WO2013047489A1 - 放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置 - Google Patents

放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置 Download PDF

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WO2013047489A1
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radiation
communication
signal
unit
stop signal
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PCT/JP2012/074500
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健 桑原
神谷　毅
祐介 北川
崇史 田島
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富士フイルム株式会社
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    • G03B42/00—Obtaining records using waves other than optical waves; Visualisation of such records by using optical means
    • G03B42/02—Obtaining records using waves other than optical waves; Visualisation of such records by using optical means using X-rays

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging system for capturing a radiation image of a subject, a control method therefor, and a radiation image detecting apparatus used for the radiation imaging system.
  • the X-ray imaging system comprises: an X-ray generator for irradiating the subject with X-rays; and an X-ray image detection device for receiving an X-ray transmitted through the subject and detecting an X-ray image representing image information of the subject.
  • an X-ray generator for irradiating the subject with X-rays
  • an X-ray image detection device for receiving an X-ray transmitted through the subject and detecting an X-ray image representing image information of the subject.
  • IP imaging plate
  • FPDs flat panel detectors
  • the FPD is a matrix of pixels that accumulate signal charges according to the amount of incident X-rays, and the signal charges accumulated for each pixel are converted into voltage signals by the signal processing circuit, whereby An X-ray image representing image information is detected and output as digital image data.
  • the dose of X-rays transmitted through the subject is measured by a phototimer arranged in front of the X-ray imaging apparatus, and when the dose of X-rays reaches a predetermined amount, X-rays are generated from the phototimer
  • Some devices have an automatic exposure control (AEC) function that transmits a stop signal to the apparatus to stop the X-ray irradiation.
  • AEC automatic exposure control
  • There is also known an X-ray image detection apparatus that performs AEC using a part of the pixels of the FPD instead of the photo timer or a dose detection sensor disposed in the imaging region of the FPD see, for example, Patent Document 1) ).
  • a stop signal is transmitted from the X-ray image detection device to the X-ray generation device.
  • the phototimer is itself an x-ray absorber and absorbs approximately 5% of x-rays. Therefore, when using a phototimer for AEC, it is necessary to increase the irradiation amount of X-rays by the absorption of X-rays by the phototimer, and there is a problem that the exposure dose of the subject becomes large. On the other hand, when AEC is performed using an X-ray sensor of FPD, such a problem does not occur.
  • an X-ray imaging system using an X-ray image detection apparatus having an FPD communication of various signals and data is performed among an X-ray generator, an X-ray image detection apparatus, and a console.
  • the console is a device for setting the imaging conditions and displaying the captured X-ray image. For example, from the console to the X-ray image detection apparatus, a life check signal for confirming whether the X-ray image detection apparatus is activated, a state monitoring signal for inquiring the X-ray image detection apparatus about a state such as temperature, and X-rays A calibration signal or the like that instructs the image detection device to execute calibration is transmitted.
  • the X-ray image detection apparatus transmits, to the console, response signals to the above-described respective signals, an error signal for notifying an error, data of a photographed X-ray image, and the like.
  • a synchronization signal to notify the X-ray image detector of the start of X-ray irradiation by the X-ray generator, or stop the X-ray generator to stop X-ray irradiation
  • a signal, a response signal notifying that X-ray irradiation has been stopped, and the like are transmitted and received, respectively.
  • the X-ray image detection apparatus communicates various signals with the console. Furthermore, between the X-ray image detection apparatus and the X-ray generator, in order to synchronize the X-ray irradiation timing by the X-ray generator and the image accumulation timing by the X-ray image detection apparatus, In addition to communication of synchronization signals, when AEC is performed, communication of stop signals is performed with the X-ray generator.
  • communication speed decreases due to congestion of communication lines and collision of signals when communicating between constituent devices, such as an X-ray image detection device and a console, and an X-ray image detection device and an X-ray generator. Communication may be delayed. Communication congestion refers to, for example, a case where a plurality of signals directed in the same direction are transmitted almost simultaneously on the communication line, and a signal collision is that signals transmitted from both directions of the communication line collide on the communication line.
  • the communication system between the devices is a dedicated line or other wireless communication If the communication method is wireless communication or network communication that is highly likely to cause communication delay, the drive timing of the FPD is changed in anticipation of communication delay.
  • the X-ray image detection apparatus transmits a preparation completion signal to the X-ray generation apparatus when preparation for receiving irradiation is completed, and the X-ray generation apparatus In response to the preparation completion signal, X-ray irradiation starts.
  • the irradiation time of the X-ray is set in advance, and the X-ray generator ends the irradiation of the X-ray when the irradiation time passes.
  • the image storage operation is started at the stage when the preparation completion signal is transmitted.
  • the image storage time is set to be longer than the irradiation time so that the image storage operation continues during the set irradiation time.
  • the delay in communication of the preparation completion signal is larger than in the case of the dedicated line, so the X-ray irradiation start timing is delayed. If the communication delay is large, the delay of the X-ray irradiation start timing is also large, and in the worst case, the X-ray generator emits X-rays even though the image storage operation is completed in the X-ray image detector. Situations will continue.
  • the drive timing of the FPD is set so that the image storage time is longer than that of the dedicated line. It has changed.
  • Patent Document 2 provides a solution to the communication delay of the synchronization signal (ready signal) at the start between the X-ray image detection apparatus and the X-ray generator
  • Patent Document 3 provides the X-ray image detection apparatus. Solutions to communication delays between the and console are described respectively.
  • the stop signal When performing AEC as in the X-ray imaging system described in Patent Document 1, it is necessary to transmit a stop signal from the X-ray image detection apparatus to the X-ray generator, but the stop signal may be transmitted without delay. Desired. If a delay occurs in the stop signal, the X-ray irradiation is not stopped at an appropriate timing, and the amount of exposure of the subject increases. In addition, when the X-ray irradiation stop is delayed, the amount of irradiation exceeds the target dose, and the quality of the X-ray image is also degraded.
  • Patent Document 2 In the methods described in Patent Documents 2 and 3, no consideration is given to performing AEC, and even if the methods described in Patent Documents 2 and 3 are adopted, a solution for eliminating the communication delay of the stop signal. It is not a measure.
  • the method described in Patent Document 2 relates to coping with the delay of the irradiation start timing due to the communication delay of the synchronous communication at the start of the irradiation when the X-ray irradiation is performed in the irradiation time set in advance. As a matter of course, the method of lengthening the image storage time in anticipation of the communication delay can not solve the communication delay of the stop signal.
  • the communication method between the console and the X-ray image detection apparatus One-way communication to the detection device.
  • a stop signal from the X-ray image detection apparatus to the X-ray generator may be transmitted via the console.
  • the X-ray image detection apparatus needs to transmit the stop signal to the console. It occurs.
  • An object of the present invention is to provide a radiation imaging system capable of preventing a delay in communication of a stop signal for stopping irradiation of X-rays, a control method therefor, and a radiation image detection apparatus.
  • the radiation imaging system is a radiation imaging system including a radiation image detection device and a console for controlling the radiation image detection device, wherein the radiation image detection device includes an image detection unit, a dose measurement unit, and a stop signal generation. And a first communication unit, and a first control unit.
  • the image detection unit has an imaging area in which a plurality of pixels for storing electrical signals according to the amount of incident radiation are arrayed, and detects radiation images upon receiving radiation from the radiation generation apparatus.
  • the dose measurement unit measures the dose of radiation emitted from the radiation generation device and transmitted through the subject during the accumulation operation by the image detection unit.
  • the stop signal generation unit generates a stop signal for causing the radiation generation apparatus to stop the irradiation of radiation when the dose of radiation measured by the dose measurement unit reaches the target dose.
  • the first communication unit performs a communication process of transmitting a stop signal to the radiation generation device during the accumulation operation and a communication process other than the stop signal.
  • the first control unit controls the first communication unit.
  • the console includes a second communication unit and a second control unit.
  • the second communication unit performs communication processing of transmitting a control signal to the first communication unit.
  • the second control unit controls the second communication unit.
  • at least one of the first control unit and the second control unit controls at least one of the first communication unit and the second communication unit until transmission of the stop signal by the first communication unit is completed. Communication regulation is performed on communications other than the stop signal in between.
  • the signal subject to communication restriction includes a control signal.
  • the control signal is a life check signal for confirming the activation state of the radiation image detection apparatus, a condition monitoring signal for confirming the condition including the temperature of the radiation image detection apparatus, and a calibration instruction for instructing the radiation image detection apparatus to execute calibration.
  • At least one of The stop signal is sent to the radiation generator, for example, via the console.
  • the communication restriction preferably includes a process of stopping all or part of the communication other than the stop signal in at least one of the first communication unit and the second communication unit.
  • the second control unit performs communication restriction by stopping transmission of a control signal from the second communication unit to the first communication unit.
  • the first control unit performs communication restriction by stopping communication other than the stop signal by the first communication unit.
  • the communication restriction by at least one of the first control unit and the second control unit is released after the transmission of the stop signal by the first communication unit is completed.
  • the timing at which the communication restriction is canceled may be after receiving a response signal indicating that irradiation of radiation has been stopped from the radiation source, or after completion of the accumulation operation and the operation of reading the radiation image from the image detection unit, or It is preferable that the dose measurement unit be used after it is detected that the irradiation of radiation has actually been stopped.
  • the number of the first communication unit is one, and is shared by the communication of the stop signal and the communication other than the stop signal. Only one communication port is connected to the first communication unit, and the communication port is shared by the communication of the stop signal and the communication other than the stop signal. Alternatively, a plurality of communication ports may be connected to the first communication unit, and one of the communication ports may be dedicated to the stop signal.
  • a dose detection sensor that outputs a dose detection signal to the dose measurement unit is provided in an imaging region of the image detection unit.
  • the dose detection sensor is in a form using a part of pixels.
  • the radiation image detection apparatus is preferably an electronic cassette in which the image detection unit is housed in a portable housing.
  • a control method of a radiation imaging system is a control method of a radiation imaging system including a radiation image detection device and a console for controlling the radiation image detection device, wherein the radiation image detection device detects radiation images.
  • the step of generating the stop signal sent to the device and in the storage step Even until the transmission of the stop signal by the radiation image detecting apparatus is completed between the radiation image detecting apparatus and the console, and performing a communication restriction to the communication other than the stop signal.
  • the radiation image detection apparatus of the present invention includes an image detection unit, a dose measurement unit, a stop signal generation unit, a communication unit, and a control unit.
  • the image detection unit has an imaging area in which a plurality of pixels for storing electrical signals according to the amount of incident radiation are arrayed, and detects radiation images upon receiving radiation from the radiation generation apparatus.
  • the dose measurement unit measures the dose of radiation emitted from the radiation generation device and transmitted through the subject during the accumulation operation by the image detection unit.
  • the stop signal generation unit generates a stop signal for causing the radiation generation apparatus to stop the irradiation of radiation when the dose of radiation measured by the dose measurement unit reaches the target dose.
  • the communication unit performs a communication process of transmitting a stop signal to the radiation generation device during the accumulation operation and a communication process other than the stop signal.
  • the control unit restricts the communication with respect to the communication other than the stop signal by the communication unit until at least the transmission of the stop signal by the communication unit is completed.
  • the communication restriction is performed on the communication other than the stop signal at least until the transmission of the stop signal is completed, so that the delay of the stop signal is prevented. It is possible to provide a radiation imaging system and its control method, and a radiation image detection apparatus capable of Thereby, the irradiation of the radiation of the radiation source can be stopped at an appropriate timing, and unnecessary exposure of the subject can be reduced. Furthermore, since the stop can be performed at an appropriate timing, the excess dose exceeding the target dose is not generated, and the deterioration of the image quality of the radiation image can also be prevented.
  • FIG. 6 is a block diagram showing an electrical configuration of an electronic cassette provided with a plurality of communication ports.
  • the X-ray imaging system 10 includes an X-ray generator 11, an X-ray imaging apparatus 12, and a console 13.
  • the X-ray generator 11 includes an X-ray source 14, a radiation source controller 15 that controls the X-ray source 14, and an irradiation switch 16.
  • the X-ray source 14 has an X-ray tube 14a that emits X-rays, and a radiation field limiter (collimator) 14b that limits the radiation field of X-rays emitted by the X-ray tube 14a.
  • the X-ray tube 14a has a cathode formed of a filament that emits thermoelectrons, and an anode (target) that emits thermorays which collide with the thermoelectrons emitted from the cathode.
  • the irradiation field limiter 14b has, for example, four lead plates for shielding X-rays arranged on each side of the square, and a rectangular irradiation opening for transmitting X-rays formed at the center, The size of the irradiation opening is changed by moving the position of to limit the irradiation field.
  • the radiation source controller 15 comprises a high voltage generator for supplying a high voltage to the X-ray source 14, a tube voltage for determining the quality (energy spectrum) of X-rays irradiated by the X-ray source 14, and unit time
  • a control unit that controls a tube current that determines a dose and an irradiation time of X-rays, and a wired communication unit that can communicate with the console 13 are provided.
  • the high voltage generator boosts the input voltage by a transformer to generate a high tube voltage, and supplies drive power to the X-ray source 14 through a high voltage cable.
  • the imaging conditions such as the tube voltage, the tube current, and the irradiation time are manually set by an operator such as a radiologist through the operation panel of the radiation source control device 15.
  • the imaging conditions of the radiation source control device 15 may be set by the console 13.
  • the radiation switch 16 is operated by a radiologist and connected to the radiation source control device 15 by a signal cable.
  • the irradiation switch 16 is a two-step switch, and generates a warm-up start signal for starting the warm-up of the X-ray source 14 by one step push, and makes the X-ray source 14 start irradiation by two-step push Generates an irradiation start signal of These signals are input to the source controller 15 through the signal cable.
  • the radiation source control device 15 When the warm-up start signal is input from the irradiation switch 16, the radiation source control device 15 causes the X-ray source 14 to start warming up, and the X-ray irradiation start timing with the X-ray imaging device 12. Communicate a synchronization signal to synchronize the Specifically, the radiation source control device 15 transmits an irradiation start request signal inquiring whether or not irradiation may be started to the X-ray imaging device 12, and the X-ray imaging device 12 responds to the irradiation as a response. Receive a permission signal.
