WO2012014612A1 - 放射線撮影装置及び放射線撮影システム - Google Patents
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- A61B6/4283—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
Definitions
- the present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system, and more particularly to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system for capturing a radiation image represented by radiation emitted from a radiation source and transmitted through a subject.
- a radiation detector such as an FPD (Flat Panel Detector) that can arrange a radiation sensitive layer on a TFT (Thin Film Transistor) active matrix substrate and directly convert radiation such as X-rays into digital data has been put to practical use.
- a radiation imaging apparatus for taking a radiation image represented by irradiated radiation using this radiation detector has been put to practical use.
- a radiation imaging apparatus using this radiation detector can confirm an image immediately as compared with a conventional radiation imaging apparatus using an X-ray film or an imaging plate, and performs fluoroscopic imaging (moving There is an advantage that you can also take pictures.
- the present invention has been made in view of the above-mentioned facts, and a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system capable of detecting radiation in an imaging region without complicating the configuration of an imaging unit for imaging a radiation image Intended to provide.
- a pixel having a first sensor unit which generates a charge by being irradiated with radiation or light converted from radiation, captures a radiation image
- a plurality of imaging units arranged in a two-dimensional manner in an area and outputting the electric charge accumulated in each pixel as an electric signal, and laminated on the imaging area of the imaging unit, the radiation or the radiation is converted
- a detection unit provided with a plurality of second sensor units capable of detecting light.
- the pixel having the first sensor unit that generates an electric charge upon irradiation with radiation or light converted from the radiation is used.
- a plurality of elements are two-dimensionally arranged, and the charges accumulated in each pixel are output as an electric signal.
- a detection unit provided with a plurality of second sensor units capable of detecting radiation or light into which the radiation has been converted is disposed in a stacked manner in the imaging region of the imaging unit.
- a detection unit provided with a plurality of second sensor units capable of detecting radiation or light converted from radiation is disposed by being stacked on the imaging region of the imaging unit. Therefore, it is not necessary to form a pixel for radiation detection in the imaging unit. Therefore, the configuration of the imaging unit is not complicated. Further, by arranging the detection unit in a stacked manner in the imaging region of the imaging unit, the radiation in the imaging region can be detected by the detection unit.
- the imaging unit has a conversion layer that converts radiation into light, and the first sensor unit is irradiated with the light converted by the conversion layer. Generates an electric charge.
- the second sensor unit may be configured to include an organic photoelectric conversion material, be disposed on the radiation irradiation side of the imaging unit, and detect the light converted by the conversion layer.
- the amplifier includes an amplifier which can change the amount of gain and which amplifies the electric signal output from each pixel of the photographing unit, and the electric power amplified by the amplifier
- a generation unit that generates image data representing a radiation image based on a signal
- an irradiation amount detection unit that detects an irradiation amount of radiation based on detection results by each of the second sensors of the detection unit
- the irradiation amount detection unit And a controller configured to adjust the amount of gain of the amplifier based on the amount of radiation detected by the controller.
- the image processing apparatus further includes a specifying unit specifying a subject region in which the subject in the imaging region is arranged, and the adjusting unit corresponds to the subject region specified by the specifying unit.
- the amount of gain may be adjusted so that the main density range of the subject region of the radiation image generated by the generation unit becomes a predetermined appropriate density range, based on the detection result by the second sensor unit of the detection unit. .
- the generation unit further includes an A / D converter for converting the electric signal amplified by the amplifier into digital data of a predetermined number of bits, and the adjustment unit The amount of gain may be adjusted so that the electrical signal amplified by the amplifier falls within an input range that can be converted to digital data with a predetermined resolution in the A / D converter.
- the irradiation amount detection unit detects at least one of irradiation start and end of radiation irradiation based on the detection result of each second sensor unit of the detection unit. May be further performed.
- the radiation amount detection unit detects the radiation amount of radiation during the imaging cycle at the imaging cycle corresponding to the frame rate of the fluoroscopic imaging.
- the adjusting unit may adjust the amount of gain of the amplifier based on the dose of radiation during the imaging cycle detected by the dose detecting unit.
- the second sensor unit is disposed at least at a central portion and a peripheral portion of a region corresponding to the imaging region of the imaging unit.
- the second sensor units may be arranged in a matrix in the imaging area of the imaging unit.
- a simplified image generation unit configured to generate a simplified radiation image from detection results of the second sensor units of the detection unit, and a simplified image generated by the simplified image generation unit.
- a display unit for displaying a typical radiation image.
- a pixel having a first sensor unit generating electric charge by being irradiated with radiation or light converted from radiation captures a radiation image
- a plurality of imaging units are arranged in a two-dimensional manner in the imaging area, and the imaging unit that outputs the electric charge accumulated in each pixel as an electric signal is stacked on the imaging area of the imaging unit and the radiation or the radiation is converted
- a generation unit that generates image data representing a radiation image based on the electrical signal amplified by the amplifier, and an irradiation amount detection unit that detects the irradiation amount of radiation based on the detection results by each second sensor unit of the detection unit ,
- the detection unit provided with a plurality of second sensor units capable of detecting radiation or light converted from radiation is provided by being stacked on the imaging region of the imaging unit. There is no need to form pixels for radiation detection. For this reason, as in the first aspect of the present invention, the configuration of the imaging unit is not complicated. Further, by arranging the detection unit in a stacked manner in the imaging region of the imaging unit, the radiation in the imaging region can be detected by the detection unit.
- the electric signal output from each pixel of the imaging unit is amplified by an amplifier, and image data representing a radiation image is generated based on the electric signal amplified by the amplifier.
- the radiation image can be appropriately selected. It can be adjusted to the concentration range.
- the present invention it is possible to obtain an effect that radiation in the imaging region can be detected without complicating the configuration of the imaging unit for imaging a radiation image.
- FIG. 2 is a transparent perspective view showing an internal configuration of the electronic cassette according to the embodiment. It is sectional drawing which showed typically the structure of the radiation detector which concerns on embodiment, and a radiation detection part. It is sectional drawing which showed the structure of the thin-film transistor of the radiation detector concerning embodiment, and a capacitor
- FIG. 2 is a block diagram showing a main configuration of an electrical system of the electronic cassette according to the embodiment. It is the equivalent circuit diagram which paid its attention to 1 pixel part of the radiation detector concerning embodiment. It is a block diagram which shows the principal part structure of the console which concerns on embodiment, and the electric system of a radiation generation apparatus. It is a flowchart which shows the flow of a process of the imaging
- RIS Radiology Information System
- the RIS 10 is a system for managing information such as medical treatment reservations and diagnostic records in the radiology department, and constitutes a part of a hospital information system (hereinafter referred to as "HIS (Hospital Information System)"). .
- HIS Healthcare Information System
- the RIS 10 is a radiation imaging system (a plurality of imaging request terminal devices (hereinafter referred to as a “terminal device”) 12, the RIS server 14, and a radiation imaging system (or operation room) installed in a hospital. Hereinafter, it is referred to as “imaging system”. These are each connected to an in-hospital network 16 composed of a wired or wireless LAN (Local Area Network) or the like.
- RIS10 comprises a part of HIS provided in the same hospital.
- a HIS server (not shown) that manages the entire HIS.
- the terminal device 12 is used by a doctor or a radiographer to input diagnostic information and facility reservation, and view and the like. Radiographic image radiographing requests and radiographing reservations are also made via this terminal device 12.
- Each terminal device 12 is configured to include a personal computer having a display device, and can communicate with each other via the RIS server 14 and the in-hospital network 16.
- the RIS server 14 receives an imaging request from each of the terminal devices 12, manages the imaging schedule of radiation images in the imaging system 18, and includes a database 14A.
- the database 14A includes attribute information (name, gender, date of birth, age, blood type, body weight, patient ID (Identification, etc.)) of a patient (subject), such as medical history, medical history, medical history, and radiation images taken in the past. , Information about the patient and the identification number (ID information) of the electronic cassette 32 described later, which is used in the imaging system 18, model, size, sensitivity, usable imaging site (content of compatible imaging request), year of use start Information regarding the electronic cassette 32 such as date and number of times of use, and an environment for capturing a radiation image using the electronic cassette 32, that is, an environment for using the electronic cassette 32 (as an example, a radiography room or an operating room) And environmental information to be shown.
- attribute information name, gender, date of birth, age, blood type, body weight, patient ID (Identification, etc.)
- the imaging system 18 captures a radiation image by an operation of a doctor or a radiologist in accordance with an instruction from the RIS server 14.
- the imaging system 18 comprises a radiation generator 34 for irradiating a subject with radiation X (see also FIG. 3) which is a dose according to the exposure condition from the radiation source 130 (see also FIG. 2), Electronic cassette 32 incorporating a radiation detector 60 (see also FIG. 3) for absorbing radiation X transmitted through the imaging site of the subject and generating charge, and a cradle 40 for charging a battery incorporated in the electronic cassette 32 And a console 42 for controlling the electronic cassette 32, the radiation generator 34, and the cradle 40.
- the console 42 acquires various information included in the database 14A from the RIS server 14 and stores the information in the HDD 110 (see FIG. 10) described later, and based on the information, the electronic cassette 32, the radiation generator 34, and the cradle 40. Control the
- FIG. 2 shows an example of the arrangement of the devices in the radiation imaging room 44 of the imaging system 18 according to the present embodiment.
- the radiation imaging room 44 there are a standing stand 45 used when performing radiation imaging in a standing position, and a holding platform 46 used when performing radiation imaging in a lying position. is set up.
- the space in front of the standing stand 45 is taken as the imaging position 48 of the subject at the time of performing the radiographing in the standing position, and the space above the lying stand 46 is the subject at the time of performing the radiographing in the lying position.
- the shooting position is 50.
- the stand 45 is provided with a holder 150 for holding the electronic cassette 32, and the electronic cassette 32 is held by the holder 150 when a radiation image is taken in the standing position.
- the holding unit 152 for holding the electronic cassette 32 is provided on the holding base 46, and the electronic cassette 32 is held by the holding unit 152 when the radiation image is taken in the holding position.
- the radiation source 130 can be turned around a horizontal axis (figure in order to enable radiography in a standing position and radiography in a recumbent position) by radiation from a single radiation source 130.
- a support moving mechanism 52 is provided which is rotatable in the direction of arrow A in 2), movable in the vertical direction (direction of arrow B in FIG. 2), and movable in the horizontal direction (direction of arrow C in FIG. 2). It is done.
- the support moving mechanism 52 includes a drive source for rotating the radiation source 130 about a horizontal axis, a drive source for moving the radiation source 130 in the vertical direction, and a drive source for moving the radiation source 130 in the horizontal direction. Each is provided (all are not shown).
- the cradle 40 is formed with a housing portion 40A capable of housing the electronic cassette 32.
- the battery housed in the housing portion 40A of the cradle 40 is charged.
- the electronic cassette 32 is taken out of the cradle 40 by a radiologist or the like at the time of radiography imaging, and is held by the holding unit 150 of the standing table 45 if the imaging posture is upright, and recumbent if the imaging posture is recumbent
- the holder 46 is held by the holder 152.
- the radiation generating apparatus 34 and the console 42 are connected by cables, respectively, to transmit and receive various information through wired communication.
- the radiation generating apparatus 34 and the console are transmitted.
- the cable connecting 42 is omitted.
- the electronic cassette 32 and the console 42 transmit and receive various information by wireless communication. Communication between the radiation generating apparatus 34 and the console 42 may also be performed by wireless communication.
- the electronic cassette 32 is not used only in a state of being held by the holding portion 150 of the standing stand 45 and the holding portion 152 of the recumbent stand 46, and is not held by the holding portion because of its portability. It can also be used in state.
- FIG. 3 shows the internal configuration of the electronic cassette 32 according to the present embodiment.
- the electronic cassette 32 includes a housing 54 made of a material that transmits the radiation X, and has a waterproof and hermetic structure.
- a housing 54 made of a material that transmits the radiation X, and has a waterproof and hermetic structure.
- one electronic cassette 32 can be used repeatedly and repeatedly by sterilizing and cleaning the electronic cassette 32 as necessary, as a waterproof and airtight structure.
- the radiation detector 60 for capturing a radiation image by the radiation X transmitted through the subject from the side of the irradiation surface 56 of the housing 54 to which the radiation X is irradiated, inside the housing 54, of the irradiated radiation Radiation detection units 62 that perform detection are disposed in order.
- an electronic circuit including a microcomputer and a case 31 for housing a rechargeable and detachable battery 96A.
- the radiation detector 60 and the electronic circuit operate by power supplied from a battery 96A disposed in the case 31.
- a lead plate or the like is disposed on the irradiation surface 56 side of the case 31.
- the electronic cassette 32 according to the present embodiment is a rectangular parallelepiped in which the shape of the irradiation surface 56 is rectangular, and the case 31 is disposed at one end in the longitudinal direction.
- a display unit 56A that displays an operation state of the electronic cassette 32, such as an operation mode such as "ready state” or “during data transmission", or an operation state of the remaining capacity of the battery 96A at a predetermined position of the outer wall of the housing 54.
