WO2013027817A1 - 放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法 - Google Patents
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Classifications
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
- A61B6/586—Detection of faults or malfunction of the device
Definitions
- the present invention relates to a radiographic image capturing system and a radiographic image capturing method capable of obtaining a moving image of a radiographic image by executing radiography at a set frame rate using a radiographic image capturing apparatus.
- radiation image information can be read and displayed immediately from the radiation detector after imaging in order to quickly and accurately treat the patient. is required.
- a radiation detector capable of meeting such demands, a solid-state detection element (referred to as a pixel) that converts radiation directly into an electrical signal, or converts radiation into visible light with a scintillator and then converts it into an electrical signal for reading.
- a radiation detector referred to as a flat panel detector (FPD) using the above has been developed.
- an X-ray diagnostic imaging device in which a radiographic image is displayed on a monitor by executing radiography at a set frame rate, so that, for example, the catheter entry status with respect to the subject can be grasped in real time.
- a radiographic image is displayed on a monitor by executing radiography at a set frame rate, so that, for example, the catheter entry status with respect to the subject can be grasped in real time.
- An object of the present invention is to provide a radiographic image capturing system and a radiographic image capturing method capable of shortening the time until the start of moving image capturing.
- a radiographic imaging system includes a radiographic apparatus having a radiation source, and a radiographic imaging apparatus having a radiation detection apparatus that converts radiation from the radiation source that has passed through the subject into a radiographic image; A system control unit that controls the radiographic imaging apparatus to perform radiographic imaging at a set frame rate, and the system control unit has at least an error in the radiographic imaging apparatus, A radiation irradiation stop unit for stopping radiation irradiation from the radiation source, and when returning from an error state, the radiation energy of the radiation source is reset to the irradiation energy immediately before the occurrence of the error to perform radiation imaging And a return processing unit for controlling.
- the return processing unit controls the irradiation energy of the radiation source to be reset to the irradiation energy immediately before the occurrence of the error and to perform radiation imaging. Yes.
- radiation imaging moving image imaging
- the present invention can quickly perform resetting when returning from an error state, and shorten the time from the error state recovery to the start of video recording. it can.
- the system control unit includes a storage unit that stores information on the latest irradiation energy every time irradiation energy of the radiation source is set, and the return processing unit includes: When returning from the error state, the latest irradiation energy information stored in the storage unit may be read out and reset as the irradiation energy of the radiation source.
- the radiographic imaging device includes a radiation source control unit that controls the radiation source based on an instruction from the system control unit, and the radiation irradiation stop unit includes the line irradiation controller.
- a stop signal for stopping radiation irradiation is output to the source control unit, and the radiation source control unit stops radiation irradiation from the radiation source based on the input of the stop signal from the radiation irradiation stop unit You may make it make it.
- the radiographic imaging device includes a detection device control unit that controls the radiation detection device based on an instruction from the system control unit, and the system control unit stops the radiation irradiation. After outputting the stop signal from the unit, an error notification is sent to the detection device control unit, and the detection device control unit stops at least control of the radiation detection device based on the input of the error notification. Also good.
- the radiographic imaging device includes a radiation source control unit that controls the radiation source based on an instruction from the system control unit, and the radiation irradiation stop unit includes the line irradiation controller. You may make it stop the output of the exposure start signal for performing radiation irradiation with respect to a source control part.
- the radiographic imaging device includes a detection device control unit that controls the radiation detection device based on an instruction from the system control unit, and the system control unit stops the radiation irradiation. After stopping the output of the exposure start signal at the unit, the detection device control unit is notified of an error, and the detection device control unit stops at least control of the radiation detection device based on the input of the error notification You may do it.
- the return processing unit Based on the return from the error state in [4] or [6], the return processing unit outputs information for resetting the irradiation energy immediately before the error occurs to the radiation apparatus.
- the parameter information immediately before the occurrence of the error may be output to the detection device control unit, and the system control unit may resume the operations of the radiation device and the radiation detection device.
- the system control unit includes a display device that displays radiation image information obtained by radiation imaging at the set frame rate, and the system control unit detects the error when the error occurs. Control may be performed so that the radiation image information acquired immediately before the error occurs is displayed on the display device at the set frame rate from the occurrence to the return from the error state.
- a radiographic imaging method is a radiographic imaging having a radiation device having a radiation source and a radiation detection device for converting radiation from the radiation source that has passed through the subject into a radiation image.
- the radiographic imaging method of performing radiographic imaging at a set frame rate using an apparatus at least when radiation has occurred in the radiographic imaging apparatus, stopping radiation irradiation from the radiation source, and error A step of resetting the irradiation energy of the radiation source to the irradiation energy immediately before the occurrence of the error and executing radiography when returning from the state.
- the radiographic image capturing system and the radiographic image capturing method of the present invention in addition to processing when an error occurs, it is possible to quickly perform resetting when returning from an error state. It is possible to shorten the time from the return of the error state to the start of moving image shooting.
- the radiographic image capturing system 10 includes a radiographic image capturing device 12 and a radiographic image capturing device 12 that are set at a set frame rate (for example, 15 frames / second to 60 frames). And a system control unit 14 that performs control so as to execute radiation imaging at a time of 1 second / second).
- a console 16 is connected to the system control unit 14 so that data communication with the console 16 is possible.
- the console 16 is connected to a monitor 18 (display device) for image observation and image diagnosis and an input device 20 (keyboard, mouse, etc.) for operation input.
- An operator uses the input device 20 to set a radiation exposure dose or a radiographic frame rate suitable for the current situation in an operation or catheter insertion operation while observing a moving image.
- Data input using the input device 20 and data created and edited by the console 16 are input to the system control unit 14. Further, radiation image information and the like from the system control unit 14 is supplied to the console 16 and displayed on the monitor 18.
- the radiographic imaging device 12 includes a radiation device 28 that irradiates radiation 26 toward a subject 24 on an imaging table 22, a radiation detection device 30 that converts radiation 26 transmitted through the subject 24 into radiation image information, and a radiation detection device.
- a detection device control unit 32 that transmits and receives data such as radiation image information between the system control unit 14 and the system control unit 14, and controls the radiation detection device 30 based on an instruction from the system control unit 14 (including moving drive). Have.
- the movement detection of the radiation detection apparatus 30 is performed when a relatively wide range is imaged, for example, a moving image of the spine or a moving image of the catheter entry position. That is, in such imaging, a movement control signal based on an operation input from an operator (doctor or radiographer) is output from the system control unit 14 and input to the detection device control unit 32. Based on the movement control signal from the system control unit 14, the detection device control unit 32 controls the movement drive mechanism (not shown) to move the radiation detection device 30.
- the radiation device 28 is based on a radiation source 34, a radiation source controller 36 that controls the radiation source 34 based on an instruction from the system controller 14, and an instruction from the system controller 14. And an automatic collimator unit 38 that widens or narrows the irradiation area of the radiation 26.
- the radiation detector 30 includes a radiation detector 40, a battery 42 as a power source, a cassette control unit 44 that drives and controls the radiation detector 40, and a signal including radiation image information from the radiation detector 40.
- a transmitter / receiver 46 for transmitting and receiving data is accommodated.
- the radiation image information output from the transceiver 46 is input to the system control unit 14 and the console 16 via the detection device control unit 32 and is displayed on the monitor 18. That is, radiation image information based on radiation imaging at a set frame rate is sequentially input to the system control unit 14, and thus a moving image of the radiation image information is displayed on the monitor 18 in real time.
- the cassette control unit 44 and the transceiver 46 are provided with lead plates or the like on the irradiation surface side of the cassette control unit 44 and the transceiver 46 in order to avoid damage due to the radiation 26 being irradiated. Is preferred.
- the radiation detector 40 for example, the radiation 26 that has passed through the subject 24 is once converted into visible light by a scintillator, and the converted visible light is a solid-state detection element (hereinafter referred to as “a-Si”).
- a-Si solid-state detection element
- An indirect conversion type radiation detector (including a front side reading method and a back side reading method) that converts to an electric signal can also be used.
- An ISS (Irradiation Side Sampling) type radiation detector which is a surface reading method, has a configuration in which a solid detection element and a scintillator are sequentially arranged along the irradiation direction of the radiation 26.
- a PSS (Penetration Side Sampling) type radiation detector which is a back side reading method, has a configuration in which a scintillator and a solid state detection element are sequentially arranged along the radiation 26 irradiation direction.
- the radiation detector 40 in addition to the above-described indirect conversion type radiation detector, direct conversion in which the dose of the radiation 26 is directly converted into an electric signal by a solid detection element made of a substance such as amorphous selenium (a-Se).
- a-Se amorphous selenium
- the radiation detector 40 has a photoelectric conversion layer 52 in which each pixel 50 made of a material such as a-Si that converts visible light into an electrical signal is formed on an array of matrix thin film transistors (hereinafter referred to as TFTs 54). It has the structure arranged in. In this case, in each pixel 50, the charge generated by converting visible light into an electrical signal (analog signal) is accumulated, and the charge can be read out as an image signal by sequentially turning on the TFT 54 for each row. .
- TFTs 54 matrix thin film transistors
- a gate line 56 extending in parallel with the row direction and a signal line 58 extending in parallel with the column direction are connected to the TFT 54 connected to each pixel 50.
- Each gate line 56 is connected to a line scan driver 60, and each signal line 58 is connected to a multiplexer 62.
- Control signals Von and Voff for controlling on / off of the TFTs 54 arranged in the row direction are supplied from the line scan driving unit 60 to the gate line 56.
- the line scan driving unit 60 includes a plurality of switches SW1 for switching the gate lines 56, and a first address decoder 64 for outputting a selection signal for selecting the switches SW1.
- An address signal is supplied from the cassette control unit 44 to the first address decoder 64.
- each pixel 50 flows out to the signal line 58 via the TFTs 54 arranged in the column direction. This charge is amplified by the charge amplifier 66.
- a multiplexer 62 is connected to the charge amplifier 66 through a sample and hold circuit 68.
- each charge amplifier 66 includes an operational amplifier 70, a capacitor 72, and a switch 74. When the switch 74 is off, the charge amplifier 66 converts the charge signal input to one input terminal of the operational amplifier 70 into a voltage signal and outputs the voltage signal.
- the charge amplifier 66 amplifies and outputs the electrical signal with the gain set by the cassette control unit 44.
- Information relating to the gain of the charge amplifier 66 (gain setting information) is supplied from the system control unit 14 to the cassette control unit 44 via the detection device control unit 32.
- the cassette control unit 44 sets the gain of the charge amplifier 66 based on the supplied gain setting information.
- the other input terminal of the operational amplifier 70 is connected to GND (ground potential) (ground).
- GND ground potential
- the switch 74 When all the TFTs 54 are turned on and the switch 74 is turned on, the charge accumulated in the capacitor 72 is discharged by the closed circuit of the capacitor 72 and the switch 74, and the charge accumulated in the pixel 50 is closed. It is swept out to GND (ground potential) via the switch 74 and the operational amplifier 70.
- the operation of turning on the switch 74 of the charge amplifier 66 to discharge the charge accumulated in the capacitor 72 and sweeping out the charge accumulated in the pixel 50 to GND (ground potential) is a reset operation (empty reading operation). Call it. That is, in the reset operation, the voltage signal corresponding to the charge signal stored in the pixel 50 is discarded without being output to the multiplexer 62.
- the multiplexer 62 includes a plurality of switches SW2 for switching the signal line 58 and a second address decoder 76 for outputting a selection signal for selecting the switch SW2.
- An address signal is supplied from the cassette control unit 44 to the second address decoder 76.
- An A / D converter 78 is connected to the multiplexer 62, and radiation image information converted into a digital signal by the A / D converter 78 is supplied to the cassette control unit 44.