  • the radiation source control device 15 When the radiation source control device 15 receives the radiation permission signal from the X-ray imaging device 12 and receives the radiation start signal from the radiation switch 16, the radiation source control device 15 issues a start command to the X-ray source 14 to start power supply. . Thereby, the X-ray source 14 starts irradiation of X-rays. Further, the radiation source control device 15 transmits a synchronization signal representing the start of X-ray irradiation to the X-ray imaging device 12 with the start of power supply to the X-ray source 14, and operates the built-in timer to further Start measuring the irradiation time of
  • the X-ray imaging system 10 can perform AEC to perform imaging.
  • the X-ray imaging apparatus 12 transmits a stop signal to the radiation source control device 15.
  • the source control device 15 receives the stop signal from the X-ray imaging device 12, the source control device 15 issues a stop command to the X-ray source 14 to stop the power supply.
  • the X-ray source 14 stops the X-ray irradiation when it receives a stop command.
  • the X-ray imaging system 10 can also perform imaging based on the irradiation time set in the imaging conditions without executing AEC.
  • the irradiation time is set in the radiation source control device 15, and the radiation source control device 15 monitors the lapse of the irradiation time with a timer, and stops the X-ray irradiation when the irradiation time has elapsed.
  • the radiation source control device 15 monitors the lapse of the irradiation time with a timer, and even if there is no stop signal, the maximum irradiation time set in safety regulations has elapsed. In the case, stop the X-ray irradiation.
  • the X-ray imaging apparatus 12 comprises an electronic cassette 19 corresponding to the radiation image detecting apparatus of the present invention and an imaging table 20.
  • the electronic cassette 19 includes an FPD 23 and a portable housing 24 accommodating the FPD 23, and receives an X-ray emitted from the X-ray source 14 and transmitted through the subject H to receive the subject H X-ray image is detected.
  • the casing 24 of the electronic cassette 19 has a flat form having a substantially rectangular planar shape, and the planar size is substantially the same as the size of the film cassette or the IP cassette.
  • a composite terminal 25 in which a communication terminal (communication port) and a power supply terminal are integrated is provided on the side surface of the housing 24.
  • a composite connector 26 in which a communication connector and a power connector are integrated is attached to the composite terminal 25.
  • a composite cable 27 in which a communication cable and a power cable are integrated is connected to the composite connector 26, and the other end of the composite cable 27 has a communication connector connected to the communication port of the console 13, and an electronic A power supply device connected to the cassette 19 and a power connector are provided.
  • the electronic cassette 19 is communicably connected to the console 13 and can receive power supply from the outside.
  • the imaging table 20 has a slot to which the electronic cassette 19 is detachably attached, and holds the electronic cassette 19 in a posture in which the incident surface on which the X-ray is incident faces the X-ray source 14. Since the size of the electronic cassette 19 is substantially the same as that of the film cassette and the IP cassette, the electronic cassette 19 can also be attached to a photographing table for the film cassette and the IP cassette.
  • the standing-up imaging stand which image
  • the console 13 has a display 29 for displaying an imaging order, an X-ray image, etc., an input device 30 for inputting imaging conditions, etc., a CPU 31 for controlling the entire console 13, and processing operations of the CPU 31.
  • a storage device 33 for storing image data of an X-ray image, and a wired communication unit 34 communicably connected to the radiation source control device 15 and the electronic cassette 19. Are connected via a data bus 35.
  • the console 13 controls the electronic cassette 19 by appropriately communicating control signals with the electronic cassette 19 via the communication unit 34. Specifically, the console 13 periodically performs control signals such as a life check signal for confirming whether or not the electronic cassette 19 is activated, and a state monitoring signal for inquiring the state of the temperature or the like of the electronic cassette 19. Send to 19
  • the electronic cassette 19 transmits a response signal to the console 13 in response to the control signal transmitted from the console 13.
  • the console 13 performs control according to the content of the response signal.
  • the control signal transmitted from the console 13 to the electronic cassette 19 includes a calibration signal.
  • the console 13 transmits a calibration signal to the electronic cassette 19 at a predetermined timing, and causes the electronic cassette 19 to execute calibration.
  • the control signal transmitted from the electronic cassette 19 to the console 13 has an error notification.
  • the error notification is sent to the console 13 when an error occurs in the electronic cassette 19.
  • the console 13 receives an error notification from the electronic cassette 19, the console 13 performs control according to the content of the error.
  • the control signals communicated between the electronic cassette 19 and the console 13 include a life check signal, a state monitoring signal, a calibration signal and the like as control signals transmitted from the console 13 to the electronic cassette 19.
  • An example of a control signal transmitted from the cassette 19 to the console 13 is an error notification.
  • the CPU 31 corresponds to a second control unit in the claims
  • the communication unit 34 corresponds to a second communication unit.
  • the console 13 transmits the imaging condition to the electronic cassette 19 to set the condition of signal processing of the FPD 23. Further, the console 13 relays transmission and reception of a synchronization signal at the start of X-ray irradiation and a stop signal for stopping the X-ray irradiation between the radiation source control device 15 and the electronic cassette 19 to generate X-rays. Synchronous control is performed to synchronize the X-ray irradiation start / end timing of the apparatus 11 with the accumulation / readout operation of the FPD 23. Furthermore, the console 13 receives the image data output from the electronic cassette 19 and performs various image processing such as gamma correction and frequency processing. The image-processed X-ray image is displayed on the display 29 of the console 13 and the data is stored in a storage device 33 in the console 13 or a data storage device such as an image storage server connected to the console 13 via a network.
  • the console 13 receives an input of an examination order including information such as the sex, age, imaging site, and imaging purpose of the patient, and displays the examination order on the display 29.
  • the examination order may be input from an external system that manages patient information such as HIS (hospital information system) or RIS (radiation information system) or examination information related to a radiological examination, or may be manually input by an operator such as a radiologist Be done.
  • HIS hospital information system
  • RIS radio information system
  • the operator confirms the content of the inspection order on the display 29, and inputs imaging conditions according to the content by the input device of the console 13.
  • the FPD 23 has a TFT active matrix substrate, and a detection panel having an imaging region 38 formed by arranging a plurality of pixels 37 for accumulating signal charges according to the amount of incident X-rays on this substrate; A gate driver 39 for driving the pixels 37 to control readout of signal charges, a signal processing circuit 40 for converting the signal charges read from the pixels 37 into digital data and outputting the digital data, a gate driver 39 and a signal processing circuit 40 And a control unit 41 that controls the operation of the FPD 23.
  • the plurality of pixels 37 are two-dimensionally arranged in a matrix of n rows (x direction) ⁇ m columns (y direction) at a predetermined pitch.
  • n and m are integers of 2 or more, and the number of pixels of the FPD 23 is, for example, about 2000 ⁇ 2000.
  • control unit 41 performs communication processing with the communication unit 34 of the console 13 in a wired manner, and dose measurement for measuring the dose of X-rays transmitted through the object H and applied to the electronic cassette 19.
  • the part 43 is connected.
  • the communication terminal 42 is connected to the composite terminal 25 described above.
  • the communication unit 42 performs, for example, transmission control on signals transmitted and received through the composite terminal 25 in accordance with a communication protocol. Specifically, transmission control information (for example, an IP address of a transmission destination or a transmission source, etc.) defined by a communication protocol is added to a signal for transmission received from the control unit 41, or to a signal received in the opposite direction.
  • transmission control information for example, an IP address of a transmission destination or a transmission source, etc.
  • control unit 41 corresponds to a first control unit or a control unit in the claims
  • communication unit 42 corresponds to a first communication unit or a communication unit.
  • the FPD 23 has a scintillator (not shown) that converts X-rays into visible light, and is an indirect conversion type in which visible light converted by the scintillator is photoelectrically converted by the pixels 37.
  • the scintillator is disposed to face the entire surface of the imaging area 38 in which the pixels 37 are arranged.
  • the scintillator is made of a phosphor such as CsI (cesium iodide) and GOS (gadolinium oxysulfide). Note that a direct conversion type FPD using a conversion layer (amorphous selenium or the like) that directly converts X-rays into charge may be used.
  • the pixel 37 includes a photodiode 45 which is a photoelectric conversion element that generates a charge (electron-hole pair) upon incidence of visible light, a capacitor (not shown) that stores the charge generated by the photodiode 45, and a switching element A thin film transistor (TFT) 46 is provided.
  • a photodiode 45 which is a photoelectric conversion element that generates a charge (electron-hole pair) upon incidence of visible light
  • a capacitor not shown
  • a thin film transistor (TFT) 46 is provided.
  • the photodiode 45 has a semiconductor layer (for example, a PIN type) such as a-Si (amorphous silicon), and upper and lower electrodes are disposed above and below it.
  • the TFT 46 is connected to the lower electrode, and a bias line (not shown) is connected to the upper electrode.
  • a bias voltage is applied to the upper electrode of the photodiode 45 for all the pixels 37 in the imaging region 38 through the bias line.
  • An electric field is generated in the semiconductor layer of the photodiode 45 by the application of the bias voltage, and the charge (electron-hole pair) generated in the semiconductor layer by photoelectric conversion is an upper electrode with one positive and the other negative. Moving to the lower electrode, charge is accumulated in the capacitor.
  • the TFT 46 has a gate electrode connected to the scanning line 48, a source electrode connected to the signal line 49, and a drain electrode connected to the photodiode 45.
  • the scanning lines 48 and the signal lines 49 are wired in a grid.
  • the scanning line 48 is provided for the number of rows (n rows) of the pixels 37 in the imaging area 38, and each scanning line 48 is a common wiring connected to the plurality of pixels 37 in each row.
  • the signal lines 49 are provided for the number of columns of the pixels 37 (m columns), and each signal line 49 is a common wiring connected to the plurality of pixels 37 in each column.
  • Each scanning line 48 is connected to the gate driver 39, and each signal line 49 is connected to the signal processing circuit 40.
  • the gate driver 39 drives the TFT 46 to accumulate signal charges corresponding to the X-ray incident amount in the pixel 37, read operation for reading the signal charge from the pixel 37, and charge accumulated in the pixel 37. To perform a reset operation.
  • the control unit 41 controls the start timing of each operation performed by the gate driver 39.
  • the TFT 46 is turned off, while the signal charge is accumulated in the pixel 37.
  • gate pulses G1 to Gn for sequentially driving the TFTs 46 in the same row are sequentially generated from the gate driver 39 to sequentially activate the scanning lines 48 one by one, and the TFTs 46 connected to the scanning lines 48 Turn on.
  • the signal charge accumulated in each of the pixels 37 for one row is input to the signal processing circuit 40 through each signal line 49.
  • signal charges for one row are converted into voltages and output, and output voltages corresponding to the respective signal charges are read out as voltage signals D1 to Dm.
  • the analog voltage signals D1 to Dm are converted into digital data to generate image data which is digital pixel values representing the density of each pixel of one row.
  • the image data is output to a memory 51 incorporated in the electronic cassette 19.
  • a dark current is generated in the semiconductor layer of the photodiode 45 regardless of the presence or absence of X-rays.
  • the dark charge which is a charge corresponding to the dark current, is accumulated in the capacitor because the bias voltage is applied. Since the dark charge is a noise component for image data, a reset operation is performed to remove the dark charge.
  • the reset operation is an operation of sweeping the dark charge generated in the pixel 37 from the pixel 37 through the signal line 49.
  • the reset operation is performed, for example, by a sequential reset method in which the pixels 37 are reset row by row.
  • gate pulses G1 to Gn are sequentially generated from the gate driver 39 to the scanning line 48 to turn on the TFTs 46 of the pixels 37 row by row, as in the signal charge readout operation. While the TFT 46 is in the on state, dark charge is input from the pixel 37 to the signal processing circuit 40 through the signal line 49.
  • the signal processing circuit 40 does not read the output voltage according to the dark charge.
  • the control unit 41 outputs a reset pulse RST to the signal processing circuit 40 in synchronization with the generation of the gate pulses G1 to Gn.
  • the reset pulse RST is input in the signal processing circuit 40, the reset switch 53a of the integration amplifier 53 described later is turned on to reset the input dark charge.
  • multiple rows of arrayed pixels are set as one group to sequentially reset within the group, and the parallel reset method that sweeps out the dark charges of the number of rows simultaneously or gate pulse is applied to all the rows.
  • An all pixel reset method may be used which simultaneously sweeps out the dark charge of. The reset operation can be speeded up by the parallel reset method or the all pixel reset method.
  • the signal processing circuit 40 includes an integrating amplifier 53, a MUX 54, an A / D converter 55, and the like.
  • the integration amplifier 53 is individually connected to each signal line 49.
  • the integration amplifier 53 includes an operational amplifier and a capacitor connected between the input and output terminals of the operational amplifier, and the signal line 49 is connected to one input terminal of the operational amplifier.
  • the other input terminal (not shown) of the integration amplifier 53 is connected to the ground (GND).
  • the integrating amplifier 53 integrates the signal charges input from the signal line 49, converts it into voltage signals D1 to Dm, and outputs the voltage signals.
  • the output terminal of the integral amplifier 53 of each column is connected to the MUX 54 through an amplifier (not shown) for amplifying the voltage signals D1 to Dm and a sample hold unit (not shown) for holding the voltage signals D1 to Dm. It is done.
  • the MUX 54 selects one of the plurality of integrating amplifiers 53 connected in parallel, and serially inputs the voltage signals D1 to Dm output from the selected integrating amplifier 53 to the A / D converter 55.
  • the A / D converter 55 converts the input analog voltage signals D1 to Dm for one row into digital pixel values corresponding to the respective signal levels, and outputs the digital pixel values to the memory 51.
  • pixel values for one row are associated with coordinates in the imaging region 38 of the respective pixels 37, and are recorded as image data representing an X-ray image for one row.
  • the control unit 41 When the voltage signals D1 to Dm for one row are output from the integration amplifier 53, the control unit 41 outputs a reset pulse RST to the integration amplifier 53, and turns on the reset switch 53a of the integration amplifier 53. As a result, the signal charges of one row accumulated in the integration amplifier 53 are reset.
  • the gate driver 39 When the integration amplifier 53 is reset, the gate driver 39 outputs a gate pulse of the next row to start readout of signal charges of the pixels 37 of the next row. These operations are sequentially repeated to read out the signal charges of the pixels 37 of all the rows.
  • image data representing an X-ray image of one screen is recorded in the memory 51.
  • an offset correction for removing an offset component which is a fixed pattern noise caused due to an individual difference of the FPD 23 or the environment, a variation in sensitivity of each photodiode 45, a signal processing circuit An image correction process such as sensitivity correction is performed to correct variations in the output characteristics of the 40.