- an operation state of the electronic cassette 32 such as an operation mode such as "ready state” or “during data transmission", or an operation state of the remaining capacity of the battery 96A at a predetermined position of the outer wall of the housing 54.
- a light emitting diode is applied as the display unit 56A.
- the present invention is not limited to this, and other light emitting elements other than light emitting diodes, liquid crystal displays, organic EL displays, etc. It may be a display portion.
- FIG. 4 is a cross-sectional view schematically showing the configuration of the radiation detector 60 and the radiation detection unit 62 according to the present embodiment.
- the radiation detector 60 is a TFT active matrix substrate (hereinafter referred to as “TFT substrate”) 66 in which thin film transistors (TFT: hereinafter referred to as “TFT”) 70 and storage capacitors 68 are formed on an insulating substrate 64.
- TFT substrate TFT active matrix substrate
- TFT thin film transistors
- storage capacitors 68 storage capacitors
- a scintillator 71 for converting incident radiation into light is disposed on the TFT substrate 66.
- the scintillator 71 for example, CsI: Tl or GOS can be used.
- the scintillator 71 is not limited to these materials.
- any material may be used as the insulating substrate 64 as long as it has optical transparency and little absorption of radiation.
- a glass substrate, a transparent ceramic substrate, or a transparent resin substrate can be used.
- the insulating substrate 64 is not limited to these materials.
- the TFT substrate 66 is provided with a sensor unit 72 corresponding to the first sensor unit of the present invention, which generates a charge when the light converted by the scintillator 71 is incident. Further, on the TFT substrate 66, a planarization layer 67 for planarizing the TFT substrate 66 is formed. Further, an adhesive layer 69 for bonding the scintillator 71 to the TFT substrate 66 is formed on the planarization layer 67 between the TFT substrate 66 and the scintillator 71.
- the sensor unit 72 includes an upper electrode 72A, a lower electrode 72B, and a photoelectric conversion film 72C disposed between the upper and lower electrodes.
- the photoelectric conversion film 72C absorbs the light emitted from the scintillator 71, and generates a charge according to the absorbed light.
- the photoelectric conversion film 72C may be formed of a material that generates an electric charge by being irradiated with light, and can be formed of, for example, amorphous silicon, an organic photoelectric conversion material, or the like. In the case of the photoelectric conversion film 72C containing amorphous silicon, the photoelectric conversion film 72C has a wide absorption spectrum and can absorb light emitted by the scintillator 71.
- the photoelectric conversion film 72C In the case of the photoelectric conversion film 72C containing an organic photoelectric conversion material, the photoelectric conversion film 72C has a sharp absorption spectrum in the visible region, and electromagnetic waves other than that emitted by the scintillator 71 are hardly absorbed by the photoelectric conversion film 72C. The noise generated by the absorption of radiation such as X-rays by the photoelectric conversion film 72C can be effectively suppressed.
- the photoelectric conversion film 72C is configured to include an organic photoelectric conversion material.
- the organic photoelectric conversion material include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
- the absorption peak wavelength of quinacridone in the visible region is 560 nm. Therefore, if quinacridone is used as the organic photoelectric conversion material and CsI (TL) is used as the material of the scintillator 71, the difference in peak wavelength can be made 5 nm or less, and the charge amount generated in the photoelectric conversion film 72C can be reduced. It can be almost maximized.
- the organic photoelectric conversion material applicable as the photoelectric conversion film 72C is described in detail in Japanese Patent Laid-Open No. 2009-32854, and therefore the description thereof is omitted.
- FIG. 5 schematically shows the configuration of the TFT 70 and the storage capacitor 68 formed on the TFT substrate 66 according to the present embodiment.
- a storage capacitor 68 for storing the charge transferred to the lower electrode 72B and a TFT 70 for converting the charge stored in the storage capacitor 68 into an electric signal and outputting the electric signal It is formed.
- the region where the storage capacitor 68 and the TFT 70 are formed has a portion overlapping the lower electrode 72B in plan view.
- the storage capacitor 68 is electrically connected to the corresponding lower electrode 72B through a conductive material wire formed through the insulating film 65A provided between the insulating substrate 64 and the lower electrode 72B. There is. Thereby, the charge collected by the lower electrode 72B can be moved to the storage capacitor 68.
- a gate electrode 70A, a gate insulating film 65B, and an active layer (channel layer) 70B are stacked, and further, on the active layer 70B, a source electrode 70C and a drain electrode 70D are formed at a predetermined interval. Further, in the radiation detector 60, the active layer 70B is formed of an amorphous oxide.
- an oxide containing at least one of In, Ga and Zn (for example, In—O-based) is preferable, and at least two of In, Ga and Zn
- An oxide containing (for example, In-Zn-O-based, In-Ga-based, Ga-Zn-O-based) is more preferable, and an oxide containing In, Ga and Zn is particularly preferable.
- an amorphous oxide whose composition in the crystalline state is represented by InGaO 3 (ZnO) m (m is a natural number less than 6) is preferable, and in particular, InGaZnO 4 is more preferable.
- the TFT 70 does not absorb radiation such as X-rays, or even if it absorbs, it remains in a very small amount, so the generation of noise is effectively performed. It can be suppressed.
- the insulating substrate 64 is not limited to a highly heat resistant substrate such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, and a flexible substrate such as plastic, aramid, and bio-nanofiber can also be used.
- Substrate can be used. If such a plastic flexible substrate is used, weight reduction can be achieved, which is advantageous, for example, for portability.
- the insulating substrate 64 may be an insulating layer for securing insulation, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture or oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion with an electrode, etc. May be provided.
- Aramid can be applied to a high temperature process of 200 ° C. or higher, so that the transparent electrode material can be cured at high temperature to reduce resistance, and can cope with automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process. Further, since aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (indium tin oxide) or a glass substrate, warpage after manufacturing is small and it is difficult to be broken. In addition, aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like.
- the insulating substrate 64 may be formed by laminating an ultrathin glass substrate and aramid.
- the bio-nanofiber is a composite of a cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (Acetobacter, Acetobacter Xylinum) and a transparent resin.
- Cellulose microfibril bundles are 50 nm in width and 1/10 in size with respect to visible light wavelength, and have high strength, high elasticity, and low thermal expansion.
- a transparent resin such as an acrylic resin or an epoxy resin
- Bionanofibers have a thermal expansion coefficient (3-7 ppm) comparable to that of silicon crystals, and have strength comparable to steel (460 MPa), high elasticity (30 GPa), and are flexible compared to glass substrates etc.
- a thin insulating substrate 64 can be formed.
- FIG. 6 is a plan view showing the configuration of the TFT substrate 66 according to the present embodiment.
- the pixel 74 configured to include the above-described sensor unit 72, storage capacitance 68, and TFT 70 is in a fixed direction (row direction in FIG. 6) and a cross direction to the fixed direction (column direction in FIG. 6) Are provided in two dimensions.
- the radiation detection unit 62 has a size of 17 inches ⁇ 17 inches
- 2880 pixels 74 are arranged in the row direction and the column direction.
- a plurality of data lines 78 are provided to read out the charges through the data lines.
- the radiation detector 60 is flat and has a quadrilateral shape having four sides at the outer edge in a plan view. Specifically, it is formed in a rectangular shape.
- the radiation detector 60 is formed by sticking a scintillator 71 on the surface of such a TFT substrate 66.
- the scintillator 71 is formed, for example, by vapor deposition on the vapor deposition substrate 73 in the case of forming a columnar crystal such as CsI: Tl.
- a columnar crystal such as CsI: Tl.
- an Al plate is often used as the vapor deposition substrate 73 in terms of X-ray transmittance and cost.
- the deposition substrate 73 needs to have a thickness (about several mm) to a certain extent from the handling property at the time of deposition, the prevention of warping by its own weight, the deformation by radiant heat, and the like.
- a radiation detection unit 62 is attached to the surface of the radiation detector 60 on the scintillator 71 side.
- a wiring layer 142 and an insulating layer 144 in which a wiring 160 (FIG. 8) to be described later is patterned are formed on a resinous support substrate 140.
- a plurality of sensor units 146 corresponding to the two sensor units are formed.
- a scintillator 148 made of GOS or the like is formed on the sensor unit 146.
- the sensor unit 146 includes an upper electrode 147A, a lower electrode 147B, and a photoelectric conversion film 147C disposed between the upper and lower electrodes. The light converted by the scintillator 148 is incident on the photoelectric conversion film 147C to generate an electric charge.
- the photoelectric conversion film 147C is more preferably a photoelectric conversion film containing the above-described organic photoelectric conversion material than a PIN type or MIS type photodiode using amorphous silicon. This is because it is better to use a photoelectric conversion film containing an organic photoelectric conversion material in terms of reduction in manufacturing cost and flexibility in comparison with the case of using a PIN type photodiode or MIS type photodiode. It is because it is advantageous.
- the sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 does not have to be formed as finely as the sensor unit 72 provided in each pixel 74 of the radiation detector 60, and is larger than the sensor unit 72. It may be formed with a size of one hundred pixels.
- FIG. 1 The top view which shows the arrangement configuration of the sensor part 146 of the radiation detection part 62 which concerns on this Embodiment is shown by FIG.
- a large number of sensor units 146 are arranged in a predetermined direction (row direction in FIG. 7) and in a direction intersecting with the predetermined direction (column direction in FIG. 7).
- sixteen sensor portions 146 are arranged in a matrix in the row direction and the column direction.
- FIG. 8 is a block diagram showing the main configuration of the electrical system of the electronic cassette 32 according to the present embodiment.
- the radiation detector 60 a large number of pixels 74 including the sensor unit 72, the storage capacitor 68, and the TFTs 70 are arranged in a matrix.
- the charge generated by the sensor unit 72 along with the irradiation of the radiation X to the electronic cassette 32 is accumulated in the accumulation capacitance 68 of each pixel 74.
- the image information carried by the radiation X irradiated to the electronic cassette 32 is converted into charge information and held by the radiation detector 60.
- the individual gate lines 76 of the radiation detector 60 are connected to the gate line driver 80, and the individual data lines 78 are connected to the signal processing unit 82.
- the TFTs 70 of the individual pixels 74 are sequentially turned on row by row by a signal supplied from the gate line driver 80 via the gate wiring 76.
- the charge stored in the storage capacitor 68 of the pixel 74 in which the TFT 70 is turned on is transmitted through the data wiring 78 as an analog electric signal and input to the signal processing unit 82. Therefore, the charges stored in the storage capacitors 68 of the individual pixels 74 are sequentially read out row by row.
- FIG. 9 shows an equivalent circuit diagram focusing on one pixel portion of the radiation detector 60 according to the present embodiment.
- the source of the TFT 70 is connected to the data wiring 78, and the data wiring 78 is connected to the signal processing unit 82.
- the drain of the TFT 70 is connected to the storage capacitor 68 and the sensor unit 72, and the gate of the TFT 70 is connected to the gate wiring 76.
- the signal processing unit 82 includes a sample and hold circuit 84 for each data wiring 78.
- the electrical signals transmitted through the individual data lines 78 are held in the sample and hold circuit 84.
- the sample and hold circuit 84 includes an operational amplifier 84A and a capacitor 84B, and converts an electrical signal into an analog voltage. Further, the sample hold circuit 84 is provided with a switch 84C as a reset circuit for shorting the both electrodes of the capacitor 84B and discharging the charge accumulated in the capacitor 84B.
- the operational amplifier 84A is capable of adjusting the amount of gain under control of a cassette control unit 92 described later.
- a multiplexer 86 and an A / D converter 88 are sequentially connected to the output side of the sample and hold circuit 84.
- the electrical signals held in the individual sample and hold circuits are converted to analog voltages and sequentially (serially) input to the multiplexer 86, and converted to digital image information by the A / D converter 88.
- An image memory 90 is connected to the signal processing unit 82 (see FIG. 8), and the image data output from the A / D converter 88 of the signal processing unit 82 is sequentially stored in the image memory 90.
- the image memory 90 has a storage capacity capable of storing image data of a plurality of frames. Image data obtained by imaging is sequentially stored in the image memory 90 each time a radiographic image is captured.
- the image memory 90 is connected to a cassette control unit 92 that controls the overall operation of the electronic cassette 32.
- the cassette controller 92 includes a microcomputer.
- the cassette control unit 92 is a non-volatile storage unit 92C including a CPU (central processing unit) 92A, a memory 92B including a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory), an HDD (Hard Disk Drive), a flash memory and the like. Is equipped.
- a wireless communication unit 94 is connected to the cassette control unit 92.
- the wireless communication unit 94 corresponds to a wireless local area network (LAN) standard represented by IEEE (Institute of Electrical and Electronics Engineers) 802.11a / b / g or the like, and is based on wireless communication. Control transmission of various information with external devices.
- the cassette control unit 92 can wirelessly communicate with the console 42 via the wireless communication unit 94, and can transmit and receive various information to and from the console 42.
