WO2013001917A1 - 放射線出力装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法 - Google Patents

放射線出力装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法 Download PDF

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WO2013001917A1
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radiation
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conversion panel
sources
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PCT/JP2012/061943
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大田恭義
西納直行
岩切直人
中津川晴康
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富士フイルム株式会社
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    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
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    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
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    • H01J35/04—Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
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Definitions

  • the present invention relates to a radiation output apparatus having a plurality of radiation sources, and a radiation imaging system and a radiation imaging method for converting radiation output from the plurality of radiation sources into a radiation image by a radiation imaging apparatus.
  • the radiation transmitted through the subject is converted into a radiation image of the subject by a radiation conversion panel accommodated in the radiation imaging apparatus.
  • the radiation conversion panel when the radiation conversion panel is thinned, if at least a portion of the radiation conversion panel in the radiation imaging apparatus has flexibility, the radiation conversion panel can be deformed according to the shape of the subject. Thereby, for example, it is possible to shoot the subject by winding the portion of the radiation conversion panel in the radiation imaging apparatus around the subject.
  • the imaging distance from the radiation source (a plurality of planarly arranged) to the radiation conversion panel depends on each location of the deformed radiation conversion panel. Will be different.
  • the enlargement magnification ratio between the distance from the radiation source to the subject and the imaging distance
  • the radiation image may be distorted.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and each location of a radiation conversion panel is used when photographing a subject using a multi-radiation source type radiation output apparatus that accommodates a plurality of radiation sources. It is an object of the present invention to provide a radiation output device, a radiation imaging system, and a radiation imaging method that can suppress the occurrence of distortion or the like of a radiation image by avoiding the difference in magnification.
  • the radiation output apparatus has a plurality of radiation sources capable of outputting radiation, and the plurality of radiation sources can be arranged in a curved shape in at least one direction. It is characterized by.
  • the radiation imaging system includes a radiation output device having a plurality of radiation sources capable of outputting radiation, and a radiation imaging device that converts radiation output from the plurality of radiation sources into a radiation image,
  • the plurality of radiation sources can be arranged in a curved shape in at least one direction.
  • the radiation imaging method in a radiation output apparatus having a plurality of radiation sources, radiation is output from the plurality of radiation sources arranged in a curved shape in at least one direction, and the radiation is emitted from the radiation imaging apparatus. It is characterized by being converted to a radiographic image.
  • the plurality of radiation sources are arranged in a curved shape in at least one direction, and are not arranged in a planar shape.
  • the present invention when performing imaging on the subject using a multi-ray source type radiation output device, it is possible to avoid that the magnification is different depending on each location of the radiation conversion panel, such as distortion of the radiation image. Occurrence can be suppressed.
  • the curved arrangement of the plurality of radiation sources in the above configuration includes (1) a movable type that deforms the arrangement of the plurality of radiation sources according to the degree of curvature of the radiation conversion panel with respect to the subject. And (2) a fixed arrangement in which the plurality of radiation sources are arranged in a curved shape in advance with a predetermined amount of deformation in consideration of the degree of curvature of the radiation conversion panel with respect to the subject.
  • the radiation output device further includes a radiation source arrangement member that can deform the arrangement of the plurality of radiation sources into a curved shape. Thereby, the arrangement of the plurality of radiation sources can be transformed into a desired curved state.
  • the radiation source arrangement member is a bending member in which the plurality of radiation sources are arranged and the bending state with respect to the radiation output direction can be changed, or can advance and retreat along the radiation output direction. And a plurality of shafts each having the radiation source attached to the tip. Thereby, it can deform
  • the bending member is a flexible cross-sectional arcuate film member
  • the plurality of radiation sources are respectively arranged on outer surfaces of the arc part of the film member, and are directed to the radiation output direction. It is desirable that the curved state of the outer surface is changed.
  • the plurality of radiation sources are arranged in a matrix when viewed from the output direction of each radiation, and the shafts attached to the plurality of radiation sources are advanced and retracted along the radiation output direction for each column. It is desirable. In either case, it can be accurately deformed into a desired curved state with respect to the radiation output direction.
  • the plurality of radiation sources can irradiate the subject with radiation and are arranged so as to be convexly curved with respect to the subject, or are concavely curved with respect to the subject. Are arranged to be.
  • the respective radiation sources are arranged so as to be convexly curved with respect to the subject, the difference in enlargement magnification at each location of the radiation conversion panel can be effectively suppressed.
  • each of the radiation sources is arranged so as to be curved concavely with respect to the subject, the radiation can be reliably irradiated from the respective radiation sources to the subject.
  • the arrangement of the plurality of radiation sources is as described above. It is desirable that the radiation conversion panel can be deformed in a curved shape in at least one direction according to the deformation of the radiation conversion panel.
  • the photographing distance and the magnification will vary depending on the location of the deformed radiation conversion panel, so according to the deformation of the radiation conversion panel, This is because by changing the arrangement of the plurality of radiation sources into a curved shape, it is possible to maintain the imaging distance and the enlargement magnification at substantially constant values regardless of the location.
  • the radiation output device may further include a radiation source position adjustment unit capable of adjusting an arrangement and / or angles of the plurality of radiation sources.
  • the radiation output from the plurality of radiation sources is applied to the subject, and the radiation conversion panel converts the radiation transmitted through the subject into a radiation image of the subject, and at least the radiation imaging apparatus includes the radiation imaging device. It is desirable that the radiation conversion panel bends according to the shape of the subject, and the radiation source position adjustment unit adjusts the arrangement and / or angles of the plurality of radiation sources based on the degree of curvature of the radiation conversion panel. .
  • the arrangement of the radiation sources can be deformed into a curved shape and set to an appropriate imaging distance so that the overlapping of the radiations output from the radiation sources is minimized.
  • the radiation source position adjustment unit may be configured such that the radiation conversion panel is detected by the curvature of the radiation conversion panel detected by a sensor housed in the radiation imaging apparatus and the action of an actuator housed in the radiation imaging apparatus.
  • the plurality of radiation sources based on the control amount of the actuator when bent according to the shape of the object and / or the degree of curvature of the radiation conversion panel according to the subject estimated from the order information of the subject. It is desirable to adjust the placement and / or angle.
  • the plurality of radiation sources are a field electron emission type radiation source or a thermal electron emission type radiation source. Regardless of which radiation source is used, by applying the present invention, it is possible to suppress a difference in magnification at each location of the radiation conversion panel.
  • the radiation conversion panel includes a scintillator that converts the radiation into electromagnetic waves of other wavelengths, and a photoelectric conversion layer that converts the electromagnetic waves converted by the scintillator into an electrical signal indicating the radiation image.
  • the scintillator is a scintillator including a columnar crystal of CsI formed along a direction substantially orthogonal to the bending direction of the radiation conversion panel.
  • each radiation source of the radiation output device of the multi-line source system is incident on the radiation conversion panel along the formation direction of the columnar crystals, between the columnar crystals, The occurrence of the radiation crosstalk can be avoided, and the occurrence of the image blur of the radiation image can be suppressed. Further, even if the irradiation range of each radiation source is narrow, if the radiation is irradiated with the imaging distance set short, the irradiation range of the radiation in the radiation output device is widened, and the radiation conversion panel and the subject Thus, the subject can be imaged so as to cover the imaging region, and the entire radiographic system can be saved.
  • FIG. 2A is a configuration diagram of the radiation output device and the electronic cassette of FIG. 1, and FIG. 2B is a perspective view of a bending member on which a plurality of radiation sources are arranged.
  • 3A is another configuration diagram of the radiation output device and the electronic cassette of FIG. 1, and FIG. 3B is a plan view showing the arrangement of a plurality of radiation sources.
  • It is another block diagram of the radiation output device of FIG. 1, and an electronic cassette.
  • FIG. 8A is an explanatory diagram illustrating the output of radiation from a plurality of radiation sources arranged in a plane
  • FIG. 8B illustrates the output of radiation from each radiation source of the radiation output apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 8A is an explanatory diagram illustrating the output of radiation from a plurality of radiation sources arranged in
  • the radiation imaging system 10 includes a radiation output device 18, an electronic cassette 20, a console 22 that controls the radiation output device 18 and the electronic cassette 20, and a display device 24.
  • the radiation output device 18 irradiates the patient who is the subject 14 lying on the mattress 21 disposed on the imaging table 12 such as a bed with radiation 16 (16a to 16e).
  • the electronic cassette 20 detects the radiation 16 transmitted through the subject 14 and converts it into a radiation image, and the display device 24 displays the radiation image.
  • the electronic cassette 20 is curved along with the mattress 21 along the surface shape of the subject 14 due to the weight of the subject 14 relative to the flexible mattress 21.
  • Signals are transmitted and received by wireless communication using a wireless LAN (Local Area Network) such as a / b / g / n or millimeter waves. It goes without saying that signals may be transmitted and received by wired communication using a cable.
  • a wireless LAN Local Area Network
  • RIS radiology information system
  • HIS medical information system
  • the radiation output device 18 is a multi-ray source type radiation output device having a radiation output unit 29 composed of a plurality of radiation sources 30a to 30e.
  • a flexible film member 33 (radiation source arrangement member, bending member) having a circular arc cross section is arranged in a curved state so as to protrude downward.
  • Five radiation sources 30a to 30e are disposed on the arcuate outer surface of the film member 33 (the lower surface facing the subject 14). Therefore, in FIG. 2A, when viewed from the output direction of the radiation 16 (the subject 14 and the electronic cassette 20 side), the five radiation sources 30a to 30e are angular positions different from each other so that they are generally convex downward. Are arranged in a curved shape.
  • FIG. 2A as an example, a case where five radiation sources 30a to 30e are arranged in a curved shape at different angular positions is illustrated.
  • the present embodiment is not limited to the form of FIG. 2A, and a plurality of radiation sources may be arranged in the radiation output unit 29 in a curved shape with respect to the output direction of the radiation 16.
  • the membrane member 33 is actually a hemispherical member, and the curved arc-shaped portion is on the lower side (the subject 14 and the electronic cassette 20 side in FIG. 2A).
  • a plurality of radiation sources 30 including the radiation sources 30a to 30e are attached to the arc-shaped outer surface of the film member 33.
  • Each radiation source 30 is a field electron emission type radiation source or a thermal electron emission type radiation source. That is, each radiation source 30 irradiates the target with an electron beam from an electron beam generation unit (not shown), so that the radiation 16 (16a to 16a to 16a to 31a to 31e) emitted from the electron beam irradiation point (focal point 31 (31a to 31e)) on the target. 16e) can be output to the subject 14 side.
  • the overlapping portion of the irradiation ranges of the respective radiations 16 is reduced as much as possible, and the radiation 16 is not irradiated to places other than the radiation conversion panel 34.
  • the irradiation range of the radiation 16 may be narrowed down by a collimator (not shown).
  • the electronic cassette 20 is a flexible radiographic apparatus that is disposed between the mattress 21 and the subject 14 and has flexibility.
  • a radiation conversion panel 34 and a cassette control unit 38 are accommodated in a thin housing 32 made of a resin or metal that can transmit the radiation 16.
  • the radiation conversion panel 34 converts the radiation 16 transmitted through the housing 32 into a radiation image.
  • the cassette control unit 38 controls the radiation conversion panel 34 via the flexible printed circuit board (FPC) 36a, and reads out an electrical signal corresponding to the radiation image from the radiation conversion panel 34 via the other FPC 36b.
