WO2014030467A1 - 電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置 - Google Patents

電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2014030467A1
WO2014030467A1 PCT/JP2013/069476 JP2013069476W WO2014030467A1 WO 2014030467 A1 WO2014030467 A1 WO 2014030467A1 JP 2013069476 W JP2013069476 W JP 2013069476W WO 2014030467 A1 WO2014030467 A1 WO 2014030467A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
irradiation
signal
electronic
radiation
ray
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/069476
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
亮 今▲邨▼
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Priority to CN201380044155.9A priority Critical patent/CN104582574B/zh
Publication of WO2014030467A1 publication Critical patent/WO2014030467A1/ja
Priority to US14/608,485 priority patent/US9967962B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/38—Exposure time
    • H05G1/42—Exposure time using arrangements for switching when a predetermined dose of radiation has been applied, e.g. in which the switching instant is determined by measuring the electrical energy supplied to the tube
    • H05G1/44—Exposure time using arrangements for switching when a predetermined dose of radiation has been applied, e.g. in which the switching instant is determined by measuring the electrical energy supplied to the tube in which the switching instant is determined by measuring the amount of radiation directly
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/56—Details of data transmission or power supply, e.g. use of slip rings
    • A61B6/566—Details of data transmission or power supply, e.g. use of slip rings involving communication between diagnostic systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/02—Dosimeters
    • G01T1/026—Semiconductor dose-rate meters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B23/00—Testing or monitoring of control systems or parts thereof
    • G05B23/02—Electric testing or monitoring
    • G05B23/0205—Electric testing or monitoring by means of a monitoring system capable of detecting and responding to faults
    • G05B23/0259—Electric testing or monitoring by means of a monitoring system capable of detecting and responding to faults characterized by the response to fault detection
    • G05B23/0286—Modifications to the monitored process, e.g. stopping operation or adapting control
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/38—Exposure time
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/38—Exposure time
    • H05G1/40—Exposure time using adjustable time-switch
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/38—Exposure time
    • H05G1/42—Exposure time using arrangements for switching when a predetermined dose of radiation has been applied, e.g. in which the switching instant is determined by measuring the electrical energy supplied to the tube
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/56—Switching-on; Switching-off
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B1/00—Comparing elements, i.e. elements for effecting comparison directly or indirectly between a desired value and existing or anticipated values
    • G05B1/01—Comparing elements, i.e. elements for effecting comparison directly or indirectly between a desired value and existing or anticipated values electric
    • G05B1/03—Comparing elements, i.e. elements for effecting comparison directly or indirectly between a desired value and existing or anticipated values electric for comparing digital signals
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B11/00—Automatic controllers
    • G05B11/01—Automatic controllers electric
    • G05B11/06—Automatic controllers electric in which the output signal represents a continuous function of the deviation from the desired value, i.e. continuous controllers
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B13/00—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion
    • G05B13/02—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion electric
    • G05B13/04—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion electric involving the use of models or simulators
    • G05B13/041—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion electric involving the use of models or simulators in which a variable is automatically adjusted to optimise the performance
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B19/00—Programme-control systems
    • G05B19/02—Programme-control systems electric
    • G05B19/04—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers
    • G05B19/042—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers using digital processors
    • G05B19/0423—Input/output
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B19/00—Programme-control systems
    • G05B19/02—Programme-control systems electric
    • G05B19/04—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers
    • G05B19/042—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers using digital processors
    • G05B19/0423—Input/output
    • G05B19/0425—Safety, monitoring
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B19/00—Programme-control systems
    • G05B19/02—Programme-control systems electric
    • G05B19/04—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers
    • G05B19/10—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers using selector switches
    • G05B19/106—Programme control other than numerical control, i.e. in sequence controllers or logic controllers using selector switches for selecting a programme, variable or parameter
    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05B—CONTROL OR REGULATING SYSTEMS IN GENERAL; FUNCTIONAL ELEMENTS OF SUCH SYSTEMS; MONITORING OR TESTING ARRANGEMENTS FOR SUCH SYSTEMS OR ELEMENTS
    • G05B19/00—Programme-control systems
    • G05B19/02—Programme-control systems electric
    • G05B19/18—Numerical control [NC], i.e. automatically operating machines, in particular machine tools, e.g. in a manufacturing environment, so as to execute positioning, movement or co-ordinated operations by means of programme data in numerical form
    • G05B19/414—Structure of the control system, e.g. common controller or multiprocessor systems, interface to servo, programmable interface controller

Definitions

  • the present invention relates to an electronic radiation imaging system and a signal relay device for capturing a radiation image.
  • This X-ray imaging system includes an X-ray generation apparatus that generates X-rays and an X-ray imaging apparatus that captures an X-ray image formed by X-rays transmitted through a subject (patient).
  • the X-ray generator includes an X-ray source that irradiates X-rays toward a subject, a radiation source control device that controls driving of the X-ray source, and an irradiation switch that instructs X-ray irradiation.
  • an X-ray image detection apparatus instead of an X-ray image recording apparatus using an X-ray film, an X-ray image detection apparatus using an IP plate, etc., an X-ray image detection apparatus that electronically detects an X-ray image ( Hereinafter, an electronic X-ray image detection apparatus) is becoming widespread.
  • an electronic X-ray image detection apparatus using this electronic X-ray image detection apparatus, the electronic X-ray image detection apparatus is connected to a console, and the electronic X-ray image detection apparatus The X-ray image detected in (1) is sent to the console and displayed on the console display.
  • the electronic X-ray image detection apparatus has a sensor panel also called a flat panel detector (FPD).
  • This sensor panel has an imaging region in which pixels that accumulate signal charges according to the amount of incident X-rays are arranged in a matrix.
  • the sensor panel accumulates signal charge for each pixel during X-ray imaging, reads the accumulated signal charge to a signal processing circuit via a switching element such as a TFT (Thin Film Transistor), and converts it into a voltage signal using this signal processing circuit. And output as an X-ray image signal.
  • a switching element such as a TFT (Thin Film Transistor)
  • an electronic X-ray image detection device is used before X-ray imaging in order to discard dark charge noise. Periodically performs a reset operation for sweeping out the dark charge accumulated in each pixel. When X-ray imaging is started, after the reset operation is completed, an accumulation operation for accumulating signal charges corresponding to the X-ray dose in each pixel is started. Therefore, it is necessary to synchronize the timing for starting the accumulation operation and the X-ray irradiation start timing of the X-ray source.
  • the irradiation instruction signal from the irradiation switch is detected not only by the source controller but also by the electronic X-ray image detection. It will be necessary to modify it so that it can also be sent to the device.
  • an irradiation switch (operator operation switch), a radiation source control device (operator operation console, X-ray generator), and an electronic device are used in order to minimize modification of an existing X-ray generation device.
  • a signal relay device (connection and control circuit) to which an X-ray image detection device (DR receiver panel) is connected is used.
  • an irradiation instruction signal (exposure signal) from the irradiation switch is sent to both the radiation source control device and the electronic X-ray image detection device.
  • An automatic exposure control device (Automatic Exposure Control device: hereinafter referred to as an AEC device) for stopping irradiation of the radiation source is provided.
  • an AEC device Auto Exposure Control device
  • the radiation source control device is provided with an AEC I / F for receiving an irradiation stop signal from the AEC device in addition to a switch I / F for inputting an irradiation instruction signal.
  • the X-ray source is driven by the X-ray source while the X-ray source control apparatus is driving the X-ray source while the irradiation instruction signal is input from the switch I / F.
  • the X-ray source is deactivated and X-ray irradiation is forcibly stopped.
  • the electronic X-ray image detection apparatus described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2011-174908 has an AEC function for measuring the X-ray dose with a sensor panel and determining when the irradiation of the X-ray source is stopped.
  • only a predetermined AEC device can be connected to the AEC I / F of the radiation source control device. Therefore, for example, when the AEC function of the electronic X-ray image detection apparatus described in JP 2011-174908 A is used for the X-ray generation apparatus described in JP-T-2011-502699, It is necessary to modify the AEC I / F of the radiation source control device in accordance with the specification of the AEC function of the electronic X-ray image detection device. Furthermore, it is also necessary to change the control sequence for stopping the X-ray irradiation for this radiation source control apparatus. In the case of a radiation source control apparatus that does not have an AEC I / F, it is necessary to modify the radiation source control apparatus when using the AEC function of the electronic X-ray image detection apparatus.
  • an electronic radiation imaging system includes a radiation generation device, an electronic radiation image detection device, and a signal relay device.
  • the radiation generator includes a radiation source, an irradiation switch, and a radiation source control device.
  • the radiation source irradiates the subject with radiation.
  • the irradiation switch generates an irradiation instruction signal for instructing the start of radiation irradiation.
  • the radiation source control device has a switch I / F to which an irradiation execution signal is input, and performs radiation imaging by irradiating radiation from the radiation source while the irradiation execution signal is being input.
  • the electronic radiation image detection apparatus includes a sensor panel, a dose measurement sensor, and a control unit.
  • the sensor panel detects a radiographic image of the subject by converting the radiation transmitted through the subject into an electrical signal during radiography.