- the radiation detection unit 62 As described above, a large number of sensor units 146 are arranged in a matrix. Further, the radiation detection unit 62 is provided with a plurality of wires 160 individually connected to the respective sensor units 146, and the respective wires 160 are connected to the signal detection unit 162.
- the signal detection unit 162 includes an amplifier and an A / D converter provided for each of the wires 160, and is connected to the cassette control unit 92. Under control of the cassette control unit 92, the signal detection unit 162 samples each wiring 160 at a predetermined cycle, converts the electrical signal transmitted through each wiring 160 into digital data, and sequentially converts the converted digital data. It is output to the cassette control unit 92.
- the electronic cassette 32 is provided with a power supply unit 96.
- the various circuits and elements described above are operated by the power supplied from the power supply unit 96 Do.
- the power supply unit 96 incorporates the above-described battery (secondary battery) 96A so as not to impair the portability of the electronic cassette 32, and supplies power to various circuits and elements from the charged battery 96A. Note that in FIG. 8, illustration of wirings connecting the power supply unit 96 with various circuits and elements is omitted.
- FIG. 10 is a block diagram showing the main configuration of the electrical system of the console 42 and the radiation generating apparatus 34 according to the present embodiment.
- the console 42 is configured as a server / computer, and includes an operation menu and a display 100 for displaying a captured radiation image and the like, and a plurality of keys, and an operation panel on which various information and operation instructions are input. And 102.
- the console 42 includes a CPU 104 which controls the operation of the entire apparatus, a ROM 106 in which various programs including control programs are stored in advance, a RAM 108 which temporarily stores various data, and various data.
- An HDD 110 for storing and holding, a display driver 112 for controlling display of various information on the display 100, and an operation input detection unit 114 for detecting an operation state on the operation panel 102 are provided.
- the console 42 communicates with the radiation generating apparatus 34 via the connection terminal 42A and the communication cable 35, such as a communication interface (I / F) unit 116 for transmitting and receiving various information such as exposure conditions described later; And a wireless communication unit 118 configured to transmit and receive various information such as exposure conditions and image data by wireless communication with the wireless communication unit 32.
- a communication interface (I / F) unit 116 for transmitting and receiving various information such as exposure conditions described later
- a wireless communication unit 118 configured to transmit and receive various information such as exposure conditions and image data by wireless communication with the wireless communication unit 32.
- the CPU 104, the ROM 106, the RAM 108, the HDD 110, the display driver 112, the operation input detection unit 114, the communication interface unit 116, and the wireless communication unit 118 are mutually connected via a system bus BUS. Therefore, the CPU 104 can access the ROM 106, the RAM 108, and the HDD 110, and also controls the display of various information on the display 100 via the display driver 112, and the radiation generator 34 via the communication I / F unit 116. The control of transmission and reception of various information with each other and the control of transmission and reception of various information with the radiation generating apparatus 34 via the wireless communication unit 118 can be performed. Further, the CPU 104 can grasp the operation state of the user on the operation panel 102 via the operation input detection unit 114.
- the radiation generating apparatus 34 controls the radiation source 130 based on the received irradiation condition and the communication I / F unit 132 that transmits and receives various information such as the irradiation condition between the radiation source 130 and the console 42. And a radiation source control unit 134.
- the radiation source control unit 134 is also configured to include a microcomputer, and stores the received irradiation conditions and the like.
- the exposure conditions received from the console 42 include information on tube voltage and tube current.
- the radiation source control unit 134 causes the radiation source 130 to emit radiation X based on the received exposure condition.
- still image shooting that performs imaging one time each and fluoroscopic imaging that performs imaging sequentially are enabled, and still image imaging or fluoroscopic imaging can be selected as an imaging mode. It is done.
- the terminal device 12 receives a radiographing request from a doctor or a radiographer when radiographing a radiograph.
- a radiographing request a patient to be imaged, an imaging region to be imaged, and an imaging mode are designated, and a tube voltage, a tube current, and the like are designated as necessary.
- the terminal device 12 notifies the RIS server 14 of the content of the received imaging request.
- the RIS server 14 stores the content of the imaging request notified from the terminal device 12 in the database 14A.
- the console 42 accesses the RIS server 14 to acquire the content of the imaging request and the attribute information of the patient to be imaged from the RIS server 14, and displays the content of the imaging request and the attribute information of the patient on the display 100 (see FIG. 10). Display on.)
- the photographer starts radiographing of a radiation image based on the content of the radiographing request displayed on the display 100.
- the electronic cassette 32 when imaging the affected area of the subject lying on the lying stand 46, the electronic cassette 32 is placed in the holding portion 152 of the lying stand 46.
- the photographer designates still image photographing or fluoroscopic photographing as the photographing mode to the operation panel 102, and further designates a tube voltage and a tube current at the time of irradiating the operation panel 102 with the radiation X.
- the photographer designates the radiation dose per unit time lower than in the case of still image imaging (for example, 1 in the case of still image imaging) About 10).
- the electronic cassette 32 detects radiation by the radiation detection unit 62 when taking a radiation image.
- the electronic cassette 32 starts an imaging operation after performing a reset operation for extracting and removing the charge accumulated in the storage capacitor 68 of each pixel 74 of the radiation detector 60.
- the imaging system 18 detects an amount of radiation irradiated to the electronic cassette 32 by the radiation detection unit 62 at the time of imaging, and controls X-ray automatic exposure for controlling irradiation of radiation from the radiation source 130 Control (AEC) is done. Specifically, in the case of still image shooting, the imaging system 18 terminates the irradiation of the radiation from the radiation source 130 and reads the image from the radiation detector 60 when the detected radiation dose becomes an allowable amount. Start. In the case of fluoroscopic imaging, the imaging system 18 continuously performs imaging at a predetermined frame rate, and terminates the irradiation of the radiation from the radiation source 130 when the radiation amount detected by the radiation detection unit 62 becomes an allowable amount. Let The allowance for still image shooting is an appropriate dose for clearly capturing the radiographic image of the imaging site, and the allowance for fluoroscopic imaging is a dose for suppressing the exposure of the subject within an appropriate range, Each has a different purpose.
- the still image capturing allowance and the fluoroscopic capturing allowance may be input from the operation panel 102 by the photographer at the time of capturing. Further, for each imaging region, the still image imaging allowance and the fluoroscopic imaging allowance may be stored in advance in the HDD 110 as imaging region-specific allowance information. When the operator designates the imaging region on the operation panel 102 and the imaging region is specified, the imaging system 18 determines the imaging mode specified from the imaging region-specific allowable amount information and the allowable amount corresponding to the imaging region May be obtained. Further, the radiation exposure allowance may be stored in the database 14A of the RIS server 14 for the daily exposure dose for each patient.
- the RIS server 14 determines the allowable exposure dose of the patient from the total value of the exposure doses in a predetermined period (for example, the last three months) and notifies the console 42 of the allowable exposure dose as the allowable dose. It is also good.
- the console 42 transmits the designated tube voltage and tube current as radiation conditions to the radiation generator 34, and sends the designated imaging mode, tube voltage, tube current and allowable amount to the electronic cassette 32 as radiation conditions.
- the radiation source control unit 134 of the radiation generating apparatus 34 receives the irradiation condition from the console 42, the radiation source control unit 134 stores the received irradiation condition.
- the cassette control unit 92 of the electronic cassette 32 receives the imaging conditions from the console 42, the cassette control unit 92 stores the received imaging conditions in the storage unit 92C.
- the imaging operator When the imaging preparation is completed, the imaging operator performs an imaging instruction operation for instructing the operation panel 102 of the console 42 to perform imaging.
- the console 42 transmits instruction information for instructing the start of exposure to the radiation generation device 34 and the electronic cassette 32.
- the radiation generator 34 starts generating and emitting radiation with a tube voltage and a tube current according to the irradiation condition received from the console 42.
- the cassette control unit 92 of the electronic cassette 32 When the cassette control unit 92 of the electronic cassette 32 receives the instruction information instructing the start of the exposure, the cassette control unit 92 performs the imaging control according to the imaging mode stored as the imaging condition in the storage unit 92C.
- the electronic cassette 32 detects radiation by the radiation detection unit 62 when taking a radiation image.
- the electronic cassette 32 detects the start of radiation irradiation
- the electronic cassette 32 starts imaging after performing a reset operation, and detects the amount of radiation irradiated to the electronic cassette 32 during imaging.
- the electronic cassette 32 when taking a radiation image, detects radiation using the radiation detection unit 62 to acquire a radiation image for density correction, and the radiation image for density correction thereof. To calculate an amount of gain of the operational amplifier 84A that can obtain an image of appropriate density. The electronic cassette 32 feeds back the obtained gain amount, adjusts the gain amount of the operational amplifier 84A, etc., and reads the radiation image from the radiation detector 60.
- FIG. 10 A flowchart showing the flow of processing of the photographing control program executed by the CPU 92A of the cassette control unit 92 is shown in FIG.
- the program is stored in advance in a predetermined area of the memory 92B (ROM).
- step S10 of FIG. 6 the cassette control unit 92 controls the signal detection unit 162 to start sampling of each wire 160.
- the signal detection unit 162 samples each wiring 160 at a predetermined cycle to convert the electrical signal transmitted through each wiring 160 into digital data, and sequentially outputs the converted digital data to the cassette control unit 92. Do.
- the cassette control unit 92 compares the value of the digital data detected by each of the sensor units 146 input from the signal detection unit 162 with a predetermined threshold for radiation detection, which is a threshold. The start of the radiation irradiation is detected depending on whether the value has been exceeded or not. If the value of the digital data becomes equal to or greater than the threshold value, the cassette control unit 92 determines that radiation irradiation has been started, and proceeds to step S14. If the value of the digital data is less than the threshold value, the cassette control unit 92 The control unit 92 shifts again to step S12 and waits for the start of radiation irradiation.
- a predetermined threshold for radiation detection which is a threshold. The start of the radiation irradiation is detected depending on whether the value has been exceeded or not. If the value of the digital data becomes equal to or greater than the threshold value, the cassette control unit 92 determines that radiation irradiation has been started, and proceeds to step S14. If the value of the digital data is less than the threshold value
- the cassette control unit 92 controls the gate line driver 80 to cause the gate line driver 80 to output a control signal to turn on the TFT 70 to each gate wiring 76.
- the cassette control unit 92 turns on the TFTs 70 connected to the gate wirings 76 one by one in order to take out the charge.
- charges accumulated in the storage capacitance 68 of each pixel 74 flow out one line at a time to each data wiring 78 as an electrical signal, and the charge accumulated in the storage capacitance 68 of each pixel 74 is removed by dark current or the like. .
- the cassette control unit 92 determines whether still image shooting is designated as the shooting mode under the shooting conditions stored in the storage unit 92C. If the determination is affirmative, the cassette control unit 92 proceeds to step S18. If the determination is negative (when radiography is designated as the imaging mode), the cassette control unit 92 proceeds to step S40.
- step S18 the cassette control unit 92 controls the gate line driver 80 to cause the gate line driver 80 to output a control signal for turning off the TFT 70 to each gate wiring 76.
- the cassette control unit 92 corrects the value of digital data detected by each sensor unit 146 input from the signal detection unit 162 according to the sensitivity of each sensor unit 146, and converts the corrected value to the sensor unit Accumulate every 146. This cumulative value can be regarded as the irradiated radiation dose.
- the cassette control unit 92 determines whether or not the cumulative value of any of the sensor units 146 has become equal to or larger than the allowable amount. If the determination is affirmative, the cassette control unit 92 proceeds to step S24. If the determination is negative, the cassette control unit 92 proceeds to step S20.
- step S24 the cassette control unit 92 transmits instruction information for instructing the console 42 to end the exposure.
- the console 42 When the console 42 receives from the electronic cassette 32 instruction information instructing the end of exposure, the console 42 transmits instruction information instructing the end of exposure to the radiation generation device 34.
- the radiation generating device 34 receives the instruction information instructing the end of the irradiation, the irradiation of the radiation ends.
- the cassette control unit 92 two-dimensionally arranges the total values of the respective sensor units 146 provided in the radiation detection unit 62 in correspondence with the arrangement of the respective sensor units 146.
- the cassette control unit 92 generates image data of a simple radiation image detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 with each accumulated value as a pixel value. Since each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 is formed with a size of several tens to several hundreds of pixels of the radiation detector 60, this simplified radiation image is a thinned image of the radiation image captured by the radiation detector 60. It becomes.
- the cassette control unit 92 analyzes the image data generated in step S26, and derives an appropriate gain amount of the operational amplifier 84A.
- FIG. 12A shows an example of a radiation image detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62.
- FIG. 12B shows a cumulative histogram of the radiation image shown in FIG. 12A.
- the cumulative histogram is a diagram in which the pixel value is represented on the horizontal axis and the appearance rate (frequency) of the pixel of the pixel value is represented on the vertical axis for all image data forming one radiation image.