  • FPC flexible printed circuit board
  • the radiation conversion panel 34 includes a scintillator 42 that temporarily converts the radiation 16 into electromagnetic waves having other wavelengths such as visible light, and a plurality of solid-state detection elements (hereinafter referred to as “amorphous silicon”). It is also an indirect conversion type radiation detector composed of a photoelectric conversion layer 40 that converts it into an electrical signal using a pixel).
  • an ISS (Irradiation Side Sampling) type radiation conversion panel 34 as a surface reading method in which a photoelectric conversion layer 40 and a scintillator 42 are sequentially arranged along the irradiation direction (output direction, incident direction) of the radiation 16.
  • the scintillator 42 includes a columnar crystal 44 of cesium iodide (CsI) formed along a direction substantially orthogonal to the upper surface of the electronic cassette 20.
  • CsI cesium iodide
  • the photoelectric conversion layer 40 is formed, for example, by sequentially laminating an insulating substrate, a TFT (thin film transistor) portion, and a photoelectric conversion portion (not shown) along the irradiation direction of the radiation 16.
  • the photoelectric conversion unit formed on the scintillator 42 side absorbs electromagnetic waves (for example, visible light) emitted from the scintillator 42 and generates charges corresponding to the absorbed visible light.
  • the photoelectric conversion unit preferably includes a photoelectric conversion film such as a-Si that absorbs visible light and generates electric charge, or an organic photoelectric conversion material (OPC).
  • the TFT portion that reads out the electric charges generated in the photoelectric conversion portion preferably includes an active layer made of a-Si, amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, or the like.
  • the insulating substrate disposed on the subject 14 side is preferably made of flexible synthetic resin, aramid, or bionanofiber. By using these materials, the flexible photoelectric conversion layer 40 can be formed by a low-temperature process, and absorption of the radiation 16 in the photoelectric conversion layer 40 can be suppressed.
  • the entire electronic cassette 20 is configured to be flexible, if the electronic cassette 20 is inserted between the mattress 21 and the subject 14 as described above, the weight of the subject 14 is increased.
  • the electronic cassette 20 can be bent so as to easily protrude downward so as to be wrapped around the subject 14.
  • the entire electronic cassette 20 is shown to be flexible. However, since the radiation 16a to 16e transmitted through the subject 14 reaches the radiation conversion panel 34, in this embodiment, it suffices that at least the location of the radiation conversion panel 34 in the electronic cassette 20 is flexible so that it can be curved along the surface shape of the subject 14.
  • the scintillator 42 is formed by forming a columnar crystal 44 of CsI along the incident direction of the radiation 16 on a vapor deposition substrate (not shown) disposed on the bottom side of the housing 32.
  • a columnar crystal 44 of cesium iodide (CsI: Tl) to which thallium is added is formed and quinacridone as OPC is used for the photoelectric conversion film described above
  • the emission peak wavelength in the scintillator 42 and the photoelectric conversion Since the difference from the light absorption peak wavelength in the film can be within 5 nm, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film can be maximized.
  • a thin aluminum (Al) substrate with high heat resistance and low cost may be used as the evaporation substrate.
  • the material of the scintillator 42 is not limited to CsI or CsI: Tl.
  • CsI Na (sodium activated cesium iodide), GOS (gadolinium oxide sulfide, Gd 2 O 2 S: Tb), etc. Of course, these materials may be used.
  • a radiation conversion panel of a back side reading method PSS method, PSS: Penetration Side Sampling
  • PSS method, PSS: Penetration Side Sampling in which the scintillator 42 and the photoelectric conversion layer 40 are sequentially arranged along the irradiation direction of the radiation 16 may be used. .
  • a direct conversion type radiation detector that directly converts the radiation 16 into an electric signal by a plurality of pixels made of a substance such as amorphous selenium (a-Se) may be used as the radiation conversion panel 34.
  • the radiation conversion panel 34 can be deformed according to the shape of the subject 14. It is also possible to take a picture by winding the portion of the radiation conversion panel 34 around the subject 14.
  • the imaging distance from the radiation source 30 (a plurality of planarly arranged) to the radiation conversion panel 34 varies depending on each place of the radiation conversion panel 34. It will be.
  • the enlargement magnification ratio between the distance from the radiation source 30 to the subject 14 and the imaging distance
  • the radiation image will be distorted.
  • each radiation source 30 is not arranged in a planar shape. Therefore, even if the electronic cassette 20 is deformed in accordance with the shape of the subject 14, if the arrangement of the radiation sources 30 is deformed in accordance with the deformation, the imaging distance from each radiation source 30 to the radiation conversion panel 34 is changed. Can be kept substantially uniform. As a result, it is possible to avoid the occurrence of radiation image distortion or the like due to the difference in magnification.
  • the film member 33 is a member having an arc-shaped cross section and a hemispherical flexibility, when the electronic cassette 20 is entirely curved in accordance with the shape of the subject 14, the film member 33 is adapted to the curved shape.
  • the film member 33 can be easily deformed into a curved shape. Further, as described above, since at least the location of the radiation conversion panel 34 in the electronic cassette 20 is curved along the shape of the subject 14, the arrangement of the radiation sources 30 is curved in accordance with the curved state of the radiation conversion panel 34. It is desirable to be deformed.
  • each radiation source 30 may be arranged in a curved shape as in the example of FIGS. 3A and 3B instead of the example of FIGS. 2A and 2B.
  • a plurality of plate-like members 35 are arranged in a plane in the radiation output unit 29, and a plurality of electric cylinders 37 are arranged in a row on each plate-like member 35. ing.
  • a radiation source 30 (30a to 30e) is attached to the tip of the shaft 39 of each electric cylinder 37. Therefore, the radiation sources 30 are arranged in a matrix in the radiation output unit 29 in the plan view of FIG. 3B.
  • Each shaft 39 extends in the vertical direction of FIG. 3A and can advance and retreat with respect to the subject 14 and the electronic cassette 20 under the drive action of the electric cylinder 37.
  • the electric cylinder 37 is driven for each plate-like member 35 (for each row in FIG. 3B), and the shaft 39 is advanced and retracted with respect to the subject 14 and the electronic cassette 20, whereby the example of FIGS. 2A and 2B.
  • the radiation sources 30 are arranged at different positions corresponding to the curved shape of the electronic cassette 20 (of which at least the radiation conversion panel 34). As a result, the arrangement of the radiation sources 30 can be deformed into a curved shape.
  • the film member 33 is curved so as to be convex upward (concave with respect to the subject 14 and the electronic cassette 20). Therefore, the radiation sources 30a to 30e are arranged in a curved shape so as to protrude upward at different angular positions, and are arranged so as to face the central portion (imaging region) of the subject 14. Therefore, also in the example of FIG. 4, the arrangement of the radiation sources 30a to 30e can be changed into a curved shape.
  • FIG. 5 is a block diagram of the radiation output device 18, the electronic cassette 20, and the console 22 constituting the radiation imaging system 10.
  • the radiation output device 18 includes a radiation source control unit 50, a communication unit 52, a radiation source position adjustment unit 104, and a battery 54 in addition to the radiation output unit 29 described above.
  • the radiation source control unit 50 controls the output of the radiation 16 (16a to 16e) from each radiation source 30 (30a to 30e).
  • the communication unit 52 transmits and receives signals to and from the console 22.
  • the radiation source position adjustment unit 104 adjusts the arrangement and / or angle of each radiation source 30.
  • the battery 54 supplies power to the radiation output unit 29, the radiation source control unit 50, the communication unit 52, and the radiation source position adjustment unit 104.
  • the radiation source position adjustment unit 104 causes each radiation source 30 to be arranged in a curved shape as a whole by bending the film member 33 or driving the electric cylinder 37 according to the examples of FIGS. 2A to 4. In addition, the arrangement and / or angle of each radiation source 30 is adjusted.
  • the electronic cassette 20 includes a communication unit 56, a battery 58, an actuator 106, and a strain gauge 108 in addition to the radiation conversion panel 34 and the cassette control unit 38 described above.
  • the communication unit 56 transmits and receives signals to and from the console 22.
  • the actuator 106 is driven to bend at least the radiation conversion panel 34 of the electronic cassette 20.
  • the strain gauge 108 detects at least the deformation amount (curvature) of the radiation conversion panel 34.
  • the battery 58 supplies power to the photoelectric conversion layer 40, the cassette control unit 38, the communication unit 56, and the actuator 106.
  • the cassette control unit 38 includes an address signal generation unit 60, an image memory 62, and a cassette ID memory 64.
  • the address signal generator 60 supplies an address signal for reading out a radiation image to the photoelectric conversion layer 40 via the FPC 36a (see FIG. 2A).
  • the image memory 62 stores the radiation image read from the photoelectric conversion layer 40 via the FPC 36b.
  • the cassette ID memory 64 stores cassette ID information for specifying the electronic cassette 20.
  • the actuator 106 deforms at least the position of the radiation conversion panel 34 in the electronic cassette 20 so as to obtain a desired curved state in accordance with the surface shape of the subject 14. In addition, when the location of the radiation conversion panel 34 is curved in a desired curved state, the actuator 106 need not be driven.
  • the strain gauge 108 detects the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 as described above. Therefore, when the actuator 106 deforms the radiation conversion panel 34, the degree of curvature detected by the strain gauge 108 is a degree of curvature reflecting the control amount of the actuator 106.
  • the console 22 includes a communication unit 66, a control processing unit 68, an order information storage unit 70, an imaging condition storage unit 72, an operation unit 74 such as a keyboard and a mouse, an exposure switch 76, an image memory 78, and a curvature estimation unit 109.
  • the communication unit 66 transmits and receives signals to and from the communication units 52 and 56, and the control processing unit 68 executes a predetermined control process.
  • the order information storage unit 70 stores order information for requesting radiography of the subject 14.
  • the imaging condition storage unit 72 stores imaging conditions for irradiating the subject 14 with radiation 16 (16a to 16e).
  • the exposure switch 76 is a switch for a doctor or engineer to instruct the start of the output of the radiation 16 from the radiation output unit 29.
  • the image memory 78 stores the radiographic image received by the communication unit 66 from the communication unit 56 and the radiographic image subjected to image processing by the control processing unit 68.
  • the curvature estimation unit 109 estimates the curvature of the
  • the order information is created by a doctor in the RIS 26 or HIS 28 (see FIG. 1), and in addition to subject information for specifying the subject 14 such as the name, age, and sex of the subject 14, radiation Information on the radiation output device 18 and the electronic cassette 20 used for photographing an image, a photographing part of the subject 14, and the like are included.
  • the imaging conditions include, for example, the radiation 16 applied to the imaging region of the subject 14 such as the tube voltage and tube current of each radiation source 30 (30a to 30e) and the exposure time of the radiation 16 (16a to 16e). There are various conditions necessary to make it happen.
  • the curvature estimation unit 109 estimates the curvature of the radiation conversion panel 34 based on the imaging region of the subject 14 included in the order information. can do.
  • the control processing unit 68 transmits information regarding the degree of curvature estimated by the degree of curvature estimation unit 109 and / or the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 detected by the strain gauge 108 (the control amount of the actuator 106 according to the degree of curvature). And transmitted to the radiation output device 18 wirelessly. Therefore, the radiation source position adjustment unit 104 adjusts the arrangement and / or angle of each radiation source 30 according to the degree of curvature indicated by the information received via the communication unit 52, and the arrangement of each radiation source 30 is desired. Can be deformed into a curved state.
  • FIG. 6 is a circuit configuration diagram of the electronic cassette 20.