  • the image data is read from the memory 51 and transmitted to the console 13 by the communication unit 42.
  • the X-ray image of the subject H is detected.
  • the FPD 23 has a function of detecting the irradiation amount of X-rays.
  • short-circuited pixels 58 functioning as a dose detection sensor for detecting the irradiation amount of X-rays are provided in the imaging region 38 of the FPD 23.
  • the short-circuited pixel 58 is always short-circuited with the signal line 49 while the pixel 37 is switched on / off of the electrical connection with the signal line 49 by the on / off of the TFT 46.
  • the shorted pixel 58 has substantially the same structure as the pixel 37, and includes a photodiode 45 and a TFT 46.
  • the photodiode 45 generates a signal charge according to the amount of incident X-rays.
  • the structural difference between the shorted pixel 58 and the pixel 37 is that the source and drain of the TFT 46 are shorted by wiring, and the switching function of the TFT 46 of the shorted pixel 58 is lost. Thereby, the signal charge generated by the photodiode 45 of the short circuited pixel 58 always flows out to the signal line 49, and is input to the integration amplifier 53. Note that instead of connecting the source and drain of the TFT 46 of the shorted pixel 58, the photodiode 45 and the signal line 49 may be directly connected without providing the TFT 46 itself for the shorted pixel 58.
  • the control unit 41 causes the MUX 54 to select the integration amplifier 53 to which the signal charge from the shorted pixel 58 is input, and reads out the voltage signal (dose detection signal) of the integration amplifier 53.
  • the dose detection signal from the integration amplifier 53 is input to the A / D converter 55, converted to a digital value, and output to the memory 51.
  • the memory 51 is recorded in association with coordinate information of each short pixel 58 in the imaging area 38.
  • the FPD 23 repeats such a dose detection operation a plurality of times at a predetermined sampling rate during X-ray irradiation.
  • the dose measurement unit 43 reads out the dose detection signal from the memory 51 during X-ray irradiation, and integrates the read dose detection signal to accumulate the accumulated dose of X-rays transmitted through the object H and irradiated to the FPD 23 Measure
  • FIG. 5 is a graph showing a transition of an operating state of the FPD 23 and an irradiation profile representing a temporal change of an irradiation amount per unit time of X-rays irradiated to the FPD 23 in one imaging.
  • the X-ray irradiation dose is substantially trapezoidal in a graph in which time is taken on the horizontal axis and X-ray radiation amount is taken on the vertical axis.
  • the X-ray dose gradually increases and rises to the peak value according to the tube current set as the imaging condition and receives the stop command In the period of time, it is approximately steady around the peak value. Then, when the X-ray source 14 receives a stop command and the X-ray irradiation is stopped, the X-ray irradiation amount gradually drops and eventually becomes “0”, and the X-ray irradiation completely stops. In the irradiation profile, the area represents the cumulative dose.
  • the control unit 41 sets a target dose to be irradiated based on imaging conditions such as sex, age, imaging site, and imaging purpose of the patient input from the console 13. For example, in FIG. 5, an area indicated by hatching is set as the target dose TD.
  • the control unit 41 shifts the FPD 23 to the standby state. In the standby state, the control unit 41 causes the FPD 23 to execute a reset operation.
  • the control unit 41 turns off the TFT 46 of the pixel 37 to shift from the standby state to the accumulation operation. Since the TFT 46 is turned off, signal charges corresponding to the dose of the irradiated X-rays are accumulated in the pixel 37.
  • the dose measuring unit 43 detects the shorted pixel 58 flowing out to the signal line 49 while the X-ray is being irradiated Based on the output, the cumulative dose of X-rays irradiated to the FPD 23 can be measured.
  • the dose measuring unit 43 integrates the dose detection signals of the shorted pixels 58 read from the memory 51 to measure the accumulated dose of X-rays, and inputs the measured accumulated dose to the control unit 41.
  • the control unit 41 compares the cumulative dose and the target dose, and generates a stop signal when the cumulative dose of X-rays reaches the target dose TD.
  • the control unit 41 inputs a stop signal to the communication unit 42, and causes the communication unit 42 to transmit the stop signal to the radiation source control device 15.
  • the dose measurement unit 43 may function as a stop signal generation unit. In this case, the dose measuring unit 43 compares the measured cumulative dose with the target dose TD, and generates a stop signal when the cumulative dose reaches the target dose TD.
  • the radiation source control device 15 having received the stop signal transmits a stop command to the X-ray source 14 to stop the X-ray irradiation.
  • the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 23 when the response signal to the effect of stopping the X-ray irradiation is returned from the radiation source control device 15, and shifts to the reading operation.
  • the response signal is transmitted after the X-ray irradiation is stopped in order to prevent the occurrence of an artifact due to the X-ray irradiation during the reading operation of the FPD 23.
  • the electronic cassette 19 and the console 13 are connected by one communication line. Therefore, when the control signal is communicated between the electronic cassette 19 and the console 13 when transmitting the stop signal from the electronic cassette 19 to the radiation source control device 15, the stop signal may be generated due to communication congestion or collision. Transmission may be delayed.
  • communication occurs when the reception timing of the control signal (life check signal, status monitoring signal, calibration signal, etc.) received by the electronic cassette 19 from the console 13 and the transmission timing of the stop signal from the electronic cassette 19 to the console 13 overlap. Congestion and collisions are likely to occur.
  • the load of communication processing in the communication unit 42 also increases.
  • the electronic cassette 19 receives a control signal from the console 13, the electronic cassette 19 must transmit a response signal to the control signal to the console 13. Therefore, when the transmission timings of the response signal and the stop signal overlap, the load on the communication processing of the communication unit 42 also increases. For these reasons, there may be a delay in the transmission of the stop signal.
  • control unit 41 of the electronic cassette 19 and the CPU 31 of the console 13 control the electronic cassette 19 until the transmission of the stop signal by the communication unit 42 of the electronic cassette 19 is completed. And controls the communication performed between the controller 13 and the console 13. Specifically, during the accumulation operation of the FPD 23, the control unit 41 of the electronic cassette 19 causes the communication unit 42 to only transmit the stop signal until the transmission of the stop signal is completed, and the control unit 41 of the signal other than the stop signal Control to stop transmission and reception.
  • the transmissions other than the stop signal include transmission of a response signal to the control signal from the console 13 as well as transmission of, for example, image data obtained by previous shooting and recorded in the memory 51.
  • the communication unit 42 In addition to the transmission of signals other than the stop signal, the communication unit 42 also stops the reception of the signal transmitted from the console 13. That is, during the accumulation operation of the FPD 23, the control unit 41 of the electronic cassette 19 performs communication restriction by stopping all communication other than the transmission of the stop signal by the communication unit 42 until the transmission of the stop signal is completed.
  • the CPU 31 of the console 13 also controls the communication unit 34 to restrict communication with the electronic cassette 19. Specifically, the CPU 31 of the console 13 controls the communication unit 34 to relay only the stop signal transmitted from the electronic cassette 19 during the accumulation operation of the FPD 23 and control signal to the electronic cassette 19 (life check Stop transmission of signals, status monitoring signals, calibration signals, etc.).
  • control unit 41 of the electronic cassette 19 and the CPU 31 of the console 13 receive the synchronization signal at the start of irradiation from the radiation source control device 15 and input the synchronization signal. When it responds to, start the communication regulation of the signal other than the stop signal. Communication restriction of signals other than the stop signal is continued at least until the transmission of the stop signal is completed.
  • the operation of the X-ray imaging system 10 will be described with reference to the flowchart of FIG.
  • the imaging region of the subject H and the irradiation position of the X-ray source 14 are aligned with the imaging table 20 in which the electronic cassette 19 is set.
  • An examination order such as the sex, age, imaging site, imaging purpose, etc. of the patient is input to the console 13, and imaging conditions are set based on the examination order (S101).
  • the console 13 transmits the set imaging condition to the electronic cassette 19 by the communication unit 34.
  • the control unit 41 of the electronic cassette 19 sets the target dose TD of the X-ray based on the imaging condition received by the communication unit 42 (S201).
  • imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time are set by the operation panel (S301).
  • the console 13 transmits a photographing preparation instruction to make the electronic cassette 19 prepare for photographing by the communication unit 34 (S102).
  • the FPD 23 is shifted to the standby state (S202).
  • the radiation source control device 15 inputs an irradiation start command to the X-ray source 14 (S302).
  • the X-ray source 14 starts emitting X-rays toward the subject H.
  • the radiation source control device 15 transmits a synchronization signal to the electronic cassette 19 via the console 13 (S302).
  • the control unit 41 of the electronic cassette 19 causes the FPD 23 to start the accumulation operation (S203).
  • the control unit 41 integrates the output voltage Vout during the accumulation operation of the FPD 23, and measures the accumulated dose of X-rays transmitted through the object H and irradiated to the FPD 23 (S203). Further, during the accumulation operation of the FPD 23, the console 13 and the electronic cassette 19 cause the communication units 34 and 42 to stop communication other than the stop signal until at least the transmission of the stop signal is completed (S103, S204).
  • the control unit 41 compares the cumulative dose of X-rays and the target dose TD, and stops the radiation source control apparatus 15 via the console 13 in the communication unit 42 when the cumulative dose of X-rays reaches the target dose TD. A signal is transmitted (S205).
  • the radiation source control device 15 having received the stop signal transmits a stop command to the X-ray source 14 to stop the X-ray irradiation (S303).
  • the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 23 (S206) when the response signal to the effect of stopping the X-ray irradiation is returned from the radiation source control device 15 (S304), and shifts to the reading operation (S207). ).
  • the CPU 31 of the console 13 and the control unit 41 of the electronic cassette 19 release the communication restriction and cause the communication units 34 and 42 to resume communication of signals other than the stop signal (S104, S208).
  • the read data of the X-ray image is transmitted from the electronic cassette 19 to the console 13 (S209), and after being subjected to predetermined image processing, is stored in the storage device 33 (S105).
  • the stop signal is not delayed due to communication congestion or signal collision. Therefore, the X-ray irradiation of the X-ray source 14 can be stopped at an appropriate timing, and unnecessary exposure of the subject H can be reduced. In addition, by stopping at an appropriate timing, the excess dose exceeding the target dose TD is also reduced, so that an X-ray image with good image quality can be obtained.
  • the communication restriction during the accumulation operation of the FPD 23 has been described as an example in which all communication except the stop signal performed between the electronic cassette 19 and the console 13 is stopped.
  • the error notification to be transmitted may be excluded from the subject of communication restriction. Since the error notification is to notify when an error occurs in the electronic cassette 19, the promptness may be required.
  • both the control unit 41 of the electronic cassette 19 and the CPU 31 of the console 13 control the respective communication units 42 and 34 to perform communication restriction.
  • Communication control between the communication unit 42 and the communication unit 34 may be performed by at least one control of the CPU 31.
  • the CPU 31 of the console 13 may only perform control for stopping transmission processing of control signals (life check signal, status monitoring signal, and the like) to the electronic cassette 19 which are executed in the communication unit 34. That is, the control unit 41 of the electronic cassette 19 does not have to perform control related to communication restriction with respect to the communication unit 42.
  • control signals life check signal, status monitoring signal, and the like
  • the main signals transmitted from the electronic cassette 19 to the console 13 are response signals to control signals from the console 13, error notification and image data.
  • error notification in the case where an error notification is transmitted, there is a high possibility that the electronic cassette 19 is not operating normally, and there is a high possibility that the photographing itself has failed regardless of the presence or absence of the stop signal delay.
  • the image data transmitted during the accumulation operation of the FPD 23 is considered not as the image data currently being photographed (during accumulation) but as the image data at the time of the previous photographing. Since it is considered that there are many cases where the image data at the time of the previous imaging is already transmitted before the current accumulation operation is started, there is a low possibility that the transmission processing is performed during the accumulation operation of the FPD 23. Therefore, the need for the electronic cassette 19 to actively stop the transmission of the error notification and the image data is low.
  • the response signal to the control signal periodically transmitted from the console 13 has a high occurrence frequency during the accumulation operation of the FPD 23 as compared with the error notification and the image data, and thus the transmission needs to be stopped. high.
  • the response signal is a signal transmitted triggered by the control signal from the console 13, transmission processing of the response signal does not occur in the electronic cassette 19 unless the control signal is transmitted to the electronic cassette 19. . Therefore, if transmission of the control signal is stopped at the console 13, even if the electronic cassette 19 does not actively stop the transmission processing, the transmission processing of the electronic cassette 19 is eventually stopped.
  • the control unit 41 of the electronic cassette 19 causes the communication unit 42 to discard the control signal from the console 13 to perform control to stop the reception processing of the control signal. In this way, it is possible to reduce the load on response processing of control signals in the control unit 41 and the communication unit 42.
  • the control signal transmission itself is continued without performing communication restriction in the console 13, so there is little reduction in communication congestion or collision in the transmission path.
  • the console 13 is abnormal if there is no response from the electronic cassette 19 to the control signal. Therefore, it is preferable to execute the communication restriction by both the console 13 and the electronic cassette 19 described above or the communication restriction by only the console 13.
  • the life check signal, the state monitoring signal, the calibration signal, the error notification, and the image data are described as an example of signals subject to communication restriction during the accumulation operation of the FPD 23; If there is a signal that affects the delay of the stop signal, the signal may be subject to communication restriction.
  • the X-ray dose is detected by the shorted pixel provided in the imaging region, but the shorted pixel has substantially the same structure as a normal pixel, and the sensitivity to the X-ray is also almost the same. Therefore, it is possible to accurately detect the dose of X-rays. In addition, since the structures are almost the same, it is easy to manufacture and the increase in manufacturing cost is small.
  • the present invention can be applied to an electronic cassette 62 in which one communication port 60 is dedicated to transmission of a stop signal and the other communication port is used for other signals and data.
  • one communication port 60 is dedicated to transmission of a stop signal and the other communication port is used for other signals and data.
  • the irradiation time of the X-ray may be several tens of msec depending on the imaging site, and in order to rapidly transmit the stop signal in such a short time, a slight increase in load on the communication unit 42 causes a large communication delay. It may affect. However, as in the present invention, if communication other than the stop signal is restricted during the accumulation operation of the FPD 23, the extra load applied to the communication unit 42 is suppressed and the processing capability of the communication unit 42 is concentrated on the processing of the stop signal. be able to. Therefore, the communication delay of the stop signal can be prevented.