- the TFT 54 functioning as a switching element may be realized in combination with another imaging element such as a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor. Furthermore, it can be replaced with a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor that transfers charges while shifting the charges with a shift pulse corresponding to a gate signal referred to as a TFT.
- CMOS Complementary Metal-Oxide Semiconductor
- CCD Charge-Coupled Device
- the cassette control unit 44 of the radiation detection apparatus 30 includes an address signal generation unit 80, an image memory 82, and a cassette ID memory 84, as shown in FIG.
- the address signal generator 80 sends an address signal to the first address decoder 64 of the line scan driver 60 and the second address decoder 76 of the multiplexer 62 shown in FIG. 3 based on the read control information from the system controller 14. Supply.
- the read control information includes, for example, progressive mode, interlace mode (odd row read mode, even row read mode, second row read mode, third row read mode, etc.), binning mode (1 pixel / 4 pixel read mode, 1 pixel / 6-pixel readout mode, 1-pixel / 9-pixel readout mode, etc.) are included.
- the 1-pixel / 4-pixel readout mode two adjacent gate lines are simultaneously activated (set to Von), and two adjacent signal lines are selected at the same time.
- the address signal generator 80 generates an address signal corresponding to the mode indicated by the read control information, and outputs the address signal to the first address decoder 64 of the line scan driver 60 and the second address decoder 76 of the multiplexer 62.
- the read control information is created by the system control unit 14 based on an operation input from an operator, for example, and is input to the cassette control unit 44 of the radiation detection apparatus 30.
- the image memory 82 stores radiation image information detected by the radiation detector 40.
- the cassette ID memory 84 stores cassette ID information for specifying the radiation detection apparatus 30.
- the transceiver 46 transmits the cassette ID information stored in the cassette ID memory 84 and the radiation image information stored in the image memory 82 to the system control unit 14 via the detection device control unit 32 by wired communication or wireless communication.
- the system control unit 14 of the radiographic imaging system 10 includes a parameter setting unit 100, a parameter history storage unit 102, an error monitoring unit 104, a radiation irradiation stop unit 106, an error notification unit 108, and a return processing unit. 110.
- the parameter setting unit 100 sets the irradiation dose and frame rate newly set in the parameter history storage unit 102 when a new parameter (radiation dose, frame rate, etc.) is set by an operation input from the operator. Is stored as the latest parameter.
- first irradiation dose setting information Sa1 (see FIG. 7) including information on the newly set irradiation dose (information such as tube voltage, tube current, and imaging time) is included.
- the gain and readout mode of the charge amplifier 66 are newly set, the first readout control information Sb1 (see FIG. 7) including information on the newly set gain and readout mode is detected.
- the data is output to the device control unit 32.
- the parameter history storage unit 102 stores an irradiation dose, a frame rate, a gain of the charge amplifier 66, and a reading mode set over a predetermined period from the present time.
- the error monitoring unit 104 determines whether or not an error has occurred in the radiographic image capturing device 12 and whether or not the error state has been recovered based on detection signals from various sensors (not shown).
- the radiation irradiation stop unit 106 stops the radiation irradiation from the radiation source 34 when the error monitoring unit 104 determines that an error has occurred. Specifically, for example, a stop signal Sc (see FIG. 7) for stopping radiation irradiation is output to the radiation detection apparatus 30. Alternatively, the output of the exposure start signal Sd (see FIG. 7) for executing radiation irradiation to the radiation device 28 is stopped.
- the radiation source control unit 36 of the radiation apparatus 28 stops the radiation irradiation from the radiation source 34 based on the input of the stop signal Sc from the radiation irradiation stop unit 106.
- the error notification unit 108 performs an error notification Se (see FIG. 7) to the detection device control unit 32 after outputting the stop signal Sc from the radiation irradiation stop unit 106 or after stopping the output of the exposure start signal Sd.
- the detection device control unit 32 stops at least control of the radiation detection device 30 based on the input of the error notification Se. At this time, all pixels may be reset.
- the return processing unit 110 resets the irradiation energy of the radiation source 34 to the irradiation energy (latest irradiation energy) set immediately before the error occurred. And control to execute radiography.
- the return processing unit 110 includes a second irradiation dose setting including information on the irradiation dose immediately before the occurrence of the error (information on the latest irradiation dose stored in the parameter history storage unit 102: information on tube voltage, tube current, imaging time, etc.).
- Information Sa2 (see FIG. 7) is output to the radiation device 28, and the gain and readout mode information of the charge amplifier 66 immediately before the error occurs (the latest gain and readout mode of the charge amplifier 66 stored in the parameter history storage unit 102). Information) is output to the detector control unit 32.
- the second read control information Sb2 (parameter information: see FIG. 7) is output.
- the system control unit 14 extends from the time when it is determined that an error has occurred to the time when it is determined that the error state has returned, Control is performed so that the radiation image information acquired immediately before the error occurs is displayed on the monitor 18 of the console 16 at the frame rate immediately before the error occurs.
- step S2 the system control unit 14 determines whether or not new parameters (radiation dose, frame rate, gain, readout mode, etc.) are set. For example, when the operator newly sets a parameter, the process proceeds to step S3, and the newly set irradiation dose, frame rate, etc. are stored in the parameter history storage unit 102 as the latest parameter.
- the first irradiation dose setting information Sa1 including information on the newly set irradiation dose (information such as tube voltage, tube current, and imaging time) is radiated. Output to the device 28.
- the radiation source control unit 36 of the radiation apparatus 28 sets the irradiation dose output from the radiation source 34 to a new irradiation dose based on the first irradiation dose setting information Sa1 from the system control unit 14.
- the first readout control information Sb1 including the newly set gain setting information and readout mode information is detected via the detection device control unit 32. Output to device 30.
- the radiation detection apparatus 30 sets the gain of the charge amplifier 66, the type of address signal in the address signal generator 80, the output timing, and the like based on the input first read control information Sb1.
- step S6 the system control unit 14 determines whether or not a time corresponding to the latest frame rate has elapsed since the start of the previous radiation imaging.
- the process proceeds to the next step S7, and the error monitoring unit 104 detects that an error has occurred. It is determined whether or not.
- the process proceeds to the next step S8, and the system control unit 14 outputs an exposure start signal Sd to the radiation apparatus 28 at the start of the k-th radiation imaging.
- the radiation source control unit 36 of the radiation apparatus 28 controls the radiation source 34 based on the input of the exposure start signal Sd from the system control unit 14, and irradiates the radiation with the irradiation dose set from the radiation source 34.
- step S9 the system control unit 14 outputs to the detection device control unit 32 an exposure notification Sf (see FIG. 7) indicating that the radiation device 28 has started exposure.
- step S10 the detection device controller 32 outputs an operation start signal Sg (see FIG. 7) indicating charge accumulation and charge reading to the radiation detection device 30 based on the input of the exposure notification Sf.
- step S11 the radiation detection apparatus 30 performs charge accumulation and charge read based on the input of the operation start signal Sg from the detection apparatus control unit 32. That is, the radiation 26 that has passed through the subject 24 is once converted into visible light by the scintillator, and the visible light is photoelectrically converted in each pixel 50 to accumulate an amount of electric charge corresponding to the amount of light. Then, a synchronization signal Sh (for example, a vertical synchronization signal: see FIG. 7) is output at the start of the reading period and is input to the detection device control unit 32. The detection device control unit 32 synchronizes the reception timing of the radiation image information with the output timing of the radiation image information from the radiation detection device 30 based on the input of the synchronization signal Sh.
- Sh for example, a vertical synchronization signal: see FIG.
- the radiation detection apparatus 30 reads out charges according to the set readout control information (information indicating the progressive mode, the interlace mode, and the binning mode), and uses the image memory 82 to perform radiation, for example, in a FIFO manner.
- Image information Da (see FIG. 7) is output.
- the radiation image information Da from the radiation detection device 30 is supplied to the system control unit 14 via the detection device control unit 32.
- step S12 the system control unit 14 transfers the supplied radiation image information Da to the console 16.
- the console 16 stores the transferred radiation image information Da in the frame memory and displays it on the monitor 18 as a radiation image obtained by the k-th radiation imaging, that is, a radiation image of the k frame.
- step S13 the value of the counter k is updated by +1.
- step S14 the system control unit 14 determines whether or not there is a system termination request. If there is no request for termination of the system, the process returns to step S2, and the processes after step S2 are repeated. While no error occurs, the operations of Steps S2 to S14 are repeated, and a radiographic image moving image at the set frame rate is displayed on the monitor 18.
- the system control unit 14 When the mode is changed, the system control unit 14 outputs first irradiation dose setting information Sa1 including information on the newly set irradiation dose to the radiation device 28, and includes information on the newly set readout mode.
- the first read control information Sb1 is output to the radiation detection apparatus 30 via the detection apparatus control unit 32. Thereby, the radiation apparatus 28 and the radiation detection apparatus 30 are set to a new irradiation dose and readout mode.
- the system control unit 14 outputs an exposure start signal Sd to the radiation device 28 and performs an exposure notification Sf to the detection device control unit 32.
- the system controller 14 is supplied with the radiation image information Da by the N-th radiation imaging.
- the system control unit 14 transfers the supplied radiation image information Da to the console 16 and displays it on the monitor 18 as a radiation image of the (N ⁇ 1) th frame.
- the system control unit 14 outputs an exposure start signal Sd to the radiation device 28 at the start time tn of the N-th radiography in which the latest frame rate Fr has elapsed from the start time tn ⁇ 1 described above, and is detected.
- the radiation image information Da by the N-th radiography is supplied to the system control unit 14.
- the system control unit 14 transfers the supplied radiation image information Da to the console 16 and displays it on the monitor 18 as a radiation image of the Nth frame. By repeating these operations, the moving image of the radiation image is displayed on the monitor 18.
- step S7 if the error monitoring unit 104 determines that an error has occurred, the process proceeds to step S15 in FIG. 6, and the radiation irradiation stop unit 106 stops the radiation apparatus 28 to stop radiation irradiation.
- the signal Sc (see FIG. 7) is output.
- the output of the exposure start signal Sd (see FIG. 7) for executing radiation irradiation to the radiation device 28 is stopped.
- the radiation source control unit 36 of the radiation apparatus 28 stops the radiation irradiation from the radiation source 34 based on the input of the stop signal Sc from the radiation irradiation stop unit 106. Of course, if the exposure start signal Sd is not input, the radiation irradiation is stopped.
- step S ⁇ b> 16 the error notification unit 108 sends an error notification Se (see FIG. 7) to the detection device control unit 32 after outputting the stop signal Sc from the radiation irradiation stop unit 106 or after stopping the output of the exposure start signal Sd. Do.
- the detection device control unit 32 stops at least control of the radiation detection device 30 based on the input of the error notification Se. At this time, all pixels may be reset.
- step S17 the system control unit 14 performs control so that the radiation image immediately before the error is generated is displayed on the monitor 18 at the latest frame rate.
- step S18 the error monitoring unit 104 determines whether or not the error monitoring unit 104 has returned from the error state. If not recovered from the error state, the process returns to step S17, and the process of displaying the radiation image immediately before the error occurrence on the monitor 18 is repeated.
- the radiographic image immediately before the occurrence of the error is displayed in a period Ta from the time te at which it is determined that an error has occurred to the start time tn + 1 of the first radiation imaging after returning from the error state. And displayed on the monitor 18 at the latest frame rate.
- the process proceeds to the next step S19, and the return processing unit 110 includes information on the latest irradiation dose (information on tube voltage, tube current, imaging time, etc.) immediately before the error occurs.
- the second irradiation dose setting information Sa2 is output to the radiation device 28.
- the radiation source control unit 36 of the radiation device 28 sets the irradiation dose output from the radiation source 34 to the latest irradiation dose immediately before the occurrence of the error, based on the second irradiation dose setting information Sa2 from the system control unit 14.