  • the dosimetry sensor measures the radiation dose during radiography.
  • the control unit generates an irradiation permission signal that defines a section from the irradiation permission point in response to the irradiation instruction signal to the irradiation stop point. The point of time when the irradiation is stopped is determined by determining whether or not the radiation exposure amount of the subject has reached a predetermined value based on the measurement by the dosimetry sensor.
  • the signal relay device includes a first connection I / F, a second connection I / F, a signal processing unit, and a third connection I / F.
  • the first connection I / F receives an irradiation instruction signal from the irradiation switch.
  • the second connection I / F sends an irradiation instruction signal to the electronic radiation image detection apparatus and receives an irradiation permission signal from the electronic radiation image detection apparatus.
  • the signal processing unit creates an irradiation execution signal based on the irradiation instruction signal and the irradiation permission signal.
  • the third connection I / F sends an irradiation execution signal to the switch I / F of the radiation source control device.
  • the sensor panel is two-dimensionally arranged in a state where normal pixels for detecting a radiation image and measurement pixels as a dose measurement sensor are mixed.
  • the electronic cassette is one in which a sensor panel and a control unit are accommodated in a portable housing.
  • the irradiation instruction signal is preferably output continuously while the irradiation switch is driven.
  • the signal processing unit preferably executes the first to fourth steps.
  • an irradiation instruction signal when an irradiation instruction signal is input, an irradiation start request signal for inquiring whether or not radiation irradiation can be started is sent to the electronic radiation image detection apparatus via the second connection I / F.
  • an irradiation permission signal is received from the electronic radiation image detection apparatus via the second connection I / F.
  • an on signal is generated from the irradiation permission point to the irradiation stop point based on the irradiation permission signal.
  • an irradiation execution signal is generated by the irradiation instruction signal and the ON signal.
  • the signal processing unit includes a synchronization processing unit that executes the first to third steps and an AND circuit that executes the fourth step.
  • the irradiation permission signal preferably has a waveform that is continuously output from the time when irradiation is permitted until the time when irradiation is stopped.
  • the irradiation permission signal has a pulse waveform that is repeatedly generated at a predetermined period from the irradiation permission time to the irradiation stop time.
  • the irradiation permission signal preferably has a pulsed irradiation start signal generated at the time of irradiation permission and a pulsed irradiation stop signal generated at the time of irradiation stop.
  • the signal relay device has a conversion mode that is selected when the electronic radiation image detection device is used, and a through mode that is selected when the electronic radiation image detection device is not used.
  • the signal processing unit operates to create an irradiation execution signal.
  • the through mode the irradiation instruction signal from the irradiation switch input from the first connection I / F is input to the radiation source control device from the third connection I / F as an irradiation execution signal.
  • a radiographic image recording apparatus using a radiation film or an electronic radiographic image detection apparatus using an IP plate is used.
  • the irradiation switch preferably generates a warm-up instruction signal for instructing the warm-up of the radiation source before outputting the irradiation instruction signal.
  • the signal relay device outputs the warm-up instruction signal as it is to the radiation source control device via the third connection I / F.
  • the signal relay device of the present invention is used in an electronic radiography system including a radiation generation device and an electronic radiographic image detection device, and includes a first connection I / F and a second connection I / F. A signal processing unit and a third connection I / F.
  • the radiation generator includes a radiation source that irradiates the subject with radiation, an irradiation switch that generates an irradiation instruction signal for instructing the start of irradiation, and radiation from the radiation source when an irradiation execution signal is input. And a radiation source control device for performing radiation imaging.
  • the electronic radiographic image detection apparatus detects a radiographic image of a subject and generates an irradiation permission signal that defines a section from the time when irradiation is permitted in response to the irradiation instruction signal to the time when irradiation is stopped.
  • the point of time when the irradiation is stopped is determined by determining whether or not the radiation exposure amount of the subject has reached a predetermined value based on the dose measurement.
  • the first connection I / F receives an irradiation instruction signal from the irradiation switch.
  • the second connection I / F sends an irradiation instruction signal to the electronic radiation image detection apparatus and receives an irradiation permission signal from the electronic radiation image detection apparatus.
  • the signal processing unit creates an irradiation execution signal based on the irradiation instruction signal and the irradiation permission signal.
  • the third connection I / F sends an irradiation execution signal to the radiation source control device to execute radiation irradiation.
  • the irradiation instruction signal from the irradiation switch is sent to the electronic radiation image detection device, the radiation generator and the electronic X-ray image detection device are synchronized, and the irradiation permission in response to the irradiation instruction signal is sent.
  • An irradiation permission signal representing an interval from the time point to the irradiation stop time point determined by the AEC function is received from the electronic X-ray image detection device, and an irradiation execution signal is created from the irradiation permission signal and the irradiation instruction signal. While the irradiation execution signal is input to the radiation source control device, the radiation source is driven to irradiate the radiation.
  • the electronic X-ray is used without modifying the radiation source control device.
  • the AEC function of the image detection apparatus can be used.
  • FIG. 1 is a schematic view of a modified electronic X-ray imaging system. It is a block diagram of a modified electronic X-ray imaging system. It is a block diagram of a signal relay apparatus.
  • FIG. 4 is a block diagram similar to FIG. 3 showing a signal flow. It is a timing chart which shows operation of the irradiation switch and operation
  • an electronic X-ray imaging system 2 is a modification of a conventional X-ray imaging system.
  • a conventional X-ray imaging system includes an X-ray generator 2a, a standing imaging table 16 for imaging the subject H in a standing position, and a supine imaging table for imaging in a lying position. 17.
  • the X-ray generator 2a includes an X-ray source 10 that generates X-rays, a radiation source controller 11 that controls the operation of the X-ray source 10, and a warm-up start and an X-ray irradiation start to the X-ray source 10. And an irradiation switch 12 for instructing.
  • the X-ray source 10 is moved along, for example, the ceiling by a radiation source moving device (not shown) in order to share the X-ray source 10 with the upright imaging table 16 and the standing imaging table 17.
  • a radiation source moving device not shown
  • a film cassette using an X-ray film or an IP cassette 80 using an IP plate is used for the holder 16a of the standing imaging table 16 and the holder 17a of the standing imaging table 17 (FIG. 3). ) was installed.
  • X-ray imaging apparatus 2b A portable X-ray image detection device that detects X-rays transmitted through the subject H (patient) and outputs an X-ray image, and controls the operation of the electronic cassette 13 and displays X-ray images. It has a console 14 for carrying it.
  • the electronic cassette 13 is used as an electronic X-ray image detection device having an AEC function.
  • the signal relay device 15 is for using the existing X-ray generator 2a with respect to the electronic cassette 13 with the AEC function, and between the irradiation switch 12, the radiation source control device 11, and the electronic cassette 13. Relay signals exchanged in
  • the X-ray source 10 includes an X-ray tube 20 and an irradiation field limiter (collimator, not shown) that limits an X-ray irradiation field emitted from the X-ray tube 20.
  • the X-ray tube 20 includes a cathode that is a filament that emits thermoelectrons, and an anode (target) that emits X-rays when the thermoelectrons emitted from the cathode collide.
  • the irradiation field limiter for example, arranges four lead plates that shield X-rays on each side of the quadrangle that is the maximum irradiation opening, and moves the position of each lead plate to change the size of the irradiation opening. Change to limit the field.
  • the radiation source control device 11 includes a high voltage generator 25 that boosts the input voltage, and a control unit 26 that controls the high voltage generator 25 so that a desired tube voltage and tube current are supplied to the X-ray source 10. I have.
  • the high voltage generator 25 is connected to the X-ray source 10 through a high voltage cable.
  • the tube voltage determines the quality (energy spectrum) of the X-rays irradiated by the X-ray source 10, and the tube current determines the irradiation amount per unit time.
  • the memory 27 stores several types of imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time in advance.
  • the imaging conditions are manually set by an operator such as a radiographer via the operation unit 28 including a touch panel.
  • the irradiation time is for preventing excessive X-ray irradiation that affects the subject H, and a value that is longer than the irradiation dose by AEC control is used.
  • the maximum irradiation time set for each imaging region is used from the viewpoint of safety regulation. Usually, irradiation is stopped by AEC control before the maximum irradiation time is reached.
  • the control unit 26 operates the high voltage generator 25 to irradiate X-rays from the X-ray source 10 while the irradiation execution signal from the signal relay device 15 is input via the switch I / F 31. Even when an irradiation execution signal is being input, if an irradiation stop signal is input from the AEC I / F 29, X-ray irradiation from the X-ray source 10 is stopped. Further, the control unit 26 has a built-in countdown timer (not shown) for counting the irradiation time, and forcibly emits X-rays when the irradiation time (limit value) set in the memory is reached. Stop.
  • the AEC device 30 was connected to the AEC I / F 29 as indicated by a dotted line.
  • the AEC device 30 is composed of, for example, an ion chamber, and is arranged on the front or back of the cassette loaded in the holders 16a and 17a of the imaging tables 16 and 17.