  • the photoelectric conversion layer 40 described above has a plurality of pixels 80 made of a substance such as a-Si that converts electromagnetic waves (visible light) converted from the radiation 16 in the scintillator 42 into electric signals, on the array of TFT-shaped TFTs 86. It has the structure arranged in. In this case, in each pixel 80 to which the bias voltage Vb is supplied from the battery 58 (see FIG. 5), electric charges generated by converting electromagnetic waves into electric signals (analog signals) are accumulated, and the TFTs 86 are sequentially turned on for each row. Thus, the charge can be read out as an image signal.
  • a-Si that converts electromagnetic waves (visible light) converted from the radiation 16 in the scintillator 42 into electric signals
  • a gate line 82 extending in parallel with the row direction and a signal line 84 extending in parallel with the column direction are connected to the TFT 86 connected to each pixel 80.
  • Each gate line 82 is connected to the line scan driver 90, and each signal line 84 is connected to the multiplexer 92.
  • Control signals Von and Voff for controlling on / off of the TFTs 86 arranged in the row direction are supplied from the line scan driving unit 90 to the gate line 82.
  • the line scan driving unit 90 includes a plurality of switches SW1 for switching the gate lines 82, and an address decoder 94 for outputting a selection signal for selecting one of the switches SW1.
  • An address signal is supplied to the address decoder 94 from the address signal generator 60 (see FIG. 5) of the cassette controller 38.
  • a multiplexer 92 is connected to the amplifier 96 via a sample and hold circuit 98.
  • the multiplexer 92 includes a plurality of switches SW2 for switching the signal lines 84 and an address decoder 100 that outputs a selection signal for selecting one of the switches SW2.
  • An address signal is supplied from the address signal generator 60 to the address decoder 100.
  • An A / D converter 102 is connected to the multiplexer 92, and a radiation image converted into a digital signal by the A / D converter 102 is supplied to the cassette control unit 38.
  • the TFT 86 functioning as a switching element may be realized in combination with another imaging element such as a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor. Further, it can be replaced with a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor that transfers charges while shifting charges by a shift pulse corresponding to a gate signal referred to in the TFT 86.
  • CMOS Complementary Metal-Oxide Semiconductor
  • CCD Charge-Coupled Device
  • control processing unit 68 of the console 22 acquires the order information from the RIS 26 or the HIS 28 and stores the acquired order information in the order information storage unit 70.
  • step S2 the control processing unit 68 sets imaging conditions (tube voltage, tube current, exposure time) for irradiating the imaging region of the subject 14 with the radiation 16 from each radiation source 30, and the set imaging conditions and The order information is stored in the imaging condition storage unit 72.
  • imaging conditions tube voltage, tube current, exposure time
  • step S3 the doctor or engineer inserts an electronic cassette 20 (see FIGS. 1, 2A, 3A, 4 and 5) between the subject 14 and the mattress 21 on the imaging table 12, and then outputs radiation.
  • the imaging part of the subject 14 is positioned with respect to the apparatus 18 and the electronic cassette 20.
  • the radiation source control unit 50 supplies the imaging conditions and the like to the console 22 via the communication unit 52.
  • Request to send Based on the transmission request from the radiation source control unit 50 received via the communication unit 66, the control processing unit 68 wirelessly transmits the radiographing conditions stored in the radiographing condition storage unit 72 via the communication unit 66. Send to.
  • the radiation source control unit 50 registers the imaging conditions received via the communication unit 52.
  • the cassette control unit 38 sends the order information to the console 22 via the communication unit 56. Request transmission. Based on the transmission request from the cassette control unit 38 received via the communication unit 66, the control processing unit 68 transmits the order information and the shooting conditions stored in the shooting condition storage unit 72 via the communication unit 66 wirelessly. 20 to send.
  • the cassette control unit 38 stores the order information and imaging conditions received via the communication unit 56 in the image memory 62 and / or the cassette ID memory 64.
  • the photoelectric conversion layer 40 when the bias voltage Vb is supplied from the battery 58 to each pixel 80 of the photoelectric conversion layer 40, the photoelectric conversion layer 40 is in a state where electromagnetic waves are converted into electric signals (analog signals) and can be accumulated as electric charges.
  • step S ⁇ b> 4 the strain gauge 108 detects the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 and outputs the detected degree of curvature to the cassette control unit 38.
  • the cassette control unit 38 transmits both the information on the degree of curvature and the cassette ID information stored in the cassette ID memory 64 to the console 22 via the communication unit 56 by radio.
  • the control processing unit 68 of the console 22 When the control processing unit 68 of the console 22 receives the cassette ID information and the curvature degree information via the communication unit 66, the control processing unit 68 stores the information in the imaging condition storage unit 72 and wirelessly outputs the radiation output device from the communication unit 66. 18 is also distributed.
  • the radiation source position adjustment unit 104 bends (deforms) the membrane member 33 or drives the electric cylinder 37 based on the cassette ID information and information on the degree of curvature received via the communication unit 52 to drive the shaft 39.
  • the radiation conversion panel 34 By adjusting the position and / or angle of each radiation source 30 (30a to 30e) (for example, deformed to the state shown in FIGS. 2A to 4), the radiation conversion panel 34 is adjusted according to the degree of curvature.
  • the arrangement of each radiation source 30 is deformed to a desired curved state (step S5).
  • the doctor or engineer turns on the exposure switch 76 in step S6.
  • the control processing unit 68 starts the output of the radiation 16 (16a to 16e) from the radiation output unit 29 (the radiation source 30), detects the radiation 16 in the radiation conversion panel 34, and converts it into a radiation image.
  • a synchronization control signal for executing radiographic imaging of the imaging region of the subject 14 is generated.
  • the control processing unit 68 transmits the generated synchronization control signal to each of the communication units 52 and 56 via the communication unit 66 by radio.
  • each radiation source control unit 50 receives the synchronization control signal via the communication unit 52, the radiation source 16 having a predetermined dose from each radiation source 30 is simultaneously irradiated onto the imaging region of the subject 14 according to the imaging conditions.
  • each radiation source 30 is controlled.
  • each radiation source 30 outputs the radiation 16 to the outside, and as a result, each radiation 16 is irradiated to the imaging region of the subject 14 for a predetermined exposure time based on the imaging conditions (step S7).
  • step S ⁇ b> 8 when each radiation 16 passes through the imaging region of the subject 14 and reaches the radiation conversion panel 34 in the electronic cassette 20, the scintillator 42 composed of the columnar crystals 44 of CsI or CsI: Tl adjusts the intensity of each radiation 16.
  • Each pixel 80 which emits visible light having a corresponding intensity and constitutes the photoelectric conversion layer 40 converts the visible light into an electric signal and accumulates it as an electric charge.
  • step S6 since the synchronization control signal is transmitted from the control processing unit 68 to the communication unit 56 via the communication unit 66, the cassette control unit 38 receives the synchronization control signal via the communication unit 56, By supplying an address signal from the address signal generator 60 to the line scan driver 90 and the multiplexer 92, the charge information, which is a radiographic image of the subject 14 held in each pixel 80, is read out.
  • the address decoder 94 of the line scan driver 90 outputs a selection signal according to the address signal supplied from the address signal generator 60, selects one of the switches SW1, and the TFT 86 connected to the corresponding gate line 82.
  • a control signal Von is supplied to the gates of the two.
  • the address decoder 100 of the multiplexer 92 outputs a selection signal in accordance with the address signal supplied from the address signal generation unit 60, sequentially switches the switch SW2, and is connected to the gate line 82 selected by the line scan driving unit 90. Radiation images as charge information held in each pixel 80 are sequentially read out via the signal line 84.
  • the radiation image read out from each pixel 80 connected to the selected gate line 82 is amplified by each amplifier 96, sampled by each sample hold circuit 98, and then A / D converter via the multiplexer 92. 102, and converted into a digital signal.
  • the radiographic image converted into the digital signal is temporarily stored in the image memory 62 of the cassette control unit 38 (step S9).
  • the address decoder 94 of the line scan driving unit 90 sequentially switches the switch SW1 according to the address signal supplied from the address signal generating unit 60, and the charge held in each pixel 80 connected to each gate line 82.
  • a radiation image as information is read out via the signal line 84 and stored in the image memory 62 of the cassette control unit 38 via the multiplexer 92 and the A / D converter 102 (step S9).
  • step S ⁇ b> 10 the cassette control unit 38 wirelessly transmits the radiation image stored in the image memory 62 and the cassette ID information stored in the cassette ID memory 64 to the console 22 via the communication unit 56. .
  • step S11 the control processing unit 68 performs predetermined image processing on the radiographic image received via the communication unit 66 to generate an interpretation image that can be diagnosed by a doctor, and the generated interpretation image and The received radiation image and cassette ID information are stored in the image memory 78 (step S12).
  • control processing unit 68 wirelessly transmits an interpretation image to the display device 24 via the communication unit 66, and the display device 24 displays the received interpretation image (step S13).
  • step S14 If the doctor or the technician visually recognizes the interpretation image displayed on the display device 24 and obtains a desired radiation image (step S14: YES), the doctor 14 or the technician releases the subject 14 from the positioning state (step S15). The shooting for the subject 14 is terminated. On the other hand, if the interpretation image displayed on the display device 24 is not a desired radiation image (step S14: NO), the process returns to step S3, and re-imaging of the subject 14 is executed.
  • step S3 when the radiation conversion panel 34 does not bend to the desired curved state only by the weight of the subject 14, the actuator 106 performs step S16 after step S3 as shown by the broken line in FIG.
  • the portion of the radiation conversion panel 34 may be deformed so that a desired curved state matching the surface shape of the subject 14 is obtained.
  • step S ⁇ b> 4 the strain gauge 108 detects the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 according to the control amount of the actuator 106 and outputs it to the cassette control unit 38.
  • the cassette control unit 38 transmits information related to the degree of curvature according to the control amount and cassette ID information from the communication unit 56 to the console 22 wirelessly, or obtains the control amount from the degree of curvature and obtains the control.
  • the amount is transmitted to the console 22 by radio from the communication unit 56 together with the cassette ID information as information on the degree of curvature.
  • the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 may be estimated from the imaging region of the subject 14 included in the order information.
  • step S17 after step S1 the curvature estimation unit 109 determines the subject 14 and the mattress 21 based on the imaging region of the subject 14 included in the order information.
  • the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 when the electronic cassette 20 is inserted is estimated.
  • the control processing unit 68 transmits the degree of curvature estimated by the degree of curvature estimation unit 109 to the radiation output device 18 via the communication unit 66 as information regarding the degree of curvature of the radiation conversion panel 34. Therefore, the radiation source position adjustment unit 104 can adjust the position of each radiation source 30 in step S5 based on the degree of curvature indicated by the information received via the communication unit 52.
  • the plurality of radiation sources 30 (30a to 30e) are arranged in a curved shape in at least one direction. It is not arranged in a plane. Thereby, even if the radiation conversion panel 34 is deformed in accordance with the shape of the subject 14, the imaging distance from each radiation source 30 to the radiation conversion panel 34 can be kept substantially uniform.
  • the magnification of the radiation image is avoided depending on the location of the radiation conversion panel 34. Etc. can be suppressed.
  • each radiation source 30 is desired by changing the curved state of the film member 33 on which the plurality of radiation sources 30 are arranged, or by moving the plurality of shafts 39 to which the radiation sources 30 are respectively attached to advance and retract. It can be easily deformed to the curved state.
  • the film member 33 has a flexible cross-sectional arc shape, and the radiation source 30 may be disposed on the outer surface of the arc portion to change the curved state of the outer surface.