- step S21 the return processing unit 110 outputs the second read control information Sb2 including the latest gain setting information and read mode information immediately before the error occurs to the radiation detection device 30 via the detection device control unit 32.
- the radiation detection apparatus 30 sets the gain of the charge amplifier 66, the type of address signal in the address signal generator 80, the output timing, and the like based on the input second read control information Sb2. Then, it returns to step S6 of FIG. 5, and repeats the process after step S6.
- the system control unit 14 receives the second irradiation dose setting information Sa2 including information on the latest irradiation dose immediately before the occurrence of the error as the radiation device 28. And the second read control information Sb2 including the latest gain setting information and read mode information immediately before the occurrence of the error is output to the radiation detection apparatus 30 via the detection apparatus control unit 32. As a result, the radiation device 28 and the radiation detection device 30 are set to the latest irradiation dose, gain, and readout mode immediately before the occurrence of the error.
- the system control unit 14 After that, for example, at the start time tn + 1 of the (N + 1) th radiography, the system control unit 14 outputs an exposure start signal Sd to the radiation device 28 and outputs an exposure notification Sf to the detection device control unit 32. Radiation image information from the (N + 1) th radiography is supplied to the system control unit 14. The system control unit 14 transfers the supplied radiation image information Da to the console 16 and displays it on the monitor 18 as a radiation image of the (N + 1) th frame.
- the system control unit 14 outputs the exposure start signal Sd to the radiation device 28 at the start time tn + 2 of the (N + 2) -th radiography when the latest frame rate has elapsed from the start time tn + 1, and the detection device control unit By outputting the exposure notification Sf to 32, radiation image information obtained by N + 2th radiography is supplied to the system control unit 14.
- the system control unit 14 transfers the supplied radiation image information Da to the console 16 and displays it on the monitor 18 as a radiation image of the (N + 2) th frame. By repeating these operations, the moving image of the radiation image is continuously displayed on the monitor 18 at the stage of returning from the error state as in the normal process.
- step S14 when it is determined that there is a system termination request, the processing in the radiographic imaging system 10 is terminated.
- the radiation irradiation from the radiation source 34 is temporarily stopped. Since the irradiation energy is reset to the irradiation energy immediately before the occurrence of the error and the radiation imaging is executed, the radiation imaging (moving image imaging) at the latest frame rate immediately before the occurrence of the error can be continued.
- the frame rate is set to 1/3 to 2/3 of the latest frame rate stored in the parameter history storage unit 102 with the irradiation dose set to the irradiation dose immediately before the occurrence of the error. Also good. Of course, other ratios (for example, 1/5 to 4/5) may be set.
- the system control unit 14 When it is determined that the error state has been recovered, the system control unit 14 outputs an instruction to narrow the irradiation region to the automatic collimator unit 38 so that the irradiation region is narrowed during a preset period. May be. Thereby, the burden caused by the exposure of the subject 24 can be further reduced.
- the radiographic image capturing system and the radiographic image capturing method according to the present invention are not limited to the above-described embodiments, and can of course have various configurations without departing from the gist of the present invention.
- the radiation detector 40 may be the radiation detector 600 according to the modification shown in FIGS.
- FIG. 8 is a schematic cross-sectional view schematically showing the configuration of three pixel portions of the radiation detector 600 according to the modification.
- the radiation detector 600 includes a signal output unit 604, a sensor unit 606 (photoelectric conversion unit), and a scintillator 608 sequentially stacked on an insulating substrate 602.
- a pixel unit is configured by the sensor unit 606.
- a plurality of pixel portions are arranged in a matrix on the substrate 602, and the signal output portion 604 and the sensor portion 606 in each pixel portion are configured to overlap each other.
- the scintillator 608 is formed on the sensor unit 606 with a transparent insulating film 610 interposed therebetween.
- the scintillator 608 converts the radiation 26 incident from above (the side opposite to the side where the substrate 602 is located) into light and emits light.
- the body is formed into a film.
- the wavelength range of light emitted by the scintillator 608 is preferably the visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm), and in order to enable monochrome imaging by the radiation detector 600, the wavelength range of green is included. Is more preferable.
- the phosphor used in the scintillator 608 preferably contains cesium iodide (CsI) when imaging using X-rays as the radiation 26, and the emission spectrum upon X-ray irradiation is 420 nm to 700 nm. It is particularly preferred to use some CsI (Tl) (cesium iodide with thallium added). Note that the emission peak wavelength of CsI (Tl) in the visible light region is 565 nm.
- CsI cesium iodide
- the scintillator 608 may be formed, for example, by vapor-depositing CsI (Tl) having a columnar crystal structure on a vapor deposition base.
- CsI CsI
- Al is often used as the vapor deposition substrate from the viewpoint of X-ray transmittance and cost, but is not limited thereto.
- GOS vapor-depositing CsI
- the scintillator 608 may be formed by applying GOS to the surface of the TFT active matrix substrate without using a vapor deposition substrate.
- the scintillator 608 may be bonded to the TFT active matrix substrate.
- the TFT active matrix substrate can be preserved even if GOS application fails.
- the sensor unit 606 includes an upper electrode 612, a lower electrode 614, and a photoelectric conversion film 616 disposed between the upper electrode 612 and the lower electrode 614.
- the upper electrode 612 Since the upper electrode 612 needs to make the light generated by the scintillator 608 incident on the photoelectric conversion film 616, it is preferable that the upper electrode 612 is made of a conductive material that is transparent at least with respect to the emission wavelength of the scintillator 608. It is preferable to use a transparent conductive oxide (TCO) having a high transmittance for visible light and a low resistance value. Note that although a metal thin film such as Au can be used as the upper electrode 612, a resistance value tends to increase when the transmittance of 90% or more is obtained, so that the TCO is preferable.
- TCO transparent conductive oxide
- the upper electrode 612 may have a single configuration common to all the pixel portions, or may be divided for each pixel portion.
- the photoelectric conversion film 616 includes an organic photoconductor (OPC: Organic Photo Conductors), absorbs light emitted from the scintillator 608, and generates a charge corresponding to the absorbed light. If the photoelectric conversion film 616 includes an organic photoconductor (organic photoelectric conversion material), the photoelectric conversion film 616 has a sharp absorption spectrum in the visible light region, and electromagnetic waves other than light emitted by the scintillator 608 are almost absorbed by the photoelectric conversion film 616. In addition, noise generated when the radiation 26 is absorbed by the photoelectric conversion film 616 can be effectively suppressed. Note that the photoelectric conversion film 616 may be configured to include amorphous silicon instead of the organic photoconductor. In this case, it has a wide absorption spectrum and can efficiently absorb light emitted by the scintillator 608.
- OPC Organic Photo Conductors
- the organic photoconductor constituting the photoelectric conversion film 616 preferably has a peak wavelength closer to the emission peak wavelength of the scintillator 608 in order to absorb light emitted by the scintillator 608 most efficiently.
- the absorption peak wavelength of the organic photoconductor coincides with the emission peak wavelength of the scintillator 608, but if the difference between the two is small, the light emitted from the scintillator 608 can be sufficiently absorbed.
- the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoconductor and the emission peak wavelength of the scintillator 608 with respect to the radiation 26 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.
- organic photoconductors that can satisfy such conditions include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
- quinacridone organic compounds since the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm, if quinacridone is used as the organic photoconductor and CsI (Tl) is used as the material of the scintillator 608, the difference between the peak wavelengths can be within 5 nm. Thus, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 616 can be substantially maximized.
- the sensor unit 606 is a stack of a part that absorbs electromagnetic waves, a photoelectric conversion part, an electron transport part, a hole transport part, an electron blocking part, a hole blocking part, a crystallization prevention part, an electrode, an interlayer contact improvement part, or the like.
- An organic layer formed by mixing is included.
- the organic layer preferably contains an organic p-type compound (organic p-type semiconductor) or an organic n-type compound (organic n-type semiconductor).
- An organic p-type semiconductor is a donor organic semiconductor (compound) typified by a hole-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily donating electrons. More specifically, an organic compound having a smaller ionization potential when two organic materials are used in contact with each other. Therefore, any organic compound can be used as the donor organic compound as long as it is an electron-donating organic compound.
- Organic n-type semiconductors are acceptor organic semiconductors (compounds) typified mainly by electron-transporting organic compounds and refer to organic compounds that have the property of easily accepting electrons. More specifically, the organic compound having the higher electron affinity when two organic compounds are used in contact with each other. Therefore, any organic compound can be used as the acceptor organic compound as long as it is an electron-accepting organic compound.
- the photoelectric conversion film 616 may be formed by further containing fullerenes or carbon nanotubes.
- the thickness of the photoelectric conversion film 616 is preferably as large as possible in terms of absorbing light from the scintillator 608. However, when the thickness is larger than a certain level, the photoelectric conversion film 616 is generated in the photoelectric conversion film 616 by a bias voltage applied from both ends of the photoelectric conversion film 616. Since electric field strength is reduced and charges cannot be collected, the thickness is preferably 30 nm to 300 nm, more preferably 50 nm to 250 nm, and particularly preferably 80 nm to 200 nm.
- the photoelectric conversion film 616 has a single configuration common to all pixel portions, but may be divided for each pixel portion.
- the lower electrode 614 is a thin film divided for each pixel portion. However, the lower electrode 614 may have a single configuration common to all the pixel portions.
- the lower electrode 614 can be made of a transparent or opaque conductive material, and aluminum, silver, or the like can be preferably used.
- the thickness of the lower electrode 614 can be, for example, 30 nm or more and 300 nm or less.
- the sensor unit 606 by applying a predetermined bias voltage between the upper electrode 612 and the lower electrode 614, one of charges (holes, electrons) generated in the photoelectric conversion film 616 is moved to the upper electrode 612. The other can be moved to the lower electrode 614.
- a wiring is connected to the upper electrode 612, and a bias voltage is applied to the upper electrode 612 via the wiring.
- the polarity of the bias voltage is determined so that electrons generated in the photoelectric conversion film 616 move to the upper electrode 612 and holes move to the lower electrode 614, but this polarity is opposite. May be.
- the sensor unit 606 constituting each pixel unit only needs to include at least the lower electrode 614, the photoelectric conversion film 616, and the upper electrode 612. In order to suppress an increase in dark current, the electron blocking film 618 and the hole blocking are included. It is preferable to provide at least one of the films 620, and it is more preferable to provide both.
- the electron blocking film 618 can be provided between the lower electrode 614 and the photoelectric conversion film 616.
- a bias voltage is applied between the lower electrode 614 and the upper electrode 612, electrons are transferred from the lower electrode 614 to the photoelectric conversion film 616. It is possible to suppress the dark current from increasing due to the injection of.
- An electron donating organic material can be used for the electron blocking film 618.
- the material actually used for the electron blocking film 618 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 616, etc., and 1.3 eV or more from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. Those having a large electron affinity (Ea) and an Ip equivalent to or smaller than the ionization potential (Ip) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 616 are preferable. Since the material applicable as the electron donating organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
- the thickness of the electron blocking film 618 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to reliably exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in the photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 606. It is good to set it to 50 nm or more and 100 nm or less.
- the hole blocking film 620 can be provided between the photoelectric conversion film 616 and the upper electrode 612. When a bias voltage is applied between the lower electrode 614 and the upper electrode 612, the hole blocking film 620 is applied from the upper electrode 612 to the photoelectric conversion film 616. It is possible to suppress the increase in dark current due to the injection of holes.
- An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 620.
- the thickness of the hole blocking film 620 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to surely exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 606. Is preferably 50 nm or more and 100 nm or less.
- the material actually used for the hole blocking film 620 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 616, and the like, and 1.3 eV from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. As described above, it is preferable that the ionization potential (Ip) is large and the Ea is equal to or larger than the electron affinity (Ea) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 616. Since the material applicable as the electron-accepting organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
- the electron blocking film 618 and the hole blocking are set.