  • FIG. 1 shows a state in which the AEC device 30 is attached to the holder 16 a of the standing position imaging stand 16.
  • the AEC apparatus 30 is not necessary, so it is removed from the standing imaging stand 16 and the connection between the AEC I / F 29 and the AEC apparatus 30 is also released.
  • the irradiation switch 12 is operated by an operator at the start of X-ray irradiation.
  • the irradiation switch 12 is a two-stage push switch in which SW2 is turned on after SW1 is turned on. When half-pressed, SW1 is turned on, and a warm-up instruction signal S1 (see FIG. 5) for starting warm-up of the X-ray tube 20 is generated. When fully pressed, SW2 is turned on to generate an irradiation instruction signal S2.
  • the irradiation switch 12 is directly connected to the switch I / F 31, and the warm-up instruction signal S 1 and the irradiation instruction signal S 2 are sent to the control unit 26 of the radiation source control device 11. Entered.
  • the warm-up signal S1 is input, the radiation source control device 11 starts warm-up of the X-ray source 10.
  • the radiation source control device 11 drives the X-ray source 10 to irradiate X-rays. Therefore, the irradiation execution signal of the signal relay device 15 and the irradiation instruction signal S2 of the irradiation switch 12 have the same signal form.
  • the electronic cassette 13 includes a sensor panel 35 and a control unit 36 that controls the operation of the sensor panel 35, and these are accommodated in a housing.
  • the casing also houses a battery (secondary battery) that supplies power for driving the electronic cassette 13, a communication circuit for transmitting data such as an X-ray image to the console 14, and the like.
  • data communication with the console 14 may be wired or wireless.
  • a communication unit, an antenna, and the like are also housed in the housing.
  • the casing of the electronic cassette 13 is sized in conformity with the international standard ISO 4090: 2001, like the film cassette 80 and the IP cassette 80. For this reason, it can be detachably set in the holders 16a and 17a of the imaging tables 16 and 17. Also, the electronic cassette 13 may be used alone as it is placed on a bed on which the subject H lies, or on the subject H itself. Note that the casing of the electronic cassette 13 does not have to be a size conforming to the international standard ISO 4090: 2001.
  • the sensor panel 35 is an indirect conversion type, and has a TFT active matrix substrate and a scintillator (not shown) that converts X-rays into visible light as is well known.
  • This scintillator is attached to a TFT active matrix substrate as a scintillator panel or deposited as a scintillator layer.
  • a direct conversion type in which a conversion layer (amorphous selenium or the like) for directly converting X-rays into charges is formed on a TFT active matrix substrate without using a scintillator.
  • the pixel includes a photoelectric conversion unit that generates charges (electron-hole pairs) by incidence of visible light, and a TFT that is a switching element.
  • the sensor panel 35 reads the signal charge accumulated in the photoelectric conversion unit of each pixel to a signal processing circuit (not shown) through a signal line provided for each pixel column, and converts the signal charge into a voltage signal by the signal processing circuit. And output as an X-ray image signal.
  • the pixel array may be a honeycomb array.
  • the scintillator and the TFT active matrix substrate are, for example, a PSS (Penetration Side Sampling) system in which the scintillator and the TFT active matrix substrate are arranged in this order when viewed from the X-ray incident side. Or, conversely, an ISS (Irradiation Side sampling) system in which the TFT active matrix substrate and the scintillator are arranged in this order may be used.
  • PSS Pulnetration Side Sampling
  • ISS Irradiation Side sampling
  • the control unit 36 drives the TFT through a scanning line provided for each row of pixels, thereby accumulating signal charges corresponding to the X-ray dose in the pixels, and signal charges accumulated from the pixels.
  • the sensor panel 35 is caused to perform a read operation for reading out and a reset operation for sweeping out dark charges generated in the pixels. Further, the control unit 36 performs various image processing such as offset correction, sensitivity correction, defect correction, and the like on the X-ray image data output from the sensor panel 35 in the reading operation.
  • the pixel includes a normal pixel (X-ray image detection pixel) and a measurement pixel (X-ray dose measurement pixel) 37, which are two-dimensionally arranged in the imaging region 35a in a mixed state.
  • the measurement pixels 37 are used as a dose measurement sensor for detecting the X-ray arrival dose, and are evenly arranged in the imaging region 35a without being locally biased.
  • the size of the normal pixels and the measurement pixels 37 is small and the number of normal pixels is quite large. Therefore, in FIG. 2, the normal pixels are omitted, and only the measurement pixels 37 are schematically shown.
  • the dose measurement signal of each measurement pixel 37 is sent to the signal processing circuit.
  • the normal pixel is set to the accumulation operation, and charges generated according to the X-ray arrival amount are accumulated.
  • the measurement pixel 37 takes out the generated charge as a dose measurement signal. Therefore, the measurement pixel 37, for example, short-circuits the source electrode and the drain electrode of the TFT, or omits the TFT and directly connects the photoelectric conversion unit to the signal line to generate the generated charge regardless of whether the TFT is on or off.
  • the pixel is modified so that the signal flows into the signal processing circuit.
  • a dose measurement gate driver is provided, and a normal pixel driven by the dose measurement gate driver is used as a measurement pixel. Also good. In this case, the measurement pixel has the same configuration as the normal pixel.
  • sampling of the dose measurement signal is started for each measurement pixel 37.
  • the determination unit 38 selects the measurement pixel 37 included in the lighting field set according to the imaging region, and the measurement value up to the previous time is selected for each selected measurement pixel 37.
  • the accumulated dose is obtained by adding a new measurement value from the signal processing circuit to the integrated value.
  • the determination unit 38 further calculates a representative value (average value, maximum value, mode value, total value, etc.) from the accumulated dose of each measurement pixel 37.
  • the maximum value is the maximum value of the accumulated dose of each measurement pixel 37, and the mode value is the accumulated dose with high frequency.
  • the total value is a sum of accumulated doses of the respective measurement pixels 37, and the average value is a sum of the total value and the number of measurement pixels 37.
  • the determination unit 38 compares and determines the representative value, for example, the average value, and the irradiation stop threshold (target dose).
  • the determination unit 38 starts outputting the irradiation permission signal S4 (see FIG. 4) to the irradiation signal I / F 39 simultaneously with the start of sampling of the dose measurement signal, and irradiation permission is allowed while the average value does not reach the irradiation stop threshold. Continue to output signal S4.
  • the determination unit 38 determines that the average value exceeds the irradiation stop threshold during X-ray imaging and the X-ray irradiation dose has reached the target dose
  • the determination unit 38 stops outputting the irradiation permission signal S4 to the irradiation signal I / F 39.
  • the determination unit 38 determines that it is abnormal. In this case, the output of the irradiation permission signal S4 may be stopped and the X-ray irradiation may be interrupted.
  • the communication I / F 40 can communicate with the console 14 by a wired method or a wireless method.
  • the communication I / F 40 mediates exchange of X-ray image data output from the sensor panel 35 and information on imaging conditions set on the console 14.
  • the console 14 controls the operation of the electronic cassette 13 in accordance with an input operation from an operator via an input device 45 such as a keyboard.
  • the X-ray image sent from the electronic cassette 13 via the communication I / F 40 is displayed on the display 46 of the console 14, and the data is connected to the storage device 47 and memory in the console 14 or the console 14 via a network.
  • a data storage such as an image storage server.
  • the console 14 receives an input of an examination order including information such as the sex, age, imaging region, imaging purpose, etc. of the subject H, and displays the inspection order on the display 46.
  • the examination order is taken from an external system that manages patient information such as hospital information system (HIS; Hospital Information System) and radiation information system (RIS; Radiology Information System), or manually entered by the operator. Is done.
  • the examination order includes items of imaging regions such as the head, chest, abdomen, hands, and fingers.
  • the imaging region includes imaging directions such as front, side, oblique, PA (X-rays are irradiated from the back of the subject H), and AP (X-rays are irradiated from the front of the subject H).
  • PA X-rays are irradiated from the back of the subject H
  • AP X-rays are irradiated from the front of the subject H.
  • the operator confirms the contents of the inspection order on the display 46 and inputs the photographing conditions corresponding to the contents
  • the console 14 stores imaging conditions for each imaging region in advance.
  • information such as an irradiation stop threshold value for determining stop of X-ray irradiation in comparison with the integrated value of the tube voltage, tube current, lighting field, and dose measurement signal is stored.
  • the daylighting field indicates the region of the measurement pixel 37 used for AEC, and a portion that is the region of interest that is most noticeable at the time of diagnosis for each imaging region and that can stably obtain a dose measurement signal is set. For example, when the imaging region is the chest, the left and right lung field portions are set as the lighting field.
  • the imaging condition information is stored in the storage device 47, and the imaging conditions corresponding to the imaging region designated by the input device 45 are read from the storage device 47 and provided to the electronic cassette 13 via the communication I / F 40. .
  • the imaging conditions used in the radiation source control device 11 are tube voltage, tube current, maximum irradiation time, etc., and are manually set with reference to the imaging conditions displayed on the monitor 46 of the console 14.