  • the radiation sources 30 are attached to the shafts 39, the radiation sources 30 are arranged in a matrix in plan view, and the shafts 39 are advanced and retracted along the output direction of the radiation 16 for each column. You can do it. In either case, it can be accurately deformed into a desired curved state with respect to the output direction of the radiation 16.
  • each radiation source 30 is arranged so as to be convexly curved with respect to the subject 14, the difference in the magnification at each location of the radiation conversion panel 34 can be effectively suppressed.
  • each radiation source 30 is arranged so as to be curved concavely with respect to the subject 14, the radiation 16 (16a to 16e) can be reliably irradiated from the radiation source 30 to the subject 14. Thereby, a collimator becomes unnecessary, the loss of the radiation 16 output from each radiation source 30 can be reduced, and the shortage of the dose necessary for photographing the subject 14 can be solved.
  • radiation imaging is performed in a place where radiation shielding is not performed, such as a disaster site, it is possible to prevent the irradiation range of the radiation 16 from being inadvertently expanded, and a person other than the subject 14 (for example, a doctor) It is also possible to avoid exposure of the engineer).
  • the imaging distance and the magnification are different depending on the location of the deformed radiation conversion panel 34, and accordingly, according to the deformation of the radiation conversion panel 34, If the arrangement of the plurality of radiation sources 30 is deformed into a curved shape, the imaging distance and the magnification can be maintained at substantially constant values regardless of the location.
  • the radiation source position adjustment unit 104 adjusts the location and / or angle of each radiation source 30 based on the curvature of the radiation conversion panel 34, so that each location of the radiation conversion panel 34.
  • the difference in magnification due to can be efficiently suppressed.
  • the radiation sources 30 can be arranged in a curved shape and set to an appropriate imaging distance so that the overlapping of the radiations 16 output from the radiation sources 30 is minimized.
  • the radiation source position adjustment unit 104 also detects the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 detected by the strain gauge 108 and the actuator 106 when the radiation conversion panel 34 is bent according to the surface shape of the subject 14 due to the action of the actuator 106.
  • the control amount the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 corresponding thereto
  • the plurality of radiation sources 30 is a field electron emission type radiation source or a thermionic emission type radiation source, by applying this embodiment, it depends on each place of the radiation conversion panel 34. Differences in magnification can be suppressed.
  • 8A and 8B are explanatory diagrams for explaining further effects of the present embodiment.
  • FIG. 8A is a comparative example illustrating irradiation of the radiations 16a to 16e from the five radiation sources 30a to 30e arranged in a plane on the plate-like member 114.
  • FIG. 8A when each of the radiations 16a to 16e transmitted through the subject 14 reaches the radiation conversion panel 34, the imaging distance varies depending on the location of the radiation conversion panel 34. Distortion occurs.
  • the radiation sources 30a to 30e are arranged in a curved shape according to the curved shape of the radiation conversion panel 34. Therefore, regardless of the location of the radiation conversion panel 34, the imaging distance is kept substantially equal, and the radiation conversion panel 34 is arranged along the direction in which the columnar crystals 44 are formed (substantially parallel to the columnar crystals 44). Radiation 16 can be incident. As a result, the distortion of the radiation image can be suppressed, the occurrence of crosstalk of the radiation 16 between the columnar crystals 44 can be avoided, and the occurrence of image blur of the radiation image can also be suppressed.
  • the radiations 16a to 16e are set in a state where the distances (imaging distances) between the focal points 31a to 31e of the plurality of radiation sources 30a to 30e and the radiation conversion panel 34 are set short.
  • the radiation range of the radiation 16a to 16e in the radiation output device 18 is widened, and the subject 14 is imaged so as to cover the imaging region of the subject 14 and the entire region of the radiation conversion panel 34.
  • the radiation imaging system 10 as a whole can be saved in space.
  • the present invention is not limited to these descriptions. Even when only a part of the radiation conversion panel 34 is curved or when the radiation conversion panel 34 is curved so as to meander, By changing the arrangement of the radiation sources 30 into a curved shape in accordance with the curved shape of the conversion panel 34, the above-described effects can be obtained.
  • the movable arrangement that changes the arrangement of the plurality of radiation sources 30 in accordance with the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 with respect to the subject 14 has been described.
  • it may be a fixed arrangement in which a plurality of radiation sources 30 are arranged in a curved shape in advance with a predetermined deformation amount in consideration of the degree of curvature of the radiation conversion panel 34 with respect to the subject 14.
  • a plurality of radiation output devices 18 in which the radiation source 30 is disposed on the outer surface of the film member 33 made of a hard material and having a predetermined curvature may be prepared in advance.
  • the radiation output apparatus 18 which accommodated the film

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Abstract

　放射線撮影システム（１０）及び放射線撮影方法では、複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）を有する放射線出力装置（１８）において、複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）を少なくとも一方向に湾曲状に配置し、湾曲状に配置された複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を出力する。

Description

放射線出力装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法
　本発明は、複数の放射線源を有する放射線出力装置と、前記複数の放射線源から出力された放射線を放射線撮影装置で放射線画像に変換する放射線撮影システム及び放射線撮影方法とに関する。
　近年、平面状に配置された複数の放射線源を放射線出力装置に収容し、該複数の放射線源から放射線を被写体に照射することにより、該被写体に対するＣＴ撮影等を行うことが提案されている（例えば、特開２００９－１３６５１８号公報参照）。