- the position of the film 620 may be reversed. Further, it is not necessary to provide both the electron blocking film 618 and the hole blocking film 620. If either one is provided, a certain dark current suppressing effect can be obtained.
- the signal output unit 604 is provided on the surface of the substrate 602 corresponding to the lower electrode 614 of each pixel unit, and the storage capacitor 622 that accumulates the electric charge moved to the lower electrode 614,
- the TFT 624 converts the electric charge accumulated in the accumulation capacitor 622 into an electric signal and outputs the electric signal.
- the region where the storage capacitor 622 and the TFT 624 are formed has a portion that overlaps with the lower electrode 614 in plan view. With such a structure, the signal output unit 604 and the sensor unit 606 in each pixel unit are connected to each other. There will be overlap in the thickness direction. If the signal output unit 604 is formed so as to completely cover the storage capacitor 622 and the TFT 624 with the lower electrode 614, the plane area of the radiation detector 600 (pixel unit) can be minimized.
- the storage capacitor 622 is electrically connected to the corresponding lower electrode 614 through a wiring made of a conductive material that penetrates an insulating film 626 provided between the substrate 602 and the lower electrode 614. Thereby, the charge collected by the lower electrode 614 can be moved to the storage capacitor 622.
- a gate electrode 628, a gate insulating film 630, and an active layer (channel layer) 632 are stacked, and a source electrode 634 and a drain electrode 636 are formed on the active layer 632 with a predetermined interval.
- the active layer 632 can be formed of, for example, amorphous silicon, amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, or the like. Note that the material forming the active layer 632 is not limited thereto.
- the amorphous oxide that can form the active layer 632 is preferably an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn (for example, In—O-based), and at least two of In, Ga, and Zn. Oxides containing one (eg, In—Zn—O, In—Ga—O, and Ga—Zn—O) are more preferred, and oxides containing In, Ga, and Zn are particularly preferred.
- In—Ga—Zn—O-based amorphous oxide an amorphous oxide whose composition in a crystalline state is represented by InGaO 3 (ZnO) m (m is a natural number of less than 6) is preferable, and in particular, InGaZnO. 4 is more preferable. Note that the amorphous oxide that can form the active layer 632 is not limited thereto.
- Examples of the organic semiconductor material that can form the active layer 632 include, but are not limited to, phthalocyanine compounds, pentacene, vanadyl phthalocyanine, and the like.
- the configuration of the phthalocyanine compound is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212389, so that the description thereof is omitted.
- the active layer 632 of the TFT 624 is formed of an amorphous oxide, an organic semiconductor material, or a carbon nanotube, the radiation 26 such as X-rays is not absorbed, or even if it is absorbed, a very small amount remains. Generation of noise in the unit 604 can be effectively suppressed.
- the switching speed of the TFT 624 can be increased, and a TFT 624 having a low light absorption in the visible light region can be formed.
- the performance of the TFT 624 is remarkably deteriorated only by mixing a very small amount of metallic impurities into the active layer 632, so that extremely high purity carbon nanotubes are separated by centrifugation or the like. ⁇ It needs to be extracted and formed.
- the substrate 602 is not limited to a substrate having high heat resistance such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, and a flexible substrate such as plastic, aramid, or bionanofiber can also be used.
- flexible substrates such as polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene phthalate, polyethylene naphthalate, polystyrene, polycarbonate, polyethersulfone, polyarylate, polyimide, polycycloolefin, norbornene resin, polychlorotrifluoroethylene, etc. Can be used. If such a plastic flexible substrate is used, it is possible to reduce the weight, which is advantageous for carrying around, for example.
- the photoelectric conversion film 616 is formed from an organic photoconductor
- the TFT 624 is formed from an organic semiconductor material, whereby the photoelectric conversion film 616 and the TFT 624 are formed at a low temperature on a plastic flexible substrate (substrate 602). It is possible to reduce the thickness and weight of the radiation detector 600 as a whole. Thereby, the radiation detection apparatus 30 that accommodates the radiation detector 600 can be made thinner and lighter, and convenience in use outside the hospital is improved.
- the base material of the photoelectric conversion portion is made of a material having flexibility different from that of general glass, it is possible to improve damage resistance when the device is carried or used.
- the substrate 602 is provided with an insulating layer for ensuring insulation, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture and oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion to electrodes, and the like. May be.
- the transparent electrode material can be cured at a high temperature to lower its resistance, and can also be used for automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process.
- aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (Indium Tin Oxide) or a glass substrate, warping after manufacturing is small and it is difficult to crack.
- aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like. Note that the substrate 602 may be formed by stacking an ultrathin glass substrate and an aramid.
- Bionanofiber is a composite of a cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (acetobacterium Xylinum) and a transparent resin.
- the cellulose microfibril bundle has a width of 50 nm and a size of 1/10 of the visible light wavelength, and has high strength, high elasticity, and low thermal expansion.
- a transparent resin such as acrylic resin or epoxy resin
- a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60-70% of the fiber.
- Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7ppm) comparable to silicon crystals, and is as strong as steel (460MPa), highly elastic (30GPa), and flexible. Compared to glass substrates, etc. Thus, a thin substrate 602 can be formed.
- a signal output unit 604, a sensor unit 606, and a transparent insulating film 610 are sequentially formed on a substrate 602, and a scintillator 608 is attached to the substrate 602 using an adhesive resin having low light absorption.
- the radiation detector 600 is formed.
- the photoelectric conversion film 616 is made of an organic photoconductor, and the active layer 632 of the TFT 624 is made of an organic semiconductor material. Therefore, the photoelectric conversion film 616 and the signal output unit 604 are used. Therefore, the radiation 26 is hardly absorbed. Thereby, the fall of the sensitivity with respect to the radiation 26 can be suppressed.
- Both the organic semiconductor material constituting the active layer 632 of the TFT 624 and the organic photoconductor constituting the photoelectric conversion film 616 can be formed at a low temperature. Therefore, the substrate 602 can be formed of a plastic resin, aramid, or bionanofiber that absorbs less radiation 26. Thereby, the fall of the sensitivity with respect to the radiation 26 can be suppressed further.
- the rigidity of the radiation detector 600 itself may be increased. Therefore, the irradiation surface portion of the housing can be formed thin.
- the substrate 602 is formed of a highly rigid plastic resin, aramid, or bionanofiber, the radiation detector 600 itself has flexibility, so that even when an impact is applied to the irradiated surface, the radiation detector 600 is not easily damaged. .
- the radiation detector 600 described above may be configured as follows.
- the photoelectric conversion film 616 may be formed of an organic photoelectric conversion material, and the TFT layer 638 using a CMOS sensor may be formed. In this case, since only the photoelectric conversion film 616 is made of an organic material, the TFT layer 638 including the CMOS sensor may not have flexibility.
- the photoelectric conversion film 616 may be formed of an organic photoelectric conversion material, and the flexible TFT layer 638 may be realized by a CMOS circuit including a TFT 624 made of an organic material.
- CMOS circuit including a TFT 624 made of an organic material.
- pentacene may be adopted as the material of the p-type organic semiconductor used in the CMOS circuit
- copper fluoride phthalocyanine (F 16 CuPc) may be adopted as the material of the n-type organic semiconductor.
- F 16 CuPc copper fluoride phthalocyanine
- the gate insulating film, the semiconductor, and each electrode can be manufactured at room temperature or 100 ° C. or lower.
- a CMOS circuit can be directly formed over the flexible substrate 602.
- the TFT 624 made of an organic material can be miniaturized by a manufacturing process in accordance with a scaling law. Note that when the polyimide precursor is applied to a thin polyimide substrate by a spin coat method and heated, the polyimide precursor is changed to polyimide, so that a flat substrate without unevenness can be realized.
- a self-alignment placement technique (Fluidic Self-Assembly method) that places a plurality of micron-order device blocks at specified positions on a substrate 602, a photoelectric conversion film 616 and a TFT 624 made of crystalline Si are formed on a resin substrate You may arrange
- the photoelectric conversion film 616 and TFT 624 as micro device blocks of micron order are fabricated in advance on another substrate and then separated from the substrate, and the photoelectric conversion film 616 and TFT 624 in the liquid are placed on the substrate 602 as the target substrate. Sprinkle on and place statistically.
- the substrate 602 is processed in advance to be adapted to the device block, and the device block can be selectively placed on the substrate 602. Therefore, an optimal device block (photoelectric conversion film 616 and TFT 624) made of an optimal material can be integrated on an optimal substrate (semiconductor substrate, quartz substrate, glass substrate, etc.), and is not a crystal. It is also possible to integrate device blocks (photoelectric conversion film 616 and TFT 624) optimum for a substrate (flexible substrate such as plastic).
- the light emitted from the scintillator 608 is converted into charges by the sensor unit 606 (photoelectric conversion film 616) located on the side opposite to the side where the radiation source 34 is located.
- the sensor unit 606 photoelectric conversion film 616 located on the side opposite to the side where the radiation source 34 is located.
- PSS Packetration Side Sampling
- the radiation detector may be configured as a so-called surface reading system (ISS (Irradiation Side Sampling) system).
- ISS Industrial Side Sampling
- the substrate 602, the signal output unit 604, the sensor unit 606, and the scintillator 608 are laminated in this order along the irradiation direction of the radiation 26, and the light emitted from the scintillator 608 is sensor unit on the side where the radiation source 34 is located.
- the radiation image is read after being converted into electric charges.
- the scintillator 608 emits light more strongly on the irradiation surface side of the radiation 26 than on the back side. Therefore, in the radiation detector configured by the front surface reading method, the scintillator is compared with the radiation detector configured by the back surface reading method. The distance until the light emitted in 608 reaches the photoelectric conversion film 616 can be shortened. Thereby, since the diffusion / attenuation of the light can be suppressed, the resolution of the radiation image can be increased.