  • the first communication unit dedicated to the stop signal and the second communication unit responsible for the communication process of signals other than the stop signal are also provided to the communication unit 42 responsible for communication processing. You may provide two or more. According to this method, since the first communication unit does not execute communication processing other than the stop signal, the load on the first communication unit is reduced and the communication port is also separated for each signal. Communication delays due to signal collisions are also reduced. Thereby, the communication delay of the stop signal can be prevented.
  • providing a plurality of communication units has disadvantages such as an increase in parts cost and an increase in arrangement space for providing the communication units.
  • the electronic cassette since the electronic cassette has a small housing, it is difficult to secure an arrangement space. The use of one communication unit is particularly effective in an electronic cassette.
  • the communication process is performed by the communication unit 42 different from the control unit 41.
  • all or part of the functions of the communication unit 42 may be integrated into the control unit 41.
  • the console 13, the radiation source control device 15, and the electronic cassette 19 are connected by the wired communication unit, but the X-ray imaging system connected by the wireless method, the wireless and the wired are connected.
  • the present invention is also applicable to an X-ray imaging system in which X is mixed.
  • the dose of X-rays may be detected by a method other than shorted pixels.
  • a detection pixel provided with a TFT for detecting a dose may be provided and used as a dose detection sensor.
  • the detection pixel turns on the TFT for dose detection at the time of dose detection and outputs a dose detection signal, and turns on the TFT for image readout at the time of image reading and outputs an image signal.
  • a dose detection sensor may be provided between adjacent pixels.
  • a bias voltage is applied to a photodiode forming a pixel, the bias current flowing in the bias line also changes according to the amount of signal charge generated by the photodiode.
  • Such bias current may be detected to detect the dose of x-rays.
  • a measurement unit that measures a bias line or a bias current constitutes a dose detection sensor.
  • a slight leak current flows in the signal line depending on the amount of signal charge generated in the photodiode. This leakage current may be detected to detect the dose of X-rays.
  • a measurement unit that measures a signal line or a leak current constitutes a dose detection sensor.
  • the TFT type FPD in which the TFT matrix substrate is formed using a glass substrate may be a CMOS image sensor using a semiconductor substrate or an FPD using a CCD image sensor.
  • using a CMOS image sensor has the following merits.
  • CMOS image sensor so-called nondestructive readout is possible in which signal charges accumulated in the pixels are read out as voltage signals through an amplifier provided in each pixel without flowing out to the signal line for readout. According to this, even during the accumulation operation, it is possible to detect an X-ray dose by selecting an arbitrary pixel in the imaging region and reading out the signal charge from the pixel. Therefore, when a CMOS image sensor is used, it is possible to use one of the ordinary pixels as the dose detection sensor without using a dedicated dose detection sensor for dose detection as in the case of the shorted pixel. It becomes.
  • the storage operation is ended when the response signal is returned from the radiation source control device 15 in response to the transmission of the stop signal, and the communication restriction is canceled to restart the communication other than the stop signal.
  • the termination of the accumulation operation and the release of the communication restriction may be performed at the timing when the shorted pixel 58 actually detects that the X-ray irradiation has been stopped. Good.
  • a method of detecting that X-ray irradiation has actually stopped for example, there is a method of using a short circuit pixel 58.
  • the dose detection operation using the short circuit pixel 58 is continued, and the dose measurement unit 43 detects that the X-ray irradiation has actually stopped based on the dose detection signal. Since the signal value of the dose detection signal also becomes almost zero when the X-ray irradiation is stopped, the dose measuring unit 43 actually stops the X-ray irradiation by monitoring the signal value of the dose detection signal. Can be detected.
  • the timing at which the communication restriction is canceled and the communication other than the stop signal is resumed is after the completion of the accumulation operation, but after the completion of the accumulation operation, after the completion of the read operation for reading the image information.
  • the communication restriction may be released to resume communication other than the stop signal. This is because the analog voltage signal output from the FPD 23 is likely to get noise until AD conversion is completed, so it is more preferable from the viewpoint of image quality deterioration to resume communication after the read operation is completed.
  • the stop signal for the time to execute the read operation when the timing of releasing the communication restriction is after the completion of the read operation, compared with the case where the communication restriction is released immediately after the completion of accumulation as in the above embodiment, the stop signal for the time to execute the read operation. Although the timing at which the communication other than the above is resumed is delayed, the influence when viewed as the entire photographing operation is very small. Therefore, it is more preferable to give priority to the prevention of noise generation at the time of the read operation and to release the communication restriction timing after the completion of the read operation. Also, although sending the stop signal during the accumulation operation of the FPD 23 itself causes some image quality deterioration, image quality deterioration can be minimized by stopping at least the other signals.
  • the stop signal from the electronic cassette to the X-ray generator is performed via the console, but the stop signal may be transmitted directly from the electronic cassette to the X-ray generator without passing through the console.
  • the electronic cassette outputs the processing capability of the communication unit as the stop signal. Since the transmission can be concentrated, the effect of preventing the communication delay of the stop signal can be obtained.
  • the electronic cassette notifies the console of the start of the accumulation operation and the transmission of the stop signal when it is transmitted. This notification allows the console to know the current operating status of the electronic cassette.
  • the electronic cassette 19 in which all the control circuits are incorporated has been described as an example, for example, an electronic cassette having an FPD and an external control device connected thereto by wired or wireless communication
  • the present invention is also applicable to a line image detection apparatus.
  • communication may be restricted between the console and the control device, and between the control device and the electronic cassette.