　ところで、被写体を透過した放射線は、放射線撮影装置に収容された放射線変換パネルにより該被写体の放射線画像に変換される。ここで、前記放射線変換パネルの薄型化により、前記放射線撮影装置における少なくとも前記放射線変換パネルの箇所が可撓性を有すると、前記被写体の形状に合わせて前記放射線変換パネルを変形させることができる。これにより、例えば、前記放射線撮影装置における前記放射線変換パネルの箇所を前記被写体に巻きつけて、該被写体に対する撮影を行うことも可能となる。
　しかしながら、前記被写体の形状に合わせて前記放射線変換パネルが変形すると、（平面的に配置された複数の）放射線源から前記放射線変換パネルまでの撮影距離が、変形した前記放射線変換パネルの各場所によって異なることになる。この結果、拡大倍率（放射線源から被写体までの距離と前記撮影距離との比）も前記放射線変換パネルの各場所によって異なることになり、放射線画像に歪み等が発生するおそれがある。
　本発明は、上記の課題を解消するためになされたものであり、複数の放射線源を収容するマルチ線源方式の放射線出力装置を用いて被写体に対する撮影を行う場合に、放射線変換パネルの各場所で拡大倍率が異なることを回避することにより、放射線画像の歪み等の発生を抑制することができる放射線出力装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法を提供することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明に係る放射線出力装置は、放射線を出力可能な複数の放射線源を有し、該複数の放射線源は、少なくとも一方向に湾曲状に配置可能であることを特徴としている。
　また、本発明に係る放射線撮影システムは、放射線を出力可能な複数の放射線源を有する放射線出力装置と、前記複数の放射線源から出力された放射線を放射線画像に変換する放射線撮影装置とを備え、前記複数の放射線源は、少なくとも一方向に湾曲状に配置可能であることを特徴としている。
　さらに、本発明に係る放射線撮影方法は、複数の放射線源を有する放射線出力装置において、少なくとも一方向に湾曲状に配置された前記複数の放射線源から放射線を出力し、放射線撮影装置において前記放射線を放射線画像に変換することを特徴としている。
　上記の各発明によれば、複数の放射線源は、少なくとも一方向に湾曲状に配置されており、平面状に配置されていない。これにより、被写体の形状に合わせて放射線変換パネルが変形しても、前記各放射線源から前記放射線変換パネルまでの撮影距離を略均一に保つことが可能となる。
　従って、本発明では、マルチ線源方式の放射線出力装置を用いて前記被写体に対する撮影を行う場合に、前記放射線変換パネルの各場所により拡大倍率が異なることを回避して、放射線画像の歪み等の発生を抑制することが可能となる。
　なお、上記の構成における前記複数の放射線源での湾曲状の配置には、（１）前記被写体に対する前記放射線変換パネルの湾曲度に応じて、前記複数の放射線源の配置を変形させる可動式の配置、（２）前記被写体に対する前記放射線変換パネルの湾曲度を予め考慮した所定の変形量で、前記複数の放射線源を事前に湾曲状に配置した固定式の配置、を含む概念である。
　次に、前記放射線変換パネルの湾曲度に応じて、前記複数の放射線源の配置を変形させるための本発明の具体的な構成（可動式の配置）について説明する。
　先ず、前記放射線出力装置は、前記複数の放射線源の配置を湾曲状に変形可能な線源配置部材をさらに有することが望ましい。これにより、前記複数の放射線源の配置を所望の湾曲状態に変形することができる。
　具体的に、前記線源配置部材は、前記複数の放射線源が配置され且つ前記放射線の出力方向に対する湾曲状態を変更可能な湾曲部材であるか、又は、前記放射線の出力方向に沿って進退可能であり且つ先端に前記放射線源がそれぞれ取り付けられた複数のシャフトであればよい。これにより、所望の湾曲状態に容易に変形することができる。
　この場合、前記湾曲部材は、可撓性を有する断面円弧状の膜部材であり、前記複数の放射線源は、前記膜部材の円弧部分の外表面にそれぞれ配置され、前記放射線の出力方向に対して前記外表面の湾曲状態が変更されることが望ましい。また、前記複数の放射線源は、前記各放射線の出力方向から視て、行列状に配置され、前記複数の放射線源にそれぞれ取り付けられるシャフトを、列毎に前記放射線の出力方向に沿って進退させることが望ましい。いずれの場合であっても、前記放射線の出力方向に対して精度良く所望の湾曲状態に変形することができる。
　また、本発明において、前記複数の放射線源は、被写体に放射線を照射可能であると共に、前記被写体に対して凸状に湾曲するように配置されているか、又は、前記被写体に対して凹状に湾曲するように配置されている。
　前記被写体に対して凸状に湾曲するように前記各放射線源を配置すれば、前記放射線変換パネルの各場所による拡大倍率の違いを効果的に抑制することができる。
　一方、前記被写体に対して凹状に湾曲するように前記各放射線源を配置すれば、前記各放射線源から前記被写体に対して確実に放射線を照射することができる。これにより、コリメータが不要になって、前記各放射線源から出力される放射線のロスを低減することができ、前記被写体の撮影に必要な線量が不足することを解消することができる。また、災害現場等の放射線遮蔽が施されていない場所で放射線撮影を行う場合に、放射線の照射範囲が不用意に拡大することを阻止することができ、前記被写体以外の者（例えば、医師又は技師）の被曝を回避することも可能となる。
　また、本発明において、前記複数の放射線源から出力された放射線が放射線撮影装置に収容された放射線変換パネルにより放射線画像に変換される場合に、前記複数の放射線源の配置は、上述のように、前記放射線変換パネルの変形に応じて、前記少なくとも一方向に湾曲状に変形可能であることが望ましい。
　これは、前記被写体の形状に合わせて前記放射線変換パネルが変形すれば、変形した前記放射線変換パネルの各場所によって撮影距離や拡大倍率が異なってくるため、該放射線変換パネルの変形に応じて、前記複数の放射線源の配置を湾曲状に変形することにより、場所の違いに関わりなく、前記撮影距離や前記拡大倍率を略一定値に保持することが可能になるからである。
　ここで、前記放射線出力装置は、前記複数の放射線源の配置及び／又は角度を調整可能な線源位置調整部をさらに有してもよい。この場合、前記複数の放射線源から出力された放射線は、被写体に照射され、前記放射線変換パネルは、前記被写体を透過した放射線を該被写体の放射線画像に変換し、前記放射線撮影装置のうち少なくとも前記放射線変換パネルは、前記被写体の形状に応じて湾曲し、前記線源位置調整部は、前記放射線変換パネルの湾曲度に基づいて前記複数の放射線源の配置及び／又は角度を調整することが望ましい。
　これにより、前記放射線変換パネルの各場所による拡大倍率の違いを効率よく抑制することができる。また、前記各放射線源から出力される放射線同士の重なりが極力少なくなるように、前記各放射線源の配置を湾曲状に変形して、適切な撮影距離に設定することも可能となる。
　また、前記線源位置調整部は、前記放射線撮影装置に収容されたセンサにより検出された前記放射線変換パネルの湾曲度、前記放射線撮影装置に収容されたアクチュエータの作用で前記放射線変換パネルが前記被写体の形状に応じて湾曲したときの該アクチュエータの制御量、及び／又は、前記被写体のオーダ情報から推定される該被写体に応じた前記放射線変換パネルの湾曲度に基づいて、前記複数の放射線源の配置及び／又は角度を調整することが望ましい。
　いずれの場合であっても、前記放射線変換パネルの湾曲度に応じて前記各放射線源の配置及び／又は角度が調整されるので、前記放射線変換パネルの各場所による拡大倍率の違いを精度よく且つ効率的に抑制することができる。
　また、前記複数の放射線源は、電界電子放出型の放射線源、又は、熱電子放出型の放射線源である。いずれの放射線源を用いた場合でも、本発明を適用することにより、前記放射線変換パネルの各場所による拡大倍率の違いを抑制することができる。
　また、前記放射線変換パネルは、前記放射線を他の波長の電磁波に変換するシンチレータと、該シンチレータにより変換された前記電磁波を前記放射線画像を示す電気信号に変換する光電変換層とから構成される。この場合、前記シンチレータが前記放射線変換パネルの湾曲方向に略直交する方向に沿って形成されたＣｓＩの柱状結晶を含むシンチレータである。
　これにより、マルチ線源方式の放射線出力装置の各放射線源から照射された放射線が、前記柱状結晶の形成方向に沿って前記放射線変換パネルに入射されることになるので、該柱状結晶間での前記放射線のクロストークの発生を回避することができ、放射線画像の画像ボケの発生を抑制することができる。また、各放射線源の照射範囲が狭くても、撮影距離を短く設定した状態で放射線を照射すれば、前記放射線出力装置での放射線の照射範囲が広角化されて、前記放射線変換パネル及び前記被写体の撮影部位をカバーするように該被写体に対する撮影を行うことが可能になると共に、前記放射線撮影システム全体の省スペース化を図ることができる。
本実施形態に係る放射線撮影システムの構成図である。 図２Ａは、図１の放射線出力装置及び電子カセッテの構成図であり、図２Ｂは、複数の放射線源が配置される湾曲部材の斜視図である。 図３Ａは、図１の放射線出力装置及び電子カセッテの他の構成図であり、図３Ｂは、複数の放射線源の配置を示す平面図である。 図１の放射線出力装置及び電子カセッテの他の構成図である。 図１の放射線撮影システムのブロック図である。 図５の電子カセッテの回路構成図である。 図１の放射線撮影システムの動作を説明するためのフローチャートである。 図８Ａは、平面状に配置された複数の放射線源からの放射線の出力を図示した説明図であり、図８Ｂは、本実施形態に係る放射線出力装置の各放射線源からの放射線の出力を図示した説明図である。
　本発明に係る放射線出力装置及び放射線撮影システムについて、放射線撮影方法との関連で好適な実施形態を、図１～図８Ｂを参照しながら以下詳細に説明する。
［本実施形態の構成］
　本実施形態に係る放射線撮影システム１０は、図１に示すように、放射線出力装置１８と、電子カセッテ２０と、放射線出力装置１８及び電子カセッテ２０を制御するコンソール２２と、表示装置２４とを備える。放射線出力装置１８は、ベッド等の撮影台１２に配置されるマットレス２１に横臥した被写体１４である患者に対して、放射線１６（１６ａ～１６ｅ）を照射する。電子カセッテ２０は、被写体１４を透過した放射線１６を検出して放射線画像に変換し、表示装置２４は、放射線画像を表示する。この場合、可撓性を有するマットレス２１に対する被写体１４の自重により、電子カセッテ２０は、被写体１４の表面形状に沿ってマットレス２１と共に湾曲している。
　コンソール２２と放射線出力装置１８、電子カセッテ２０及び表示装置２４との間では、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ　Ｗｉｄｅ　Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．６０．ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ　Ａｒｅａ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）、又は、ミリ波等を用いた無線通信により信号の送受信が行われる。なお、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよいことは勿論である。
　コンソール２２には、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する放射線科情報システム（ＲＩＳ）２６が接続されている。ＲＩＳ２６には、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）２８が接続されている。
　放射線出力装置１８は、図２Ａに示すように、複数の放射線源３０ａ～３０ｅから構成される放射線出力部２９を有するマルチ線源方式の放射線出力装置である。この場合、放射線出力部２９内には、断面円弧状で可撓性を有する膜部材３３（線源配置部材、湾曲部材）が、下方向に凸となるように湾曲した状態で配置されている。膜部材３３における円弧状の外表面（被写体１４に対向する下側の表面）には、５個の放射線源３０ａ～３０ｅが配設されている。従って、図２Ａでは、放射線１６の出力方向（被写体１４及び電子カセッテ２０側）から視て、５個の放射線源３０ａ～３０ｅが、全体的に下方向に凸となるように、互いに異なる角度位置において湾曲状に配置されている。
　なお、図２Ａでは、一例として、５個の放射線源３０ａ～３０ｅを互いに異なる角度位置において湾曲状に配置した場合を図示している。本実施形態は、図２Ａの形態に限定されることはなく、複数の放射線源が放射線１６の出力方向に対して湾曲状に放射線出力部２９内に配置されていればよい。
　具体的に、図２Ｂの斜視図に示すように、膜部材３３は、実際には、半球状の部材であり、湾曲した円弧状の部分が下側（図２Ａの被写体１４及び電子カセッテ２０側）を向くように配置されている。そして、膜部材３３の円弧状の外表面に放射線源３０ａ～３０ｅも含む複数の放射線源３０が取り付けられている。
　また、各放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）は、電界電子放出型の放射線源、又は、熱電子放出型の放射線源である。すなわち、各放射線源３０は、図示しない電子ビーム発生部からターゲットに電子ビームを照射することにより、該ターゲットにおける電子ビームの照射箇所（焦点３１（３１ａ～３１ｅ））から発生する放射線１６（１６ａ～１６ｅ）を被写体１４側にそれぞれ出力することが可能である。
　なお、図２Ａでは、複数の放射線源３０から被写体１４に放射線１６を照射するため、各放射線１６の照射範囲の重なり部分が極力少なくなると共に、放射線変換パネル３４以外の箇所に放射線１６が照射されないように、各放射線源３０では、図示しないコリメータにより放射線１６の照射範囲を絞ってもよい。
　一方、電子カセッテ２０は、マットレス２１と被写体１４との間に配置され、可撓性を有する薄型且つ可搬型の放射線撮影装置である。電子カセッテ２０において、放射線１６を透過可能な樹脂又は金属からなる薄肉の筐体３２内には、放射線変換パネル３４と、カセッテ制御部３８とが収容されている。放射線変換パネル３４は、筐体３２を透過した放射線１６を放射線画像に変換する。カセッテ制御部３８は、フレキシブルプリント基板（ＦＰＣ）３６ａを介して放射線変換パネル３４を制御する一方で、他のＦＰＣ３６ｂを介して放射線変換パネル３４から放射線画像に応じた電気信号を読み出す。
　放射線変換パネル３４は、放射線１６を可視光等の他の波長の電磁波に一旦変換するシンチレータ４２と、変換した電磁波をアモルファスシリコン（ａ－Ｓｉ）等の物質からなる複数の固体検出素子（以下、画素ともいう。）を用いて電気信号に変換する光電変換層４０とから構成される間接変換型の放射線検出器である。
