインは上記保持部材の 内側に保持されて!ヽるのが好ま ヽ。
[0058] このように、保持部材の内側に検出信号ラインが配置されている。これにより、信号 ケーブルに、落下や急激な曲げなどにより衝撃が加わるような場合であっても、このよ うな衝撃は検出信号ラインに対しては、より確実に緩和されることとなり、衝撃によるノ ィズが更に生じに《なる。従って、検出信号ラインにノイズが生じて撮像開始タイミン グを示すトリガが誤って生成される、という撮像動作に係る誤動作が、より確実に抑制 可能となる。
産業上の利用可能性
[0059] 本発明は、誤動作の発生が低減された X線撮像装置として利用可能である。

Claims

請求の範囲
[1] X線照射により得られる X線像を撮像する撮像部と、
X線が照射されると、この照射期間にわたって X線検出信号を出力する X線検出部 と、
前記 X線検出信号に基づいて X線像の撮像開始タイミングを示すトリガを生成し、 当該トリガを用いて前記撮像部に対する駆動制御を行う駆動制御部と、
前記 X線検出信号を前記 X線検出部から前記駆動制御部に伝送する検出信号ラ インと、前記撮像部を駆動制御するための制御信号を前記駆動制御部から前記撮 像部に伝送する制御信号ラインと、前記撮像部により撮像された画像信号を該撮像 部から前記駆動制御部に伝送する画像信号ラインとを、各信号ライン毎に一又は複 数ずつチューブ内に含む信号ケーブルと、
を備え、
前記信号ケーブルは、前記検出信号ラインが、前記三つの信号ラインのうちの他の 何れかの信号ラインによって取り囲まれて配置されて ヽる、ことを特徴とする X線撮像 装置。
[2] 前記信号ケーブルは前記チューブの内側に該チューブの長手方向に延びる保持 部材を有し、前記検出信号ラインは前記保持部材の内側に保持されている、ことを特 徴とする請求項 1に記載の X線撮像装置。
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