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Abstract
本発明に係る放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法において、放射線画像撮影装置を、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行するように制御するシステム制御部を有する。システム制御部は、少なくとも放射線画像撮影装置でエラーが発生した場合に、放射線源からの放射線照射を停止させる放射線照射停止部と、エラー状態から復帰する場合に、放射線源の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するように制御する復帰処理部とを有する。
Description
本発明は、放射線画像撮影装置を用いて、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行することで放射線画像の動画を得られるようにした放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法に関する。
近時、手術時等、造影撮影時、あるいは骨折等の治療時等においては、患者に対して迅速且つ的確な処置を施すため、撮影後の放射線検出器から直ちに放射線画像情報を読み出して表示できることが必要である。このような要求に対応可能な放射線検出器として、放射線を直接電気信号に変換し、あるいは、放射線をシンチレータで可視光に変換した後、電気信号に変換して読み出す固体検出素子(画素という。)を用いたフラットパネルデテクタ(FPD)と称される放射線検出器が開発されている。
特に、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行することで放射線画像による動画をモニタに表示することで、被写体に対する例えばカテーテルの進入状況等をリアルタイムで把握できるようにしたX線画像診断装置が提案されている(例えば特開2005-87633号公報参照)。
さらに、従来では、リアルタイム表示中に画像処理回路や画像データ記憶装置にエラーが発生した場合でも、再度の撮像を行なう必要がなくなり、患者への余剰のX線被曝を防止することができるようにしたX線画像診断装置(特開2008-284090号公報参照)や、操作部からの動作指示情報の伝達が不通になった場合でも、X線撮影の目的に応じてその後のX線撮影を制御するようにしたX線画像診断装置(特開2009-297304号公報参照)も提案されている。
上述した特開2008-284090号公報及び特開2009-297304号公報等においては、X線画像診断装置でエラーが発生した場合に放射線画像情報を確保したり、操作部からの動作指示情報の伝達が不通になった場合に予め設定しておいた動作モードで放射線撮影を継続するようにしているが、エラー状態から復帰する場合にどのような処理を施すかについて何ら考慮されていない。
本発明はこのような課題を考慮してなされたものであり、エラーが発生した際の処理に加えて、エラー状態から復帰する場合の再設定を迅速に行うことができ、エラー状態の復帰から動画撮影開始までの時間を短縮することができる放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法を提供することを目的とする。
[1] 本発明に係る放射線画像撮影システムは、放射線源を有する放射線装置と、被写体を透過した前記放射線源からの放射線を放射線画像に変換する放射線検出装置と、を有する放射線画像撮影装置と、前記放射線画像撮影装置を、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行するように制御するシステム制御部とを有し、前記システム制御部は、少なくとも前記放射線画像撮影装置でエラーが発生した場合に、前記放射線源からの放射線照射を停止させる放射線照射停止部と、エラー状態から復帰する場合に、前記放射線源の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するように制御する復帰処理部とを有することを特徴とする。
本発明では、少なくとも前記放射線画像撮影装置でエラーが発生した場合に、前記放射線源からの放射線照射を一旦停止させるが、エラー状態から復帰すれば、前記設定されたフレームレートでの放射線撮影(動画撮影)を継続する。これは、特開2009-297304号公報記載の技術、すなわち、コンソールからの制御信号が伝わらなくなったときに、予め決めておいた取り決めに従って曝射を継続する技術とは大きく異なる。特開2009-297304号公報では、放射線源の制御系でエラーが発生した場合等を想定していないからである。
また、本発明では、エラー状態から復帰する場合に、復帰処理部が、前記放射線源の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するように制御するようにしている。これにより、エラー発生直前の最新のフレームレートでの放射線撮影(動画撮影)を継続することができる。すなわち、本発明は、エラーが発生した際の処理に加えて、エラー状態から復帰する場合の再設定を迅速に行うことができ、エラー状態の復帰から動画撮影開始までの時間を短縮することができる。
[2] 第1の本発明において、前記システム制御部は、前記放射線源の照射エネルギーが設定される毎に、最新の照射エネルギーの情報を記憶する記憶部を有し、前記復帰処理部は、エラー状態から復帰する場合に、前記記憶部に記憶されている前記最新の照射エネルギーの情報を読み出して、前記放射線源の照射エネルギーとして再設定するようにしてもよい。
[3] 第1の本発明において、前記放射線画像撮影装置は、前記システム制御部からの指示に基づいて前記放射線源を制御する線源制御部を有し、前記放射線照射停止部は、前記線源制御部に対して放射線照射を停止するための停止信号を出力し、前記線源制御部は、前記放射線照射停止部からの前記停止信号の入力に基づいて前記放射線源からの放射線照射を停止させるようにしてもよい。
[4] [3]において、前記放射線画像撮影装置は、前記システム制御部からの指示に基づいて前記放射線検出装置を制御する検出装置制御部を有し、前記システム制御部は、前記放射線照射停止部からの前記停止信号の出力後に、前記検出装置制御部にエラー通知を行い、前記検出装置制御部は、前記エラー通知の入力に基づいて、少なくとも前記放射線検出装置に対する制御を停止するようにしてもよい。
[5] 第1の本発明において、前記放射線画像撮影装置は、前記システム制御部からの指示に基づいて前記放射線源を制御する線源制御部を有し、前記放射線照射停止部は、前記線源制御部に対して放射線照射を実行するための曝射開始信号の出力を停止するようにしてもよい。
[6] [5]において、前記放射線画像撮影装置は、前記システム制御部からの指示に基づいて前記放射線検出装置を制御する検出装置制御部を有し、前記システム制御部は、前記放射線照射停止部での前記曝射開始信号の出力停止後に、前記検出装置制御部にエラー通知を行い、前記検出装置制御部は、前記エラー通知の入力に基づいて、少なくとも前記放射線検出装置に対する制御を停止するようにしてもよい。
[7] [4]又は[6]において、エラー状態から復帰したことに基づいて、前記復帰処理部は、前記放射線装置に、前記エラー発生直前の照射エネルギーに再設定するための情報を出力し、前記検出装置制御部に、エラー発生直前のパラメータ情報を出力し、前記システム制御部は、前記放射線装置及び前記放射線検出装置の動作を再開させるようにしてもよい。
[8] 第1の本発明において、前記設定されたフレームレートでの放射線撮影による放射線画像情報を表示する表示装置を有し、前記システム制御部は、前記エラーが発生した場合に、前記エラーの発生からエラー状態から復帰するまでの間にかけて、エラー発生直前に取得した放射線画像情報を前記表示装置に前記設定されたフレームレートで表示するように制御するようにしてもよい。
[9] 第2の本発明に係る放射線画像撮影方法は、放射線源を有する放射線装置と、被写体を透過した前記放射線源からの放射線を放射線画像に変換する放射線検出装置と、を有する放射線画像撮影装置を用いて、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行する放射線画像撮影方法において、少なくとも前記放射線画像撮影装置でエラーが発生した場合に、前記放射線源からの放射線照射を停止させるステップと、エラー状態から復帰する場合に、前記放射線源の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するステップとを有することを特徴とする。
以上説明したように、本発明に係る放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法によれば、エラーが発生した際の処理に加えて、エラー状態から復帰する場合の再設定を迅速に行うことができ、エラー状態の復帰から動画撮影開始までの時間を短縮することができる。
以下、本発明に係る放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法の実施の形態例を図1~図9を参照しながら説明する。
先ず、本実施の形態に係る放射線画像撮影システム10は、図1に示すように、放射線画像撮影装置12と、放射線画像撮影装置12を、設定されたフレームレート(例えば15フレーム/秒~60フレーム/秒等)で放射線撮影を実行するように制御するシステム制御部14とを有する。システム制御部14には、コンソール16が接続され、コンソール16とのデータ通信が可能となっている。コンソール16には、画像観察や画像診断用のモニタ18(表示装置)や、操作入力用の入力装置20(キーボードやマウス等)が接続されている。オペレータ(医師、放射線技師)は、動画を観察しながらの手術やカテーテルの挿入作業等において、現在の状況に適した放射線の照射線量や放射線撮影のフレームレートを入力装置20を使って設定する。入力装置20を使用して入力されたデータやコンソール16にて作成編集等されたデータはシステム制御部14に入力される。また、システム制御部14からの放射線画像情報等はコンソール16に供給されて、モニタ18に映し出される。
放射線画像撮影装置12は、撮影台22上の被写体24に向けて放射線26を照射する放射線装置28と、被写体24を透過した放射線26を放射線画像情報に変換する放射線検出装置30と、放射線検出装置30とシステム制御部14間で放射線画像情報等のデータの送受信を行ったり、放射線検出装置30をシステム制御部14からの指示に基づいて制御(移動駆動を含む)する検出装置制御部32とを有する。
放射線検出装置30の移動駆動は、例えば背骨の動画撮影やカテーテルの進入位置の動画撮影等のように比較的広範囲を撮影させる場合に行われる。すなわち、このような撮影において、オペレータ(医師や放射線技師)からの操作入力に基づいた移動制御信号がシステム制御部14から出力されて検出装置制御部32に入力される。検出装置制御部32は、システム制御部14からの移動制御信号に基づいて、図示しない移動駆動機構を駆動制御して、放射線検出装置30を移動させる。
放射線装置28は、図2に示すように、放射線源34と、システム制御部14からの指示に基づいて放射線源34を制御する線源制御部36と、システム制御部14からの指示に基づいて放射線26の照射領域を広げたり狭くする自動コリメータ部38とを有する。
放射線検出装置30は、放射線検出器40と、電源としてのバッテリ42と、放射線検出器40を駆動制御するカセッテ制御部44と、放射線検出器40からの放射線画像情報を含む信号を外部との間で送受信する送受信機46とが収容されている。送受信機46から出力された放射線画像情報は、検出装置制御部32を介してシステム制御部14及びコンソール16に入力され、モニタ18に映し出される。すなわち、システム制御部14には、設定されたフレームレートでの放射線撮影に基づく放射線画像情報が順次入力されることから、モニタ18には、放射線画像情報の動画がリアルタイムで映し出されることになる。
なお、カセッテ制御部44及び送受信機46には、放射線26が照射されることによる損傷を回避するため、カセッテ制御部44及び送受信機46の照射面側に鉛板等を配設しておくことが好ましい。
放射線検出器40としては、例えば、被写体24を透過した放射線26をシンチレータにより可視光に一旦変換し、変換した前記可視光をアモルファスシリコン(a-Si)等の物質からなる固体検出素子(以下、画素ともいう。)により電気信号に変換する間接変換型の放射線検出器(表面読取方式及び裏面読取方式を含む)を使用することができる。表面読取方式であるISS(Irradiation Side Sampling)方式の放射線検出器は、放射線26の照射方向に沿って、固体検出素子及びシンチレータが順に配置された構成を有する。裏面読取方式であるPSS(Penetration Side Sampling)方式の放射線検出器は、放射線26の照射方向に沿って、シンチレータ及び固体検出素子が順に配置された構成を有する。また、放射線検出器40としては、上述の間接変換型の放射線検出器のほか、放射線26の線量をアモルファスセレン(a-Se)等の物質からなる固体検出素子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採用することができる。
次に、一例として、間接変換型の放射線検出器40を採用した場合の放射線検出装置30の回路構成に関し、図3を参照しながら詳細に説明する。
放射線検出器40は、可視光を電気信号に変換するa-Si等の物質からなる各画素50が形成された光電変換層52を、行列状の薄膜トランジスタ(以下、TFT54と記す)のアレイの上に配置した構造を有する。この場合、各画素50では、可視光を電気信号(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TFT54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50に接続されるTFT54には、行方向と平行に延びるゲート線56と、列方向と平行に延びる信号線58とが接続される。各ゲート線56は、ライン走査駆動部60に接続され、各信号線58は、マルチプレクサ62に接続される。ゲート線56には、行方向に配列されたTFT54をオンオフ制御する制御信号Von、Voffがライン走査駆動部60から供給される。この場合、ライン走査駆動部60は、ゲート線56を切り替える複数のスイッチSW1と、スイッチSW1を選択する選択信号を出力する第1アドレスデコーダ64とを備える。第1アドレスデコーダ64には、カセッテ制御部44からアドレス信号が供給される。
また、信号線58には、列方向に配列されたTFT54を介して各画素50に保持されている電荷が流出する。この電荷は、チャージアンプ66によって増幅される。チャージアンプ66には、サンプルホールド回路68を介してマルチプレクサ62が接続される。
すなわち、読み出された各列の電荷は、各信号線58を介して各列のチャージアンプ66に入力される。各チャージアンプ66は、オペアンプ70と、コンデンサ72と、スイッチ74とで構成されている。チャージアンプ66は、スイッチ74がオフの場合には、オペアンプ70の一方の入力端子に入力された電荷信号を電圧信号に変換して出力する。チャージアンプ66は、カセッテ制御部44によって設定されたゲインで電気信号を増幅して出力する。チャージアンプ66のゲインに関する情報(ゲイン設定情報)は、システム制御部14から検出装置制御部32を介してカセッテ制御部44に供給される。カセッテ制御部44は、供給されたゲイン設定情報に基づいてチャージアンプ66のゲインを設定する。
オペアンプ70の他方の入力端子はGND(グランド電位)に接続されている(接地)。全TFT54がオンとなって、且つ、スイッチ74がオンした場合は、コンデンサ72に蓄積された電荷がコンデンサ72とスイッチ74の閉回路により放電されると共に、画素50に蓄積されていた電荷が閉じられたスイッチ74及びオペアンプ70を介してGND(グランド電位)に掃き出される。チャージアンプ66のスイッチ74をオンにして、コンデンサ72に蓄積された電荷を放電させると共に、画素50に蓄積された電荷をGND(グランド電位)に掃き出す動作のことを、リセット動作(空読み動作)と呼ぶ。つまり、リセット動作の場合は、画素50に蓄積された電荷信号に対応する電圧信号は、マルチプレクサ62に出力されずに捨てられる。