　図２Ａでは、放射線１６の照射方向（出力方向、入射方向）に沿って、光電変換層４０とシンチレータ４２とが順に配置された表面読取方式としてのＩＳＳ（Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）方式の放射線変換パネル３４を図示している。シンチレータ４２は、電子カセッテ２０の上面に略直交する方向に沿って形成されたヨウ化セシウム（ＣｓＩ）の柱状結晶４４を含む。このＩＳＳ方式の放射線変換パネル３４において、放射線１６は、光電変換層４０を透過してシンチレータ４２に至るので、光電変換層４０における放射線１６の吸収は、極力回避しなければならない。
　そこで、光電変換層４０は、放射線１６の照射方向に沿って、例えば、図示しない絶縁性基板、ＴＦＴ（薄膜トランジスタ）部及び光電変換部を順に積層することにより形成される。シンチレータ４２側に形成される光電変換部は、該シンチレータ４２から放出された電磁波（例えば、可視光）を吸収し、吸収した可視光に応じた電荷を発生する。具体的に、光電変換部は、例えば、可視光を吸収して電荷を発生するａ－Ｓｉや有機光電変換材料（ＯＰＣ）等の光電変換膜を含み構成されることが好ましい。光電変換部で発生した電荷を読み出すＴＦＴ部は、ａ－Ｓｉ、非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等からなる活性層を含み構成されることが好ましい。被写体１４側に配置される絶縁性基板は、可撓性を有する合成樹脂、アラミド又はバイオナノファイバからなることが好ましい。これらの材料を用いることにより、低温プロセスで可撓性を有する光電変換層４０を形成することが可能になると共に、光電変換層４０における放射線１６の吸収を抑制することができる。
　このように、電子カセッテ２０全体が可撓性を有するように構成されているので、前述のように、マットレス２１と被写体１４との間に電子カセッテ２０を挿入すれば、被写体１４の自重で、該被写体１４に巻き付けるように、電子カセッテ２０を下方向に容易に凸となるように湾曲させることができる。
　なお、図２Ａでは、電子カセッテ２０全体が可撓性を有するように図示されているが、被写体１４を透過した放射線１６ａ～１６ｅは、放射線変換パネル３４に到達することから、本実施形態では、電子カセッテ２０における少なくとも放射線変換パネル３４の箇所が可撓性を有することにより、被写体１４の表面形状に沿って湾曲できればよい。
　一方、シンチレータ４２は、筐体３２の底面側に配置された図示しない蒸着基板上に放射線１６の入射方向に沿ってＣｓＩの柱状結晶４４を形成することにより構成される。この場合、タリウムが添加されたヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）の柱状結晶４４を形成すると共に、前述した光電変換膜にＯＰＣとしてのキナクリドンを用いれば、シンチレータ４２での発光ピーク波長と、光電変換膜での光吸収ピーク波長との差を５ｎｍ以内にすることが可能であるため、光電変換膜で発生する電荷量を最大化することができる。なお、蒸着基板としては、耐熱性が高く、且つ、低コストの薄厚のアルミニウム（Ａｌ）基板を用いればよい。
　なお、シンチレータ４２の材料としては、ＣｓＩ又はＣｓＩ：Ｔｌに限定されることはなく、ＣｓＩ：Ｎａ（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＧＯＳ（ガドリニウム・オキサイド・サルファ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）等の材料を用いてもよいことは勿論である。また、本実施形態では、放射線１６の照射方向に沿って、シンチレータ４２及び光電変換層４０が順に配置された裏面読取方式（ＰＳＳ方式、ＰＳＳ：Ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）の放射線変換パネルを用いてもよい。さらに、本実施形態では、放射線変換パネル３４として、放射線１６をアモルファスセレン（ａ－Ｓｅ）等の物質からなる複数の画素により電気信号に直接変換する直接変換型の放射線検出器を用いてもよい。
　ところで、上記のように、電子カセッテ２０における少なくとも放射線変換パネル３４の箇所が可撓性を有すると、被写体１４の形状に合わせて放射線変換パネル３４を変形させることができ、例えば、電子カセッテ２０における放射線変換パネル３４の箇所を被写体１４に巻きつけて撮影を行うことも可能となる。しかしながら、被写体１４の形状に合わせて放射線変換パネル３４が変形すると、（平面的に配置された複数の）放射線源３０から放射線変換パネル３４までの撮影距離が、放射線変換パネル３４の各場所によって異なることになる。この結果、拡大倍率（放射線源３０から被写体１４までの距離と前記撮影距離との比）も放射線変換パネル３４の各場所によって異なることになるため、放射線画像に歪み等が発生するおそれがある。
　そこで、本実施形態では、図２Ａ及び図２Ｂに示すように、被写体１４の形状に合わせて電子カセッテ２０全体が下方向に凸となるように湾曲している場合に、該電子カセッテ２０の湾曲形状に対応して、膜部材３３が下方向に凸となるように湾曲状に変形することにより、各放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）の配置を全体的に湾曲状態に変形させるようにしている。
　つまり、本実施形態では、各放射線源３０は、平面状に配置されていない。従って、被写体１４の形状に合わせて電子カセッテ２０が変形しても、その変形に合わせて各放射線源３０の配置を湾曲状に変形すれば、各放射線源３０から放射線変換パネル３４までの撮影距離を略均一に保つことが可能になる。この結果、拡大倍率の違いによる放射線画像の歪み等の発生を回避することができる。
　なお、膜部材３３は、断面円弧状で且つ半球状の可撓性を有する部材であるため、被写体１４の形状に合わせて電子カセッテ２０が全体的に湾曲した場合に、その湾曲形状に合わせて膜部材３３を湾曲状に容易に変形させることができる。また、前述のように、電子カセッテ２０における少なくとも放射線変換パネル３４の箇所が被写体１４の形状に沿って湾曲するため、各放射線源３０の配置は、放射線変換パネル３４の湾曲状態に合わせて湾曲状に変形されることが望ましい。
　本実施形態では、図２Ａ及び図２Ｂの例に代えて、図３Ａ及び図３Ｂの例のように各放射線源３０を湾曲状に配置してもよい。
　図３Ａ及び図３Ｂに示すように、放射線出力部２９内には、複数の板状部材３５が平面状に配置され、各板状部材３５には、複数の電動シリンダ３７が一列にそれぞれ配置されている。そして、各電動シリンダ３７のシャフト３９の先端に放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）が取り付けられている。従って、図３Ｂの平面視で、各放射線源３０は、放射線出力部２９内において、行列状に配置されている。
　各シャフト３９は、図３Ａの上下方向に沿って延在しており、電動シリンダ３７の駆動作用下に、被写体１４及び電子カセッテ２０に対して進退可能である。この場合、１つの板状部材３５毎（図３Ｂの列毎）に電動シリンダ３７を駆動させて、被写体１４及び電子カセッテ２０に対してシャフト３９を進退させることにより、図２Ａ及び図２Ｂの例と同様に、電子カセッテ２０（のうち少なくとも放射線変換パネル３４）の湾曲形状に対応して、各放射線源３０が互いに異なる位置に配置されることになる。この結果、各放射線源３０の配置を湾曲状に変形させることが可能となる。
　図４の例は、図２Ａ～図３Ｂの例とは異なり、膜部材３３が上方向に凸（被写体１４及び電子カセッテ２０に対して凹状）となるように湾曲している。そのため、各放射線源３０ａ～３０ｅは、互いに異なる角度位置で上方向に凸となるように湾曲状に配置されると共に、被写体１４の中央部分（撮影部位）と対向するように配置される。従って、図４の例においても、各放射線源３０ａ～３０ｅの配置を湾曲状に変形させることができる。
　これにより、図４の例では、各放射線源３０ａ～３０ｅから出力される放射線１６ａ～１６ｅは、被写体１４の撮影部位に確実に照射されるので、コリメータが不要になって、各放射線１６ａ～１６ｅのロスを低減でき、被写体１４の撮影に必要な線量が不足することを解消することができる。また、放射線１６ａ～１６ｅの照射範囲が不用意に拡大されることを阻止することもできる。
　図５は、放射線撮影システム１０を構成する放射線出力装置１８、電子カセッテ２０及びコンソール２２のブロック構成図である。
　放射線出力装置１８は、前述した放射線出力部２９に加え、線源制御部５０と、通信部５２と、線源位置調整部１０４と、バッテリ５４とを有する。線源制御部５０は、各放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）からの放射線１６（１６ａ～１６ｅ）の出力を制御する。通信部５２は、コンソール２２との間で信号の送受信を行う。線源位置調整部１０４は、各放射線源３０の配置及び／又は角度を調整する。バッテリ５４は、放射線出力部２９、線源制御部５０、通信部５２及び線源位置調整部１０４に電力を供給する。なお、線源位置調整部１０４は、図２Ａ～図４の例に従って、膜部材３３を湾曲させ又は電動シリンダ３７を駆動させることにより、各放射線源３０が全体的に湾曲状に配置されるように、各放射線源３０の配置及び／又は角度を調整する。
　電子カセッテ２０は、前述した放射線変換パネル３４及びカセッテ制御部３８に加え、通信部５６と、バッテリ５８と、アクチュエータ１０６と、歪ゲージ１０８とを有する。通信部５６は、コンソール２２との間で信号の送受信を行う。アクチュエータ１０６は、電子カセッテ２０の少なくとも放射線変換パネル３４を湾曲させるように駆動する。歪ゲージ１０８は、少なくとも放射線変換パネル３４の変形量（湾曲度）を検出する。バッテリ５８は、光電変換層４０、カセッテ制御部３８、通信部５６及びアクチュエータ１０６に電力を供給する。
　カセッテ制御部３８は、アドレス信号発生部６０と、画像メモリ６２と、カセッテＩＤメモリ６４とを有する。アドレス信号発生部６０は、放射線画像の読出しを行うためのアドレス信号をＦＰＣ３６ａ（図２Ａ参照）を介して光電変換層４０に供給する。画像メモリ６２は、光電変換層４０からＦＰＣ３６ｂを介して読み出された放射線画像を記憶する。カセッテＩＤメモリ６４は、電子カセッテ２０を特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶する。
　アクチュエータ１０６は、被写体１４の表面形状に合わせた所望の湾曲状態となるように、電子カセッテ２０における少なくとも放射線変換パネル３４の箇所を変形させる。なお、放射線変換パネル３４の箇所が所望の湾曲状態に湾曲されている場合には、アクチュエータ１０６を駆動させなくてもよい。
　また、歪ゲージ１０８は、前述のように、放射線変換パネル３４の湾曲度を検出する。従って、アクチュエータ１０６が放射線変換パネル３４を変形させた場合に、歪ゲージ１０８が検出した湾曲度は、アクチュエータ１０６の制御量を反映した湾曲度となる。
　コンソール２２は、通信部６６、制御処理部６８、オーダ情報記憶部７０、撮影条件記憶部７２、キーボードやマウス等の操作部７４、曝射スイッチ７６、画像メモリ７８、及び、湾曲度推定部１０９を有する。通信部６６は、各通信部５２、５６との間で信号の送受信を行い、制御処理部６８は、所定の制御処理を実行する。オーダ情報記憶部７０は、被写体１４に対する放射線画像の撮影を要求するためのオーダ情報を記憶する。撮影条件記憶部７２は、被写体１４に放射線１６（１６ａ～１６ｅ）を照射させるための撮影条件を記憶する。曝射スイッチ７６は、放射線出力部２９からの放射線１６の出力の開始を医師又は技師が指示するためのスイッチである。画像メモリ７８は、通信部６６が通信部５６から受信した放射線画像や、制御処理部６８で画像処理が施された放射線画像を記憶する。湾曲度推定部１０９は、放射線変換パネル３４の湾曲度を推定する。
　なお、オーダ情報とは、ＲＩＳ２６又はＨＩＳ２８（図１参照）において、医師により作成されるものであり、被写体１４の氏名、年齢、性別等、被写体１４を特定するための被写体情報に加えて、放射線画像の撮影に使用する放射線出力装置１８及び電子カセッテ２０の情報や、被写体１４の撮影部位等が含まれる。また、撮影条件とは、例えば、各放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）の管電圧や管電流、放射線１６（１６ａ～１６ｅ）の曝射時間等、被写体１４の撮影部位に対して放射線１６を照射させるために必要な各種の条件である。
　従って、被写体１４とマットレス２１との間に電子カセッテ２０を挿入した場合に、湾曲度推定部１０９は、オーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位に基づいて、放射線変換パネル３４の湾曲度を推定することができる。制御処理部６８は、湾曲度推定部１０９が推定した湾曲度、及び／又は、歪ゲージ１０８が検出した放射線変換パネル３４の湾曲度（に応じたアクチュエータ１０６の制御量）に関する情報を通信部６６を介して無線により放射線出力装置１８に送信する。そのため、線源位置調整部１０４は、通信部５２を介して受信した前記情報の示す湾曲度に応じて、各放射線源３０の配置及び／又は角度を調整し、各放射線源３０の配置を所望の湾曲状態に変形することができる。
　図６は、電子カセッテ２０の回路構成図である。
　前述した光電変換層４０は、シンチレータ４２において放射線１６から変換された電磁波（可視光）を電気信号に変換するａ－Ｓｉ等の物質からなる複数の画素８０を、行列状のＴＦＴ８６のアレイの上に配置した構造を有する。この場合、バッテリ５８（図５参照）からバイアス電圧Ｖｂが供給される各画素８０では、電磁波を電気信号（アナログ信号）に変換することにより発生した電荷が蓄積され、各行毎にＴＦＴ８６を順次オンにすることにより前記電荷を画像信号として読み出すことができる。
　各画素８０に接続されるＴＦＴ８６には、行方向と平行に延びるゲート線８２と、列方向と平行に延びる信号線８４とが接続される。各ゲート線８２は、ライン走査駆動部９０に接続され、各信号線８４は、マルチプレクサ９２に接続される。ゲート線８２には、行方向に配列されたＴＦＴ８６をオンオフ制御する制御信号Ｖｏｎ、Ｖｏｆｆがライン走査駆動部９０から供給される。この場合、ライン走査駆動部９０は、ゲート線８２を切り替える複数のスイッチＳＷ１と、スイッチＳＷ１の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ９４とを備える。アドレスデコーダ９４には、カセッテ制御部３８のアドレス信号発生部６０（図５参照）からアドレス信号が供給される。