- the radiation image has a large number of pixels including the subject area where the image of the imaging site (face in FIG. 12A) is taken and the so-called blank area where the imaging site is not captured. Peaks at the cumulative value of In addition, since the change in density is larger in the subject area, the width is wider in the cumulative histogram.
- the range of data values by the image of the imaging region is specified.
- a well-known technique can be used as this specific method.
- active contour extraction processing such as a snake algorithm or contour extraction processing using Hough transform is performed, and a region surrounded by a line along a contour point is specified as a subject region.
- the subject region may be specified using the technique described in Japanese Patent Laid-Open No. 4-11242.
- a pattern image showing a standard shape for each imaging region may be stored in the memory 92B (ROM).
- Pattern matching may be performed in which the degree of similarity between the radiation image and the pattern image is obtained while changing the position and the enlargement ratio of the pattern image according to the imaging region in the radiographed radiation image.
- the area with the highest degree of similarity may be identified as the subject area. Further, the subject area may be designated by a radiographer at the console 42 or the like.
- the electronic cassette 32 may receive information indicating the subject area from the console 42, and specify the subject area based on the received information.
- the cassette control unit 92 obtains a cumulative histogram of the specified subject area of the radiation image. For example, the cassette control unit 92 sets a range (for example, a half-width range) equal to or greater than a predetermined value of the peak value in the cumulative histogram as the main density range of the subject region, and the center of the density range is predetermined. The amount of gain of the operational amplifier 84A to be at the center of the appropriate concentration range is determined. The cassette control unit 92 previously stores an appropriate amount of gain as gain amount information in the memory 92B (ROM) for each of the differences between the center of the density range and the center of the appropriate density range. The amount of gain corresponding to the difference between the center and the center of the appropriate density range may be determined from the amount of gain information.
- ROM memory 92B
- the cassette control unit 92 stores the arithmetic expression that defines the relationship between the difference between the center of the density range and the center of the predetermined proper density range and the appropriate gain amount, and the cassette control unit 92 The amount of gain may be calculated by an arithmetic expression from the difference between the center of the range and the center of the appropriate density range.
- the cassette control unit 92 adjusts the amount of gain of the operational amplifier 84A to the amount of gain derived in step S28.
- the cassette control unit 92 controls the gate line driver 80 to cause the gate line driver 80 to sequentially output an on signal to each gate wiring 76 line by line.
- the charges accumulated in the storage capacitors 68 flow out to the data wirings 78 as electric signals.
- the electric signal flowing out to each data wiring 78 is amplified by the operational amplifier 84A of the signal processing unit 82, then sequentially input to the A / D converter 88 through the multiplexer 86, converted to digital image data, and converted to image memory It is stored in 90.
- the cassette control unit 92 adjusts the gain amount of the operational amplifier 84A and reads the radiation image from the radiation detector 60, whereby the concentration range of the object region in the read radiation image is set to an appropriate concentration range. It can be done.
- the cassette control unit 92 transmits the image data stored in the image memory 90 to the console 42, and the process ends.
- step S40 the cassette control unit 92 obtains an imaging cycle corresponding to the frame rate of fluoroscopic imaging.
- the cassette control unit 92 corrects the value of the digital data detected by each sensor unit 146 input from the signal detection unit 162 according to the sensitivity of each sensor unit 146, and converts the corrected value to the sensor unit Accumulate every 146.
- two storage areas for storing the total value of digital data are prepared for each sensor unit 146.
- One storage area is a storage area for storing the total value of digital data from the start of fluoroscopic imaging
- the other storage area is a storage area for continuous data of fluoroscopic imaging, storing the total value of digital data from the previous imaging Storage area.
- the values of digital data are accumulated in the two storage areas for each sensor unit 146.
- the cassette control unit 92 starts the fluoroscopic imaging in one of the sensor units 146. It is determined whether or not the accumulated value stored in the storage area for storing the accumulated value of the digital data of is larger than the allowable amount. If an affirmative determination is made, the cassette control unit 92 proceeds to step S60, and if a negative determination is made, the cassette control unit 92 proceeds to step S46.
- step S46 the cassette control unit 92 determines whether or not a period equal to or longer than the imaging cycle has passed since the charge of each pixel 74 of the radiation detector 60 was read last time. If the determination is affirmative, the cassette control unit 92 proceeds to step S48. If the determination is negative, the cassette control unit 92 proceeds to step S42.
- the cassette control unit 92 causes the total value stored in each storage area of each sensor unit 146 provided in the radiation detection unit 62 to store the total value of digital data from the previous imaging. It arranges in two dimensions corresponding to arrangement of each sensor part 146. As shown in FIG.
- the cassette control unit 92 generates image data of a radiation image detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62, using each total value as a pixel value.
- the cassette control unit 92 analyzes the image data generated in step S48, as in step S28, and derives an appropriate gain amount of the operational amplifier 84A.
- the cassette control unit 92 adjusts the amount of gain of the operational amplifier 84A to the amount of gain derived in step S50.
- the cassette control unit 92 controls the gate line driver 80 to cause the gate line driver 80 to sequentially output an on signal to each gate wiring 76 line by line.
- the radiation detector 60 turns on the TFTs 70 connected to the gate wirings 76 one line at a time, and the charges accumulated in the storage capacitors 68 flow one line at a time to the data wirings 78 as an electric signal.
- the electric signal flowing out to each data wiring 78 is amplified by the operational amplifier 84A of the signal processing unit 82, then sequentially input to the A / D converter 88 through the multiplexer 86, converted to digital image data, and converted to image memory It is stored in 90.
- the cassette control unit 92 adjusts the gain amount of the operational amplifier 84A and reads the radiation image from the radiation detector 60, whereby the concentration range of the object region in the read radiation image is set to an appropriate concentration range. It can be done.
- the cassette control unit 92 stores in the storage area for storing the total value of digital data from the previous imaging among the two storage areas for storing the total value of digital data for each sensor unit 146. Initialize all accumulated values to zero.
- step S58 the cassette control unit 92 transmits the image data stored in the image memory 90 to the console 42, and after transmitting the image data, the process proceeds to step S42.
- step S60 the cassette control unit 92 transmits instruction information for instructing the console 42 to end the irradiation, and ends the process.
- the radiation generation device 34 When the radiation generation device 34 receives the instruction information instructing the end of the irradiation, the radiation generation device 34 ends the generation and emission of the radiation.
- the console 42 may be notified that the capacity has been exceeded and a warning may be displayed on the console 42.
- the console 42 transmits the irradiation condition in which at least one of the tube voltage and the tube current is reduced to the radiation generation device 34, and the radiation dose per unit time irradiated from the radiation source 130 of the radiation generation device 34 decreases. You may make it
- the console 42 When the console 42 receives the image information from the electronic cassette 32, the console 42 performs various kinds of image processing such as shading correction on the received image information, and stores the image information after the image processing in the HDD 110.
- the image information stored in the HDD 110 is displayed on the display 100 for confirmation or the like of the radiographed radiation image, transferred to the RIS server 14 and stored in the database 14A. As a result, it becomes possible for the doctor to interpret the radiographs taken and to make a diagnosis.
- the cumulative value of the values of the digital data detected by the sensor unit 146 can be regarded as the exposure dose of the subject. Therefore, when the daily exposure dose is stored for each patient in the database 14A of the RIS server 14, the electronic cassette 32 is transmitted to the RIS server 14 via the console 42 and stored in the database 14A.
- the radiation detection unit 62 since the radiation detection unit 62 provided with a plurality of sensor units 146 capable of detecting radiation stacked in the imaging region of the radiation detector 60 is disposed, the radiation detector 60 is provided. There is no need to form pixels for radiation detection. For this reason, the configuration of the radiation detector 60 is not complicated. Further, by arranging the radiation detection unit 62 in a stacked manner in the imaging region of the radiation detector 60, the radiation detection unit 62 can detect the radiation in the imaging region. Further, according to the present embodiment, since the radiation detector 60 is not provided with the pixels and sensors for radiation detection, it is not necessary to perform interpolation processing of the pixels for radiation detection on the captured radiation image. Furthermore, depending on the position at which the radiation detector 60 is arranged by being stacked on the radiation detector 60, the position at which the radiation is detected can be changed, and AEC can be performed at any place.
- the image of the subject region is saturated by the A / D converter 88 by adjusting the gain amount of the operational amplifier 84A from the image obtained from the detection result by the sensor unit 146 of the radiation detection unit 62.
- the concentration can be adjusted to an appropriate concentration range without
- the sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 can perform irradiation start of radiation and detection of radiation dose in parallel.
- the present embodiment it is not necessary to accelerate the imaging cycle in order to acquire an image for density correction.
- the region of interest changes during fluoroscopic imaging, and it is necessary to adjust the density as needed. Therefore, even if it is necessary to acquire an image for density correction as needed, it is not necessary to increase the frame rate.
- the above embodiment does not limit the invention according to the claims, and all combinations of features described in the embodiments are essential to the solution means of the invention. Not exclusively.
- the embodiments described above include inventions of various stages, and various inventions can be extracted by appropriate combinations of a plurality of disclosed configuration requirements. Even if some configuration requirements are deleted from the total configuration requirements shown in the embodiment, a configuration from which some configuration requirements are removed can be extracted as the invention as long as the effects can be obtained.
- the present invention is not limited to this.
- the present invention may be applied to a stationary radiography apparatus.
- the gain amount of the operational amplifier 84A is adjusted so that the main density range of the subject region of the radiation image captured by the radiation detector 60 becomes the appropriate density range. Is not limited to this.
- the electric signal output to each data wiring 78 of the radiation detector 60 as described above is amplified by the operational amplifier 84 A of the signal processing unit 82, and then converted to digital data by the A / D converter 88.
- the A / D converter 88 an input range that can be converted to digital data with a predetermined resolution is determined, and an electrical signal exceeding the input range is saturated and converted to, for example, the maximum value uniformly. .
- the amount of gain may be adjusted so that the electrical signal after amplification by the operational amplifier 84A falls within the input range of the A / D converter 88.
- the cumulative value of digital data detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 can be regarded as the irradiated radiation dose. Therefore, in the case of the above embodiment, for example, an appropriate gain amount is stored in advance as gain amount information for each cumulative value, and the maximum value of the cumulative value of each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 is obtained. The amount of gain corresponding to the maximum value may be determined from the amount of gain information.
- the sensor part 146 is provided in the central portion and the peripheral portion (four corner portions in FIG. 13) of the region 149 corresponding to the imaging region of the radiation detection unit 62. It may be arranged.
- each sensor part 146 of the radiation detection part 62 was made into the same size was demonstrated in the said embodiment, this invention is not limited to this.
- a plurality of types of sensor units 146 having different sizes may be disposed in the radiation detection unit 62.
- the end of radiation irradiation may be detected.
- the digital data value of each sensor unit 146 input from the signal detection unit 162 is compared with a predetermined threshold for radiation detection, and it is determined whether or not it is less than the threshold Thus, the end of radiation irradiation can be detected.
- the threshold value of irradiation start is made larger than the threshold value of irradiation completion, but the threshold value of irradiation start may be smaller than the threshold value of irradiation completion.
- the threshold value of irradiation start may be smaller than the threshold value of irradiation completion.
- the scintillator 148 was formed in the radiation detection part 62 in the said embodiment, this invention is not limited to this.
- the radiation detector 60 does not provide the scintillator 148 in the radiation detection unit 62, as shown in FIG.
- the scintillator 148 may be attached to the surface (surface on the side of the scintillator 71) opposite to the TFT substrate 66 of 60, and each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 may detect the light of the scintillator 71.
- the scintillator 148 becomes unnecessary, so the radiation detection unit 62 can be formed thinner.
- the TFT substrate 66 may be disposed in the housing 54 so as to be on the irradiation surface 56 side, and radiation at the time of imaging may be incident from the lower side (X2 side) in FIG.
- the radiation detection unit 62 may be disposed in the housing 54 so as to be on the irradiation surface 56 side, and radiation may be incident from the upper side (X1 side) in FIG.
- the radiation detection unit 62 may be attached to the surface of the radiation detector 60 on the TFT substrate 66 side. Also in this case, the radiation may be incident from either the upper side (X1 side) or the lower side (X2 side) of FIG. 17, but when the radiation is incident from the X2 side, the radiation passes through the radiation detection unit 62 and the scintillator Reach 71. Therefore, it is preferable to form the sensor unit 146 by a photoelectric conversion film containing an organic photoelectric conversion material. In addition, as shown in FIG.
- a reflection film 75 for reflecting light is formed on the surface on the evaporation substrate 73 side of the scintillator 71 as shown by a broken line. Is preferred. Further, as shown by the alternate long and short dash line, a reflection film 77 that reflects light may be formed on the surface of the radiation detection unit 62 opposite to the radiation detector 60. By forming the reflective film 75 and the reflective film 77 in this manner, light leaked to the outside is reflected to the TFT substrate 66 and the radiation detection unit 62, so that the sensitivity is improved.