  • the signal relay device 15 includes three first connection I / Fs 50 connected to the irradiation switch 12, the irradiation signal I / F 39 of the electronic cassette 13, and the switch I / F 31 of the radiation source control device 11 via each signal cable, A second connection I / F 51 and a third connection I / F 52 are provided. A warm-up instruction signal S1 and an irradiation instruction signal S2 from the irradiation switch 12 are input to the first connection I / F 50. The second connection I / F 51 sends an irradiation start request signal S3 (see FIG.
  • the third connection I / F 52 sends a warm-up instruction signal S1 and an irradiation execution signal S6 to the switch I / F 31 of the radiation source control device 11.
  • the signal relay device 15 includes a first selector 60, a changeover switch 61, and a signal processing unit 62.
  • the changeover switch 61 sends a selection signal CS to the first selector 60, and switches the signal relay device 15 between the through mode shown in FIG. 3 and the conversion mode shown in FIG.
  • the first selector 60 connects the signal line 63 to the signal line 64.
  • the first selector 60 connects the signal line 63 to the signal line 65.
  • the through mode is selected when returning to the conventional X-ray imaging system using the film cassette or the IP cassette 80, and the irradiation instruction signal S2 from the first connection I / F 50 is transmitted through the signal lines 63 and 64. Output from the 3-connection I / F 52.
  • This irradiation instruction signal S2 is input to the radiation source control device 11 as an irradiation execution signal S6. While the irradiation instruction signal S2 is input from the switch I / F 31, the radiation source control device 11 drives the X-ray source 10 to irradiate X-rays as shown in FIG.
  • the irradiation stop signal from the AEC device 30 is input to the radiation source control device 11 via the AEC I / F 29, the irradiation instruction signal S2 is being input. Even so, the X-ray source 10 stops the X-ray irradiation.
  • the conversion mode is selected when changing to the latest electronic X-ray imaging system 2 using the electronic cassette 13.
  • the irradiation instruction signal S2 is sent to the signal processing unit 62 by the first selector 60, synchronized with the electronic cassette 13, and the AEC function of the electronic cassette 13 is used.
  • the signal processing unit 62 includes a second selector 66, a synchronization processing circuit 67, and an AND circuit 68.
  • the second selector 66 distributes the warm-up instruction signal S1 and the irradiation instruction signal S2 input from the first selector 60 via the signal line 65 to the three signal lines 69, 70, 71.
  • the signal line 69 is connected to the signal line 64, the signal line 70 is connected to the synchronization processing circuit 67, and the signal line 71 is connected to one input terminal of the AND circuit 68.
  • the second selector 66 distributes the output destination to the signal line 69 when the warm-up instruction signal S1 is input. For this reason, the warm-up instruction signal S1 is output from the third connection I / F 52 via the signal lines 69 and 64.
  • the second selector 66 distributes the output destination to the signal lines 70 and 71 when the irradiation instruction signal S2 is input. For this reason, the irradiation instruction signal S2 is input to the synchronization processing circuit 67 via the signal line 70 and to one input terminal of the AND circuit 68 via the signal line 71.
  • the synchronization processing circuit 67 is connected to the second connection I / F 51 via the signal line 72.
  • the synchronization processing circuit 67 is connected to one input terminal of the AND circuit 68 via a signal line 73.
  • the synchronization processing circuit 67 sends an irradiation start request signal S3 for inquiring whether or not to start X-ray irradiation to the signal line 72.
  • the synchronization processing circuit 67 outputs an ON signal S5 to the signal line 73 when the irradiation permission signal S4 from the irradiation signal I / F39 of the electronic cassette 13 is input via the second connection I / F51 and the signal line 72.
  • the output of the on signal S5 is stopped.
  • the AND circuit 68 is connected to the second selector 66 via the signal line 71, the synchronization processing circuit 67 via the signal line 73, and the third connection I / F 52 via the signal line 74.
  • the AND circuit 68 obtains a logical product of the irradiation instruction signal S2 and the ON signal S5 input to each input terminal via the signal lines 71 and 73.
  • the AND circuit 68 outputs the irradiation execution signal S6 from the output terminal when both the irradiation instruction signal S2 and the ON signal S5 are input to the respective input terminals. When either the irradiation instruction signal S2 or the ON signal S5 is interrupted, the irradiation execution signal S6 is not output from the output terminal of the AND circuit 68.
  • the irradiation execution signal S6 is input to the control unit 26 of the radiation source control device 11 via the signal line 74, the third connection I / F 52, the signal cable, and the switch I / F 31.
  • the controller 26 drives the X-ray source 10 to emit X-rays while the irradiation execution signal S6 is being input.
  • the control unit 36 of the electronic cassette 13 shifts the operation of the sensor panel 35 from the reset operation to the accumulation operation, and switches from the standby mode to the photographing mode.
  • the determination unit 38 starts outputting the irradiation permission signal S4 to the irradiation signal I / F 39.
  • the irradiation switch 12 is connected to the first connection I / F 50 of the signal relay device 15. Further, the second connection I / F 51 is connected to the irradiation signal I / F 39, and the third connection I / F 52 is connected to the switch I / F 31 via a signal cable. Finally, if the conversion mode is selected by operating the changeover switch 61 of the signal relay device 15, the signal line 63 and the signal line 65 are connected by the first selector 60 as shown in FIG. The imaging system 2 is modified.
  • the subject H is placed in front of the selected photographing stand, for example, the standing photographing stand 16, and then the electronic cassette 13 is loaded on the standing photographing stand 16. Then, the communication I / F 40 of the electronic cassette 13 and the console 14 are connected. Next, the height and horizontal position of the holder 16a are adjusted according to the imaging region of the subject H. Further, the height and horizontal position of the X-ray source 10 and the size of the irradiation field are adjusted according to the position and size of the imaging region.
  • Standard monitor conditions are displayed on the monitor 46 of the console 14 based on the inspection order.
  • a tube voltage, a tube current, a maximum irradiation time, an irradiation stop threshold value, and the like are input from the keyboard 45.
  • the irradiation stop threshold value is sent to the electronic cassette 13.
  • the electronic X-ray imaging system 2 enters an imaging standby state. At this time, each pixel of the sensor panel 35 is set to a reset operation, and the accumulated dark charge is discarded every predetermined time.
  • a warm-up instruction signal S1 is generated and sent to the signal relay device 15 (St10).
  • the warm-up instruction signal S1 is sent to the signal line 69 by the second selector 66, and further output from the third connection I / F 52 via the signal line 64 (St11).
  • the switch I / F 31 is connected to the third connection I / F 52, the warm-up instruction signal S1 is input to the radiation source controller 11 (St12). As a result, power supply from the high voltage generator 25 to the X-ray tube 20 is started, and warm-up of the X-ray tube 20 is executed (St13).
  • an irradiation instruction signal S2 is generated from the irradiation switch 12.
  • the irradiation instruction signal S2 is input to the signal relay device 15 (St14), and is input to the synchronization processing circuit 67 and the AND circuit 68 via the signal lines 70 and 71 by the second selector 66.
  • the synchronization processing circuit 67 When the irradiation instruction signal S2 is input, the synchronization processing circuit 67 outputs the irradiation start request signal S3 (St15).
  • the irradiation start request signal S3 is input to the electronic cassette 13 (St16).
  • the sensor panel 35 is shifted from the reset operation to the accumulation operation (St17), and at the same time, the output of the irradiation permission signal S4 to the irradiation signal I / F 39 is started (St18).
  • the irradiation permission signal S4 is input to the synchronization processing circuit 67 of the signal relay device 15 and converted into an ON signal S5.
  • the ON signal S5 is sent to the AND circuit 68 through the signal line 73.
  • the logical product of the irradiation instruction signal S2 and the ON signal S5 becomes “1”, and the irradiation execution signal S6 is output from the AND circuit 68 (St19).
  • the irradiation execution signal S6 is input to the radiation source controller 11 via the signal line 74, the third connection I / F 52, and the switch I / F 31.
  • the control unit 26 of the radiation source control device 11 supplies the high voltage of the high voltage generator 25 to the X-ray source 10 and irradiates the X-ray from the X-ray tube 20 ( St20).
  • the irradiation range of the X-rays emitted from the X-ray tube 20 is reduced by the irradiation field limiter, and the observation region of the subject H is irradiated.
  • the X-ray that has passed through the subject H reaches the electronic cassette 13.
  • X-rays are converted into visible light by a scintillator, and converted into electric charges at each pixel on the sensor panel 35.
  • this signal processing circuit includes an integrator for converting electric charge into voltage, and converts electric charge of each measurement pixel into voltage. Furthermore, the signal processing circuit converts the voltage from the integrator into a digital signal and then sends it to the determination unit 38 as a dose measurement signal. Each integrator is reset with a relatively short period. For this reason, dose measurement is performed at a predetermined cycle.
  • the determination unit 38 stores the total of the measurement values up to the previous time, and calculates the accumulated dose for each measurement pixel 37 by integrating the current measurement value.
  • the measurement pixel 37 belonging to the daylighting field is selected, and a representative value, for example, an average value is calculated from the accumulated dose of the selected measurement pixel 37 (St21).