  • the console may be configured by a main device having an image display and an image processing function, and a control device having a control function to control an electronic cassette.
  • communication restriction between the control device and the electronic cassette may be performed.
  • the electronic cassette that is a portable X-ray image detection device has been described as an example, the present invention may be applied to a stationary X-ray image detection device.
  • the present invention is applicable not only to X-rays but also to imaging systems using other radiation such as ⁇ -rays.

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Abstract

　Ｘ線の照射を停止させる停止信号の通信が遅れるのを防止する。　電子カセッテ（１９）は、Ｘ線源（１４）を制御する線源制御装置（１５）からＸ線の照射開始を表す同期信号が入力されたときに、ＦＰＤ（２３）に蓄積動作とＸ線照射量の測定とを開始させる。電子カセッテ（１９）及びコンソール（１３）は、ＦＰＤ（２３）の蓄積動作中は、Ｘ線源にＸ線の照射を停止させる停止信号以外の通信を各々の通信部（４２）に停止させる。電子カセッテ（１９）は、Ｘ線の照射量が予め設定された閾値に達したときに、コンソール（１３）を介して線源制御装置に停止信号を送信するが、電子カセッテ（１９）及びコンソール（１３）において停止信号以外の通信は停止されているので、通信の混雑や信号の衝突による停止信号の遅れは発生しない。

Description

放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置
　本発明は、被写体の放射線画像を撮影する放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線撮影システムに用いられる放射線画像検出装置に関するものである。
　医療分野において、放射線、例えばＸ線を利用したＸ線撮影システムが知られている。Ｘ線撮影システムは、被写体にＸ線を照射するＸ線発生装置と、被写体を透過したＸ線の照射を受けて、被写体の画像情報を表すＸ線画像を検出するＸ線画像検出装置とを備えている。Ｘ線画像検出装置には、従来はＸ線フイルムやイメージングプレート（ＩＰ）等が用いられていたが、現在ではフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ；flat panel detector）を検出パネルとして用いたものが普及している。ＦＰＤは、Ｘ線の入射量に応じた信号電荷を蓄積する画素がマトリックス状に配列されたものであり、画素毎に蓄積した信号電荷を信号処理回路で電圧信号に変換することで、被写体の画像情報を表すＸ線画像を検出し、これをデジタルな画像データとして出力する。
　Ｘ線撮影システムには、Ｘ線撮影装置の前方に配置したフォトタイマによって被写体を透過したＸ線の線量を測定し、Ｘ線の線量が所定量に達したときに、フォトタイマからＸ線発生装置に停止信号を送信してＸ線の照射を停止させる自動露出制御（ＡＥＣ：Auto Exposure Control)機能を備えたものがある。また、フォトタイマの代わりにＦＰＤの画素の一部や、ＦＰＤの撮像領域内に配置された線量検出センサを用いてＡＥＣを行うＸ線画像検出装置も知られている（例えば、特許文献１参照）。線量検出センサが内蔵されたＸ線画像検出装置でＡＥＣを行う場合には、Ｘ線画像検出装置からＸ線発生装置に向けて停止信号が送信される。フォトタイマは、それ自体がＸ線吸収体であり、およそ５％程度のＸ線を吸収する。そのため、ＡＥＣにフォトタイマを用いる場合には、フォトタイマによるＸ線の吸収分だけＸ線の照射量を増やす必要があり、被写体の被曝量が大きくなるという問題があった。これに対し、ＦＰＤのＸ線センサを用いてＡＥＣを行う場合には、このような問題は発生しない。
　ＦＰＤを有するＸ線画像検出装置を用いたＸ線撮影システムでは、Ｘ線発生装置、Ｘ線画像検出装置及びコンソールの間で各種信号及びデータの通信が行われている。コンソールとは、撮影条件の設定や、撮影されたＸ線画像を表示するための装置である。例えば、コンソールからＸ線画像検出装置には、Ｘ線画像検出装置が起動しているか否かを確認するライフチェック信号、Ｘ線画像検出装置に温度等の状態を問い合わせる状態監視信号、及びＸ線画像検出装置にキャリブレーションの実行を指示するキャリブレーション信号等が送信される。また、Ｘ線画像検出装置からコンソールには、上述した各信号に対する応答信号やエラーを通知するエラー信号、撮影したＸ線画像のデータなどが送信される。Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置との間では、Ｘ線発生装置によるＸ線の照射開始をＸ線画像検出装置に知らせる同期信号や、Ｘ線発生装置にＸ線の照射を停止させる停止信号、Ｘ線の照射が停止したことを知らせる応答信号等がそれぞれ送受信される。
　このように、Ｘ線画像検出装置は、コンソールとの間で各種の信号の通信が行われる。さらに、Ｘ線画像検出装置とＸ線発生装置の間では、Ｘ線発生装置によるＸ線の照射タイミングとＸ線画像検出装置による画像蓄積タイミングとを同期させるために、Ｘ線の照射開始前において同期信号の通信が行われる他、ＡＥＣを行う場合には、Ｘ線発生装置との間で停止信号の通信が行われる。
　Ｘ線撮影システムでは、Ｘ線画像検出装置とコンソール、Ｘ線画像検出装置とＸ線発生装置のように、構成装置間で通信を行う際に通信回線の混雑や信号の衝突によって通信速度が低下し、通信に遅れが生じることがある。通信の混雑とは、例えば同じ方向に向かう複数の信号がほぼ同時に通信回線上に送信された場合をいい、信号の衝突とは、通信回線の両方向から送信された信号が通信回線上でぶつかることをいう。
　Ｘ線画像検出装置とＸ線発生装置の間における同期信号の通信遅延に対する対処として、例えば、特許文献２記載のＸ線撮影システムでは、装置間の通信方式が専用線かあるいはそれ以外の無線通信やネットワーク通信かを判定し、通信方式が、通信遅延が発生する可能性が高い無線通信やネットワーク通信である場合には、通信の遅延を見越してＦＰＤの駆動タイミングを変更している。
　具体的には、特許文献２記載のＸ線撮影システムでは、Ｘ線画像検出装置は、照射を受ける準備が完了した段階で準備完了信号をＸ線発生装置に対して送信し、Ｘ線発生装置は、準備完了信号を受けてＸ線の照射を開始する。Ｘ線の照射時間は予め設定されており、Ｘ線発生装置は、照射時間が経過するとＸ線の照射を終了する。Ｘ線画像検出装置においては、準備完了信号を発信した段階で画像蓄積動作を開始する。画像蓄積時間は、設定された照射時間の間、画像蓄積動作が継続するように、照射時間よりも長めに設定される。準備完了信号の通信に際して、通信方式が専用線以外の無線通信やネットワーク通信の場合には、専用線の場合よりも準備完了信号の通信の遅延が大きいため、Ｘ線の照射開始タイミングが遅れる。通信遅延が大きいと、Ｘ線の照射開始タイミングの遅れも大きいため、最悪の場合にはＸ線画像検出装置において画像蓄積動作が終了しているにも関わらずＸ線発生装置によるＸ線の照射が継続されるという事態が生じる。このような問題に対処するため、特許文献２記載のＸ線撮影システムでは、通信方式が専用線以外の場合には、専用線の場合よりも画像蓄積時間が長くなるようにＦＰＤの駆動タイミングを変更している。
　また、Ｘ線画像検出装置とコンソール間の通信遅延に対する対処について、例えば、特許文献３記載のＸ線撮影システムでは、撮影オーダ情報の通信が信号の衝突によって遅延するのを防止するために、Ｘ線画像検出装置とコンソール間の通信方式として双方向通信を廃止し、単方向通信とすることによって通信遅延を防止している。
　以上のように、特許文献２にはＸ線画像検出装置とＸ線発生装置間における開始時の同期信号（準備完了信号）の通信遅延に対する解決策が、特許文献３にはＸ線画像検出装置とコンソール間の通信遅延に対する解決策がそれぞれ記載されている。
特開２００４－２５１８９２号公報 特開２０１０－０３５７７８号公報 特開２０１０－０５７５２５号公報
　特許文献１記載のＸ線撮影システムのようにＡＥＣを行う場合には、Ｘ線画像検出装置からＸ線発生装置へ停止信号を送信する必要があるが、停止信号は遅滞なく送信されることが求められる。停止信号に遅延が発生すると、Ｘ線の照射が適正なタイミングで停止されないため、被写体の被曝量が多くなってしまうからである。また、Ｘ線の照射停止が遅れると、その分、照射量が目標となる線量を超過するため、Ｘ線画像の画質の低下も招く。
　特許文献２及び３に記載の方法では、ＡＥＣを行うことについては何ら考慮されておらず、また、特許文献２及び３に記載の方法を採用しても、停止信号の通信遅延を解消する解決策にはならない。特許文献２記載の方法は、予め設定された照射時間でＸ線の照射を行う場合における、照射開始時の同期通信の通信遅延による照射開始タイミングの遅れに対する対処に関するものである。当然ながら、通信遅延を見越して画像蓄積時間を長くするという方法では、停止信号の通信遅延を解決することはできない。
　また、特許文献３記載の方法は、コンソールからＸ線画像検出装置へオーダ情報を送信する際の通信遅延を防止するために、コンソールとＸ線画像検出装置間の通信方式をコンソールからＸ線画像検出装置への単方向通信にするというものである。ＡＥＣを行う場合には、Ｘ線画像検出装置からＸ線発生装置への停止信号をコンソール経由で送信する場合もあり、その場合にはＸ線画像検出装置からコンソールに停止信号を送信する必要が生じる。さらに、Ｘ線画像検出装置とコンソール間においては、オーダ情報や停止信号の他に、Ｘ線画像検出装置の動作状態を確認するためのライフチェック信号の送信とその応答、Ｘ線画像検出装置の温度等の状態を監視するための状態監視信号の送信とその応答など、各種の信号の双方向通信が必要となるため、特許文献３記載の単方向通信を採用することは現実的ではない。
　本発明は、Ｘ線の照射を停止させる停止信号の通信が遅れるのを防止することが可能な放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置を提供することを目的とする。
　本発明の放射線撮影システムは、放射線画像検出装置と、放射線画像検出装置を制御するコンソールとを備えた放射線撮影システムにおいて、放射線画像検出装置は、画像検出部と、線量測定部と、停止信号発生部と、第１通信部と、第１制御部とを備えている。画像検出部は、放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積する複数の画素が配列された撮像領域を有し、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線画像を検出する。線量測定部は、画像検出部による蓄積動作中に、放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定する。停止信号発生部は、線量測定部により測定した放射線の線量が目標線量に達したときに、放射線発生装置に放射線の照射を停止させるための停止信号を発生する。第１通信部は、蓄積動作中に停止信号を放射線発生装置に向けて送信する通信処理、及び停止信号以外の通信処理を行う。第１制御部は、第１通信部を制御する。コンソールは、第２通信部と、第２制御部を備えている。第２通信部は、第１通信部に対して制御信号を送信する通信処理を行う。第２制御部は第２通信部を制御する。蓄積動作中において、少なくとも第１通信部による停止信号の送信が完了するまでの間、第１制御部及び第２制御部のうちの少なくとも一方の制御により、第１通信部と第２通信部の間における、停止信号以外の通信に対して通信規制を行う。
　通信規制の対象となる信号には、制御信号が含まれることが好ましい。制御信号は、放射線画像検出装置の起動状態を確認するライフチェック信号、放射線画像検出装置の温度を含む状態を確認する状態監視信号、及び放射線画像検出装置にキャリブレーションの実行を指示するキャリブレーション指示の少なくとも１つを含む。停止信号は、例えばコンソールを経由して放射線発生装置に送信される。
　通信規制は、第１通信部及び第２通信部の少なくとも一方において、停止信号以外の通信の全部又は一部を停止する処理を含むことが好ましい。例えば、コンソールにおいて、第２制御部は、第２通信部から第１通信部への制御信号の送信を停止することにより、通信規制を行う。例えば、放射線画像検出装置において、第１制御部は、第１通信部による停止信号以外の通信を停止することにより、通信規制を行う。
　第１制御部及び第２制御部の少なくとも一方による通信規制は、第１通信部による停止信号の送信完了後に解除される。通信規制が解除されるタイミングは、放射線源から放射線の照射を停止した旨の応答信号を受信した後、あるいは、蓄積動作が完了しかつ画像検出部から放射線画像を読み出す動作まで完了した後、あるいは、線量測定部を用いて実際に放射線の照射が停止されたことを検出した後のいずれかであることが好ましい。
　放射線画像検出装置において、例えば、第１通信部は１つであり、停止信号の通信と停止信号以外の通信で共用される。第１通信部には、通信ポートが１つだけ接続されており、通信ポートは停止信号の通信と停止信号以外の通信で共用される。あるいは、第１通信部には、複数の通信ポートが接続されており、一方の通信ポートは停止信号専用でもよい。
　放射線画像検出装置において、画像検出部の撮像領域内に、線量測定部に線量検出信号を出力する線量検出センサが設けられていることが好ましい。線量検出センサは、画素の一部を利用した形態であることが好ましい。
　放射線画像検出装置は、可搬型の筐体に画像検出部が収容された電子カセッテであることが好ましい。
　本発明の放射線撮影システムの制御方法は、放射線画像検出装置と、放射線画像検出装置を制御するコンソールとを備えた放射線撮影システムの制御方法において、放射線画像検出装置において、放射線画像を検出するために、放射線発生装置による放射線の照射を受けて、撮像領域に配列された複数の画素により放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積するステップと、放射線画像検出装置において、蓄積ステップ中に、放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定するステップと、放射線画像検出装置において、測定した線量が目標線量に達したときに、放射線発生装置による放射線の照射を停止させるために放射線発生装置に向けて送信される停止信号を発生するステップと、蓄積ステップにおいて、少なくとも放射線画像検出装置による停止信号の送信が完了するまでの間、放射線画像検出装置とコンソールの間における、停止信号以外の通信に対して通信規制を行うステップとを含む。
　本発明の放射線画像検出装置は、画像検出部と、線量測定部と、停止信号発生部と、通信部と、制御部とを備えている。画像検出部は、放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積する複数の画素が配列された撮像領域を有し、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線画像を検出する。線量測定部は、画像検出部による蓄積動作中に、放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定する。停止信号発生部は、線量測定部により測定した放射線の線量が目標線量に達したときに、放射線発生装置に放射線の照射を停止させるための停止信号を発生する。通信部は、蓄積動作中に停止信号を放射線発生装置に向けて送信する通信処理、及び停止信号以外の通信処理を行う。制御部は、蓄積動作中において、少なくとも通信部による停止信号の送信が完了するまでの間、通信部による停止信号以外の通信に対して通信規制を行う。
　本発明によれば、画像検出部による蓄積動作中において、少なくとも停止信号の送信が完了するまでの間、停止信号以外の通信に対して通信規制が行われるので、停止信号の遅れを防止することが可能な放射線撮影システム及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置を提供することができる。これにより、放射線源の放射線の照射を適正なタイミングで停止させることができ、被写体の不用な被曝を少なくすることができる。さらに、適正なタイミングで停止できるため、目標とする線量を超過する超過線量も発生しないため放射線画像の画質の低下も防止できる。