- the radiation detection unit 62 may be provided between the TFT substrate 66 of the radiation detection unit 62 and the scintillator 71. Also in this case, the radiation may be incident from either the upper side (X1 side) or the lower side (X2 side) of FIG.
- the sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 may be formed thin or the sensor unit 146 may be formed smaller than the area of the sensor unit 72 in order to suppress a decrease in the sensitivity of the sensor unit 72 of the TFT substrate 66 .
- the radiation detector 60 is an indirect conversion method in which radiation is converted into light once, and the converted light is converted into charges by the sensor unit 72 and accumulated.
- the present invention is not limited to this.
- the radiation detector 60 may be a direct conversion system in which radiation is converted into charges in a semiconductor layer such as amorphous selenium.
- the electronic cassette 32 may transfer the radiation image detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 to the console 42, and the console 42 may display the radiation image on the display 100. As a result, it is possible to quickly confirm the blurring or the positioning of the subject from the displayed radiation image.
- the cassette control unit 92 of the electronic cassette 32 adjustment of the gain amount from the radiation image detected by each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62, radiation irradiation start, radiation irradiation completion, and radiation
- the cassette control unit 92 transmits digital data input from the signal detection unit 162 to the console 42 at any time, performs any processing in the console 42, and feeds back the processing result to the electronic cassette 32 as needed. It is also good.
- the radiation to be detected may be any of X-rays, visible light, ultraviolet rays, infrared rays, gamma rays, particle rays and the like.
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Abstract
放射線検出器(60)は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生するセンサ部(72)を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する。放射線検出器(60)の撮影領域に積層して放射線又は放射線が変換された光を検出可能なセンサ部(146)が複数設けられた放射線検出部(62)を配置する。これによって、放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる放射線撮影装置、及び放射線撮影システムを提供する。
Description
本発明は、放射線撮影装置及び放射線撮影システムに係り、特に、放射線源から射出されて被検者を透過した放射線により示される放射線画像の撮影を行う放射線撮影装置及び放射線撮影システムに関する。
近年、TFT(Thin Film Transistor)アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、X線等の放射線を直接デジタルデータに変換できるFPD(Flat Panel Detector)等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線撮影装置が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線撮影装置は、従来のX線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影(動画撮影)も行うことができるといったメリットがある。
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されている。例えば、放射線を一度CsI:Tl、GOS(Gd2O2S:Tb)などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等がある。各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。放射線撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号を増幅器で増幅した後にA/D(アナログ/デジタル)変換部でデジタルデータに変換している。
ところで、放射線撮影装置では、放射線検出器に到達する放射線量が低領域になると
、到達情報量の低下による量子ノイズや、装置が有するシステムノイズの影響が大きくな
り、画像のS/N比が悪化する。そこで、取得画像の必要最低限の品質を確保するために最小限の到達放射線量を得る目的で、所謂、フォトタイマ等とよばれるX線自動露出制御(AEC(automatic exposure control))を行う技術が知られている。特開2004-251892号公報には、同一基板上の放射線検出領域内に放射線画像撮像用の画素と共に放射線検出用の画素をマトリクス状に形成した放射線検出器が開示されている。
、到達情報量の低下による量子ノイズや、装置が有するシステムノイズの影響が大きくな
り、画像のS/N比が悪化する。そこで、取得画像の必要最低限の品質を確保するために最小限の到達放射線量を得る目的で、所謂、フォトタイマ等とよばれるX線自動露出制御(AEC(automatic exposure control))を行う技術が知られている。特開2004-251892号公報には、同一基板上の放射線検出領域内に放射線画像撮像用の画素と共に放射線検出用の画素をマトリクス状に形成した放射線検出器が開示されている。
しかしながら、特開2004-251892号公報のように放射線画像撮像用の画素と共に放射線検出用の画素を形成する場合、放射線検出器の構成が複雑になる、という問題があった。
本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる放射線撮影装置、及び放射線撮影システム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、本発明の第1の態様は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第1センサ部を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部と、を備えている。
本発明の第1の態様によれば、撮影部は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第1センサ部を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する。放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部が、撮影部の撮影領域に積層して配置されている。
このように、本発明の第1の態様によれば、放射線又は放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部を、撮影部の撮影領域に積層して配置しているので、撮影部に放射線検出用の画素の形成する必要がない。このため、撮影部の構成が複雑化しない。また、検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置したことにより検出部により撮影領域内の放射線を検出できる。
なお、本発明の第2の態様によれば、前記撮影部が、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第1センサ部が、前記変換層で変換された光が照射されることにより電荷を発生する。前記第2センサ部が、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出するようにしてもよい。
また、本発明の第3の態様によれば、ゲイン量が変更可能であり、かつ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成部と、前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する照射量検出部と、前記照射量検出部により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整部と、をさらに備えてもよい。
また、本発明の第4の態様によれば、前記撮影領域の被写体が配置された被写体領域を特定する特定部をさらに備え、前記調整部が、前記特定部により特定された被写体領域に対応する前記検出部の第2センサ部による検出結果に基づき、前記生成部により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるようにゲイン量を調整してもよい。
また、本発明の第5の態様によれば、前記生成部が、前記増幅器により増幅された電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するA/D変換器をさらに有し、前記調整部が、前記増幅器により増幅された電気信号が前記A/D変換器において所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲内となるようにゲイン量を調整してもよい。
また、本発明の第6の態様によれば、前記照射量検出部は、前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、及び放射線の照射終了の少なくとも一方の検出をさらに行うものとしてもよい。
また、本発明の第7の態様によれば、前記照射量検出部が、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で、当該撮影周期の間の放射線の照射量を検出し、前記調整部が、前記照射量検出部により検出された撮影周期の間の放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整してもよい。
また、本発明の第8の態様によれば、前記第2センサ部が、前記撮影部の前記撮影領域に対応する領域の中央部分、及び周辺部分に少なくとも配置されることが好ましい。
また、本発明の第9の態様によれば、前記第2センサ部が、前記撮影部の前記撮影領域内にマトリクス状に配置されてもよい。
また、本発明の第10の態様によれば、前記検出部の各第2センサ部による検出結果から簡易的な放射線画像を生成する簡易画像生成部と、前記簡易画像生成部により生成された簡易的な放射線画像を表示する表示部と、をさらに備えてもよい。
一方、上記目的を達成するために、本発明の第11の態様は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第1センサ部を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部と、ゲイン量が変更可能であり、かつ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成部と、前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する照射量検出部と、前記照射量検出部により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整部と、を備えている。
従って、本発明によれば、放射線又は放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置しているので、撮影部に放射線検出用の画素の形成する必要がない。このため、本発明の第1の態様と同様に、撮影部の構成が複雑化することない。また、検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置したことにより検出部により撮影領域内の放射線を検出できる。
また、撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅器で増幅し、増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成している。また、検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出し、検出された放射線の照射量に基づいて増幅器のゲイン量を調整しているので、放射線画像を適切な濃度範囲に調整できる。
本発明によれば、放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる、という効果が得られる。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、可搬型の放射線撮影装置(以下「電子カセッテ」ともいう。)を用いて放射線画像の撮影を行う放射線画像撮影システムに適用した場合の形態例について説明する。
まず、図1を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム(以下、「RIS(Radiology Information System)」と称する。)10の構成について説明する。
RIS10は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム(以下、「HIS(Hospital Information System)」と称する。)の一部を構成する。
RIS10は、複数台の撮影依頼端末装置(以下、「端末装置」と称する。)12、RISサーバ14、及び病院内の放射線撮影室(あるいは手術室)の個々に設置された放射線画像撮影システム(以下、「撮影システム」と称する。)18を有している。これらが有線や無線のLAN(Local Area Network)等から成る病院内ネットワーク16に各々接続されて構成されている。なお、RIS10は、同じ病院内に設けられたHISの一部を構成している。病院内ネットワーク16には、HIS全体を管理するHISサーバ(図示省略。)も接続されている。
端末装置12は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものである。放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置12を介して行われる。各端末装置12は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、RISサーバ14と病院内ネットワーク16を介して相互通信が可能とされている。
一方、RISサーバ14は、各端末装置12からの撮影依頼を受け付け、撮影システム18における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース14Aを含んで構成されている。
データベース14Aは、患者(被検者)の属性情報(氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ID(Identification)等)、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の、患者に関する情報と、撮影システム18で用いられる、後述する電子カセッテ32の識別番号(ID情報)、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位(対応可能な撮影依頼の内容)、使用開始年月日、使用回数等、の電子カセッテ32に関する情報と、電子カセッテ32を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ32を使用する環境(一例として、放射線撮影室や手術室等)を示す環境情報とを含んで構成されている。
撮影システム18は、RISサーバ14からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム18は、放射線源130(図2も参照。)から曝射条件に従った線量とされた放射線X(図3も参照。)を被検者に照射する放射線発生装置34と、被検者の撮影部位を透過した放射線Xを吸収して電荷を発生する放射線検出器60(図3も参照。)を内蔵する電子カセッテ32と、電子カセッテ32に内蔵されているバッテリを充電するクレードル40と、電子カセッテ32,放射線発生装置34,及びクレードル40を制御するコンソール42と、を備えている。
コンソール42は、RISサーバ14からデータベース14Aに含まれる各種情報を取得して後述するHDD110(図10参照。)に記憶し、当該情報に基づいて、電子カセッテ32、放射線発生装置34、及びクレードル40の制御を行う。
図2には、本実施の形態に係る撮影システム18の放射線撮影室44における各装置の配置状態の一例が示されている。
同図に示すように、放射線撮影室44には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台45と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台46とが設置されている。立位台45の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置48とされ、臥位台46の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置50とされている。
立位台45には電子カセッテ32を保持する保持部150が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ32が保持部150に保持される。同様に、臥位台46には電子カセッテ32を保持する保持部152が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ32が保持部152に保持される。
また、放射線撮影室44には、単一の放射線源130からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源130を、水平な軸回り(図2の矢印A方向)に回動可能で、鉛直方向(図2の矢印B方向)に移動可能で、さらに水平方向(図2の矢印C方向)に移動可能に支持する支持移動機構52が設けられている。ここで、支持移動機構52は、放射線源130を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源130を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源130を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている(何れも図示省略。)。