  • the determination unit 38 compares the average value and the irradiation stop threshold for each measurement (St22).
  • the determination unit 38 determines that appropriate X-ray irradiation has been performed, and stops the output of the irradiation permission signal S4 (St24). As a result, the generation of the ON signal S5 from the synchronization processing circuit 67 stops, and the logical product of the irradiation instruction signal S2 and the ON signal S5 becomes “0”. For this reason, the output of the irradiation execution signal S6 from the AND circuit 68 stops (St25). The input of the irradiation execution signal S6 to the radiation source control device 11 is also stopped.
  • the determination unit 38 switches the normal pixel of the sensor panel 35 from the accumulation operation to the readout operation after stopping the X-ray irradiation (St27). Thereby, the electric charge accumulated in each normal pixel is converted into a voltage by the signal processing circuit, further digitally converted, and temporarily stored in the memory as X-ray image data. After this reading operation, the sensor panel 35 returns to the standby mode in which the reset operation is performed, and prepares for the next X-ray imaging.
  • the X-ray image data in the memory is sent to the console 14 via the communication I / F 40 after being subjected to various image processing by the control unit 36. In the console 14, an X-ray image is displayed on the display 46 for diagnosis.
  • the selector switch 61 When performing X-ray imaging using a film cassette or IP cassette 80, the selector switch 61 is operated to switch to the through mode. Thereby, as shown in FIG. 3, the selection signal CS from the changeover switch 61 is input to the first selector 60, and the first selector 60 operates so that the signal line 63 and the signal line 64 are connected. Further, as shown in FIG. 1, the AEC device 30 is set on the holder of the imaging stand, and then the AEC device 30 is connected to the AEC I / F 29 of the radiation source control device 11. The film cassette or the IP cassette 80 is loaded into the selected photographing stand holder. Since the film cassette and the IP cassette 80 have no electrical configuration, they are naturally not connected to the signal relay circuit 15.
  • both the warm-up instruction signal S1 and the irradiation instruction signal S2 pass through the signal relay device 15. And input to the radiation source controller 11.
  • the X-ray tube 20 starts X-ray irradiation based on the irradiation instruction signal S2.
  • the X-ray irradiation dose is measured by the AEC apparatus 30, and it is determined whether or not the obtained measurement dose has reached the target dose.
  • the AEC apparatus 30 instructs the radiation source control apparatus 11 to stop the X-ray irradiation via the AEC I / F 29. Thereby, X-ray irradiation of the X-ray tube 20 is stopped, and X-ray imaging is completed.
  • the film cassette an X-ray image is recorded on the X-ray film
  • the IP cassette 80 an X-ray image is recorded on the IP plate in the form of X-ray energy.
  • the signal relay device 15 since the signal relay device 15 has a simple configuration including only the selectors 60 and 66, the AND circuit 68, etc., the source control device 11 is remodeled or replaced with a source control device for the electronic cassette 13.
  • the electronic X-ray imaging system 2 can be modified at a much lower cost than the above. Therefore, introduction of the electronic X-ray imaging system 2 is promoted.
  • the film cassette or the IP cassette 80 can be simply switched. Can be used as before. If the film cassette or the IP cassette 80 is not used after changing to the electronic X-ray imaging system 2, the through mode is unnecessary. In this case, the signal relay device 15 does not have to be provided with the selector 60 and the changeover switch 61.
  • the electronic cassette 13 can input the irradiation start request signal S3 and output the irradiation permission signal S4 with one irradiation signal I / F 39. This enables the number of signal cables for AEC to be connected to the electronic cassette 13 to be one, so that the handling of the electronic cassette 13 is prevented from being complicated by connecting a plurality of signal cables. be able to.
  • the radiation source control device 11 having the AEC I / F 29 is illustrated.
  • the AEC I / F 29 may not be used.
  • the present invention can also be applied to a type of radiation source control apparatus that does not have an I / F 29.
  • a thin plate-like grid may be arranged in front of the electronic cassette 13 in order to remove scattered rays generated when X-rays pass through the subject H.
  • the grid for example, a plurality of striped X-ray transmission layers and X-ray absorption layers extending in the column direction of the pixels of the sensor panel 35 are alternately arranged in the row direction of the pixels of the sensor panel 35.
  • the grid is sandwiched between the subject H and the electronic cassette 13 so as to face the surface of the electronic cassette 13 on the X-ray incident side.
  • the imaging stand is provided with a bucky mechanism (grid moving mechanism) that moves the grid during X-ray imaging so that grid stripes due to the X-ray transmission layer and the X-ray absorption layer are inconspicuous.
  • a bucky mechanism grid moving mechanism
  • an I / F for the Bucky mechanism is provided in the radiation source control device.
  • the electronic cassette 13 is connected to the I / F for the bucky mechanism, and based on the signal sent from the I / F for the bucky mechanism, switching from the reset operation to the accumulation operation of the sensor panel 35 and the determination unit 38
  • the output start of the irradiation permission signal S4 may be controlled.
  • the communication method between the irradiation signal I / F 39 of the electronic cassette 13 and the second connection I / F 51 of the signal relay device 15 is not limited to a wired method via a signal cable, and may be a wireless method.
  • the irradiation permission signal S4 of the high level is continuously output from the irradiation signal I / F 39.
  • this signal level may be low level. .
  • the pulse is continuously pulsed repeatedly at a constant period Ta, and the output of the irradiation permission signal S7 is stopped when the accumulated X-ray dose reaches an appropriate value. Good.
  • the irradiation start signal and the irradiation stop signal may be separately output as a single pulse (high level time Tb).
  • the synchronization processing circuit 67 first detects that the signal input from the second connection I / F 51 via the signal line 72 has changed from low to high (irradiation permission). When the first pulse of the signal S7 rises), the output of the on signal S5 is started. Further, the synchronization processing circuit 67 monitors the time when the irradiation permission signal S7 is at the low level, and outputs the ON signal S5 when the monitoring time becomes longer than a preset threshold, for example, Ta / 2 or Ta. Stop.
  • a preset threshold for example, Ta / 2 or Ta. Stop.
  • the synchronization processing circuit 67 first has a signal input from the second connection I / F 51 via the signal line 72 as in the case of FIG. Sometimes the output of the ON signal S5 is started. Further, the synchronization processing circuit 67 stops the output of the ON signal S5 when the signal input from the second connection I / F 51 changes from the high level to the low level for the second time (when the signal falls).
  • the first rising edge of the signal input from the second connection I / F 51 is determined and the output of the ON signal S5 is started.
  • the signal input from the second connection I / F 51 The output of the on signal S5 may be started when the first falls.
  • the signal input from the second connection I / F 51 rises for the second time, the output of the on signal S5 may be stopped.
  • the time when the signal input from the second connection I / F 51 becomes high level is monitored, and when the monitoring time first becomes equal to a preset threshold, for example, Tb, the ON signal S5 The output of the ON signal S5 may be stopped when it becomes equal to the second time.
  • the signal waveform shown in FIGS. 8 and 9 can be applied as a signal for permitting or stopping the X-ray irradiation.
  • a changeover switch may be provided to switch according to the above.
  • the waveform of the irradiation instruction signal is not limited to the waveform in which “1” is maintained while the irradiation switch 12 is fully pressed.
  • a single pulse may be generated in response to twelve full presses and full press release.
  • the signal processing unit holds that a single pulse by fully pressing the irradiation switch 12 is received, and when the irradiation permission signal S4 is input from the electronic cassette 13 during this holding, the single pulse It becomes the structure which outputs irradiation execution signal S6 equivalent to to the radiation source control apparatus 11.
  • the irradiation instruction signal and the irradiation stop signal are not limited to the form in which the irradiation instruction signal and the irradiation stop signal are converted into the irradiation execution signal, but may be any form that can be received by the switch I / F.
  • an irradiation instruction signal is directly output.
  • the signal relay device stops outputting the irradiation instruction signal.
  • the irradiation instruction signal also serves as the irradiation stop signal.
  • the output of the irradiation permission signal is stopped when the average value reaches the irradiation stop threshold, but the time when the average value is predicted to reach the irradiation stop threshold is calculated, and the calculated predicted time is calculated. When it reaches, the output of the irradiation permission signal may be stopped.
  • the dose may be measured by monitoring the current of the bias line by utilizing the fact that the current based on the electric charge generated in the pixel flows through the bias line that supplies the bias voltage to each pixel of the sensor panel 35.
  • a pixel whose current of the bias line is monitored becomes a measurement pixel, and this measurement pixel is also used as a normal pixel.
  • the dose may be measured by monitoring the leak current flowing out from the pixel.
  • the pixel for monitoring the leak current is the measurement pixel.
  • the measurement pixel of the above embodiment becomes a defective pixel in the detection of an X-ray image, but does not become a defective pixel when monitoring a bias line current or a leak current, so that the image quality of the X-ray image is improved.
  • a dose measurement sensor having a different configuration from that of the pixel and having a different output path may be provided in the imaging region.
  • the above embodiment is an example in which the AEC function including the measurement pixel 37, the determination unit 38, and the irradiation signal I / F 39 is built in the electronic cassette 13, but these may be separated from the electronic cassette.