Ｘ線撮影システムの概略的構成を示す説明図である。 電子カセッテの構成を示す外観斜視図である。 コンソールの電気的な構成を示すブロック図である。 電子カセッテの電気的な構成を示す説明図である。 Ｘ線の線量とこれに基づくＦＰＤの制御内容とを示す説明図である。 Ｘ線撮影システムの撮影手順を示すフローチャートである。 通信ポートを複数備えた電子カセッテの電気的構成を示すブロック図である。
　図１において、Ｘ線撮影システム１０は、Ｘ線発生装置１１と、Ｘ線撮影装置１２と、コンソール１３とからなる。Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線源１４と、Ｘ線源１４を制御する線源制御装置１５と、照射スイッチ１６とで構成される。Ｘ線源１４は、Ｘ線を放射するＸ線管１４ａと、Ｘ線管１４ａが放射するＸ線の照射野を限定する照射野限定器（コリメータ）１４ｂとを有する。
　Ｘ線管１４ａは、熱電子を放出するフィラメントからなる陰極と、陰極から放出された熱電子が衝突してＸ線を放射する陽極（ターゲット）とを有している。照射野限定器１４ｂは、例えば、Ｘ線を遮蔽する４枚の鉛板を四角形の各辺上に配置し、Ｘ線を透過させる四角形の照射開口が中央に形成されたものであり、鉛板の位置を移動することで照射開口の大きさを変化させて、照射野を限定する。
　線源制御装置１５は、Ｘ線源１４に対して高電圧を供給する高電圧発生器と、Ｘ線源１４が照射するＸ線の線質（エネルギースペクトル）を決める管電圧、単位時間当たりの線量を決める管電流、及びＸ線の照射時間を制御する制御部と、コンソール１３と通信可能な有線方式の通信部とを備えている。高電圧発生器は、トランスによって入力電圧を昇圧して高圧の管電圧を発生し、高電圧ケーブルを通じてＸ線源１４に駆動電力を供給する。管電圧、管電流、照射時間といった撮影条件は、線源制御装置１５の操作パネルを通じて放射線技師などのオペレータにより手動で設定される。なお、コンソール１３により線源制御装置１５の撮影条件を設定できるようにしてもよい。
　照射スイッチ１６は、放射線技師によって操作され、線源制御装置１５に信号ケーブルで接続されている。照射スイッチ１６は二段階押しのスイッチであり、一段階押しでＸ線源１４のウォームアップを開始させるためのウォームアップ開始信号を発生し、二段階押しでＸ線源１４に照射を開始させるための照射開始信号を発生する。これらの信号は信号ケーブルを通じて線源制御装置１５に入力される。
　線源制御装置１５は、照射スイッチ１６からウォームアップ開始信号が入力されると、Ｘ線源１４に対してウォームアップを開始させるとともに、Ｘ線撮影装置１２との間でＸ線の照射開始タイミングを同期させるための同期信号の通信を行う。具体的には、線源制御装置１５は、Ｘ線撮影装置１２に対して照射を開始してよいか否かを問い合わせる照射開始要求信号を送信し、Ｘ線撮影装置１２からその応答である照射許可信号を受信する。
　線源制御装置１５は、Ｘ線撮影装置１２から照射許可信号を受信し、かつ、照射スイッチ１６から照射開始信号を受けると、Ｘ線源１４に対して開始指令を発して電力供給を開始する。これにより、Ｘ線源１４はＸ線の照射を開始する。また、線源制御装置１５は、Ｘ線源１４への電力供給の開始とともに、Ｘ線の照射開始を表す同期信号をＸ線撮影装置１２に送信し、更に内蔵するタイマを作動させてＸ線の照射時間の計測を開始する。
　Ｘ線撮影システム１０は、ＡＥＣを実行して撮影を行うことが可能であり、ＡＥＣを実行する場合にはＸ線撮影装置１２から線源制御装置１５に対して停止信号が送信される。線源制御装置１５は、Ｘ線撮影装置１２からの停止信号を受信すると、Ｘ線源１４に対して停止指令を発して電力供給を停止する。Ｘ線源１４は、停止指令を受けるとＸ線の照射を停止させる。
　また、Ｘ線撮影システム１０は、ＡＥＣを実行せずに、撮影条件で設定された照射時間に基づいて撮影を行うことも可能である。この場合には、線源制御装置１５に照射時間が設定され、線源制御装置１５はタイマで照射時間の経過を監視し、照射時間が経過した時点でＸ線の照射を停止させる。なお、ＡＥＣを実行して撮影を行う場合においても、線源制御装置１５は、タイマで照射時間の経過を監視し、停止信号が無い場合でも、安全規制上設定された最大照射時間を経過した場合にはＸ線の照射を停止する。
　Ｘ線撮影装置１２は、本発明の放射線画像検出装置に相当する電子カセッテ１９と、撮影台２０とから構成される。図２に示すように、電子カセッテ１９は、ＦＰＤ２３と、ＦＰＤ２３を収容する可搬型の筐体２４とからなり、Ｘ線源１４から照射されて被写体Ｈを透過したＸ線を受けて被写体ＨのＸ線画像を検出する。電子カセッテ１９の筐体２４は、平面形状が略矩形の偏平な形態を有しており、平面サイズはフイルム用カセッテやＩＰ用カセッテと略同様の大きさである。
　筐体２４の側面には、通信用端子（通信ポート）と電源端子とを一体化した複合端子２５が設けられている。複合端子２５には、通信コネクタと電源コネクタとが一体化された複合コネクタ２６が装着される。複合コネクタ２６には、通信ケーブルと電源ケーブルとが一体化された複合ケーブル２７が接続されており、複合ケーブル２７の他端には、コンソール１３の通信ポートと接続される通信用コネクタと、電子カセッテ１９用の電源装置と接続される電源用コネクタとが設けられている。これにより、電子カセッテ１９は、コンソール１３と通信可能に接続されるとともに、外部から電源供給を受けることができる。
　撮影台２０は、電子カセッテ１９が着脱自在に取り付けられるスロットを有し、Ｘ線が入射する入射面がＸ線源１４と対向する姿勢で電子カセッテ１９を保持する。電子カセッテ１９は、筐体のサイズがフイルムカセッテやＩＰカセッテと略同様の大きさであるため、フイルムカセッテやＩＰカセッテ用の撮影台にも取り付け可能である。なお、撮影台２０として、被写体Ｈを立位姿勢で撮影する立位撮影台を例示しているが、被写体Ｈを臥位姿勢で撮影する臥位撮影台でもよい。
　図３に示すように、コンソール１３は、撮影オーダやＸ線画像等を表示するディスプレイ２９と、撮影条件等の入力を行う入力デバイス３０と、コンソール１３全体を制御するＣＰＵ３１と、ＣＰＵ３１の処理作業に用いられるメモリ３２と、Ｘ線画像の画像データを記憶するストレージデバイス３３と、線源制御装置１５及び電子カセッテ１９と通信可能に接続された有線方式の通信部３４とを備えており、これらはデータバス３５を介して接続されている。
　コンソール１３は、電子カセッテ１９との間で通信部３４を介して制御信号の通信を適宜行うことにより、電子カセッテ１９を制御する。具体的には、コンソール１３は、電子カセッテ１９が起動しているか否かを確認するライフチェック信号や、電子カセッテ１９の温度等の状態を問い合わせる状態監視信号等の制御信号を定期的に電子カセッテ１９に送信する。電子カセッテ１９は、コンソール１３から送信される制御信号に対して応答信号をコンソール１３に送信する。コンソール１３は、応答信号の内容に応じた制御を行う。更に、コンソール１３から電子カセッテ１９に送信される制御信号には、キャリブレーション信号がある。コンソール１３は、所定のタイミングで電子カセッテ１９にキャリブレーション信号を送信し、電子カセッテ１９にキャリブレーションを実行させる。
　また、上記制御信号とは逆に、電子カセッテ１９からコンソール１３に向けて送信する制御信号には、エラー通知がある。エラー通知は、電子カセッテ１９においてエラーが発生した場合に、コンソール１３に向けて送信される。コンソール１３は、電子カセッテ１９からエラー通知を受信すると、エラー内容に応じた制御を行う。このように、電子カセッテ１９とコンソール１３間で通信される制御信号には、コンソール１３から電子カセッテ１９に送信される制御信号として、ライフチェック信号、状態監視信号、キャリブレーション信号などがあり、電子カセッテ１９からコンソール１３に送信される制御信号としては、エラー通知がある。ここで、ＣＰＵ３１は、請求の範囲における第２制御部に相当し、通信部３４は第２通信部に相当する。
　コンソール１３は、電子カセッテ１９に対して撮影条件を送信して、ＦＰＤ２３の信号処理の条件を設定させる。また、コンソール１３は、線源制御装置１５と電子カセッテ１９との間で、Ｘ線の照射開始時の同期信号及びＸ線の照射を停止させる停止信号の送受信を中継することにより、Ｘ線発生装置１１によるＸ線の照射開始・終了タイミングとＦＰＤ２３の蓄積・読み出し動作とを同期させるための同期制御を行う。更に、コンソール１３は、電子カセッテ１９が出力する画像データを受信してガンマ補正、周波数処理等の各種画像処理を施す。画像処理済みのＸ線画像はコンソール１３のディスプレイ２９に表示される他、そのデータがコンソール１３内のストレージデバイス３３、あるいはコンソール１３とネットワーク接続された画像蓄積サーバといったデータストレージデバイスに格納される。
　また、コンソール１３は、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的といった情報が含まれる検査オーダの入力を受け付けて、検査オーダをディスプレイ２９に表示する。検査オーダは、ＨＩＳ（病院情報システム）やＲＩＳ（放射線情報システム）といった患者情報や放射線検査に係る検査情報を管理する外部システムから入力されるか、放射線技師などのオペレータにより入力デバイス３０によって手動入力される。オペレータは、検査オーダの内容をディスプレイ２９で確認し、その内容に応じた撮影条件をコンソール１３の入力デバイスによって入力する。
　図４において、ＦＰＤ２３は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板を有し、この基板上にＸ線の入射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素３７を配列してなる撮像領域３８を有する検出パネルと、画素３７を駆動して信号電荷の読み出しを制御するゲートドライバ３９と、画素３７から読み出された信号電荷をデジタルデータに変換して出力する信号処理回路４０と、ゲートドライバ３９と信号処理回路４０とを制御して、ＦＰＤ２３の動作を制御する制御部４１とを備えている。複数の画素３７は、所定のピッチで二次元にｎ行（ｘ方向）×ｍ列（ｙ方向）のマトリクスに配列されている。ここで、ｎ、ｍは２以上の整数であり、ＦＰＤ２３の画素数は、例えば約２０００×２０００である。
　また、制御部４１には、有線方式によってコンソール１３の通信部３４との通信処理を行う通信部４２と、被写体Ｈを透過して電子カセッテ１９に照射されたＸ線の線量を測定する線量測定部４３とが接続されている。通信部４２には、上述した複合端子２５が接続されている。通信部４２は、例えば、複合端子２５を通じて送受信される信号に対して、通信プロトコルに則った伝送制御を行う。具体的には、制御部４１から受け取った送信用の信号に対して通信プロトコルで定められた伝送制御情報（例えば送信先や送信元のＩＰアドレスなど）を付加したり、反対に受信した信号に対しては伝送制御情報を取り除いて制御部４１に受け渡すといった処理の他、信号の受信時には送信元に対して受信確認信号を送信するなどの処理を行う。ここで、制御部４１は、請求の範囲における第１制御部又は制御部に相当し、通信部４２は第１通信部又は通信部に相当する。
　ＦＰＤ２３は、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ（図示せず）を有し、シンチレータによって変換された可視光を画素３７で光電変換する間接変換型である。シンチレータは、画素３７が配列された撮像領域３８の全面と対向するように配置されている。シンチレータは、ＣｓＩ（ヨウ化セシウム）やＧＯＳ（ガドリニウムオキシサルファイド）などの蛍光体からなる。なお、Ｘ線を直接電荷に変換する変換層（アモルファスセレン等）を用いた直接変換型のＦＰＤを用いてもよい。
　画素３７は、可視光の入射によって電荷（電子－正孔対）を発生する光電変換素子であるフォトダイオード４５、フォトダイオード４５が発生した電荷を蓄積するキャパシタ（図示せず）、およびスイッチング素子として薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）４６を備える。
　フォトダイオード４５は、ａ－Ｓｉ（アモルファスシリコン）などの半導体層（例えばＰＩＮ型）を有し、その上下に上部電極および下部電極が配されている。フォトダイオード４５は、下部電極にＴＦＴ４６が接続され、上部電極にはバイアス線（図示せず）が接続される。
　バイアス線を通じて、撮像領域３８内の全画素３７に対して、フォトダイオード４５の上部電極にバイアス電圧が印加される。バイアス電圧の印加によりフォトダイオード４５の半導体層内に電界が生じ、光電変換により半導体層内で発生した電荷（電子－正孔対）は、一方がプラス、他方がマイナスの極性を持つ上部電極と下部電極に移動し、キャパシタに電荷が蓄積される。
　ＴＦＴ４６は、ゲート電極が走査線４８に、ソース電極が信号線４９に、ドレイン電極がフォトダイオード４５にそれぞれ接続される。走査線４８と信号線４９は格子状に配線されている。走査線４８は撮像領域３８内の画素３７の行数分（ｎ行分）設けられ、各走査線４８は各行の複数の画素３７に接続される共通配線である。信号線４９は画素３７の列数分（ｍ列分）設けられ、各信号線４９は各列の複数の画素３７に接続される共通配線である。各走査線４８はゲートドライバ３９に接続され、各信号線４９は信号処理回路４０に接続される。
　ゲートドライバ３９は、ＴＦＴ４６を駆動することにより、Ｘ線の入射量に応じた信号電荷を画素３７に蓄積する蓄積動作と、画素３７から信号電荷を読み出す読み出し動作と、画素３７に蓄積される電荷をリセットするリセット動作とを行わせる。制御部４１は、ゲートドライバ３９によって実行される上記各動作の開始タイミングを制御する。
　蓄積動作ではＴＦＴ４６がオフ状態にされ、その間に画素３７に信号電荷が蓄積される。読み出し動作では、ゲートドライバ３９から同じ行のＴＦＴ４６を一斉に駆動するゲートパルスＧ１～Ｇｎを順次発生して、走査線４８を一行ずつ順に活性化し、走査線４８に接続されたＴＦＴ４６を一行分ずつオン状態とする。
　一行分のＴＦＴ４６がオン状態になると、一行分の画素３７のそれぞれに蓄積された信号電荷が、各信号線４９を通じて信号処理回路４０に入力される。信号処理回路４０において、一行分の信号電荷は電圧に変換されて出力され、各信号電荷に応じた出力電圧が、電圧信号Ｄ１～Ｄｍとして読み出される。アナログの電圧信号Ｄ１～Ｄｍはデジタルデータに変換されて、一行分の各画素の濃度を表すデジタルな画素値である画像データが生成される。画像データは、電子カセッテ１９に内蔵されるメモリ５１に出力される。
　フォトダイオード４５の半導体層には、Ｘ線の入射の有無に関わらず暗電流が発生する。暗電流に応じた電荷である暗電荷はバイアス電圧が印加されているためにキャパシタに蓄積される。暗電荷は、画像データに対してはノイズ成分となるので、これを除去するためにリセット動作が行われる。リセット動作は、画素３７において発生する暗電荷を、画素３７から信号線４９を通じて掃き出す動作である。
　リセット動作は、例えば、一行ずつ画素３７をリセットする順次リセット方式で行われる。順次リセット方式では、信号電荷の読み出し動作と同様、ゲートドライバ３９から走査線４８に対してゲートパルスＧ１～Ｇｎを順次発生して、画素３７のＴＦＴ４６を一行ずつオン状態にする。ＴＦＴ４６がオン状態になっている間、画素３７から暗電荷が信号線４９を通じて信号処理回路４０に入力される。
　リセット動作では、読み出し動作と異なり、信号処理回路４０において、暗電荷に応じた出力電圧の読み出しは行われない。リセット動作では、各ゲートパルスＧ１～Ｇｎの発生と同期して、制御部４１から信号処理回路４０にリセットパルスＲＳＴが出力される。信号処理回路４０においてリセットパルスＲＳＴが入力されると、後述する積分アンプ５３のリセットスイッチ５３ａがオンされて、入力された暗電荷がリセットされる。
　順次リセット方式に代えて、配列画素の複数行を一グループとしてグループ内で順次リセットを行い、グループ数分の行の暗電荷を同時に掃き出す並列リセット方式や、全行にゲートパルスを入れて全画素の暗電荷を同時に掃き出す全画素リセット方式を用いてもよい。並列リセット方式や全画素リセット方式によりリセット動作を高速化することができる。
　信号処理回路４０は、積分アンプ５３、ＭＵＸ５４およびＡ／Ｄ変換器５５等からなる。積分アンプ５３は、各信号線４９に対して個別に接続される。積分アンプ５３は、オペアンプとオペアンプの入出力端子間に接続されたキャパシタとからなり、信号線４９はオペアンプの一方の入力端子に接続される。積分アンプ５３のもう一方の入力端子（図示せず）はグランド（ＧＮＤ）に接続される。積分アンプ５３は、信号線４９から入力される信号電荷を積算し、電圧信号Ｄ１～Ｄｍに変換して出力する。
　各列の積分アンプ５３の出力端子は、電圧信号Ｄ１～Ｄｍを増幅する増幅器（図示せず）や、電圧信号Ｄ１～Ｄｍを保持するサンプルホールド部（図示せず）を介して、ＭＵＸ５４に接続されている。ＭＵＸ５４は、パラレルに接続される複数の積分アンプ５３から１つを選択し、選択した積分アンプ５３から出力される電圧信号Ｄ１～ＤｍをシリアルにＡ／Ｄ変換器５５に入力する。
　Ａ／Ｄ変換器５５は、入力された一行分のアナログの電圧信号Ｄ１～Ｄｍをそれぞれの信号レベルに応じたデジタルな画素値に変換してメモリ５１に出力する。メモリ５１には、一行分の画素値が、それぞれの画素３７の撮像領域３８内の座標に対応付けられて、一行分のＸ線画像を表す画像データとして記録される。