マルチプレクサ62は、信号線58を切り替える複数のスイッチSW2と、スイッチSW2を選択する選択信号を出力する第2アドレスデコーダ76とを備える。第2アドレスデコーダ76には、カセッテ制御部44からアドレス信号が供給される。マルチプレクサ62には、A/D変換器78が接続され、A/D変換器78によってデジタル信号に変換された放射線画像情報がカセッテ制御部44に供給される。
なお、スイッチング素子として機能するTFT54は、CMOS(Complementary Metal-Oxside Semiconductor)イメージセンサ等、他の撮像素子と組み合わせて実現してもよい。さらにまた、TFT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。
放射線検出装置30のカセッテ制御部44は、図2に示すように、アドレス信号発生部80と、画像メモリ82と、カセッテIDメモリ84とを備える。
アドレス信号発生部80は、例えばシステム制御部14からの読出制御情報に基づいて、図3に示すライン走査駆動部60の第1アドレスデコーダ64及びマルチプレクサ62の第2アドレスデコーダ76に対してアドレス信号を供給する。読出制御情報は、例えばプログレッシブモード、インターレースモード(奇数行読出モード、偶数行読出モード、2行置き読出モード、3行置き読出モード等)、ビニングモード(1画素/4画素読出モード、1画素/6画素読出モード、1画素/9画素読出モード等)を示す情報が含まれる。例えば1画素/4画素読出モードは、隣接する2本のゲート線を同時に活性化(Vonとする)し、隣接する2本の信号線を同時に選択することで、隣接する2行2列の4画素分の電荷を混合して1画素として読み出すモードである。アドレス信号発生部80は、読出制御情報が示すモードに応じたアドレス信号を作成して、ライン走査駆動部60の第1アドレスデコーダ64及びマルチプレクサ62の第2アドレスデコーダ76に出力する。読出制御情報は、例えばオペレータからの操作入力に基づいてシステム制御部14にて作成されて、放射線検出装置30のカセッテ制御部44に入力される。
画像メモリ82は、放射線検出器40によって検出された放射線画像情報を記憶する。カセッテIDメモリ84は、放射線検出装置30を特定するためのカセッテID情報を記憶する。送受信機46は、カセッテIDメモリ84に記憶されたカセッテID情報及び画像メモリ82に記憶された放射線画像情報を有線通信又は無線通信により検出装置制御部32を介してシステム制御部14に送信する。
そして、この放射線画像撮影システム10のシステム制御部14は、パラメータ設定部100と、パラメータ履歴記憶部102と、エラー監視部104と、放射線照射停止部106と、エラー通知部108と、復帰処理部110とを有する。
パラメータ設定部100は、オペレータからの操作入力等によって新たにパラメータ(放射線の照射線量、フレームレート等)の設定があった場合に、パラメータ履歴記憶部102に新たに設定された照射線量、フレームレートを最新のパラメータとして記憶する。特に、照射線量が新たに設定された場合は、新たに設定された照射線量の情報(管電圧、管電流、撮影時間等の情報)を含む第1照射線量設定情報Sa1(図7参照)を放射線装置28に出力し、チャージアンプ66のゲインや読出モードが新たに設定された場合は、新たに設定されたゲインや読出モードの情報を含む第1読出制御情報Sb1(図7参照)を検出装置制御部32に出力する。
パラメータ履歴記憶部102は、現時点から過去の所定期間にわたって設定された照射線量、フレームレート、チャージアンプ66のゲインや読出モードが記憶される。
エラー監視部104は、図示しない各種センサからの検出信号に基づいて、少なくとも放射線画像撮影装置12でエラーが発生しているか否かの判別及びエラー状態から復帰したか否かの判別を行う。
放射線照射停止部106は、エラー監視部104にてエラーが発生したと判別された場合に、放射線源34からの放射線照射を停止させる。具体的には、例えば放射線検出装置30に対して放射線照射を停止するための停止信号Sc(図7参照)を出力する。あるいは、放射線装置28に対して放射線照射を実行するための曝射開始信号Sd(図7参照)の出力を停止する。放射線装置28の線源制御部36は、放射線照射停止部106からの停止信号Scの入力に基づいて放射線源34からの放射線照射を停止させる。
エラー通知部108は、放射線照射停止部106からの停止信号Scの出力後、あるいは曝射開始信号Sdの出力停止後に、検出装置制御部32にエラー通知Se(図7参照)を行う。検出装置制御部32は、エラー通知Seの入力に基づいて、少なくとも放射線検出装置30に対する制御を停止する。このとき、全画素のリセット動作を行うようにしてもよい。
復帰処理部110は、エラー監視部104にてエラー状態から復帰したと判別された場合に、放射線源34の照射エネルギーを、エラー発生直前に設定された照射エネルギー(最新の照射エネルギー)に再設定して放射線撮影を実行するように制御する。
復帰処理部110は、エラー発生直前の照射線量の情報(パラメータ履歴記憶部102に記憶された最新の照射線量の情報:管電圧、管電流、撮影時間等の情報)を含む第2照射線量設定情報Sa2(図7参照)を放射線装置28に出力し、エラー発生直前のチャージアンプ66のゲインや読出モードの情報(パラメータ履歴記憶部102に記憶された最新のチャージアンプ66のゲインや読出モードの情報)を含む第2読出制御情報Sb2(パラメータ情報:図7参照)を検出装置制御部32に出力する。
また、システム制御部14は、エラー監視部104にてエラーが発生したと判別された場合に、エラーが発生したと判別された時点からエラー状態から復帰したと判別された時点までの間にかけて、エラー発生直前に取得した放射線画像情報を、コンソール16のモニタ18に、エラー発生直前のフレームレートで表示するように制御する。
ここで、放射線画像撮影システム10の処理動作を図5及び図6のフローチャート及び図7のタイムチャートも参照しながら説明する。
先ず、図5のステップS1において、システム制御部14は、撮影回数のカウンタkに初期値(=1)を格納する。
ステップS2において、システム制御部14は、新たにパラメータ(放射線の照射線量、フレームレート、ゲイン、読出モード等)の設定があるか否かを判別する。例えばオペレータが新たにパラメータの設定を行った場合は、ステップS3に進み、パラメータ履歴記憶部102に新たに設定された照射線量、フレームレート等を最新のパラメータとして記憶する。
照射線量が新たに設定された場合は、次のステップS4において、新たに設定された照射線量の情報(管電圧、管電流、撮影時間等の情報)を含む第1照射線量設定情報Sa1を放射線装置28に出力する。放射線装置28の線源制御部36は、システム制御部14からの第1照射線量設定情報Sa1に基づいて、放射線源34から出力される照射線量を新たな照射線量に設定する。
ゲインや読出モードが新たに設定された場合は、次のステップS5において、新たに設定されたゲイン設定情報や読出モード情報を含む第1読出制御情報Sb1を検出装置制御部32を介して放射線検出装置30に出力する。放射線検出装置30は、入力された第1読出制御情報Sb1に基づいて、チャージアンプ66のゲインやアドレス信号発生部80でのアドレス信号の種類及び出力タイミング等を設定する。
ステップS6において、システム制御部14は、前回の放射線撮影の開始時点から最新のフレームレートに相当する時間が経過したか否かを判別する。カウンタkの値が初期値である場合あるいは前回の放射線撮影の開始時点から最新のフレームレートに相当する時間が経過した段階で次のステップS7に進み、エラー監視部104は、エラーが発生しているか否かを判別する。
エラーが発生していなければ、次のステップS8に進み、システム制御部14は、k回目の放射線撮影の開始時点にて、放射線装置28に曝射開始信号Sdを出力する。放射線装置28の線源制御部36は、システム制御部14からの曝射開始信号Sdの入力に基づいて放射線源34を制御して、該放射線源34から設定されている照射線量の放射線を照射させる。
ステップS9において、システム制御部14は、検出装置制御部32に、放射線装置28に対して曝射開始を行ったことを示す曝射通知Sf(図7参照)を出力する。
ステップS10において、検出装置制御部32は、曝射通知Sfの入力に基づいて、放射線検出装置30に電荷蓄積及び電荷読出を示す動作開始信号Sg(図7参照)を出力する。
ステップS11において、放射線検出装置30は、検出装置制御部32からの動作開始信号Sgの入力に基づいて、電荷蓄積と電荷読出を行う。すなわち、被写体24を透過した放射線26がシンチレータにより可視光に一旦変換され、各画素50において、可視光が光電変換されて、光量に応じた量の電荷が蓄積される。そして、読出期間の開始時点で同期信号Sh(例えば垂直同期信号:図7参照)が出力され、検出装置制御部32に入力される。検出装置制御部32は、同期信号Shの入力に基づいて、放射線画像情報の受け取りタイミングを、放射線検出装置30からの放射線画像情報の出力タイミングと同期させる。
続く読出期間において、放射線検出装置30は、設定されている読出制御情報(プログレッシブモード、インターレースモード、ビニングモードを示す情報)に従って電荷の読み出しを行い、画像メモリ82を用いて、例えばFIFO方式で放射線画像情報Da(図7参照)を出力する。放射線検出装置30からの放射線画像情報Daは、検出装置制御部32を介してシステム制御部14に供給される。
ステップS12において、システム制御部14は、供給された放射線画像情報Daをコンソール16に転送する。コンソール16は、転送された放射線画像情報Daをフレームメモリに記憶すると共に、k回目の放射線撮影による放射線画像、すなわち、kフレーム目の放射線画像としてモニタ18に表示する。
ステップS13において、カウンタkの値を+1更新する。
ステップS14において、システム制御部14は、システムの終了要求があるか否かを判別する。システムの終了要求がなければ、ステップS2に戻り、ステップS2以降の処理を繰り返す。エラーが発生しない間は、ステップS2~ステップS14の動作が繰り返され、モニタ18には設定されたフレームレートでの放射線画像の動画が表示されることになる。
図7の例で示すと、例えばN-1(N=2、3、・・・)回目の放射線撮影の開始時点tn-1の前段階で、例えばオペレータの操作入力によって、例えば照射線量及び読出モードが変更された場合、システム制御部14は、新たに設定された照射線量の情報を含む第1照射線量設定情報Sa1を放射線装置28に出力し、新たに設定された読出モードの情報を含む第1読出制御情報Sb1を検出装置制御部32を介して放射線検出装置30に出力する。これにより、放射線装置28及び放射線検出装置30は、新たな照射線量及び読出モードに設定される。
その後、N-1回目の放射線撮影の開始時点tn-1において、システム制御部14は、放射線装置28に曝射開始信号Sdを出力し、検出装置制御部32に曝射通知Sfを行うことで、システム制御部14にN回目の放射線撮影による放射線画像情報Daが供給される。システム制御部14は、供給された放射線画像情報Daをコンソール16に転送し、N-1フレーム目の放射線画像としてモニタ18に表示させる。同様に、上述の開始時点tn-1から最新のフレームレートFrが経過したN回目の放射線撮影の開始時点tnにおいて、システム制御部14は、放射線装置28に曝射開始信号Sdを出力し、検出装置制御部32に曝射通知Sfを行うことで、システム制御部14にN回目の放射線撮影による放射線画像情報Daが供給される。システム制御部14は、供給された放射線画像情報Daをコンソール16に転送し、Nフレーム目の放射線画像としてモニタ18に表示させる。これらの動作が繰り返されることで、モニタ18には放射線画像の動画が表示されることになる。
そして、ステップS7において、エラー監視部104がエラーが発生したと判別した場合は、図6のステップS15に進み、放射線照射停止部106は、放射線装置28に対して放射線照射を停止するための停止信号Sc(図7参照)を出力する。あるいは、放射線装置28に対して放射線照射を実行するための曝射開始信号Sd(図7参照)の出力を停止する。放射線装置28の線源制御部36は、放射線照射停止部106からの停止信号Scの入力に基づいて放射線源34からの放射線照射を停止させる。もちろん、曝射開始信号Sdが入力されなければ、放射線照射は停止した状態となる。
ステップS16において、エラー通知部108は、放射線照射停止部106からの停止信号Scの出力後、あるいは曝射開始信号Sdの出力停止後に、検出装置制御部32にエラー通知Se(図7参照)を行う。検出装置制御部32は、エラー通知Seの入力に基づいて、少なくとも放射線検出装置30に対する制御を停止する。このとき、全画素のリセット動作を行うようにしてもよい。
ステップS17において、システム制御部14は、エラー発生直前の放射線画像を、最新のフレームレートでモニタ18に表示するように制御する。
ステップS18において、エラー監視部104は、エラー状態から復帰したか否かを判別する。エラー状態から復帰していなければ、ステップS17に戻り、エラー発生直前の放射線画像を、モニタ18に表示するという処理を繰り返す。これにより、例えば図7に示すように、エラーが発生したと判別された時点teからエラー状態から復帰した後の最初の放射線撮影の開始時点tn+1にかけた期間Taに、エラー発生直前の放射線画像が、最新のフレームレートでモニタ18に表示される。
エラー状態から復帰したと判別された場合は、次のステップS19に進み、復帰処理部110は、エラー発生直前の最新の照射線量の情報(管電圧、管電流、撮影時間等の情報)を含む第2照射線量設定情報Sa2を放射線装置28に出力する。放射線装置28の線源制御部36は、システム制御部14からの第2照射線量設定情報Sa2に基づいて、放射線源34から出力される照射線量をエラー発生直前の最新の照射線量に設定する。
ステップS21において、復帰処理部110は、エラー発生直前の最新のゲイン設定情報や読出モード情報を含む第2読出制御情報Sb2を検出装置制御部32を介して放射線検出装置30に出力する。放射線検出装置30は、入力された第2読出制御情報Sb2に基づいて、チャージアンプ66のゲインやアドレス信号発生部80でのアドレス信号の種類及び出力タイミング等を設定する。その後、図5のステップS6に戻り、ステップS6以降の処理を繰り返す。
図7の例で示すと、エラー状態から復帰したと判別された時点trにおいて、システム制御部14は、エラー発生直前の最新の照射線量の情報を含む第2照射線量設定情報Sa2を放射線装置28に出力し、エラー発生直前の最新のゲイン設定情報及び読出モード情報を含む第2読出制御情報Sb2を検出装置制御部32を介して放射線検出装置30に出力する。これにより、放射線装置28及び放射線検出装置30は、エラー発生直前の最新の照射線量、ゲイン及び読出モードに設定される。
その後、例えばN+1回目の放射線撮影の開始時点tn+1にて、システム制御部14は、放射線装置28に曝射開始信号Sdを出力し、検出装置制御部32に曝射通知Sfを出力することで、システム制御部14にN+1回目の放射線撮影による放射線画像情報が供給される。システム制御部14は、供給された放射線画像情報Daをコンソール16に転送し、N+1フレーム目の放射線画像としてモニタ18に表示させる。同様に、上述の開始時点tn+1から最新のフレームレートが経過したN+2回目の放射線撮影の開始時点tn+2において、システム制御部14は、放射線装置28に曝射開始信号Sdを出力し、検出装置制御部32に曝射通知Sfを出力することで、システム制御部14にN+2回目の放射線撮影による放射線画像情報が供給される。システム制御部14は、供給された放射線画像情報Daをコンソール16に転送し、N+2フレーム目の放射線画像としてモニタ18に表示させる。これらの動作が繰り返されることで、モニタ18にはエラー状態から復帰した段階で、通常処理と同様に、放射線画像の動画が継続して表示されることになる。
そして、上述のステップS14において、システムの終了要求があると判別された段階で、この放射線画像撮影システム10での処理が終了する。