  • console 14 and the electronic cassette 13 are separate, but the console 14 is not necessarily an independent device, and the console 14 may be equipped with the function of the electronic cassette 13.
  • a dedicated imaging control device may be connected between the electronic cassette and the console.
  • the electronic cassette which is a portable X-ray image detection apparatus, but also an X-ray image detection apparatus of a type installed on an imaging table may be used.
  • the present invention can be applied not only to X-rays but also to other radiation such as ⁇ rays as an imaging target.

Abstract

　線源制御装置を改造することなく、電子式放射線画像検出装置のＡＥＣ機能を利用する。信号中継装置は、照射スイッチが接続される第１接続Ｉ／Ｆと、電子カセッテの照射信号Ｉ／Ｆが接続される第２接続Ｉ／Ｆと、線源制御装置のスイッチＩ／Ｆが接続される第３接続Ｉ／Ｆと、信号処理部とを備える。信号処理部は、照射スイッチからの照射指示信号と、電子カセッテからの照射許可信号とが入力されている期間中に照射実行信号を発生する。線源制御装置は、照射実行信号の入力中に、Ｘ線管を駆動してＸ線を照射する。

Description

電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置
　本発明は、放射線画像を撮影する電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置に関する。
　医療分野では、人体内を検査するために、放射線、例えばＸ線を利用したＸ線撮影システムが広く用いられている。このＸ線撮影システムは、Ｘ線を発生するＸ線発生装置と、被写体（患者）を透過したＸ線で形成されたＸ線画像を撮影するＸ線撮影装置とを備えている。Ｘ線発生装置は、Ｘ線を被写体に向けて照射するＸ線源、Ｘ線源の駆動を制御する線源制御装置、およびＸ線の照射を指示する照射スイッチを有している。
　Ｘ線撮影装置としては、Ｘ線フイルムを利用したＸ線画像記録装置や、ＩＰプレートを利用したＸ線画像検出装置等に代わって、Ｘ線画像を電子的に検出するＸ線画像検出装置（以下、電子式Ｘ線画像検出装置という）が普及しつつある。この電子式Ｘ線画像検出装置を用いたＸ線撮影シテスム（以下、電子式Ｘ線撮影シテスムという）では、電子式Ｘ線画像検出装置がコンソールに接続されており、電子式Ｘ線画像検出装置で検出されたＸ線画像がコンソールに送られてコンソールのディスプレイに表示される。電子式Ｘ線画像検出装置は、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ；flat panel detector）とも呼ばれるセンサーパネルを有する。このセンサーパネルは、Ｘ線の入射量に応じた信号電荷を蓄積する画素が行列状に配置された撮像領域を有する。センサーパネルは、Ｘ線撮影時に画素毎に信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷をＴＦＴ（Thin Film Transistor）等のスイッチング素子を介して信号処理回路に読み出し、この信号処理回路で電圧信号に変換してＸ線画像信号として出力する。
　最近は、Ｘ線フイルムを利用したＸ線画像記録装置や、ＩＰプレートを利用したＸ線画像検出装置を使用する在来のＸ線撮影システムを、電子式Ｘ線撮影システムに改変する傾向にある。これは、システム全体を入れ替えると導入費用が高額になるため、電子式Ｘ線画像検出装置やコンソールについては入れ換えるが、既存のＸ線発生装置はそのまま使用するものである。
　しかし、電子式Ｘ線画像検出装置は、Ｘ線フイルムを利用したＸ線画像記録装置やＩＰプレートを利用したＸ線画像検出装置と異なり、暗電荷ノイズを破棄するために、Ｘ線撮影前には各画素に蓄積された暗電荷を掃き出すリセット動作を定期的に行っている。Ｘ線撮影が開始されると、リセット動作を終了してから、Ｘ線量に応じた信号電荷を各画素に蓄積する蓄積動作が開始される。そこで、この蓄積動作を開始するタイミングと、Ｘ線源のＸ線照射開始タイミングとの同期をとることが必要である。このため、電子式Ｘ線撮影システムへの改変後も、既存のＸ線発生装置をそのまま使用する場合は、照射スイッチからの照射指示信号が線源制御装置だけでなく、電子式Ｘ線画像検出装置にも送られるように改造をすることが必要になる。
　特表２０１１－５０２６９９号公報では、既存のＸ線発生装置の改造を最小限に留めるために、照射スイッチ（オペレータ操作スイッチ）、線源制御装置（オペレータ操作コンソール、Ｘ線発生器）、および電子式Ｘ線画像検出装置（ＤＲレシーバパネル）がそれぞれ接続される信号中継装置（接続兼制御回路）を用いている。この信号中継装置によって、照射スイッチからの照射指示信号（露出信号）が線源制御装置と電子式Ｘ線画像検出装置の両方に送られる。
　また、特表２０１１－５０２６９９号公報に記載の電子式Ｘ線撮影システムには、Ｘ線画像の露出制御をするために、Ｘ線の線量（累積線量）が目標線量に達したときに、Ｘ線源の照射を停止させる自動露出制御装置（Automatic Exposure Control装置：以下、ＡＥＣ装置という）が設けられている。このＡＥＣ装置を使用する場合には、ＡＥＣ装置からの照射停止信号を線源制御装置に入力することが必要である。このために、線源制御装置には、照射指示信号を入力するためのスイッチＩ／Ｆに加えて、ＡＥＣ装置からの照射停止信号を受けるためのＡＥＣ用Ｉ／Ｆが設けられている。これにより、線源制御装置は、スイッチＩ／Ｆから照射指示信号が入力されている間は、Ｘ線源を駆動してＸ線照射を行わせているが、ＡＥＣ装置からの照射停止信号がＡＥＣ用Ｉ／Ｆから入力されると、Ｘ線源を不作動にしてＸ線照射を強制的に停止する。
　また、特開２０１１－１７４９０８号公報に記載されている電子式Ｘ線画像検出装置は、センサーパネルでＸ線量を測定して、Ｘ線源の照射停止時を決定するＡＥＣ機能を備えている。
　線源制御装置のＡＥＣ用Ｉ／Ｆには、所定のＡＥＣ装置だけが接続可能になっていることが多い。このため、例えば特表２０１１－５０２６９９号公報に記載されたＸ線発生装置に対して、特開２０１１－１７４９０８号公報に記載の電子式Ｘ線画像検出装置のＡＥＣ機能を用いようとする場合、線源制御装置のＡＥＣ用Ｉ／Ｆを、電子式Ｘ線画像検出装置のＡＥＣ機能の仕様に合わせて改造する必要がある。さらに、この線源制御装置に対して、Ｘ線の照射を停止させる制御シーケンスを変更することも必要である。ＡＥＣ用Ｉ／Ｆが存在しない線源制御装置の場合も、電子式Ｘ線画像検出装置のＡＥＣ機能を利用するときには、線源制御装置を改造することが必要である。
　本発明は、線源制御装置を改造することなく、電子式放射線画像検出装置のＡＥＣ機能を利用することができる電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の電子式放射線撮影システムは、放射線発生装置と、電子式放射線画像検出装置と、信号中継装置とで構成される。
　放射線発生装置は、放射線源と、照射スイッチと、線源制御装置とを有する。放射線源は、被写体に放射線を照射する。照射スイッチは、放射線の照射開始を指示するための照射指示信号を発生する。線源制御装置は、照射実行信号が入力されるスイッチＩ／Ｆを有し、照射実行信号の入力中に、放射線源から放射線を照射させて放射線撮影を行わせる。
　電子式放射線画像検出装置は、センサーパネルと、線量測定センサと、制御部とを有する。センサーパネルは、放射線撮影中に、被写体を透過した放射線を電気信号に変換して被写体の放射線画像を検出する。線量測定センサは、放射線撮影中に放射線の照射線量を測定する。制御部は、照射指示信号に応答した照射許可の時点から、照射停止の時点までの区間を定める照射許可信号を発生する。照射停止の時点は、線量測定センサの測定に基づいて、被写体の放射線露出量が所定値に達したかどうかを判定することで決定される。
　信号中継装置は、第１接続Ｉ／Ｆと、第２接続Ｉ／Ｆと、信号処理部と、第３接続Ｉ／Ｆとを有する。第１接続Ｉ／Ｆは、照射スイッチからの照射指示信号を受け取る。第２接続Ｉ／Ｆは、照射指示信号を電子式放射線画像検出装置に送るとともに、電子式放射線画像検出装置からの照射許可信号を受け取る。信号処理部は、照射指示信号および照射許可信号に基づいて、照射実行信号を作成する。第３接続Ｉ／Ｆは、線源制御装置のスイッチＩ／Ｆに照射実行信号を送る。
　センサーパネルには、放射線画像を検出する通常画素と、線量測定センサとしての測定画素とが混在した状態で二次元的に配置されることが好ましい。