一方、クレードル40には、電子カセッテ32を収納可能な収容部40Aが形成されている。
電子カセッテ32は、未使用時にはクレードル40の収容部40Aに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われる。電子カセッテ32は、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル40から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台45の保持部150に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台46の保持部152に保持される。
ここで、本実施の形態に係る撮影システム18では、放射線発生装置34とコンソール42とをそれぞれケーブルで接続して有線通信によって各種情報の送受信を行うが、図2では、放射線発生装置34とコンソール42を接続するケーブルを省略している。また、電子カセッテ32とコンソール42との間は、無線通信によって各種情報の送受信を行う。なお、放射線発生装置34とコンソール42の間の通信も無線通信によって通信を行うものとしてもよい。
なお、電子カセッテ32は、立位台45の保持部150や臥位台46の保持部152で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、保持部に保持されていない状態で使用されることもできる。
図3には、本実施の形態に係る電子カセッテ32の内部構成が示されている。
同図に示すように、電子カセッテ32は、放射線Xを透過させる材料からなる筐体54を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ32は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ32を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、1つの電子カセッテ32を繰り返し続けて使用することができる。
筐体54の内部には、放射線Xが照射される筐体54の照射面56側から、被検者を透過した放射線Xによる放射線画像を撮影するための放射線検出器60、照射された放射線の検出を行う放射線検出部62が順に配設されている。
また、筐体54の内部の一端側には、マイクロコンピュータを含む電子回路、及び充電可能で、かつ着脱可能なバッテリ96Aを収容するケース31が配置されている。放射線検出器60、及び電子回路は、ケース31に配置されたバッテリ96Aから供給される電力によって作動する。ケース31内部に収容された各種回路が放射線Xの照射に伴って損傷することを回避するため、ケース31の照射面56側には鉛板等を配設しておくことが望ましい。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ32は、照射面56の形状が長方形とされた直方体とされており、その長手方向一端部にケース31が配置されている。
また、筐体54の外壁の所定位置には、‘レディ状態’,‘データ送信中’といった動作モード、バッテリ96Aの残容量の状態等の電子カセッテ32の動作状態を示す表示を行う表示部56Aが設けられている。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ32では、表示部56Aとして、発光ダイオードを適用しているが、これに限らず、発光ダイオード以外の発光素子や、液晶ディスプレイ、有機ELディスプレイ等の他の表示部としてもよい。
図4には、本実施形態に係る放射線検出器60及び放射線検出部62の構成を模式的に示した断面図が示されている。
放射線検出器60は、絶縁性基板64に薄膜トランジスタ(TFT:Thin Film Transistor、以下「TFT」という)70、及び蓄積容量68が形成されたTFTアクティブマトリクス基板(以下、「TFT基板」という)66を備えている。
このTFT基板66上には、入射される放射線を光に変換するシンチレータ71が配置される。
シンチレータ71としては、例えば、CsI:Tl、GOSを用いることができる。なお、シンチレータ71は、これらの材料に限られるものではない。
絶縁性基板64としては、光透過性を有し且つ放射線の吸収が少ないものであれば何れでもよく、例えば、ガラス基板、透明セラミック基板、光透過性の樹脂基板を用いることができる。なお、絶縁性基板64は、これらの材料に限られるものではない。
TFT基板66には、本発明の第1センサ部に対応し、シンチレータ71によって変換された光が入射されることにより電荷を発生するセンサ部72が形成されている。また、TFT基板66には、TFT基板66上を平坦化するための平坦化層67が形成されている。また、TFT基板66とシンチレータ71との間であって、平坦化層67上には、シンチレータ71をTFT基板66に接着するための接着層69が形成されている。
センサ部72は、上部電極72A、下部電極72B、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜72Cを有している。
光電変換膜72Cは、シンチレータ71から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。光電変換膜72Cは、光が照射されることにより電荷を発生する材料により形成されればよく、例えば、アモルファスシリコンや有機光電変換材料などにより形成されることができる。アモルファスシリコンを含む光電変換膜72Cであれば、光電変換膜72Cは、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ71による発光を吸収することができる。有機光電変換材料を含む光電変換膜72Cであれば、光電変換膜72Cは、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ71による発光以外の電磁波が光電変換膜72Cに吸収されることがほとんどなく、X線等の放射線が光電変換膜72Cで吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
本実施の形態では、光電変換膜72Cに有機光電変換材料を含んで構成する。有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は560nmである。このため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ71の材料としてCsI(TL)を用いれば、上記ピーク波長の差を5nm以内にすることが可能となり、光電変換膜72Cで発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。この光電変換膜72Cとして適用可能な有機光電変換材料については、特開2009-32854号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
図5には、本実施の形態に係るTFT基板66に形成されたTFT70及び蓄積容量68の構成が概略的に示されている。
絶縁性基板64上には、下部電極72Bに対応して、下部電極72Bに移動した電荷を蓄積する蓄積容量68と、蓄積容量68に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力するTFT70が形成されている。蓄積容量68及びTFT70の形成された領域は、平面視において下部電極72Bと重なる部分を有している。このような構成とすることで、各画素部における蓄積容量68及びTFT70とセンサ部72とが厚さ方向で重なりを有することとなり、少なく面積で蓄積容量68及びTFT70とセンサ部72を配置できる。
蓄積容量68は、絶縁性基板64と下部電極72Bとの間に設けられた絶縁膜65Aを貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極72Bと電気的に接続されている。これにより、下部電極72Bで捕集された電荷を蓄積容量68に移動させることができる。
TFT70は、ゲート電極70A、ゲート絶縁膜65B、及び活性層(チャネル層)70Bが積層され、さらに、活性層70B上にソース電極70Cとドレイン電極70Dが所定の間隔を開けて形成されている。また、放射線検出器60では、活性層70Bが非晶質酸化物により形成されている。活性層70Bを構成する非晶質酸化物としては、In、Ga及びZnのうちの少なくとも1つを含む酸化物(例えばIn-O系)が好ましく、In、Ga及びZnのうちの少なくとも2つを含む酸化物(例えばIn-Zn-O系、In-Ga系、Ga-Zn-O系)がより好ましく、In、Ga及びZnを含む酸化物が特に好ましい。In-Ga-Zn-O系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がInGaO3(ZnO)m(mは6未満の自然数)で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、InGaZnO4がより好ましい。
TFT70の活性層70Bを非晶質酸化物で形成したものとすれば、TFT70は、X線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。
ここで、TFT70の活性層70Bを構成する非晶質酸化物や、光電変換膜72Cを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板64としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ(クロロトリフルオロエチレン)等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、絶縁性基板64には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
アラミドは、200度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバICの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ITO(indium tin oxide)やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して絶縁性基板64を形成してもよい。
バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、AcetobacterXylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束(バクテリアセルロース)と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅50nmと可視光波長に対して1/10のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を60-70%も含有しながら、波長500nmで約90%の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数(3-7ppm)を有し、鋼鉄並の強度(460MPa)、高弾性(30GPa)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く絶縁性基板64を形成できる。
図6には、本実施の形態に係るTFT基板66の構成を示す平面図が示されている。
TFT基板66には、上述のセンサ部72、蓄積容量68、TFT70と、を含んで構成される画素74が一定方向(図6の行方向)及び一定方向に対する交差方向(図6の列方向)に2次元状に複数設けられている。例えば、放射線検出部62を、17インチ×17インチのサイズとした場合、画素74を行方向及び列方向に2880個ずつ配置する。
また、放射線検出器60には、一定方向(行方向)に延設され各TFT70をオン・オフさせるための複数本のゲート配線76と、交差方向(列方向)に延設されオン状態のTFT70を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線78が設けられている。
放射線検出器60は、平板状で平面視において外縁に4辺を有する四辺形状をしている。具体的には矩形状に形成されている。
本実施形態に係る放射線検出器60は、図4に示すように、このようなTFT基板66の表面にシンチレータ71が貼り付けられて形成される。
シンチレータ71は、例えば、CsI:Tl等の柱状結晶で形成しようとする場合、蒸着基板73への蒸着によって形成される。このように蒸着によってシンチレータ71を形成する場合、蒸着基板73は、X線の透過率、コストの面からAlの板がよく使用される。蒸着の際のハンドリング性、自重による反り防止、輻射熱による変形等から、蒸着基板73は、ある程度(数mm程度)の厚みが必要となる。
このような放射線検出器60のシンチレータ71側の面には、放射線検出部62が貼り付けられている。
放射線検出部62は、例えば、樹脂性の支持基板140上に、後述する配線160(図8)がパターニングされた配線層142及び絶縁層144が形成されており、その上に、本発明の第2センサ部に対応する複数のセンサ部146が形成されている。放射線検出部62は、当該センサ部146上に、GOS等からなるシンチレータ148が形成されている。センサ部146は、上部電極147A、下部電極147B、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜147Cを有している。光電変換膜147Cには、シンチレータ148によって変換された光が入射されることにより電荷を発生する。この光電変換膜147Cは、アモルファスシリコンを用いたPIN型、MIS型フォトダイオードよりも、上述の有機光電変換材料が含有された光電変換膜が好ましい。これは、PIN型フォトダイオードやMIS型フォトダイオードを用いた場合と比較して、製造コストの削減や、フレキシブル化への対応の点で有機光電変換材料が含有された光電変換膜を用いたほうが有利だからである。この放射線検出部62のセンサ部146は、放射線検出器60の各画素74に設けられたセンサ部72ほど細かく形成する必要はなく、センサ部72よりも大きく、放射線検出器60の数十から数百画素のサイズで形成すればよい。
図7には、本実施の形態に係る放射線検出部62のセンサ部146の配置構成を示す平面図が示されている。
放射線検出部62には、センサ部146が一定方向(図7の行方向)及び一定方向に対する交差方向(図7の列方向)に多数配置されている。例えば、センサ部146を行方向及び列方向に16個ずつマトリクス状に配置する。
図8には、本実施の形態に係る電子カセッテ32の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
放射線検出器60は、上述したように、センサ部72、蓄積容量68、TFT70を備えた画素74がマトリクス状に多数個配置されている。電子カセッテ32への放射線Xの照射に伴ってセンサ部72で発生された電荷は、個々の画素74の蓄積容量68に蓄積される。これにより、電子カセッテ32に照射された放射線Xに担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器60に保持される。
また、放射線検出器60の個々のゲート配線76はゲート線ドライバ80に接続されており、個々のデータ配線78は信号処理部82に接続されている。個々の画素74の蓄積容量68に電荷が蓄積されると、個々の画素74のTFT70は、ゲート線ドライバ80からゲート配線76を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。TFT70がオンされた画素74の蓄積容量68に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線78を伝送されて信号処理部82に入力される。従って、個々の画素74の蓄積容量68に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。
図9には、本実施の形態に係る放射線検出器60の1画素部分に注目した等価回路図が示されている。
同図に示すように、TFT70のソースは、データ配線78に接続されており、このデータ配線78は、信号処理部82に接続されている。また、TFT70のドレインは蓄積容量68及びセンサ部72に接続され、TFT70のゲートはゲート配線76に接続されている。
信号処理部82は、個々のデータ配線78毎にサンプルホールド回路84を備えている。個々のデータ配線78を伝送された電気信号はサンプルホールド回路84に保持される。サンプルホールド回路84はオペアンプ84Aとコンデンサ84Bを含んで構成され、電気信号をアナログ電圧に変換する。また、サンプルホールド回路84にはコンデンサ84Bの両電極をショートさせ、コンデンサ84Bに蓄積された電荷を放電させるリセット回路としてスイッチ84Cが設けられている。オペアンプ84Aは、後述するカセッテ制御部92からの制御によりゲイン量を調整可能とされている。
サンプルホールド回路84の出力側にはマルチプレクサ86、A/D変換器88が順に接続されている。個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はアナログ電圧に変換されてマルチプレクサ86に順に(シリアルに)入力され、A/D変換器88によってデジタルの画像情報へ変換される。
信号処理部82には画像メモリ90が接続されており(図8参照。)、信号処理部82のA/D変換器88から出力された画像データは画像メモリ90に順に記憶される。画像メモリ90は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有している。放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ90に順次記憶される。
画像メモリ90は電子カセッテ32全体の動作を制御するカセッテ制御部92と接続されている。カセッテ制御部92はマイクロコンピュータを含んで構成されている。カセッテ制御部92は、CPU(中央処理装置)92A、ROM(Read Only Memory)及びRAM(Random Access Memory)を含むメモリ92B、HDD(ハードディスク・ドライブ)やフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部92Cを備えている。
また、カセッテ制御部92には無線通信部94が接続されている。本実施の形態に係る無線通信部94は、IEEE(Institute of Electrical and Electronics Engineers)802.11a/b/g等に代表される無線LAN(Local Area Network)規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部92は、無線通信部94を介してコンソール42と無線通信が可能とされており、コンソール42との間で各種情報の送受信が可能とされている。
一方、放射線検出部62は、上述したように、センサ部146がマトリクス状に多数個配置されている。また、放射線検出部62には、各センサ部146とそれぞれ個別に接続された複数の配線160が設けられており、各配線160は信号検出部162に接続されている。
信号検出部162は、配線160毎に設けられた増幅器及びA/D変換器を備えており、カセッテ制御部92と接続されている。信号検出部162は、カセッテ制御部92からの制御により、所定の周期で各配線160のサンプリングを行って各配線160を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部92へ出力する。
また、電子カセッテ32には電源部96が設けられている。上述した各種回路や各素子(ゲート線ドライバ80、信号処理部82、画像メモリ90、無線通信部94、カセッテ制御部92、信号検出部162等)は、電源部96から供給された電力によって作動する。電源部96は、電子カセッテ32の可搬性を損なわないように、前述したバッテリ(二次電池)96Aを内蔵しており、充電されたバッテリ96Aから各種回路や各素子へ電力を供給する。なお、図8では、電源部96と各種回路や各素子を接続する配線の図示を省略している。
図10には、本実施の形態に係るコンソール42及び放射線発生装置34の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