このように、放射線画像撮影システム10においては、少なくとも放射線画像撮影装置12でエラーが発生した場合に、放射線源34からの放射線照射を一旦停止させるが、エラー状態から復帰すれば、放射線源34の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するように制御したので、エラー発生直前の最新のフレームレートでの放射線撮影(動画撮影)を継続することができる。
すなわち、本実施の形態は、エラーが発生した際の処理に加えて、エラー状態から復帰した場合の再設定を迅速に行うことができ、エラー状態の復帰から動画撮影開始までの時間を短縮することができる。
ところで、エラー状態から復帰しても、完全に復帰できていない場合(エラーが残っている可能性がある)がある。そこで、上述したように、エラー状態から復帰した際に、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を再開しても、エラーが発生するようであれば、放射線源34の照射エネルギーを予め設定された低い照射エネルギーに設定して放射線撮影を行うことで、再びエラーが発生するというリスクを低減させてもよい。
低い照射エネルギーに設定する場合は、例えばエラー発生直前の1回の照射当たりの照射線量(例えばパラメータ履歴記憶部102に記憶された最新の照射線量)の1/3~2/3に設定する。もちろん、他の割合(例えば1/5~4/5等)に設定するようにしてもよい。あるいは、照射線量を、エラー発生直前の照射線量に設定した状態で、フレームレートを、パラメータ履歴記憶部102に記憶されている最新のフレームレートの1/3~2/3に設定するようにしてもよい。もちろん、他の割合(例えば1/5~4/5等)に設定するようにしてもよい。
なお、エラー状態から復帰したと判別された段階で、システム制御部14から自動コリメータ部38に対して照射領域を狭くする指示を出力して、予め設定した期間において、照射領域を狭くするようにしてもよい。これにより、被写体24の曝射による負担をさらに軽減することができる。
なお、本発明に係る放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法は、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もちろんである。
例えば、放射線検出器40は、図8及び図9に示す変形例に係る放射線検出器600であってもよい。なお、図8は、変形例に係る放射線検出器600の3つの画素部分の構成を概略的に示した断面模式図である。
放射線検出器600は、図8に示すように、絶縁性の基板602上に、信号出力部604、センサ部606(光電変換部)、及びシンチレータ608が順次積層しており、信号出力部604及びセンサ部606により画素部が構成されている。画素部は、基板602上に行列状に複数配列されており、各画素部における信号出力部604とセンサ部606とが重なりを有するように構成されている。
シンチレータ608は、センサ部606上に透明絶縁膜610を介して形成されており、上方(基板602が位置する側とは反対側)から入射してくる放射線26を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。シンチレータ608が発する光の波長域は、可視光域(波長360nm~830nm)であることが好ましく、この放射線検出器600によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。
シンチレータ608に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線26としてX線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム(CsI)を含むものが好ましく、X線照射時の発光スペクトルが420nm~700nmにあるCsI(Tl)(タリウムが添加されたヨウ化セシウム)を用いることが特に好ましい。なお、CsI(Tl)の可視光域における発光ピーク波長は565nmである。
シンチレータ608は、例えば、蒸着基体に柱状結晶構造のCsI(Tl)を蒸着して形成してもよい。このように蒸着によってシンチレータ608を形成する場合、蒸着基体は、X線の透過率、コストの面からAlがよく使用されるがこれに限定されるものではない。なお、シンチレータ608としてGOSを用いる場合、蒸着基体を用いずにTFTアクティブマトリクス基板の表面にGOSを塗布することにより、シンチレータ608を形成してもよい。また、樹脂ベースにGOSを塗布しシンチレータ608を形成した後、該シンチレータ608をTFTアクティブマトリクス基板に貼り合わせてもよい。これにより、万が一、GOSの塗布が失敗してもTFTアクティブマトリクス基板を温存することができる。
センサ部606は、上部電極612、下部電極614、及び上部電極612と下部電極614の間に配置された光電変換膜616を有している。
上部電極612は、シンチレータ608により生じた光を光電変換膜616に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ608の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物(TCO;Transparent Conducting Oxide)を用いることが好ましい。なお、上部電極612としてAu等の金属薄膜を用いることもできるが、透過率を90%以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、TCOの方が好ましい。例えば、ITO、IZO、AZO、FTO、SnO2、TiO2、ZnO2等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはITOが最も好ましい。なお、上部電極612は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。
光電変換膜616は、有機光導電体(OPC:Organic Photo Conductors)を含み、シンチレータ608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。有機光導電体(有機光電変換材料)を含む光電変換膜616であれば、可視光域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ608による発光以外の電磁波が光電変換膜616によって吸収されることが殆どなく、放射線26が光電変換膜616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。なお、光電変換膜616は、有機光導電体に代えてアモルファスシリコンを含むように構成してもよい。この場合、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ608による発光を効率的に吸収することができる。
光電変換膜616を構成する有機光導電体は、シンチレータ608で発光した光を最も効率よく吸収するために、そのピーク波長が、シンチレータ608の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光導電体の吸収ピーク波長とシンチレータ608の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ608から発せられた光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光導電体の吸収ピーク波長と、シンチレータ608の放射線26に対する発光ピーク波長との差が、10nm以内であることが好ましく、5nm以内であることがより好ましい。
このような条件を満たすことが可能な有機光導電体としては、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であるため、有機光導電体としてキナクリドンを用い、シンチレータ608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616で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
センサ部606は、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、及び層間接触改良部位等の積み重ね、もしくは混合により形成される有機層を含んで構成される。前記有機層は、有機p型化合物(有機p型半導体)又は有機n型化合物(有機n型半導体)を含有することが好ましい。
有機p型半導体は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体(化合物)であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは2つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。従って、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であればいずれの有機化合物も使用可能である。
有機n型半導体は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体(化合物)であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは2つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。従って、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であればいずれの有機化合物も使用可能である。
この有機p型半導体及び有機n型半導体として適用可能な材料、及び光電変換膜616の構成については、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。なお、光電変換膜616は、さらにフラーレンもしくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。
光電変換膜616の厚みは、シンチレータ608からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、ある程度以上厚くなると光電変換膜616の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜616に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、30nm以上300nm以下が好ましく、より好ましくは、50nm以上250nm以下、特に好ましくは80nm以上200nm以下にするのがよい。
光電変換膜616は、全画素部で共通の一枚構成であるが、画素部毎に分割してもよい。下部電極614は、画素部毎に分割された薄膜とする。但し、下部電極614は、全画素部で共通の一枚構成であってもよい。下部電極614は、透明又は不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。なお、下部電極614の厚みは、例えば、30nm以上300nm以下とすることができる。
センサ部606では、上部電極612と下部電極614の間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜616で発生した電荷(正孔、電子)のうちの一方を上部電極612に移動させ、他方を下部電極614に移動させることができる。本変形例に係る放射線検出器600では、上部電極612に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極612に印加されるものとする。また、バイアス電圧は、光電変換膜616で発生した電子が上部電極612に移動し、正孔が下部電極614に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であっても良い。
各画素部を構成するセンサ部606は、少なくとも下部電極614、光電変換膜616、及び上部電極612を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜618及び正孔ブロッキング膜620の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
電子ブロッキング膜618は、下部電極614と光電変換膜616との間に設けることができ、下部電極614と上部電極612間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極614から光電変換膜616に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
電子ブロッキング膜618には、電子供与性有機材料を用いることができる。実際に電子ブロッキング膜618に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜616の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数(Wf)より1.3eV以上電子親和力(Ea)が大きく、且つ、隣接する光電変換膜616の材料のイオン化ポテンシャル(Ip)と同等のIpもしくはそれより小さいIpを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、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。
電子ブロッキング膜618の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部606の光電変換効率の低下を防ぐため、10nm以上200nm以下が好ましく、さらに好ましくは30nm以上150nm以下、特に好ましくは50nm以上100nm以下にするのがよい。
正孔ブロッキング膜620は、光電変換膜616と上部電極612との間に設けることができ、下部電極614と上部電極612間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極612から光電変換膜616に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
正孔ブロッキング膜620には、電子受容性有機材料を用いることができる。正孔ブロッキング膜620の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部606の光電変換効率の低下を防ぐため、10nm以上200nm以下が好ましく、さらに好ましくは30nm以上150nm以下、特に好ましくは50nm以上100nm以下にするのがよい。
実際に正孔ブロッキング膜620に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜616の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数(Wf)より1.3eV以上イオン化ポテンシャル(Ip)が大きく、且つ、隣接する光電変換膜616の材料の電子親和力(Ea)と同等のEaもしくはそれより大きいEaを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、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。
なお、光電変換膜616で発生した電荷のうち、正孔が上部電極612に移動し、電子が下部電極614に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜618と正孔ブロッキング膜620の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜618と正孔ブロッキング膜620は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。
図9に示すように、信号出力部604は、各画素部の下部電極614に対応して基板602の表面に設けられており、下部電極614に移動した電荷を蓄積する蓄積容量622と、前記蓄積容量622に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力するTFT624とを有している。蓄積容量622及びTFT624の形成された領域は、平面視において下部電極614と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部における信号出力部604とセンサ部606とが厚さ方向で重なりを有することとなる。蓄積容量622及びTFT624を下部電極614によって完全に覆うように信号出力部604を形成すれば、放射線検出器600(画素部)の平面積を最小にすることができる。