　また、信号線８４には、列方向に配列されたＴＦＴ８６を介して各画素８０に保持されている電荷が流出する。この電荷は、増幅器９６によって増幅される。増幅器９６には、サンプルホールド回路９８を介してマルチプレクサ９２が接続される。マルチプレクサ９２は、信号線８４を切り替える複数のスイッチＳＷ２と、スイッチＳＷ２の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ１００とを備える。アドレスデコーダ１００には、アドレス信号発生部６０からアドレス信号が供給される。マルチプレクサ９２には、Ａ／Ｄ変換器１０２が接続され、Ａ／Ｄ変換器１０２によってデジタル信号に変換された放射線画像がカセッテ制御部３８に供給される。
　なお、スイッチング素子として機能するＴＦＴ８６は、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ－Ｏｘｓｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等、他の撮影素子と組み合わせて実現してもよい。また、ＴＦＴ８６で言うところのゲート信号に相当するシフトパルスにより電荷をシフトしながら転送するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ－Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサに置き換えることも可能である。
［本実施形態の動作］
　次に、本実施形態に係る放射線撮影システム１０の動作について、図７のフローチャートに従って説明する。なお、この動作説明では、必要に応じて、図１～図６も参照しながら説明する。
　図７のステップＳ１において、コンソール２２（図１及び図５参照）の制御処理部６８は、ＲＩＳ２６又はＨＩＳ２８からオーダ情報を取得し、取得したオーダ情報をオーダ情報記憶部７０に記憶する。
　ステップＳ２において、制御処理部６８は、各放射線源３０から被写体１４の撮影部位に放射線１６を照射させるための撮影条件（管電圧、管電流、曝射時間）を設定し、設定した撮影条件とオーダ情報とを撮影条件記憶部７２に記憶する。
　ステップＳ３において、医師又は技師は、被写体１４と撮影台１２上のマットレス２１との間に電子カセッテ２０（図１、図２Ａ、図３Ａ、図４及び図５参照）を挿入した後に、放射線出力装置１８及び電子カセッテ２０に対する被写体１４の撮影部位のポジショニングを行う。
　この場合、放射線出力装置１８内において、バッテリ５４から線源制御部５０及び通信部５２に電力が供給されていれば、線源制御部５０は、通信部５２を介してコンソール２２に撮影条件等の送信を要求する。制御処理部６８は、通信部６６を介して受信した線源制御部５０からの送信要求に基づき、撮影条件記憶部７２に記憶された撮影条件を通信部６６を介して無線により放射線出力装置１８に送信する。線源制御部５０は、通信部５２を介して受信した撮影条件を登録する。
　一方、電子カセッテ２０内において、バッテリ５８からカセッテ制御部３８、光電変換層４０及び通信部５６に電力が供給されていれば、カセッテ制御部３８は、通信部５６を介してコンソール２２にオーダ情報等の送信を要求する。制御処理部６８は、通信部６６を介して受信したカセッテ制御部３８からの送信要求に基づき、撮影条件記憶部７２に記憶されたオーダ情報及び撮影条件を通信部６６を介して無線により電子カセッテ２０に送信する。カセッテ制御部３８は、通信部５６を介して受信したオーダ情報及び撮影条件を画像メモリ６２及び／又はカセッテＩＤメモリ６４に記憶する。
　また、バッテリ５８から光電変換層４０の各画素８０にバイアス電圧Ｖｂが供給されることにより、光電変換層４０では、電磁波を電気信号（アナログ信号）に変換し電荷として蓄積可能な状態に至る。
　さらに、本実施形態では、被写体１４とマットレス２１との間に電子カセッテ２０を挿入すると、電子カセッテ２０及びマットレス２１は、被写体１４の自重によって、該被写体１４の表面形状に沿って湾曲する。そこで、ステップＳ４において、歪ゲージ１０８は、放射線変換パネル３４の湾曲度を検出し、検出した湾曲度をカセッテ制御部３８に出力する。カセッテ制御部３８は、湾曲度に関する情報と、カセッテＩＤメモリ６４に記憶されたカセッテＩＤ情報とを共に、通信部５６を介して無線によりコンソール２２に送信する。
　コンソール２２の制御処理部６８は、通信部６６を介してカセッテＩＤ情報及び湾曲度に関する情報を受信すると、これらの情報を撮影条件記憶部７２に記憶すると共に、通信部６６から無線により放射線出力装置１８にも配信する。線源位置調整部１０４は、通信部５２を介して受信されたカセッテＩＤ情報及び湾曲度に関する情報に基づいて、膜部材３３を湾曲（変形）させ、又は、電動シリンダ３７を駆動させてシャフト３９を進退させることにより、各放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整（例えば、図２Ａ～図４に示す状態に変形）し、放射線変換パネル３４の湾曲度に応じた、所望の湾曲状態に各放射線源３０の配置を変形させる（ステップＳ５）。
　このようにして、被写体１４のポジショニング等の撮影準備が完了したことを前提に、医師又は技師は、ステップＳ６において、曝射スイッチ７６を投入する。これにより、制御処理部６８は、放射線出力部２９（の放射線源３０）からの放射線１６（１６ａ～１６ｅ）の出力の開始と、放射線変換パネル３４における放射線１６の検出及び放射線画像への変換との同期を取ることにより、被写体１４の撮影部位に対する放射線画像の撮影を実行するための同期制御信号を生成する。そして、制御処理部６８は、生成した同期制御信号を通信部６６を介して無線により各通信部５２、５６に送信する。
　これにより、線源制御部５０は、通信部５２を介して同期制御信号を受信すると、前記撮影条件に従って、各放射線源３０から所定の線量からなる放射線１６を被写体１４の撮影部位に一斉に照射するように各放射線源３０を制御する。これにより、各放射線源３０は、放射線１６を外部に出力し、この結果、前記撮影条件に基づく所定の曝射時間だけ被写体１４の撮影部位に各放射線１６が照射される（ステップＳ７）。
　各放射線１６が被写体１４の撮影部位を透過して電子カセッテ２０内の放射線変換パネル３４に至ったステップＳ８において、ＣｓＩ又はＣｓＩ：Ｔｌの柱状結晶４４からなるシンチレータ４２は、各放射線１６の強度に応じた強度の可視光を発光し、光電変換層４０を構成する各画素８０は、可視光を電気信号に変換し、電荷として蓄積する。
　上記のステップＳ６において、制御処理部６８から通信部６６を介して通信部５６に同期制御信号が送信されるので、カセッテ制御部３８は、通信部５６を介して同期制御信号を受信した後に、アドレス信号発生部６０からライン走査駆動部９０及びマルチプレクサ９２にアドレス信号を供給させることによって、各画素８０に保持された被写体１４の放射線画像である電荷情報を読み出す。
　すなわち、ライン走査駆動部９０のアドレスデコーダ９４は、アドレス信号発生部６０から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ１の１つを選択し、対応するゲート線８２に接続されたＴＦＴ８６のゲートに制御信号Ｖｏｎを供給する。一方、マルチプレクサ９２のアドレスデコーダ１００は、アドレス信号発生部６０から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ２を順次切り替え、ライン走査駆動部９０によって選択されたゲート線８２に接続された各画素８０に保持された電荷情報である放射線画像を信号線８４を介して順次読み出す。
　選択されたゲート線８２に接続された各画素８０から読み出された放射線画像は、各増幅器９６によって増幅された後、各サンプルホールド回路９８によってサンプリングされ、マルチプレクサ９２を介してＡ／Ｄ変換器１０２に供給され、デジタル信号に変換される。デジタル信号に変換された放射線画像は、カセッテ制御部３８の画像メモリ６２に一旦記憶される（ステップＳ９）。
　同様にして、ライン走査駆動部９０のアドレスデコーダ９４は、アドレス信号発生部６０から供給されるアドレス信号に従ってスイッチＳＷ１を順次切り替え、各ゲート線８２に接続されている各画素８０に保持された電荷情報である放射線画像を信号線８４を介して読み出し、マルチプレクサ９２及びＡ／Ｄ変換器１０２を介してカセッテ制御部３８の画像メモリ６２に記憶させる（ステップＳ９）。
　このようにして、各放射線源３０からの放射線１６の照射によって得られた放射線画像が画像メモリ６２に記憶される。そして、ステップＳ１０において、カセッテ制御部３８は、画像メモリ６２に記憶された放射線画像と、カセッテＩＤメモリ６４に記憶されたカセッテＩＤ情報とを、通信部５６を介して無線によりコンソール２２に送信する。
　ステップＳ１１において、制御処理部６８は、通信部６６を介して受信された放射線画像に対して所定の画像処理を施して、医師による読影診断が可能な読影画像を生成し、生成した読影画像と、受信した放射線画像と、カセッテＩＤ情報とを画像メモリ７８に記憶する（ステップＳ１２）。
　また、制御処理部６８は、通信部６６を介して無線により表示装置２４に読影画像を送信し、表示装置２４は、受信した読影画像を表示する（ステップＳ１３）。
　医師又は技師は、表示装置２４に表示された読影画像を視認して所望の放射線画像が得られたのであれば（ステップＳ１４：ＹＥＳ）、被写体１４をポジショニング状態から解放して（ステップＳ１５）、被写体１４に対する撮影を終了させる。一方、表示装置２４に表示された読影画像が所望の放射線画像でなければ（ステップＳ１４：ＮＯ）、ステップＳ３に戻り、被写体１４に対する再撮影が実行される。
　なお、ステップＳ３において、被写体１４の自重のみで、放射線変換パネル３４が所望の湾曲状態にまで湾曲しない場合には、図７で破線に示すように、アクチュエータ１０６は、ステップＳ３後のステップＳ１６において、被写体１４の表面形状に合わせた所望の湾曲状態となるように、該放射線変換パネル３４の箇所を変形させてもよい。これにより、ステップＳ４において、歪ゲージ１０８は、アクチュエータ１０６の制御量に応じた放射線変換パネル３４の湾曲度を検出してカセッテ制御部３８に出力する。
　従って、カセッテ制御部３８は、制御量に応じた湾曲度に関する情報とカセッテＩＤ情報とを通信部５６から無線によりコンソール２２に送信するか、又は、前記湾曲度から制御量を求め、求めた制御量を湾曲度に関する情報としてカセッテＩＤ情報と共に通信部５６から無線によりコンソール２２に送信することになる。
　また、歪ゲージ１０８での湾曲度の検出に代えて、オーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位から放射線変換パネル３４の湾曲度を推定してもよい。
　この場合には、図７の一点鎖線に示すように、ステップＳ１後のステップＳ１７において、湾曲度推定部１０９は、オーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位に基づいて、被写体１４とマットレス２１との間に電子カセッテ２０を挿入した際の放射線変換パネル３４の湾曲度を推定する。これにより、制御処理部６８は、湾曲度推定部１０９が推定した湾曲度を、放射線変換パネル３４の湾曲度に関する情報として、通信部６６を介して無線により放射線出力装置１８に送信する。従って、線源位置調整部１０４は、通信部５２を介して受信した前記情報の示す湾曲度に基づいて、ステップＳ５において、各放射線源３０の位置を調整することができる。
［本実施形態の効果］
　以上説明したように、本実施形態に係る放射線出力装置１８、放射線撮影システム１０及び放射線撮影方法によれば、複数の放射線源３０（３０ａ～３０ｅ）は、少なくとも一方向に湾曲状に配置されており、平面状に配置されていない。これにより、被写体１４の形状に合わせて放射線変換パネル３４が変形しても、各放射線源３０から放射線変換パネル３４までの撮影距離を略均一に保つことが可能となる。
　従って、本実施形態では、マルチ線源方式の放射線出力装置１８を用いて被写体１４に対する撮影を行う場合に、放射線変換パネル３４の各場所によって拡大倍率が異なることを回避して、放射線画像の歪み等の発生を抑制することが可能となる。
　また、複数の放射線源３０が配置された膜部材３３の湾曲状態を変更するか、又は、放射線源３０がそれぞれ取り付けられた複数のシャフト３９を進退させることにより、各放射線源３０の配置を所望の湾曲状態に容易に変形することができる。この場合、膜部材３３は、可撓性を有する断面円弧状であって、その円弧部分の外表面に各放射線源３０を配置して、該外表面の湾曲状態を変更すればよい。また、各シャフト３９に放射線源３０がそれぞれ取り付けられている場合には、各放射線源３０を平面視で行列状に配置し、各シャフト３９を、列毎に放射線１６の出力方向に沿って進退させればよい。いずれの場合であっても、放射線１６の出力方向に対して精度良く所望の湾曲状態に変形することができる。
　また、本実施形態において、被写体１４に対して各放射線源３０を凸状に湾曲するように配置すれば、放射線変換パネル３４の各場所による拡大倍率の違いを効果的に抑制することができる。
　一方、被写体１４に対して凹状に湾曲するように各放射線源３０を配置すれば、各放射線源３０から被写体１４に対して確実に放射線１６（１６ａ～１６ｅ）を照射することができる。これにより、コリメータが不要になって、各放射線源３０から出力される放射線１６のロスを低減することができ、被写体１４の撮影に必要な線量が不足することを解消することができる。また、災害現場等の放射線遮蔽が施されていない場所で放射線撮影を行う場合に、放射線１６の照射範囲が不用意に拡大することを阻止することができ、被写体１４以外の者（例えば、医師又は技師）の被曝を回避することも可能となる。
　また、被写体１４の形状に合わせて放射線変換パネル３４が変形すれば、変形した放射線変換パネル３４の各場所によって撮影距離や拡大倍率が異なってくるため、該放射線変換パネル３４の変形に応じて、複数の放射線源３０の配置を湾曲状に変形すれば、場所の違いに関わりなく、撮影距離や拡大倍率を略一定値に保持することが可能となる。
　具体的に、放射線出力装置１８において、線源位置調整部１０４は、放射線変換パネル３４の湾曲度に基づいて各放射線源３０の配置及び／又は角度を調整すれば、放射線変換パネル３４の各場所による拡大倍率の違いを効率よく抑制することができる。また、各放射線源３０から出力される放射線１６同士の重なりが極力少なくなるように、各放射線源３０を湾曲状に配置して、適切な撮影距離に設定することも可能となる。
　また、線源位置調整部１０４は、歪ゲージ１０８により検出された放射線変換パネル３４の湾曲度、アクチュエータ１０６の作用で放射線変換パネル３４が被写体１４の表面形状に応じて湾曲したときの該アクチュエータ１０６の制御量（に応じた放射線変換パネル３４の湾曲度）、及び／又は、湾曲度推定部１０９が被写体１４のオーダ情報から推定した放射線変換パネル３４の湾曲度に基づいて、各放射線源３０の配置及び／又は角度を調整するので、放射線変換パネル３４の各場所による拡大倍率の違いを精度よく且つ効率的に抑制することができる。