　積分アンプ５３から一行分の電圧信号Ｄ１～Ｄｍが出力されると、制御部４１は、積分アンプ５３に対してリセットパルスＲＳＴを出力し、積分アンプ５３のリセットスイッチ５３ａをオンする。これにより、積分アンプ５３に蓄積された一行分の信号電荷がリセットされる。積分アンプ５３がリセットされると、ゲートドライバ３９から次の行のゲートパルスが出力され、次の行の画素３７の信号電荷の読み出しを開始させる。これらの動作を順次繰り返して全行の画素３７の信号電荷を読み出す。
　全行の読み出しが完了すると、一画面分のＸ線画像を表す画像データがメモリ５１に記録される。メモリ５１に記録された画像データに対しては、ＦＰＤ２３の個体差や環境に起因して生じる固定パターンノイズであるオフセット成分を除去するオフセット補正や、各フォトダイオード４５の感度のばらつきや信号処理回路４０の出力特性のばらつきなどを補正するための感度補正といった画像補正処理が施される。画像データは、メモリ５１から読み出され、通信部４２によりコンソール１３に送信される。こうして被写体ＨのＸ線画像が検出される。
　ＦＰＤ２３は、Ｘ線の照射量を検出する機能を備えている。図４においてハッチングで示すように、ＦＰＤ２３の撮像領域３８内には、画素３７に加えて、Ｘ線の照射量を検出するための線量検出センサとして機能する短絡画素５８が設けられている。画素３７は、ＴＦＴ４６のオンオフによって信号線４９との電気的な接続のオンオフが切り替えられるのに対し、短絡画素５８は、信号線４９と常時短絡している。
　短絡画素５８は、構造は画素３７とほぼ同様であり、フォトダイオード４５とＴＦＴ４６とを有しており、フォトダイオード４５はＸ線の入射量に応じた信号電荷を発生する。短絡画素５８において、画素３７との構造上の相違点は、ＴＦＴ４６のソースとドレインが結線により短絡している点であり、短絡画素５８のＴＦＴ４６のスイッチング機能は失われている。これにより、短絡画素５８のフォトダイオード４５が発生する信号電荷が常時信号線４９に流出し、積分アンプ５３に入力される。なお、短絡画素５８のＴＦＴ４６のソースとドレインを結線する代わりに、短絡画素５８についてはＴＦＴ４６そのものを設けずに、フォトダイオード４５と信号線４９を直接接続してもよい。
　制御部４１は、ＭＵＸ５４によって、短絡画素５８からの信号電荷が入力される積分アンプ５３を選択して、積分アンプ５３の電圧信号（線量検出信号）を読み出す。積分アンプ５３からの線量検出信号は、Ａ／Ｄ変換器５５に入力されてデジタル値に変換されて、メモリ５１に出力される。メモリ５１は、撮像領域３８内の各短絡画素５８の座標情報と対応付けて記録される。ＦＰＤ２３は、こうした線量検出動作を、Ｘ線の照射中において所定のサンプリングレートで複数回繰り返す。
　線量測定部４３は、Ｘ線の照射中に、メモリ５１から線量検出信号を読み出して、読み出した線量検出信号を積算することにより、被写体Ｈを透過してＦＰＤ２３に照射されたＸ線の累積線量を測定する。
　図５は、１回の撮影において、ＦＰＤ２３に照射されるＸ線の単位時間当たりの照射量の経時変化を表す照射プロファイルと、ＦＰＤ２３の動作状態の推移を示すグラフである。Ｘ線の照射プロファイルにおいて、Ｘ線の照射量は、横軸に時間、縦軸にＸ線の照射量をとったグラフにおいてほぼ台形状になる。Ｘ線源１４が開始指令を受けてＸ線の照射を開始すると、Ｘ線の照射量は徐々に増加し、撮影条件として設定された管電流に応じたピーク値まで上昇し、停止指令を受けるまでの間は、ピーク値付近でほぼ定常な状態を保つ。そして、Ｘ線源１４が停止指令を受けてＸ線の照射が停止されると、Ｘ線の照射量は徐々に下降してやがて「０」になり、Ｘ線の照射が完全に停止する。照射プロファイルにおいて、その面積が累積線量を表す。
　制御部４１は、コンソール１３から入力された患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的等の撮影条件に基づいて照射すべき目標線量を設定する。例えば、図５において、ハッチングで示す面積が目標線量ＴＤとして設定される。制御部４１は、コンソール１３から撮影準備の指示が入力されると、ＦＰＤ２３を待機状態に移行させる。待機状態においては、制御部４１は、ＦＰＤ２３にリセット動作を実行させる。制御部４１は、線源制御装置１５から照射開始時の同期信号が入力されると、画素３７のＴＦＴ４６をオフして待機状態から蓄積動作に移行させる。ＴＦＴ４６がオフされるため、画素３７には照射されたＸ線の線量に応じた信号電荷が蓄積される。
　画素３７のＴＦＴ４６がオフされても、短絡画素５８は信号線４９と常時短絡しているので、線量測定部４３は、Ｘ線が照射されている間、信号線４９に流出する短絡画素５８の出力に基づいて、ＦＰＤ２３に照射されたＸ線の累積線量を測定することができる。線量測定部４３は、メモリ５１から読み出した短絡画素５８の線量検出信号を積算してＸ線の累積線量を測定し、測定した累積線量を制御部４１に入力する。制御部４１は、累積線量と目標線量とを比較し、Ｘ線の累積線量が目標線量ＴＤに達したときには、停止信号を発生する。制御部４１は、停止信号を通信部４２に入力して、通信部４２によって線源制御装置１５に停止信号を送信させる。なお、本例において、制御部４１を停止信号発生部として機能させているが、線量測定部４３を停止信号発生部として機能させてもよい。この場合には、線量測定部４３が、測定した累積線量と目標線量ＴＤの比較を行い、累積線量が目標線量ＴＤに達したときに停止信号を発生する。
　停止信号を受けた線源制御装置１５は、Ｘ線源１４に停止指令を送信し、Ｘ線の照射を停止させる。また、制御部４１は、線源制御装置１５からＸ線の照射を停止させた旨の応答信号が返ってきた時点でＦＰＤ２３の蓄積動作を終了させ、読み出し動作に移行させる。なお、ＦＰＤ２３の読み出し動作中にＸ線が照射されることによるアーチファクトの発生を防止するため、応答信号はＸ線の照射停止後に送信される。
　上述したように、電子カセッテ１９とコンソール１３との間は１つの通信回線によって接続されている。そのため、電子カセッテ１９から線源制御装置１５に停止信号を送信する際に、電子カセッテ１９とコンソール１３との間で制御信号の通信が行われていると、通信の混雑や衝突によって停止信号の送信に遅れが生じることがある。
　特に、電子カセッテ１９がコンソール１３から受信する制御信号（ライフチェック信号、状態監視信号、キャリブレーション信号など）の受信タイミングと、電子カセッテ１９からコンソール１３への停止信号の送信タイミングが重なると、通信の混雑や衝突が生じる可能性が高い。また、複数の信号の送受信処理が重なるため通信部４２における通信処理の負荷も増える。さらに、電子カセッテ１９はコンソール１３からの制御信号を受信すると、制御信号に対する応答信号をコンソール１３に送信しなければならない。そのため、応答信号と停止信号の送信タイミングが重なることにより、通信部４２の通信処理の負荷も増加する。こうした理由により、停止信号の送信に遅れが生じるおそれがある。
　この問題を解決するため、電子カセッテ１９の制御部４１とコンソール１３のＣＰＵ３１は、ＦＰＤ２３の蓄積動作中において、電子カセッテ１９の通信部４２による停止信号の送信が完了するまでの間、電子カセッテ１９とコンソール１３との間で行われる通信を規制する制御を行う。具体的には、電子カセッテ１９の制御部４１は、ＦＰＤ２３の蓄積動作中において、停止信号の送信完了までの間、通信部４２に停止信号の送信のみを行わせて、停止信号以外の信号の送受信を停止するように制御する。停止信号以外の送信には、コンソール１３からの制御信号に対する応答信号の送信の他、例えば、前回の撮影によって得られメモリ５１に記録済みの画像データなどの送信も含まれる。また、通信部４２は、停止信号以外の信号の送信に加えて、コンソール１３から送信される信号の受信も停止する。つまり、電子カセッテ１９の制御部４１は、ＦＰＤ２３の蓄積動作中において、停止信号の送信完了までの間、通信部４２による停止信号の送信以外の通信をすべて停止することにより、通信規制を行う。
　また、コンソール１３のＣＰＵ３１も、通信部３４を制御することにより、電子カセッテ１９との間の通信を規制する。具体的には、コンソール１３のＣＰＵ３１は、通信部３４を制御して、ＦＰＤ２３の蓄積動作中において、電子カセッテ１９から送信された停止信号の中継のみを行い、電子カセッテ１９に対する制御信号（ライフチェック信号、状態監視信号、キャリブレーション信号など）の送信を停止する。
　通信規制を開始するタイミングについて、より具体的には、電子カセッテ１９の制御部４１及びコンソール１３のＣＰＵ３１は、線源制御装置１５から照射開始時の同期信号が入力されて、入力された同期信号に対して応答したときに、停止信号以外の信号の通信規制を開始する。停止信号以外の信号の通信規制は、少なくとも停止信号の送信が完了するまでの間継続される。
　図６のフローチャートを参照して、Ｘ線撮影システム１０の作用について説明する。電子カセッテ１９がセットされた撮影台２０に対して、被写体Ｈの撮影部位とＸ線源１４の照射位置とが位置合わせされる。コンソール１３には、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的等の検査オーダが入力され、この検査オーダに基づいて撮影条件が設定される(Ｓ１０１）。コンソール１３は、設定された撮影条件を通信部３４によって電子カセッテ１９に送信する。電子カセッテ１９の制御部４１は、通信部４２により受信した撮影条件に基づいてＸ線の目標線量ＴＤを設定する（Ｓ２０１）。線源制御装置１５には、操作パネルによって管電圧、管電流、照射時間などの撮影条件が設定される（Ｓ３０１）。
　コンソール１３は、通信部３４によって電子カセッテ１９に撮影の準備を行わせる撮影準備指示を電子カセッテ１９に送信する（Ｓ１０２）。電子カセッテ１９では、通信部４２により撮影準備指示を受信した際に、ＦＰＤ２３を待機状態に移行させる（Ｓ２０２）。線源制御装置１５は、照射スイッチ１６から照射開始信号が入力されると、Ｘ線源１４に対して照射開始指令を入力する（Ｓ３０２）。Ｘ線源１４は、被写体Ｈに向けてＸ線の照射を開始する。これと同時に線源制御装置１５は、コンソール１３を介して電子カセッテ１９に同期信号を送信する（Ｓ３０２）。電子カセッテ１９の制御部４１は、同期信号を受信するとＦＰＤ２３に蓄積動作を開始させる（Ｓ２０３）。
　制御部４１は、ＦＰＤ２３の蓄積動作中に出力電圧Ｖｏｕｔを積算して、被写体Ｈを透過してＦＰＤ２３に照射されたＸ線の累積線量を測定する（Ｓ２０３）。また、コンソール１３及び電子カセッテ１９は、ＦＰＤ２３の蓄積動作中は、通信部３４及び４２に、少なくとも停止信号の送信完了まで停止信号以外の通信を停止させる（Ｓ１０３、Ｓ２０４）。制御部４１は、Ｘ線の累積線量と目標線量ＴＤとを比較し、Ｘ線の累積線量が目標線量ＴＤに達したときに、通信部４２にコンソール１３を介して線源制御装置１５に停止信号を送信させる（Ｓ２０５）。停止信号を受けた線源制御装置１５は、Ｘ線源１４に停止指令を送信してＸ線の照射を停止させる（Ｓ３０３）。
　制御部４１は、線源制御装置１５からＸ線の照射を停止させた旨の応答信号が返ってきた時点（Ｓ３０４）でＦＰＤ２３の蓄積動作を終了させ（Ｓ２０６）、読み出し動作に移行させる（Ｓ２０７）。コンソール１３のＣＰＵ３１及び電子カセッテ１９の制御部４１は、通信規制を解除して、通信部３４及び４２に、停止信号以外の信号の通信を再開させる（Ｓ１０４、Ｓ２０８）。読み出されたＸ線画像のデータは、電子カセッテ１９からコンソール１３に送信され（Ｓ２０９）、所定の画像処理を経た後にストレージデバイス３３に記憶される（Ｓ１０５）。
　以上で説明したように、ＦＰＤ２３の蓄積動作中は、停止信号以外の通信が停止されるので、停止信号が通信の混雑や信号の衝突によって遅れることはない。したがって、Ｘ線源１４のＸ線の照射を適正なタイミングで停止させることができ、被写体Ｈの不用な被曝を少なくすることができる。また、適正なタイミングで停止させることにより、目標線量ＴＤを超過する超過線量も低減されるので、良好な画質のＸ線画像が得られる。
　上記実施形態では、ＦＰＤ２３の蓄積動作中における通信規制に関して、電子カセッテ１９とコンソール１３の間で行われる、停止信号以外の通信をすべて停止する例で説明したが、電子カセッテ１９からコンソール１３に対して送信されるエラー通知については通信規制の対象から除外してもよい。エラー通知は電子カセッテ１９においてエラーが発生した場合にその旨を通知するものであるため、迅速性が要求される場合があるからである。
　また、上記実施形態では、電子カセッテ１９の制御部４１とコンソール１３のＣＰＵ３１の両方が、それぞれの通信部４２と通信部３４を制御して通信規制を行う例で説明したが、制御部４１及びＣＰＵ３１の少なくとも一方の制御により、通信部４２と通信部３４の間における通信規制が行われればよい。
　例えば、コンソール１３のＣＰＵ３１が、通信部３４において実行される、電子カセッテ１９への制御信号（ライフチェック信号、状態監視信号など）の送信処理を停止させる制御を行うだけでもよい。つまり、電子カセッテ１９の制御部４１に関しては、通信部４２に対する通信規制に関わる制御を行わなくてもよい。
　というのも、電子カセッテ１９からコンソール１３へ送信される主要な信号は、コンソール１３からの制御信号に対する応答信号、エラー通知及び画像データである。このうち、エラー通知が送信されるケースは、そもそも電子カセッテ１９が正常に動作していない可能性が高く、停止信号の遅延の有無に関わらず撮影そのものが失敗に終わっている可能性が高い。また、ＦＰＤ２３が蓄積動作中に送信される画像データは、上述のとおり、現在撮影中（蓄積中）の画像データではなく、前回撮影時の画像データと考えられる。前回撮影時の画像データは、現在の蓄積動作が開始されるまでの間に送信済みになるケースが多いと考えられるので、ＦＰＤ２３の蓄積動作中に送信処理が行われる可能性は低い。そのため、エラー通知や画像データについては、電子カセッテ１９が積極的に送信を停止する必要性は低い。
　これに対して、コンソール１３から定期的に送信される制御信号に対する応答信号は、エラー通知や画像データと比較して、ＦＰＤ２３の蓄積動作中における発生頻度が高いため、送信を停止する必要性が高い。しかしながら、応答信号は、コンソール１３からの制御信号を契機として送信される信号であるので、電子カセッテ１９に制御信号が送信されなければ、電子カセッテ１９において応答信号の送信処理が発生することはない。そのため、コンソール１３において制御信号の送信を停止しておけば、電子カセッテ１９が積極的に送信処理を停止しなくても、結果的に電子カセッテ１９の送信処理が停止された状態となる。
　以上の理由から、コンソール１３のＣＰＵ３１が電子カセッテ１９への制御信号（ライフチェック信号、状態監視信号など）の送信処理を停止させる通信規制を行えば、停止信号の遅延を防止するという本発明の効果を得ることができる。
もちろん、上述したとおり、発生頻度が少ないとはいえ、前回撮影した画像データのように、ＦＰＤ２３の蓄積動作中において電子カセッテ１９からコンソール１３へ送信される信号が存在することも考えられるため、電子カセッテ１９において停止信号以外の通信を停止しておけば、停止信号の遅延を防止するという本発明の効果はより確実なものとなる。
　なお、コンソール１３ではなく、電子カセッテ１９だけが通信規制を行ってもよい。例えば、電子カセッテ１９の制御部４１が、通信部４２に対してコンソール１３からの制御信号を破棄させることにより、制御信号の受信処理を停止させる制御を行う。こうすれば、制御部４１及び通信部４２において制御信号の応答処理に掛かる負荷を低減することができる。ただし、この場合は、コンソール１３において通信規制が行われずに制御信号の送信自体は継続されるため、伝送路における通信の混雑や衝突に対する低減効果は少ない。また、コンソール１３において、制御信号に対する電子カセッテ１９からの応答が無いと異常と判断してしまうケースもありうる。したがって、上述のコンソール１３及び電子カセッテ１９の両方による通信規制か、あるいは、コンソール１３のみによる通信規制を実行することが好ましい。
　また、上記実施形態では、ＦＰＤ２３の蓄積動作中における通信規制の対象となる信号として、ライフチェック信号、状態監視信号、キャリブレーション信号、エラー通知及び画像データを例に説明したが、これら以外の信号で停止信号の遅延に影響する信号があればその信号を通信規制の対象としてもよい。
　また、上記実施形態では、撮像領域内に設けられた短絡画素によって、Ｘ線の線量を検出しているが、短絡画素は、通常の画素とほぼ同一構造であり、Ｘ線に対する感度もほぼ同一であるため、Ｘ線の線量を正確に検出することが可能である。また、構造がほぼ同一であるので、製造もしやすく、製造コストの増加も少ない。
　上記実施形態は、通信ポートである複合端子２５が１つしか設けられていない電子カセッテ１９を例に説明したが、図７に示すように、通信部４２に複数の通信ポート６０、６１を接続し、例えば一方の通信ポート６０を停止信号の送信専用にし、他方の通信ポートをその他の信号及びデータ用にした電子カセッテ６２にも本発明を適用することができる。通信ポートを複数設けた場合には、複数の通信ポートのそれぞれにおいては通信の混雑や信号の衝突は減少するが、通信部４２で送受信される信号の数が多くなると、通信部４２において、各通信ポートを通じて送受信される信号に対して施す処理の負荷が増加して通信に遅れが発生することがある。Ｘ線の照射時間は撮影部位によっては数十ｍｓｅｃという場合もあり、このような短時間で停止信号を迅速に送信するためには、通信部４２に掛かる負荷の僅かな増加が通信遅延に大きく影響する場合がある。しかし、本発明のように、ＦＰＤ２３の蓄積動作中に停止信号以外の通信を規制すれば、通信部４２に掛かる余分な負荷を抑制し、通信部４２の処理能力を停止信号の処理に集中させることができる。このため、停止信号の通信遅延を防止することができる。