　電子式放射線画像検出装置としては電子カセッテを用いることが好ましい。電子カセッテは、センサーパネルと制御部とが可搬型の筐体に収容されたものである。
　照射指示信号は、照射スイッチが駆動操作されている間、連続して出力されることが好ましい。
　信号処理部は、第１～第４ステップを実行することが好ましい。第１ステップでは、照射指示信号が入力されたときに、放射線の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第２接続Ｉ／Ｆを介して電子式放射線画像検出装置へ送る。第２ステップでは、電子式放射線画像検出装置から第２接続Ｉ／Ｆを介して照射許可信号を受け付ける。第３ステップでは、照射許可信号に基づいて、照射許可の時点から照射停止の時点までオン信号を発生する。第４ステップでは、照射指示信号とオン信号とにより、照射実行信号を発生する。
　信号処理部は、第１～第３ステップを実行する同期処理部と、第４ステップを実行するＡＮＤ回路とを有する。
　照射許可信号は、照射許可の時点から照射停止の時点まで、連続的に出力される波形をしていることが好ましい。
　照射許可信号は、照射許可の時点から照射停止の時点まで、所定の周期で繰り返して発生するパルス波形をしていることが好ましい。
　照射許可信号は、照射許可の時点で発生するパルス状の照射開始信号と、照射停止の時点で発生するパルス状の照射停止信号とを有することが好ましい。
　信号中継装置は、電子式放射線画像検出装置を使用するときに選択される変換モードと、電子式放射線画像検出装置を使用しないときに選択されるスルーモードとを有する。変換モードでは、信号処理部が作動して照射実行信号が作成される。スルーモードでは、第１接続Ｉ／Ｆから入力された照射スイッチからの照射指示信号を照射実行信号として、第３接続Ｉ／Ｆから線源制御装置に入力する。スルーモードは、放射線フイルムを利用した放射線画像記録装置やＩＰプレートを利用した電子式放射線画像検出装置が使用される。
　照射スイッチは、照射指示信号を出力する前に、放射線源のウォームアップを指示するウォームアップ指示信号を発生することが好ましい。信号中継装置は、ウォームアップ指示信号をそのまま第３接続Ｉ／Ｆを介して線源制御装置に出力する。
　本発明の信号中継装置は、放射線発生装置と電子式放射線画像検出装置とで構成される電子式放射線撮影システムに用いられるものであり、第１接続Ｉ／Ｆと、第２接続Ｉ／Ｆと、信号処理部と、第３接続Ｉ／Ｆとを備える。
　放射線発生装置は、被写体に放射線を照射する放射線源と、放射線の照射開始を指示するための照射指示信号を発生する照射スイッチと、照射実行信号が入力されたときに放射線源から放射線を照射させて放射線撮影を行わせる線源制御装置とを有する。
　電子式放射線画像検出装置は、被写体の放射線画像を検出し、照射指示信号に応答した照射許可の時点から、照射停止の時点までの区間を定める照射許可信号を発生する。照射停止の時点は、線量測定に基づいて、被写体の放射線露出量が所定値に達したかどうかを判定することで決定される。
　第１接続Ｉ／Ｆは、照射スイッチからの照射指示信号を受け取る。第２接続Ｉ／Ｆは、照射指示信号を電子式放射線画像検出装置に送るとともに、電子式放射線画像検出装置からの照射許可信号を受け取る。信号処理部は、照射指示信号および照射許可信号に基づいて、照射実行信号を作成する。第３接続Ｉ／Ｆは、線源制御装置へ照射実行信号を送って、放射線の照射を実行させる。
　本発明の信号中継装置では、照射スイッチからの照射指示信号を電子式放射線画像検出装置に送り、放射線発生装置と電子式Ｘ線画像検出装置とを同期させ、照射指示信号に応答した照射許可の時点からＡＥＣ機能で決定した照射停止の時点までの区間を表す照射許可信号を電子式Ｘ線画像検出装置から受け取り、この照射許可信号と照射指示信号とから照射実行信号を作成する。この照射実行信号が線源制御装置に入力されている間は、放射線源を駆動して放射線を照射する。したがって、従来の照射指示信号の代わりに、信号中継装置で作成した照射実行信号を線源制御装置に入力すればよいので、本発明では、線源制御装置を改造することなく、電子式Ｘ線画像検出装置のＡＥＣ機能を利用することができる。
改変済の電子式Ｘ線撮影システムの概略図である。 改変済の電子式Ｘ線撮影システムのブロック図である。 信号中継装置のブロック図である。 信号の流れを表した図３と同様なブロック図である。 在来のＸ線撮影システムでの照射スイッチの操作とＸ線源の動作を示すタイミングチャートである。 改変済の電子式Ｘ線撮影システムにおけるＸ線撮影のタイミングチャートである。 Ｘ線撮影の手順を示すフローチャートである。 連続パルスの照射許可信号を用いたＸ線撮影のタイミングチャートである。 照射開始信号と照射停止信号とを用いたＸ線撮影のタイミングチャートである。
　図１および図２において、電子式Ｘ線撮影システム２は、在来のＸ線撮影システムを改変したものである。在来のＸ線撮影システムを構成していたものは、Ｘ線発生装置２ａ、被写体Ｈを立位姿勢で撮影するための立位撮影台１６、臥位姿勢で撮影するための臥位撮影台１７である。Ｘ線発生装置２ａは、Ｘ線を発生するＸ線源１０と、Ｘ線源１０の動作を制御する線源制御装置１１と、Ｘ線源１０へのウォームアップ開始とＸ線の照射開始を指示するための照射スイッチ１２とを有する。Ｘ線源１０は、Ｘ線源１０を立位撮影台１６および臥位撮影台１７で共用するために、線源移動装置（図示せず）によって、例えば天井に沿って移動する。在来のＸ線撮影システムでは、立位撮影台１６のホルダ１６ａ、臥位撮影台１７のホルダ１７ａには、Ｘ線フイルムを利用したフイルムカセッテ、またはＩＰプレートを利用したＩＰカセッテ８０（図３参照）が装着されていた。
　在来のＸ線撮影システムから、最新の電子式Ｘ線撮影システム２に改変するために新たに準備するものは、Ｘ線撮影装置２ｂ、信号中継装置１５である。Ｘ線撮影装置２ｂは、
可搬型のＸ線画像検出装置であり、被写体Ｈ（患者）を透過したＸ線を検出してＸ線画像を出力する電子カセッテ１３と、電子カセッテ１３の動作制御やＸ線画像の表示処理を担うコンソール１４とを有する。電子カセッテ１３は、ＡＥＣ機能を有する電子式Ｘ線画像検出装置として用いられている。信号中継装置１５は、ＡＥＣ機能付き電子カセッテ１３に対して、既存のＸ線発生装置２ａを使用するためのものであり、照射スイッチ１２と、線源制御装置１１と、電子カセッテ１３との間で遣り取りされる信号を中継する。
　Ｘ線源１０は、Ｘ線管２０と、Ｘ線管２０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、図示せず）とを有する。Ｘ線管２０は、熱電子を放出するフィラメントである陰極と、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。照射野限定器は、例えば、Ｘ線を遮蔽する４枚の鉛板を、最大照射開口となる四角形の各辺上に配置し、各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制限する。
　線源制御装置１１は、入力電圧を昇圧する高電圧発生器２５と、Ｘ線源１０に所望の管電圧、管電流が供給されるように高電圧発生器２５を制御する制御部２６とを備えている。高電圧発生器２５は、高電圧ケーブルを通じてＸ線源１０と接続される。管電圧は、Ｘ線源１０が照射するＸ線の線質（エネルギースペクトル）を決めるものであり、管電流は単位時間当たりの照射量を決めるものである。
　メモリ２７は、管電圧、管電流、照射時間等の撮影条件を予め数種類格納している。撮影条件は、タッチパネル等からなる操作部２８を介して放射線技師等のオペレータにより手動で設定される。照射時間は、被写体Ｈに影響を及ぼすような過大なＸ線照射を防止するためのものであり、ＡＥＣ制御による照射線量よりも多めとなるような値が用いられる。例えば、安全規制の点から、撮影部位毎に設定されている最大照射時間が用いられる。通常は最大照射時間に達する前に、ＡＥＣ制御による照射停止が行われる。
　制御部２６は、スイッチＩ／Ｆ３１を介して信号中継装置１５からの照射実行信号が入力されている間中、高電圧発生器２５を作動させて、Ｘ線源１０からＸ線を照射させる。また、照射実行信号の入力中であっても、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９から照射停止信号が入力されると、Ｘ線源１０からのＸ線照射を停止する。更に、制御部２６は、照射時間をカウントするカウントダウンタイマー（図示せず）を内蔵しており、メモリに設定されている照射時間（制限値）に達したときには、Ｘ線の照射を強制的に停止させる。
　ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９には、フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を使用する在来のＸ線撮影システムのときには、点線で示すように、ＡＥＣ装置３０が接続されていた。このＡＥＣ装置３０は、例えばイオンチャンバーからなり、各撮影台１６、１７のホルダ１６ａ、１７ａに装填されたカセッテの前面または背面に配される。図１では立位撮影台１６のホルダ１６ａに、ＡＥＣ装置３０を取り付けた状態を示している。もちろん、電子式Ｘ線撮影システムへの改変後は、ＡＥＣ装置３０は不要であるので、立位撮影台１６から取り外され、またＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９とＡＥＣ装置３０との接続も解除される。