コンソール42は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ100と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル102と、を備えている。
また、本実施の形態に係るコンソール42は、装置全体の動作を司るCPU104と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたROM106と、各種データを一時的に記憶するRAM108と、各種データを記憶して保持するHDD110と、ディスプレイ100への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ112と、操作パネル102に対する操作状態を検出する操作入力検出部114と、を備えている。また、コンソール42は、接続端子42A及び通信ケーブル35を介して放射線発生装置34との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信インタフェース(I/F)部116と、電子カセッテ32との間で無線通信により曝射条件や画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部118と、を備えている。
CPU104、ROM106、RAM108、HDD110、ディスプレイドライバ112、操作入力検出部114、通信インタフェース部116、及び無線通信部118は、システムバスBUSを介して相互に接続されている。従って、CPU104は、ROM106、RAM108、HDD110へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ112を介したディスプレイ100への各種情報の表示の制御、通信I/F部116を介した放射線発生装置34との各種情報の送受信の制御、及び無線通信部118を介した放射線発生装置34との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、CPU104は、操作入力検出部114を介して操作パネル102に対するユーザの操作状態を把握することができる。
一方、放射線発生装置34は、放射線源130と、コンソール42との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信I/F部132と、受信した曝射条件に基づいて放射線源130を制御する線源制御部134と、を備えている。
線源制御部134もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール42から受信する曝射条件には管電圧、管電流の情報が含まれている。線源制御部134は、受信した曝射条件に基づいて放射線源130から放射線Xを照射させる。
次に、本実施の形態に係る撮影システム18の作用を説明する。
本実施の形態に係る撮影システム18は、1回ずつ撮影を行う静止画撮影と、連続的に撮影を行う透視撮影が可能とされており、撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影が選択可能とされている。
端末装置12(図1参照。)は、放射線画像の撮影する場合、医師又は放射線技師からの撮影依頼を受け付ける。当該撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位、撮影モードが指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。
端末装置12は、受け付けた撮影依頼の内容をRISサーバ14に通知する。RISサーバ14は、端末装置12から通知された撮影依頼の内容をデータベース14Aに記憶する。
コンソール42は、RISサーバ14にアクセスすることにより、RISサーバ14から撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ100(図10参照。)に表示する。
撮影者は、ディスプレイ100に表示された撮影依頼の内容に基づいて放射線画像の撮影を開始する。
例えば、図2に示すように、臥位台46上に横臥した被検者の患部の撮影を行う際、臥位台46の保持部152に電子カセッテ32を配置する。
そして、撮影者は、操作パネル102に対して撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影を指定し、さらに、操作パネル102に対して放射線Xを照射する際の管電圧及び管電流等を指定する。なお、撮影者は、透視撮影の場合、被検者の被曝を抑えるため、静止画撮影の場合と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低く指定する(例えば、静止画撮影の場合の1/10程度)。
ここで、放射線検出器60は、X線が照射されていない状態であっても暗電流等によってセンサ部72に電荷が発生して各画素74の蓄積容量68に電荷が蓄積される。
このため、本実施の形態に係る電子カセッテ32は、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部62により放射線の検出を行う。放射線の照射開始を検出すると、電子カセッテ32は、放射線検出器60の各画素74の蓄積容量68に蓄積された電荷を取り出して除去するリセット動作を行った後に撮影を開始する。
また、本実施の形態に係る撮影システム18は、撮影の際、放射線検出部62により電子カセッテ32に照射された放射線量を検出し、放射線源130からの放射線の照射を制御するX線自動露出制御(AEC)を行っている。具体的には、静止画撮影の場合、検出された放射線量が許容量となった場合に、撮影システム18は、放射線源130からの放射線の照射を終了させると共に放射線検出器60から画像の読み出し開始する。透視撮影の場合、撮影システム18は、所定のフレームレートで連続的に撮影を行い、放射線検出部62により検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源130からの放射線の照射を終了させる。静止画撮影の許容量は、撮影部位の放射線画像が鮮明に撮るための適切な線量であり、透視撮影の許容量は、被検者の被曝を適切な範囲内に抑えるための線量であり、それぞれ目的が異なる。
静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量は、それぞれ撮影の際に撮影者により操作パネル102から入力されもよい。また、撮影部位毎に、静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量を撮影部位別許容量情報としてHDD110に予め記憶しておいてもよい。撮影者が操作パネル102に対して撮影部位が指定を行い、撮影部位が指定された際に、撮影システム18が、撮影部位別許容量情報から指定された撮影モード及び撮影部位に対応する許容量を得るようにしてもよい。また、透視撮影の許容量は、RISサーバ14のデータベース14Aに、患者毎に日別の被曝量を記憶しておいてもよい。RISサーバ14が所定期間(例えば、直近3ヶ月間)での被曝量の合計値から患者の許容される被曝量を求めて当該許容される被曝量を許容量としてコンソール42へ通知されるものとしてもよい。
コンソール42は、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置34へ送信し、指定された撮影モード、管電圧、管電流、許容量を撮影条件として電子カセッテ32へ送信する。放射線発生装置34の線源制御部134は、コンソール42から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶する。電子カセッテ32のカセッテ制御部92は、コンソール42から撮影条件を受信すると、受信した撮影条件を記憶部92Cに記憶する。
撮影者は、撮影準備完了すると、コンソール42の操作パネル102に対して撮影を指示する撮影指示操作を行う。
コンソール42は、操作パネル102に対して撮影開始操作が行なわれた場合、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置34及び電子カセッテ32へ送信する。
放射線発生装置34は、コンソール42から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線の発生・射出を開始する。
電子カセッテ32のカセッテ制御部92は、曝射開始を指示する指示情報を受信すると、記憶部92Cに撮影条件として記憶された撮影モードに応じて撮影制御を行う。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ32は、上述のように、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部62により放射線の検出を行う。電子カセッテ32は、放射線の照射開始を検出した場合にリセット動作を行った後に撮影を開始し、撮影中、電子カセッテ32に照射された放射線量を検出している。
また、本実施の形態に係る電子カセッテ32は、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部62により放射線の検出を行って濃度補正用の放射線画像を取得し、その濃度補正用の放射線画像を解析して、適切な濃度の画像が得られるオペアンプ84Aのゲイン量を求める。電子カセッテ32は、求めたゲイン量をフィードバックさせてオペアンプ84Aのゲイン量等を調整して放射線検出器60から放射線画像の読み出しを行っている。
図11にはカセッテ制御部92のCPU92Aにより実行される撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはメモリ92B(ROM)の所定の領域に予め記憶されている。
同図のステップS10では、カセッテ制御部92は、信号検出部162を制御して各配線160のサンプリングを開始させる。
これにより、信号検出部162は、所定の周期で各配線160のサンプリングを行って各配線160を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部92へ出力する。
放射線検出部62に設けられた各センサ部146には、放射線が照射されると電荷が発生する。発生した電荷は、それぞれ配線160に電気信号として流れ出す。
次のステップS12では、カセッテ制御部92は、信号検出部162から入力する各センサ部146により検出されたデジタルデータの値を予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値以上となった否かにより放射線の照射開始の検出を行う。デジタルデータの値がしきい値以上となった場合は、放射線の照射が開始されたものとしてカセッテ制御部92は、ステップS14へ移行し、デジタルデータの値がしきい値未満の場合は、カセッテ制御部92はステップS12へ再度移行して、放射線の照射開始待ちを行う。
次のステップS14では、カセッテ制御部92は、ゲート線ドライバ80を制御してゲート線ドライバ80から各ゲート配線76にTFT70をオン状態とさせる制御信号を出力させる。カセッテ制御部92は、各ゲート配線76に接続された各TFT70を1ラインずつ順にONさせて電荷の取り出しを行う。これにより、1ラインずつ順に各画素74の蓄積容量68に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線78に流れ出し、暗電流等によって各画素74の蓄積容量68に蓄積された電荷が除去される。
次のステップS16では、カセッテ制御部92は、記憶部92Cに記憶された撮影条件で撮影モードとして静止画撮影が指定されたか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部92はステップS18へ移行し、否定判定の場合(撮影モードとして透視撮影が指定された場合)、カセッテ制御部92はステップS40へ移行する。
ステップS18では、カセッテ制御部92は、ゲート線ドライバ80を制御してゲート線ドライバ80から各ゲート配線76にTFT70をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。
次のステップS20では、カセッテ制御部92は、信号検出部162から入力する各センサ部146により検出されたデジタルデータの値を各センサ部146の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部146毎にそれぞれ累計する。この累計値は、照射された放射線量と見なすことができる。
次のステップS22では、カセッテ制御部92は、何れかのセンサ部146の累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS24へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS20へ移行する。
ステップS24では、カセッテ制御部92は、コンソール42に対して曝射終了を指示する指示情報を送信する。
コンソール42は電子カセッテ32から曝射終了を指示する指示情報を受信すると、曝射終了を指示する指示情報を放射線発生装置34へ送信する。放射線発生装置34は曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の照射を終了する。
次のステップS26では、カセッテ制御部92は、放射線検出部62に設けられた各センサ部146の累計値をそれぞれ各センサ部146の配列に対応して2次元状に配列する。カセッテ制御部92は、各累計値を画素値として放射線検出部62の各センサ部146により検出された簡易的な放射線画像の画像データを生成する。この簡易的な放射線画像は、放射線検出部62の各センサ部146が放射線検出器60の数十から数百画素のサイズで形成されるため、放射線検出器60により撮影される放射線画像の間引き画像となる。
次のステップS28では、カセッテ制御部92は、上記ステップS26で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ84Aの適切なゲイン量を導出する。
ここで、この画像の解析について説明する。
図12Aには、放射線検出部62の各センサ部146により検出された放射線画像の一例が示されている。図12Bには、図12Aに示す放射線画像の累積ヒストグラムが示されている。累積ヒストグラムとは、1枚の放射線画像を成す全画像データについて、画素値を横軸に、その画素値の画素の出現率(頻度)を縦軸にして表した図である。
放射線画像は、撮影部位の像(図12Aでは顔)が写った被写体領域と、撮影部位の写っていない所謂、素抜け領域との画素数が多いため、累積ヒストグラムにおいても被写体領域及び素抜け領域の累積値でピークとなる。また、被写体領域の方が濃度変化が大きいため、累積ヒストグラムにおいても幅が広くなる。
この累積ヒストグラムにおいて、撮影部位の像によるデータ値の範囲を特定する。この特定方法としては、公知の技術を用いることができる。本実施の形態では、スネークスアルゴリズムなどの動的輪郭抽出処理、又はハフ変換などを利用した輪郭抽出処理を行い、輪郭点に沿った線で囲まれる領域を被写体領域と特定する。なお、例えば、特開平4-11242号に記載の技術を用いて、被写体領域を特定するものとしてもよい。また、例えば、撮影部位毎に標準的な形状を示すパターン画像をメモリ92B(ROM)に記憶しておいてもよい。撮影された放射線画像内で撮影部位に応じたパターン画像の位置や拡大率を変えつつ、放射線画像とパターン画像との類似度を求める、パターンマッチングを行ってもよい。類似度の最も高い領域を被写体領域と特定してもよい。また、被写体領域はコンソール42等で撮影技師により指定されてもよい。電子カセッテ32は、コンソール42から被写体領域を示す情報を受信し、受信した情報に基づいて被写体領域を特定してもよい。
カセッテ制御部92は、放射線画像の特定された被写体領域の累積ヒストグラムを求める。カセッテ制御部92は、例えば、当該累積ヒストグラムにおいてピーク値の所定の割合の値以上となる範囲(例えば、半値幅の範囲)を被写体領域の主な濃度範囲として、当該濃度範囲の中心が所定の適正濃度範囲の中心になるようなオペアンプ84Aのゲイン量を求める。このゲイン量について、カセッテ制御部92は、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差毎に適正なゲイン量をゲイン量情報としてメモリ92B(ROM)に予め記憶しておき、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差に対応するゲイン量をゲイン量情報から求めてもよい。また、濃度範囲の中心と所定の適正濃度範囲の中心との差と、適正なゲイン量との関係を定めた演算式をメモリ92B(ROM)に記憶しておき、カセッテ制御部92は、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差から演算式によりゲイン量を算出してもよい。
次のステップS30では、カセッテ制御部92は、オペアンプ84Aのゲイン量を上記ステップS28で導出したゲイン量に調整する。
次のステップS32では、カセッテ制御部92は、ゲート線ドライバ80を制御してゲート線ドライバ80から1ラインずつ順に各ゲート配線76にオン信号を出力させる。
放射線検出器60では、各ゲート配線76に接続された各TFT70を1ラインずつ順にオンされると、1ラインずつ順に各蓄積容量68に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線78に流れ出す。各データ配線78に流れ出した電気信号は信号処理部82のオペアンプ84Aで増幅された後、マルチプレクサ86を介してA/D変換器88に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ90に記憶される。
このように、カセッテ制御部92は、オペアンプ84Aのゲイン量を調整して放射線検出器60から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正な濃度範囲とすることができる。
次のステップS34では、カセッテ制御部92は、画像メモリ90に記憶された画像データをコンソール42へ送信し、処理を終了する。
一方、ステップS40では、カセッテ制御部92は、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期を求める。
次のステップS42では、カセッテ制御部92は、信号検出部162から入力する各センサ部146により検出されたデジタルデータの値を各センサ部146の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部146毎にそれぞれ累計する。なお、本実施の形態では、各センサ部146毎に、デジタルデータの累計値を記憶する記憶領域を2つ用意している。一方の記憶領域を透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域としており、他方の記憶領域を透視撮影の連続的な撮影において、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域としている。本ステップS42では、各センサ部146毎に、デジタルデータの値を2つの記憶領域にそれぞれ累計する
次のステップS44では、カセッテ制御部92は、何れかのセンサ部146で、透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS60へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS46へ移行する。
次のステップS44では、カセッテ制御部92は、何れかのセンサ部146で、透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS60へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS46へ移行する。
ステップS46では、カセッテ制御部92は、前回、放射線検出器60の各画素74の電荷の読み出しを行ってから撮影周期以上の期間を経過したか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS48へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部92は、ステップS42へ移行する。
次のステップS48では、カセッテ制御部92は、放射線検出部62に設けられた各センサ部146の、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する各記憶領域に記憶された累計値をそれぞれ各センサ部146の配列に対応して2次元状に配列する。カセッテ制御部92は、各累計値を画素値として、放射線検出部62の各センサ部146により検出された放射線画像の画像データを生成する。