　また、複数の放射線源３０が、電界電子放出型の放射線源又は熱電子放出型の放射線源のいずれの場合であっても、本実施形態を適用することにより、放射線変換パネル３４の各場所による拡大倍率の違いを抑制することができる。
　図８Ａ及び図８Ｂは、本実施形態のさらなる効果を説明するための説明図である。
　図８Ａは、板状部材１１４に平面状に配置された５個の放射線源３０ａ～３０ｅからの放射線１６ａ～１６ｅの照射を図示した比較例である。図８Ａでは、被写体１４を透過した各放射線１６ａ～１６ｅが放射線変換パネル３４に到達した際に、放射線変換パネル３４の各場所によって撮影距離が異なることになるので、拡大倍率の相違によって放射線画像の歪み等が発生する。
　これに対して、本実施形態では、図８Ｂに示すように、マルチ線源方式の放射線出力装置１８において、放射線変換パネル３４の湾曲形状に応じて、各放射線源３０ａ～３０ｅが湾曲状に配置されるので、放射線変換パネル３４の各場所の違いに関わりなく、撮影距離を略等距離に保つと共に、柱状結晶４４の形成方向に沿って（柱状結晶４４と略平行に）放射線変換パネル３４に放射線１６を入射させることができる。この結果、放射線画像の歪みを抑制できると共に、柱状結晶４４間での放射線１６のクロストークの発生を回避することができ、放射線画像の画像ボケの発生も抑制することができる。
　また、各放射線源３０ａ～３０ｅの照射範囲が狭くても、複数の放射線源３０ａ～３０ｅの焦点３１ａ～３１ｅと放射線変換パネル３４との距離（撮影距離）を短く設定した状態で放射線１６ａ～１６ｅを照射させれば、放射線出力装置１８での放射線１６ａ～１６ｅの照射範囲が広角化されて、被写体１４の撮影部位及び放射線変換パネル３４の全領域をカバーするように該被写体１４に対する撮影を行うことも可能になると共に、放射線撮影システム１０全体の省スペース化も図ることができる。
　上記の説明では、電子カセッテ２０の少なくとも放射線変換パネル３４を、全体的に湾曲させる場合について説明した。本実施形態では、これらの説明に限定されることはなく、放射線変換パネル３４の一部のみが湾曲している場合や、放射線変換パネル３４が蛇行するように湾曲している場合でも、該放射線変換パネル３４の湾曲形状に合わせて各放射線源３０の配置を湾曲状に変形することにより、上述の各効果を得ることができる。
　また、上記の説明では、被写体１４に対する放射線変換パネル３４の湾曲度に応じて、複数の放射線源３０の配置を変形させる可動式の配置について説明した。本実施形態では、被写体１４に対する放射線変換パネル３４の湾曲度を予め考慮した所定の変形量で、複数の放射線源３０を事前に湾曲状に配置した固定式の配置であってもよい。この場合には、例えば、硬い材料からなり且つ所定の湾曲度を有する膜部材３３の外表面に放射線源３０が配置された放射線出力装置１８を予め複数用意すればよい。これにより、撮影時には、放射線変換パネル３４の湾曲度に応じた湾曲度を有する膜部材３３を収容した放射線出力装置１８を使用すればよい。このような固定式の配置においても、各放射線源３０を湾曲状に配置したことによる効果が容易に得られる。
　なお、本発明は、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなく、種々の構成を採り得ることは勿論である。

Claims (15)

  1. 　放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を出力可能な複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）を有し、
    　該複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、少なくとも一方向に湾曲状に配置可能である
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  2. 　請求項１記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置を湾曲状に変形可能な線源配置部材（３３、３９）をさらに有する
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  3. 　請求項２記載の装置（１８）において、
    　前記線源配置部材（３３、３９）は、前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）が配置され且つ前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）の出力方向に対する湾曲状態を変更可能な湾曲部材（３３）であるか、又は、前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）の出力方向に沿って進退可能であり且つ先端に前記放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）がそれぞれ取り付けられた複数のシャフト（３９）である
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  4. 　請求項３記載の装置（１８）において、
    　前記湾曲部材（３３）は、可撓性を有する断面円弧状の膜部材であり、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、前記膜部材（３３）の円弧部分の外表面にそれぞれ配置され、
    　前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）の出力方向に対して前記外表面の湾曲状態が変更される
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  5. 　請求項３記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、前記各放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）の出力方向から視て、行列状に配置され、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）にそれぞれ取り付けられるシャフト（３９）を、列毎に前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）の出力方向に沿って進退させる
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  6. 　請求項１～５のいずれか１項に記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、被写体（１４）に放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を照射可能であると共に、前記被写体（１４）に対して凸状に湾曲するように配置されているか、又は、前記被写体（１４）に対して凹状に湾曲するように配置されている
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  7. 　請求項１～６のいずれか１項に記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から出力された放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）は、放射線撮影装置（２０）に収容された放射線変換パネル（３４）により放射線画像に変換され、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置は、前記放射線変換パネル（３４）の変形に応じて、前記少なくとも一方向に湾曲状に変形可能である
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  8. 　請求項７記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整可能な線源位置調整部（１０４）をさらに有し、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から出力された放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）は、被写体（１４）に照射され、
    　前記放射線変換パネル（３４）は、前記被写体（１４）を透過した放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を該被写体（１４）の放射線画像に変換し、
    　前記放射線撮影装置（２０）のうち少なくとも前記放射線変換パネル（３４）は、前記被写体（１４）の形状に応じて湾曲し、
    　前記線源位置調整部（１０４）は、前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度に基づいて前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整する
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  9. 　請求項８記載の装置（１８）において、
    　前記線源位置調整部（１０４）は、前記放射線撮影装置（２０）に収容されたセンサ（１０８）により検出された前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度、前記放射線撮影装置（２０）に収容されたアクチュエータ（１０６）の作用で前記放射線変換パネル（３４）が前記被写体（１４）の形状に応じて湾曲したときの該アクチュエータ（１０６）の制御量、及び／又は、前記被写体（１４）のオーダ情報から推定される該被写体（１４）に応じた前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度に基づいて、前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整する
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  10. 　請求項１～９のいずれか１項に記載の装置（１８）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、電界電子放出型の放射線源、又は、熱電子放出型の放射線源である
    　ことを特徴とする放射線出力装置。
  11. 　放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を出力可能な複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）を有する放射線出力装置（１８）と、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から出力された放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を放射線画像に変換する放射線撮影装置（２０）と、
    　を備え、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）は、少なくとも一方向に湾曲状に配置可能である
    　ことを特徴とする放射線撮影システム。
  12. 　請求項１１記載のシステム（１０）において、
    　前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から出力された放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）は、被写体（１４）に照射され、
    　前記放射線撮影装置（２０）は、前記被写体（１４）を透過した放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を前記放射線画像に変換する放射線変換パネル（３４）を有し、
    　前記放射線撮影装置（２０）のうち少なくとも前記放射線変換パネル（３４）は、前記被写体（１４）の形状に応じて湾曲し、
    　前記放射線出力装置（１８）は、前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度に基づいて前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整する線源位置調整部（１０４）をさらに有する
    　ことを特徴とする放射線撮影システム。
  13. 　請求項１２記載のシステム（１０）において、
    　前記放射線撮影装置（２０）は、前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度を検出するセンサ（１０８）、及び／又は、前記被写体（１４）の形状に応じて前記放射線変換パネル（３４）を湾曲させるためのアクチュエータ（１０６）をさらに有し、
    　前記線源位置調整部（１０４）は、前記センサ（１０８）が検出した前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度、前記アクチュエータ（１０６）の制御量、及び／又は、前記被写体（１４）のオーダ情報から推定される該被写体（１４）に応じた前記放射線変換パネル（３４）の湾曲度に基づいて、前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）の配置及び／又は角度を調整する
    　ことを特徴とする放射線撮影システム。
  14. 　請求項１２又は１３記載のシステム（１０）において、
    　前記放射線変換パネル（３４）は、前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を他の波長の電磁波に変換するシンチレータ（４２）と、該シンチレータ（４２）により変換された前記電磁波を前記放射線画像を示す電気信号に変換する光電変換層（４０）とから構成され、
    　前記シンチレータ（４２）は、前記放射線変換パネル（３４）の湾曲方向に略直交する方向に沿って形成されたＣｓＩの柱状結晶（４４）を含むシンチレータである
    　ことを特徴とする放射線撮影システム。
  15. 　複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）を有する放射線出力装置（１８）において、少なくとも一方向に湾曲状に配置された前記複数の放射線源（３０、３０ａ～３０ｅ）から放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を出力し、
    　放射線撮影装置（２０）において前記放射線（１６、１６ａ～１６ｅ）を放射線画像に変換する
    　ことを特徴とする放射線撮影方法。
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