蓄積容量622は、基板602と下部電極614との間に設けられた絶縁膜626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614と電気的に接続されている。これにより、下部電極614で捕集された電荷を蓄積容量622に移動させることができる。
TFT624は、ゲート電極628、ゲート絶縁膜630、及び活性層(チャネル層)632が積層され、さらに、活性層632上にソース電極634とドレイン電極636が所定の間隔を開けて形成されている。活性層632は、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等により形成することができる。なお、活性層632を構成する材料は、これらに限定されるものではない。
活性層632を構成可能な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-O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。なお、活性層632を構成可能な非晶質酸化物は、これらに限定されるものではない。
活性層632を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるがこれらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開2009-212389号公報に詳細に記載されているため説明を省略する。
TFT624の活性層632を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、X線等の放射線26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、信号出力部604におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。
また、活性層632をカーボンナノチューブで形成した場合、TFT624のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低いTFT624を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層632を形成する場合、活性層632に極微量の金属性不純物が混入するだけで、TFT624の性能は著しく低下するため、遠心分離等により極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。
ここで、上述した非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、有機光導電体は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板602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。
また、有機光導電体から光電変換膜616を形成し、有機半導体材料からTFT624を形成することにより、プラスチック製の可撓性基板(基板602)に対して光電変換膜616及びTFT624を低温成膜することが可能となると共に、放射線検出器600全体の薄型化及び軽量化を図ることができる。これにより、放射線検出器600を収容する放射線検出装置30の薄型化及び軽量化も可能となり、病院外の使用における利便性が向上する。しかも、光電変換部のベース材を、一般的なガラスとは異なる可撓性を有する材質で構成するので、装置の持ち運び時や使用時の耐損傷性等を向上させることもできる。
また、基板602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基板602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、Acetobacter Xylinum)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、且つ、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、且つ、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基板602を形成できる。
本変形例では、基板602上に、信号出力部604、センサ部606、透明絶縁膜610を順に形成し、当該基板602上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ608を貼り付けることにより放射線検出器600を形成している。
上述した変形例に係る放射線検出器600では、光電変換膜616を有機光導電体により構成すると共にTFT624の活性層632を有機半導体材料で構成しているので、光電変換膜616及び信号出力部604で放射線26が吸収されることはほとんどない。これにより、放射線26に対する感度の低下を抑えることができる。
TFT624の活性層632を構成する有機半導体材料や光電変換膜616を構成する有機光導電体は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板602を放射線26の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。これにより、放射線26に対する感度の低下を一層抑えることができる。
また、例えば、放射線検出器600を筐体内の照射面の部分に貼り付け、基板602を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器600自体の剛性を高くすることができるため、筐体の照射面の部分を薄く形成することができる。また、基板602を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器600自体が可撓性を有するため、照射面に衝撃が加わった場合でも放射線検出器600が破損しづらい。
上述した放射線検出器600を下記のように構成してもよい。
(1)光電変換膜616を有機光電変換材料で構成し、CMOSセンサを用いたTFT層638を構成してもよい。この場合、光電変換膜616のみが有機系材料からなるので、CMOSセンサを含むTFT層638は可撓性を有しなくてもよい。
(2)光電変換膜616を有機光電変換材料で構成すると共に、有機材料からなるTFT624を備えたCMOS回路によって、可撓性を有するTFT層638を実現してもよい。この場合、CMOS回路で用いられるp型有機半導体の材料としてペンタセンを採用すると共に、n型有機半導体の材料としてフッ化銅フタロシアニン(F16CuPc)を採用すればよい。これにより、より小さな曲げ半径にすることが可能な可撓性を有するTFT層638を実現することができる。また、このようにTFT層638を構成することにより、ゲート絶縁膜を大幅に薄くすることができ、駆動電圧を低下させることも可能となる。さらに、ゲート絶縁膜、半導体、各電極を室温又は100℃以下で作製することができる。さらにまた、可撓性を有する基板602上にCMOS回路を直接作製することもできる。しかも、有機材料からなるTFT624は、スケーリング則に沿った製造プロセスにより微細化することが可能となる。なお、基板602は、薄厚のポリイミド基板上にポリイミド前駆体をスピンコート法で塗布して加熱すれば、ポリイミド前駆体がポリイミドに変化するので、凹凸のない平坦な基板を実現することができる。
(3)ミクロンオーダの複数のデバイスブロックを基板602上の指定位置に配置する自己整合配置技術(Fluidic Self-Assembly法)を適用して、結晶Siからなる光電変換膜616及びTFT624を、樹脂基板からなる基板602上に配置してもよい。この場合、ミクロンオーダの微小デバイスブロックとしての光電変換膜616及びTFT624を他の基板に予め作製した後に該基板から切り離し、液体中で、前記光電変換膜616及びTFT624をターゲット基板としての基板602上に散布して統計的に配置する。基板602には、デバイスブロックに適合させるための加工が予め施されており、デバイスブロックを選択的に基板602に配置することができる。従って、最適な材料で作られた最適なデバイスブロック(光電変換膜616及びTFT624)を最適な基板(半導体基板、石英基板、及びガラス基板等)上に集積化させることができ、また、結晶でない基板(プラスチック等の可撓性基板)に最適なデバイスブロック(光電変換膜616及びTFT624)を集積化することも可能となる。
上述した変形例に係る放射線検出器600は、シンチレータ608から発光された光を放射線源34が位置する側とは反対側に位置するセンサ部606(光電変換膜616)で電荷に変換して放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式(PSS(Penetration Side Sampling)方式)として構成されているが、この構成に限定されない。
例えば、放射線検出器は、いわゆる表面読取方式(ISS(Irradiation Side Sampling)方式)として構成してもよい。この場合、放射線26の照射方向に沿って、基板602、信号出力部604、センサ部606、シンチレータ608がこの順に積層され、シンチレータ608から発光された光を放射線源34が位置する側のセンサ部606で電荷に変換して放射線画像を読み取る。そして、通常、シンチレータ608は、放射線26の照射面側が背面側よりも強く発光するため、表面読取方式で構成した放射線検出器では、裏面読取方式で構成された放射線検出器と比較して、シンチレータ608で発光された光が光電変換膜616に到達するまでの距離を短縮させることができる。これにより、該光の拡散・減衰を抑えることができるので、放射線画像の分解能を高めることができる。
Claims (9)
- 放射線源(34)を有する放射線装置(28)と、被写体(24)を透過した前記放射線源(34)からの放射線(26)を放射線画像に変換する放射線検出装置(30)と、を有する放射線画像撮影装置(12)と、
前記放射線画像撮影装置(12)を、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行するように制御するシステム制御部(14)とを有し、
前記システム制御部(14)は、
少なくとも前記放射線画像撮影装置(12)でエラーが発生した場合に、前記放射線源(34)からの放射線照射を停止させる放射線照射停止部(106)と、
エラー状態から復帰する場合に、前記放射線源(34)の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するように制御する復帰処理部(110)とを有することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項1記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記システム制御部(14)は、前記放射線源(34)の照射エネルギーが設定される毎に、最新の照射エネルギーの情報を記憶する記憶部(102)を有し、
前記復帰処理部(110)は、エラー状態から復帰する場合に、前記記憶部(102)に記憶されている前記最新の照射エネルギーの情報を読み出して、前記放射線源(34)の照射エネルギーとして再設定することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項1記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線画像撮影装置(12)は、前記システム制御部(14)からの指示に基づいて前記放射線源(34)を制御する線源制御部(36)を有し、
前記放射線照射停止部(106)は、前記線源制御部(36)に対して放射線照射を停止するための停止信号(Sc)を出力し、
前記線源制御部(36)は、前記放射線照射停止部(106)からの前記停止信号(Sc)の入力に基づいて前記放射線源(34)からの放射線照射を停止させることを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項3記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線画像撮影装置(12)は、前記システム制御部(14)からの指示に基づいて前記放射線検出装置(30)を制御する検出装置制御部(32)を有し、
前記システム制御部(14)は、前記放射線照射停止部(106)からの前記停止信号(Sc)の出力後に、前記検出装置制御部(32)にエラー通知(Se)を行い、
前記検出装置制御部(32)は、前記エラー通知(Se)の入力に基づいて、少なくとも前記放射線検出装置(30)に対する制御を停止することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項1記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線画像撮影装置(12)は、前記システム制御部(14)からの指示に基づいて前記放射線源(34)を制御する線源制御部(36)を有し、
前記放射線照射停止部(106)は、前記線源制御部(36)に対して放射線照射を実行するための曝射開始信号(Sd)の出力を停止することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項5記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線画像撮影装置(12)は、前記システム制御部(14)からの指示に基づいて前記放射線検出装置(30)を制御する検出装置制御部(32)を有し、
前記システム制御部(14)は、前記放射線照射停止部(106)での前記曝射開始信号(Sd)の出力停止後に、前記検出装置制御部(32)にエラー通知(Se)を行い、
前記検出装置制御部(32)は、前記エラー通知(Se)の入力に基づいて、少なくとも前記放射線検出装置(30)に対する制御を停止することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項4又は6記載の放射線画像撮影システムにおいて、
エラー状態から復帰することに基づいて、
前記復帰処理部(110)は、前記放射線装置(28)に、前記エラー発生直前の照射エネルギーに再設定するための情報を出力し、前記検出装置制御部(32)に、エラー発生直前のパラメータ情報を出力し、
前記システム制御部(14)は、前記放射線装置(28)及び前記放射線検出装置(30)の動作を再開させることを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 請求項1記載の放射線画像撮影システムにおいて、
前記設定されたフレームレートでの放射線撮影による放射線画像情報を表示する表示装置(18)を有し、
前記システム制御部(14)は、前記エラーが発生した場合に、前記エラーの発生からエラー状態から復帰するまでの間にかけて、エラー発生直前に取得した放射線画像情報を前記表示装置(18)に前記設定されたフレームレートで表示するように制御することを特徴とする放射線画像撮影システム。 - 放射線源(34)を有する放射線装置(28)と、被写体(24)を透過した前記放射線源(34)からの放射線(26)を放射線画像に変換する放射線検出装置(30)と、を有する放射線画像撮影装置(12)を用いて、設定されたフレームレートで放射線撮影を実行する放射線画像撮影方法において、
少なくとも前記放射線画像撮影装置(12)でエラーが発生した場合に、前記放射線源(34)からの放射線照射を停止させるステップと、
エラー状態から復帰する場合に、前記放射線源(34)の照射エネルギーを、エラー発生直前の照射エネルギーに再設定して放射線撮影を実行するステップとを有することを特徴とする放射線画像撮影方法。
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