　また、通信ポートを複数設けるだけでなく、通信処理を担う通信部４２についても、停止信号専用の第１通信部と停止信号以外の信号の通信処理を担う第２通信部を設けるというように、複数設けてもよい。この方法によれば、第１通信部は停止信号以外の通信処理を実行しないため、第１通信部に掛かる負荷が軽減されるとともに、信号毎に通信ポートも分離されるため、通信の混雑や信号の衝突による通信遅延も低減される。これにより、停止信号の通信遅延を防止することができる。
　しかし、通信部を複数設けた場合でも、停止信号の通信遅延を確実に防止するためには、本発明を適用することが効果的である。というのは、通信部を複数設けた場合には、制御部４１において複数の通信部を統括する制御が必要になり、その分制御部４１の負荷が増加するからである。つまり、複数の通信部が同時に通信処理を実行する場合には、統括制御の対象が増加する分、制御部４１に掛かる負荷は大きくなる。制御部４１の統括制御に遅れが発生すれば、複数の通信部のそれぞれの通信処理も遅れるという結果となる。したがって、通信部を複数設けた場合でも、ＦＰＤの蓄積動作中においては停止信号以外の通信を規制することが好ましい。
　さらに、通信部を複数設けると、部品コストの増加や、通信部を設ける配置スペースの増加といったデメリットもある。こうしたデメリットを解消するためにも、通信部は１つであることが好ましい。また、電子カセッテは、筐体が小型であるため、配置スペースの確保が難しい。通信部を１つにすることは電子カセッテにおいて特に有効である。
　上記実施形態では、通信処理を、制御部４１とは別の通信部４２が行う例で説明したが、通信部４２の機能の全部又は一部を制御部４１に統合してもよい。
　さらに、本発明は、上記各実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採り得ることはもちろんである。
　上記各実施形態では、コンソール１３、線源制御装置１５及び電子カセッテ１９の間を有線方式の通信部によって接続した場合について説明したが、無線方式で接続したＸ線撮影システムや、無線と有線とが混在したＸ線撮影システムにも本発明は適用可能である。
　また、短絡画素以外の方法でＸ線の線量を検出してもよい。例えば、通常画素に設けられる画像読み出し用のＴＦＴに加えて、線量検出用のＴＦＴが設けられた検出画素を設けて、これを線量検出センサとして使用してもよい。検出画素は線量検出時には線量検出用のＴＦＴがオンして線量検出信号を出力し、画像読み出し時には画像読み出し用ＴＦＴをオンして画像信号を出力する。
　また、短絡画素や検出画素のように画素の一部を利用した形態でなくてもよい。例えば、隣接する画素の間に線量検出センサを設けてもよい。また、例えば、画素を構成するフォトダイオードにはバイアス電圧が印加されるが、フォトダイオードで発生する信号電荷の量に応じてバイアス線に流れるバイアス電流も変化する。こうしたバイアス電流を検出して、Ｘ線の線量を検出してもよい。バイアス電流を検出する場合にはバイアス線やバイアス電流を計測する計測部が線量検出センサを構成する。また、画素のＴＦＴをオフした状態でも、フォトダイオードで発生する信号電荷の量に応じて、僅かであるが信号線にリーク電流が流れる。このリーク電流を検出して、Ｘ線の線量を検出してもよい。リーク電流を検出する場合には、信号線やリーク電流を計測する計測部が線量検出センサを構成する。
　また、ガラス基板を使用してＴＦＴマトリックス基板を形成したＴＦＴ型のＦＰＤを例に説明したが、半導体基板を使用したＣＭＯＳイメージセンサやＣＣＤイメージセンサを使用したＦＰＤでもよい。このうちＣＭＯＳイメージセンサを使用すると、次のようなメリットがある。ＣＭＯＳイメージセンサの場合、画素に蓄積される信号電荷を読み出し用の信号線に流出させることなく、各画素に設けられたアンプを通じて電圧信号として読み出す、いわゆる非破壊読み出しが可能である。これによれば、蓄積動作中においても、撮像領域内の任意の画素を選択して、その画素から信号電荷を読み出すことによりＸ線の線量検出が可能である。したがって、ＣＭＯＳイメージセンサを使用する場合には、上記短絡画素のように、線量検出用の専用の線量検出センサを用いることなく、通常の画素のいずれかを、線量検出センサとして兼用させることが可能となる。
　なお、上記実施形態では、停止信号の送信に対して線源制御装置１５から応答信号が返ってきた時点で蓄積動作を終了するとともに、通信規制を解除して停止信号以外の通信を再開することとしたが、応答信号ではなく、停止信号を送信した後、短絡画素５８で実際にＸ線の照射が停止されたことを検出したタイミングで、蓄積動作の終了及び通信規制の解除を行ってもよい。Ｘ線の照射が実際に停止したことを検出する方法としては、例えば、短絡画素５８を用いる方法がある。停止信号を送信した後も、短絡画素５８を用いた線量検出動作を継続し、線量測定部４３が線量検出信号に基づいてＸ線の照射が実際に停止したことを検出する。Ｘ線の照射が停止されると線量検出信号の信号値もほぼゼロになるため、線量測定部４３は、線量検出信号の信号値を監視することにより、Ｘ線の照射が実際に停止したことを検出することができる。
　また上記実施形態では、通信規制を解除して停止信号以外の通信を再開するタイミングを、蓄積動作が完了した後としているが、蓄積動作の完了後、更に画像情報を読み出す読み出し動作まで完了した後に、通信規制を解除して停止信号以外の通信を再開させてもよい。これは、ＦＰＤ２３から出力されたアナログの電圧信号は、ＡＤ変換が完了するまでノイズが乗りやすいため、読み出し動作が完了した後に通信を再開した方が画質劣化の観点でより好ましいためである。
　なお、通信規制の解除のタイミングを読み出し動作の完了後とした場合には、上記実施形態のように蓄積完了直後に通信規制を解除する場合と比べれば、読み出し動作を実行する時間分、停止信号以外の通信が再開されるタイミングが遅れるが、撮影動作全体として見たときの影響は非常に小さい。したがって、読み出し動作時におけるノイズ発生の防止を優先して、通信規制の解除のタイミングは、読み出し動作の完了後にするほうが好ましい。また、ＦＰＤ２３の蓄積動作中に停止信号を送信すること自体も多少の画質劣化の原因となるが、少なくともそれ以外の信号を停止することで画質劣化を最小限にすることができる。
　上記実施形態では、電子カセッテからＸ線発生装置への停止信号の通信をコンソール経由で行っているが、コンソールを経由せずに電子カセッテからＸ線発生装置へ直接停止信号を送信してもよい。この場合においても、ＦＰＤの蓄積動作中において、停止信号が送信されるまでの間、コンソールから電子カセッテへの信号の送信が停止されれば、電子カセッテは、通信部の処理能力を停止信号の送信に集中させることができるので、停止信号の通信遅延を防止するという効果が得られる。なお、この場合には、電子カセッテは、蓄積動作の開始や停止信号の送信を行った際にその旨をコンソールへ通知する。この通知により、コンソールは電子カセッテの現在の動作状態を把握することができる。
　上記実施形態では、電子カセッテとコンソールとの間の通信を規制する例で説明したが、電子カセッテがコンソール以外の装置と通信を行う場合には、電子カセッテにおいて、その通信を通信規制の対象としてもよい。
　上記実施形態では、制御回路が全て組み込まれた電子カセッテ１９を例に説明したが、例えばＦＰＤを有する電子カセッテと、これに有線または無線通信によって接続された外付け型の制御装置とを有するＸ線画像検出装置にも本発明は適用可能である。この場合には、コンソールと制御装置の間、及び制御装置と電子カセッテの間でそれぞれ通信規制を行えばよい。また、コンソールを、画像表示や画像処理機能を有する本体装置と、電子カセッテを制御する制御機能を備えた制御装置とで構成してもよい。この場合には、制御装置と電子カセッテ間の通信規制を行えばよい。更に、可搬型のＸ線画像検出装置である電子カセッテを例に説明したが、据え置き型のＸ線画像検出装置に本発明を適用してもよい。
　本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を使用する撮影システムにも適用することができる。
　１０　Ｘ線撮影システム
　１１　Ｘ線発生装置
　１２　Ｘ線撮影装置
　１３　コンソール
　１４　Ｘ線源
　１５　線源制御装置
　１９　電子カセッテ
　２３　ＦＰＤ
　３１　ＣＰＵ
　３７　画素
　４１　制御部
　３４、４２　通信部
　５８　短絡画素

Claims (19)

  1. 　放射線画像検出装置と、前記放射線画像検出装置を制御するコンソールとを備えた放射線撮影システムにおいて、
    　前記放射線画像検出装置は、
    　放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積する複数の画素が配列された撮像領域を有し、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線画像を検出する画像検出部と、
    　前記画像検出部による蓄積動作中に、前記放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定する線量測定部と、
    　前記線量測定部により測定した放射線の線量が目標線量に達したときに、前記放射線発生装置に放射線の照射を停止させるための停止信号を発生する停止信号発生部と、
    　前記蓄積動作中に前記停止信号を前記放射線発生装置に向けて送信する通信処理、及び前記停止信号以外の通信処理を行う第１通信部と、
    　前記第１通信部を制御する第１制御部とを備えており、
    　前記コンソールは、
    　前記第１通信部に対して制御信号を送信する通信処理を行う第２通信部と、
    　前記第２通信部を制御する第２制御部とを備えており、
    　前記蓄積動作中において、少なくとも前記第１通信部による前記停止信号の送信が完了するまでの間、前記第１制御部及び前記第２制御部のうちの少なくとも一方の制御により、前記第１通信部と前記第２通信部の間における、前記停止信号以外の通信に対して通信規制を行うことを特徴とする放射線撮影システム。
  2. 　前記通信規制の対象となる信号には、前記制御信号が含まれることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影システム。
  3. 　前記制御信号は、前記放射線画像検出装置の起動状態を確認するライフチェック信号、前記放射線画像検出装置の温度を含む状態を確認する状態監視信号、及び前記放射線画像検出装置にキャリブレーションの実行を指示するキャリブレーション指示の少なくとも１つを含むことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影システム。
  4. 　前記停止信号は、前記コンソールを経由して前記放射線発生装置に送信されることを特徴とする請求の範囲第１項～第３項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  5. 　前記通信規制は、前記第１通信部及び前記第２通信部の少なくとも一方において、前記停止信号以外の通信の全部又は一部を停止する処理を含むことを特徴とする請求の範囲第１項～第４項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  6. 　前記コンソールにおいて、前記第２制御部は、前記第２通信部から前記第１通信部への前記制御信号の送信を停止することにより、前記通信規制を行うことを特徴とする請求の範囲第５項に記載の放射線撮影システム。
  7. 　前記放射線画像検出装置において、前記第１制御部は、前記第１通信部による前記停止信号以外の通信を停止することにより、前記通信規制を行うことを特徴とする請求の範囲第５項又は第６項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  8. 　前記第１制御部及び前記第２制御部の少なくとも一方による前記通信規制は、前記第１通信部による前記停止信号の送信完了後に解除されることを特徴とする請求の範囲第１項～第７項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  9. 　前記通信規制が解除されるタイミングは、前記放射線源から放射線の照射を停止した旨の応答信号を受信した後であることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影システム。
  10. 　前記通信規制が解除されるタイミングは、前記蓄積動作が完了し、かつ前記画像検出部から前記放射線画像を読み出す動作まで完了した後であることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影システム。
  11. 　前記通信規制が解除されるタイミングは、前記線量測定部を用いて実際に放射線の照射が停止されたことを検出した後であることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影システム。
  12. 　前記放射線画像検出装置において、前記第１通信部は１つであり、前記停止信号の通信と前記停止信号以外の通信で共用されることを特徴とする請求の範囲第１項～第１１項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  13. 　前記放射線画像検出装置において、前記第１通信部には、通信ポートが１つだけ接続されており、前記通信ポートは前記停止信号の通信と前記停止信号以外の通信で共用されることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載の放射線撮影システム。
  14. 　前記放射線画像検出装置において、前記第１通信部には、複数の通信ポートが接続されており、一方の通信ポートは前記停止信号専用であることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載の放射線撮影システム。
  15. 　前記放射線画像検出装置において、前記画像検出部の撮像領域内に、前記線量測定部に線量検出信号を出力する線量検出センサが設けられていることを特徴とする請求の範囲第１項～第１４項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  16. 　前記線量検出センサは、前記画素の一部を利用した形態であることを特徴とする請求の範囲第１５項に記載の放射線撮影システム。
  17. 　前記放射線画像検出装置は、可搬型の筐体に前記画像検出部が収容された電子カセッテであることを特徴とする請求の範囲第１項～第１６項のいずれか１項に記載の放射線撮影システム。
  18. 　放射線画像検出装置と、前記放射線画像検出装置を制御するコンソールとを備えた放射線撮影システムの制御方法において、
    　前記放射線画像検出装置において、放射線画像を検出するために、放射線発生装置による放射線の照射を受けて、撮像領域に配列された複数の画素により放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積するステップと、
    　前記放射線画像検出装置において、前記蓄積ステップ中に、前記放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定するステップと、
    　前記放射線画像検出装置において、前記測定した線量が目標線量に達したときに、前記放射線発生装置による放射線の照射を停止させるために前記放射線発生装置に向けて送信される停止信号を発生するステップと、
    　前記蓄積ステップにおいて、少なくとも前記放射線画像検出装置による前記停止信号の送信が完了するまでの間、前記放射線画像検出装置と前記コンソールの間における、前記停止信号以外の通信に対して通信規制を行うステップとを含むことを特徴とする放射線撮影システムの制御方法。
  19. 　放射線の入射量に応じた電気信号を蓄積する複数の画素が配列された撮像領域を有し、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線画像を検出する画像検出部と、
    　前記画像検出部による蓄積動作中に、前記放射線発生装置から照射されて被写体を透過した放射線の線量を測定する線量測定部と、
    　前記線量測定部により測定した放射線の線量が目標線量に達したときに、前記放射線発生装置に放射線の照射を停止させるための停止信号を発生する停止信号発生部と、
    　前記蓄積動作中に前記停止信号を前記放射線発生装置に向けて送信する通信処理、及び前記停止信号以外の通信処理を行う通信部と、
    　前記蓄積動作中において、少なくとも前記通信部による前記停止信号の送信が完了するまでの間、前記通信部による前記停止信号以外の通信に対して通信規制を行う制御部とを備えていることを特徴とする放射線画像検出装置。
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