次のステップS50では、カセッテ制御部92は、上記ステップS28と同様に、上記ステップS48で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ84Aの適切なゲイン量を導出する。
次のステップS52では、カセッテ制御部92は、オペアンプ84Aのゲイン量を上記ステップS50で導出したゲイン量に調整する。
次のステップS54では、カセッテ制御部92は、ゲート線ドライバ80を制御してゲート線ドライバ80から1ラインずつ順に各ゲート配線76にオン信号を出力させる。
これにより、放射線検出器60は、各ゲート配線76に接続された各TFT70を1ラインずつ順にオンされ、1ラインずつ順に各蓄積容量68に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線78に流れ出す。各データ配線78に流れ出した電気信号は信号処理部82のオペアンプ84Aで増幅された後、マルチプレクサ86を介してA/D変換器88に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ90に記憶される。
このように、カセッテ制御部92は、オペアンプ84Aのゲイン量を調整して放射線検出器60から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正な濃度範囲とすることができる。
次のステップS56では、カセッテ制御部92は、各センサ部146毎のデジタルデータの累計値を記憶する2つの記憶領域のうち、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値を全てゼロに初期化する。
次のステップS58では、カセッテ制御部92は、画像メモリ90に記憶された画像データをコンソール42へ送信し、画像データの送信後、ステップS42へ移行する。
一方、ステップS60では、カセッテ制御部92は、コンソール42に対して曝射終了を指示する指示情報を送信し、処理を終了する。
放射線発生装置34は、曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の発生・射出を終了する。なお、本実施の形態では、透視撮影中に、何れかのセンサ部146の累計値が許容量となった場合に、透視撮影を停止する場合について説明した。しかし、コンソール42へ、許容量を超えたことを通知して、コンソール42で警告を表示させてもよい。また、コンソール42が放射線発生装置34へ管電圧及び管電流の少なくとも一方を低下させた曝射条件を送信して、放射線発生装置34の放射線源130から照射される単位時間あたりの放射線量が低下させるようにしてもよい。
コンソール42は、電子カセッテ32から画像情報を受信すると、受信した画像情報に対してシェーディング補正などの各種の補正する画像処理を行ない、画像処理後の画像情報をHDD110に記憶する。
HDD110に記憶された画像情報は、撮影した放射線画像の確認等のためにディスプレイ100に表示されると共に、RISサーバ14に転送されてデータベース14Aにも格納される。これにより、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。
なお、センサ部146により検出されたデジタルデータの値の累計値は、被検者の被曝量と見なすことができる。このため、RISサーバ14のデータベース14Aに、患者毎に日別の被曝量を記憶させている場合、電子カセッテ32は、コンソール42を介してRISサーバ14へ送信してデータベース14Aに記憶させる。
以上のように、本実施の形態によれば、放射線検出器60の撮影領域に積層して放射線を検出可能なセンサ部146が複数設けられた放射線検出部62を配置したので、放射線検出器60に放射線検出用の画素の形成する必要がない。このため、放射線検出器60の構成が複雑化しない。また、放射線検出部62を放射線検出器60の撮影領域に積層して配置したことにより、放射線検出部62により撮影領域内の放射線を検出できる。また、本実施の形態によれば、放射線検出器60に放射線検出用の画素やセンサを設けないため、撮影された放射線画像に対して放射線検出用の画素の補間処理を行う必要がない。さらに、放射線検出器60を放射線検出器60に積層して配置する際の位置により、放射線を検出する位置を変えることができ、任意の場所でAECを行うことができる。
また、本実施の形態によれば、放射線検出部62のセンサ部146による検出結果から得られる画像からオペアンプ84Aのゲイン量を調整することにより、被写体領域の画像をA/D変換器88で飽和させずに適切な濃度範囲に調整することができる。
また、本実施の形態によれば、放射線検出部62のセンサ部146により、放射線の照射開始や放射線の照射量の検出を並行して行うことができる。
さらに、本実施の形態によれば、濃度補正用の画像の取得を行うために撮影周期を早める必要がない。これにより、例えば、透視撮影中に関心部位が変わり、随時、濃度調整を行う必要があるため、随時、濃度補正用の画像を取得する必要がある場合でも、フレームレートを早くする必要がない。
以上、上記実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
また、上記実施の形態は、クレーム(請求項)にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
例えば、上記実施の形態では、可搬型の放射線撮影装置である電子カセッテ32に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。本発明を据置型の放射線撮影装置に適用してもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出器60により撮影される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が適正濃度範囲となるようにオペアンプ84Aのゲイン量を調整する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のように放射線検出器60の各データ配線78に出力された電気信号は、信号処理部82のオペアンプ84Aで増幅された後、A/D変換器88でデジタルデータに変換される。ここで、A/D変換器88は、所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲が定まっており、入力範囲を超えた電気信号は、飽和して例えば一律に最大値に変換されてしまう。このため、オペアンプ84Aで増幅した後の電気信号が、A/D変換器88の入力範囲内となるように、ゲイン量を調整するものとしてもよい。放射線検出部62の各センサ部146で検出されたデジタルデータの累計値は照射された放射線量と見なすことができる。このため、上記実施の形態の場合、例えば、累計値毎に、適正なゲイン量をゲイン量情報として予め記憶しておき、放射線検出部62の各センサ部146の累計値の最大値を求め、ゲイン量情報から最大値に対応するゲイン量を求めてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出部62にセンサ部146をマトリクス状に配置した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、図13に示すように、放射線検出部62において、センサ部146を、放射線検出部62の撮影領域に対応する領域149の中央部分、及び周辺部分(図13では4つの角部部分)に配置してもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出部62の各センサ部146を同一サイズとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、サイズの異なる複数種類のセンサ部146を放射線検出部62に配置するようにしてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線の照射開始と放射線の照射量とを検出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線の照射終了の検出を行うものとしてもよい。図14Aに示すように、信号検出部162から入力する各センサ部146のデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値未満となった否かにより、放射線の照射終了を検出できる。なお、図14Bに示すように、照射開始と照射終了の検出でしきい値を異ならせてもよい。図14Bでは、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも大きくしているが、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも小さくしてもよい。このように照射開始と照射終了の検出にヒステリシス性を持たせることにより、ノイズの影響等を抑えて照射開始や照射終了の検出をことができる。例えば、照射線が照射されることによりセンサ部146に電荷が発生するが、センサ部146内で発生した電荷の一部が一時的にトラップされ、放射線の照射終了後もセンサ部146からトラップされた電荷が配線160に電気信号として流れ出す。この場合、照射終了のしきい値を大きくすることにより、照射終了をすみやかに検出できる。
また、各センサ部146のデジタルデータの値を累計している場合、図15のT1に示すように、累計値の増加量が大きく減少する変曲点があった場合に照射終了と検出することもできる。
また、上記実施の形態では、放射線検出部62にシンチレータ148が形成されている場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器60は、シンチレータ71が形成された蒸着基板73が光透過性を有するものとした場合、図16に示すように、放射線検出部62にシンチレータ148を設けずに、放射線検出器60のTFT基板66とは逆側の面(シンチレータ71側の面)にシンチレータ148を貼り付けて、放射線検出部62の各センサ部146がシンチレータ71の光を検出するものとしてもよい。このように、放射線検出部62をシンチレータ71に貼り付けることにより、シンチレータ148が不要となるため、放射線検出部62をより薄く形成できる。この場合、TFT基板66が照射面56側となるように筐体54内に配置して、撮影の際の放射線が図16の下方(X2側)から入射するようにしてもよい。放射線検出部62が照射面56側となるように筐体54内に配置して、放射線が図16の上方(X1側)から入射するようにしてもよい。放射線がX2側から入射する場合、シンチレータ71のTFT基板66とは逆側の面に放射線検出部62を設けたことにより、放射線Xが放射線検出器60を透過した後に放射線検出部62を透過する。このため、放射線検出器60で撮影される放射線画像に放射線検出部62を設けたことによる影響が及ぶことを防ぐことができる。放射線がX1側から入射する場合、放射線が放射線検出部62を透過してシンチレータ71に到達する。このため、センサ部146を有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。このように、センサ部146を有機光電変換材料が含んで構成した場合、センサ部146での放射線の吸収が極めて少ないため、放射線検出器60で撮影される放射線画像に対する影響を小さく抑えることができる。
また、例えば、TFT基板66が光透過性を有する場合、図17に示すように、放射線検出器60のTFT基板66側の面に放射線検出部62を貼り付けてもよい。この場合も放射線は、図17の上方(X1側)又は下方(X2側)の何れから入射してもよいが、放射線がX2側から入射する場合、放射線が放射線検出部62を透過してシンチレータ71に到達する。このため、センサ部146を有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。なお、図17に示すように、放射線検出器60と放射線検出部62とを積層する場合、破線で示すようにシンチレータ71の蒸着基板73側の面に光を反射する反射膜75を形成することが好ましい。また、一点鎖線で示すように放射線検出部62の放射線検出器60と反対側の面に、光を反射する反射膜77を形成してもよい。このように反射膜75や反射膜77を形成することにより、外部へ漏れ出す光がTFT基板66や放射線検出部62へ反射されるため、感度が向上する。
また、図18に示すように、放射線検出部62のTFT基板66とシンチレータ71の間に、放射線検出部62を設けてもよい。この場合も放射線は、図18の上方(X1側)又は下方(X2側)の何れから入射してよい。この場合、TFT基板66のセンサ部72の感度の低下を抑制するため、放射線検出部62のセンサ部146を薄く形成したり、センサ部146をセンサ部72の面積よりも小さく形成してもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出器60が、放射線を一度光に変換し、変換した光をセンサ部72で電荷に変換して蓄積する間接変換方式であるものとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器60が、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式であるものとしてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出部62の各センサ部146により検出された放射線画像により、放射線検出器60から生成される放射線画像の画質の調整を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、電子カセッテ32が放射線検出部62の各センサ部146により検出された放射線画像をコンソール42へ転送し、コンソール42がディスプレイ100に表示させるものとしてもよい。これにより、表示された放射線画像から被写体のぶれやポジショニングの確認を速やかに行うことができる。
また、上記では、電子カセッテ32のカセッテ制御部92において、放射線検出部62の各センサ部146により検出された放射線画像からのゲイン量の調整、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出処理を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、カセッテ制御部92が信号検出部162から入力するデジタルデータを随時コンソール42へ送信するものとし、コンソール42において何れかの処理を行い、必要に応じて処理結果を電子カセッテ32にフィードバックさせてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線としてX線を検出することにより放射線画像を撮影する放射線撮影装置に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、検出対象とする放射線は、X線の他や可視光、紫外線、赤外線、ガンマ線、粒子線等いずれであってもよい。
その他、上記実施の形態で説明した構成は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。
さらに、上記実施の形態で説明した各種プログラムの処理の流れ(図11参照。)も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。
日本出願2010-172792の開示はその全体が参照により本明細書に取り込まれる。
本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記載された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。
Claims (11)
- 放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第1センサ部を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、
前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部と、
を備えた放射線撮影装置。 - 前記撮影部は、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第1センサ部が、前記変換層で変換された光が照射されることにより電荷を発生する
前記第2センサ部は、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出する
請求項1記載の放射線撮影装置。 - ゲイン量が変更可能であり、かつ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成部と、
前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する照射量検出部と、
前記照射量検出部により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整部と、
をさらに備えた請求項1又は請求項2記載の放射線撮影装置。 - 前記撮影領域の被写体が配置された被写体領域を特定する特定部をさらに備え、
前記調整部は、前記特定部により特定された被写体領域に対応する前記検出部の第2センサ部による検出結果に基づき、前記生成部により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるようにゲイン量を調整する
請求項3記載の放射線撮影装置。 - 前記生成部は、前記増幅器により増幅された電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するA/D変換器をさらに有し、
前記調整部は、前記増幅器により増幅された電気信号が前記A/D変換器において所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲内となるようにゲイン量を調整する
請求項3記載の放射線撮影装置。 - 前記照射量検出部は、前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、及び放射線の照射終了の少なくとも一方の検出をさらに行う
請求項3~請求項5の何れか1項記載の放射線撮影装置。 - 前記照射量検出部は、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で、当該撮影周期の間の放射線の照射量を検出し、
前記調整部は、前記照射量検出部により検出された撮影周期の間の放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する
請求項3~請求項6の何れか1項記載の放射線撮影装置。 - 前記第2センサ部は、前記撮影部の前記撮影領域に対応する領域の中央部分、及び周辺部分に少なくとも配置された
請求項1~請求項7の何れか1項記載の放射線撮影装置。 - 前記第2センサ部は、前記撮影部の前記撮影領域内にマトリクス状に配置された
請求項1~請求項8の何れか1項記載の放射線撮影装置。 - 前記検出部の各第2センサ部による検出結果から簡易的な放射線画像を生成する簡易画像生成部と、
前記簡易画像生成部により生成された簡易的な放射線画像を表示する表示部と、
をさらに備えた請求項9の何れか1項記載の放射線撮影装置。 - 放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第1センサ部を有する画素が、放射線画像を撮影する撮影領域に2次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、
前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第2センサ部が複数設けられた検出部と、
ゲイン量が変更可能であり、かつ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成部と、
前記検出部の各第2センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する照射量検出部と、
前記照射量検出部により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整部と、
を備えた放射線撮影システム。
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