　照射スイッチ１２は、Ｘ線照射開始時にオペレータによって操作される。照射スイッチ１２は、ＳＷ１がオンしてから、ＳＷ２がオンする２段押しスイッチである。半押しでＳＷ１がオンし、Ｘ線管２０のウォームアップを開始させるためのウォームアップ指示信号Ｓ１（図５参照）を発生する。全押しでＳＷ２がオンし、照射指示信号Ｓ２を発生する。
　改変前の在来のＸ線撮影システムのときには、照射スイッチ１２がスイッチＩ／Ｆ３１に直接に接続されており、ウォームアップ指示信号Ｓ１、照射指示信号Ｓ２が線源制御装置１１の制御部２６に入力される。図５に示すように、ウォームアップ信号Ｓ１が入力されると、線源制御装置１１はＸ線源１０のウォームアップを開始する。また、照射指示信号Ｓ２の入力中は、線源制御装置１１はＸ線源１０を駆動してＸ線を照射させる。したがって、信号中継装置１５の照射実行信号と、照射スイッチ１２の照射指示信号Ｓ２とは、信号の形態が同じである。
　電子カセッテ１３は、センサーパネル３５と、センサーパネル３５の動作を制御する制御部３６とを有し、これらが筐体内に収容されている。また、筐体には、電子カセッテ１３を駆動するための電力を供給するバッテリ（二次電池）や、コンソール１４とＸ線画像等のデータの送信をするための通信回路等も収納されている。なお、コンソール１４とのデータ通信は、有線方式でも無線方式でもよい。無線方式の場合には、通信部やアンテナ等も筐体に収納されている。
　電子カセッテ１３の筐体は、フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０と同様に、国際規格ＩＳＯ４０９０：２００１に準拠した大きさをしている。このため、撮影台１６、１７のホルダ１６ａ、１７ａに着脱自在にセットすることができる。また、電子カセッテ１３は、被写体Ｈが仰臥するベッド上に置いたり被写体Ｈ自身にもたせたりして単体で使用されることもある。なお、電子カセッテ１３の筐体は、国際規格ＩＳＯ４０９０：２００１に準拠した大きさでなくともよい。
　センサーパネル３５は間接変換型であり、周知のようにＴＦＴアクティブマトリクス基板と、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ（図示せず）とを有する。このシンチレータは、シンチレータパネルとしてＴＦＴアクティブマトリクス基板に貼り付けたり、あるいはシンチレータ層として蒸着されたりしている。また、シンチレータを用いず、ＴＦＴアクティブマトリクス基板上に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）を形成した直接変換型でもよい。
　ＴＦＴアクティブマトリクス基板上には、被写体Ｈを透過したＸ線の線量に応じた電荷を蓄積する複数の画素が行列状に形成されている。画素は、周知のように、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部、およびスイッチング素子であるＴＦＴを備える。センサーパネル３５は、画素の列毎に設けられた信号線を通じて、各画素の光電変換部に蓄積された信号電荷を信号処理回路（図示せず）に読み出し、信号処理回路で電圧信号に変換してＸ線画像信号として出力する。なお、画素の配列はハニカム配列でもよい。
　シンチレータとＴＦＴアクティブマトリクス基板は、例えば、Ｘ線の入射する側からみてシンチレータ、ＴＦＴアクティブマトリクス基板の順に配置されるＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式である。あるいは、逆にＴＦＴアクティブマトリクス基板、シンチレータの順に配置されるＩＳＳ（Irradiation Side sampling）方式でもよい。
　制御部３６は、画素の行毎に設けられた走査線を介してＴＦＴを駆動することにより、Ｘ線の線量に応じた信号電荷を画素に蓄積する蓄積動作と、画素から蓄積された信号電荷を読み出す読み出し動作と、画素に発生する暗電荷を掃き出すリセット動作とをセンサーパネル３５に行わせる。また、制御部３６は、読み出し動作でセンサーパネル３５から出力されたＸ線画像データに対して、オフセット補正、感度補正、欠陥補正等の各種画像処理を施す。
　画素には通常画素（Ｘ線画像検出画素）と測定画素（Ｘ線量測定画素）３７とがあり、これらが混在した状態で撮像領域３５ａ内に二次元に配置されている。この測定画素３７は、Ｘ線の到達線量を検出するための線量測定センサとして用いられるものであり、撮像領域３５ａ内で局所的に偏ることなく均等に配置されている。実際は、通常画素および測定画素３７のサイズは小さく、かつ通常画素はかなり多数であるため、図２では通常画素を省略して、測定画素３７だけを模式的に表している。各測定画素３７の線量測定信号は、信号処理回路に送られる。
　Ｘ線撮影時には、通常画素は、蓄積動作にセットされており、Ｘ線到達量に応じて発生した電荷を蓄積する。他方、測定画素３７は、Ｘ線撮影中には、発生した電荷が線量測定信号として取り出される。そこで、測定画素３７は、例えばＴＦＴのソース電極とドレイン電極とを短絡したり、またはＴＦＴを省略して光電変換部を信号線に直接に接続したりして、ＴＦＴのオンオフに関わらず発生電荷が信号処理回路に流れ出るように、通常画素を改造している。また、走査線を介してＴＦＴにゲートパルスを与えるＸ線画像検出用のゲートドライバとは別に、線量測定用のゲートドライバを設け、線量測定用のゲートドライバで駆動される通常画素を測定画素としてもよい。この場合には、測定画素は通常画素と同じ構成をしている。
　信号処理回路とセンサーパネル３５がリセット動作を繰り返す待機モードから、蓄積動作を開始する撮影モードに切り替わったときに、各測定画素３７に対して線量測定信号のサンプリングを開始する。判定部３８は、線量測定信号のサンプリングの度に、撮影部位に応じて設定された採光野内に含まれている測定画素３７を選択し、選択した測定画素３７毎に、前回までの測定値の積算値に、信号処理回路からの新たな測定値を加算して累積線量を求める。判定部３８は、さらに各測定画素３７の累積線量から、代表値（平均値、最大値、最頻値、または合計値等）を算出する。最大値は、各測定画素３７の累積線量のうちの最大値であり、最頻値は頻度が高い累積線量である。合計値は、各測定画素３７の累積線量を合計したものであり、平均値は合計値を測定画素３７の個数で除算したものである。判定部３８は、この代表値、例えば平均値と、照射停止閾値（目標線量）とを比較判定する。
　判定部３８は、線量測定信号のサンプリング開始と同時に、照射信号Ｉ／Ｆ３９への照射許可信号Ｓ４（図４参照）の出力を開始し、平均値が照射停止閾値に達しない間は、照射許可信号Ｓ４を出力し続ける。判定部３８は、Ｘ線撮影中に平均値が照射停止閾値を上回って、Ｘ線の照射線量が目標線量に達したと判定すると、照射信号Ｉ／Ｆ３９への照射許可信号Ｓ４の出力を止める。なお、インプラントの影響で明らかに線量測定信号の値が低い場合は、判定部３８で異常と判断する。この場合には、照射許可信号Ｓ４の出力を止めて、Ｘ線の照射を中断してもよい。
　通信Ｉ／Ｆ４０は、有線方式や無線方式により、コンソール１４と通信可能である。通信Ｉ／Ｆ４０は、センサーパネル３５から出力されたＸ線画像のデータやコンソール１４で設定された撮影条件の情報等の遣り取りを媒介する。
　コンソール１４は、キーボード等の入力デバイス４５を介したオペレータからの入力操作に応じて電子カセッテ１３の動作を制御する。通信Ｉ／Ｆ４０を介して電子カセッテ１３から送られたＸ線画像は、コンソール１４のディスプレイ４６に表示される他、そのデータがコンソール１４内のストレージデバイス４７やメモリ、あるいはコンソール１４とネットワーク接続された画像蓄積サーバ等のデータストレージに記憶される。
　コンソール１４は、被写体Ｈの性別、年齢、撮影部位、撮影目的等の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４６に表示する。検査オーダは、病院情報システム（ＨＩＳ；Hospital Information System）や放射線情報システム（ＲＩＳ；Radiology Information System）等の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取り込むか、またはオペレータにより手動入力される。検査オーダには、頭部、胸部、腹部、手、指等の撮影部位の項目がある。撮影部位には、正面、側面、斜位、ＰＡ（Ｘ線を被写体Ｈの背面から照射）、ＡＰ（Ｘ線を被写体Ｈの正面から照射）等の撮影方向も含まれる。オペレータは、検査オーダの内容をディスプレイ４６で確認し、その内容に応じた撮影条件をディスプレイ４６に映された操作画面を通じて入力デバイス４５で入力する。
　コンソール１４には、撮影部位毎に予め撮影条件が記憶されている。撮影条件には、管電圧、管電流、採光野、および線量測定信号の積算値と比較してＸ線の照射停止を判定するための照射停止閾値等の情報が記憶されている。採光野はＡＥＣに用いる測定画素３７の領域を示し、撮影部位毎に診断時に最も注目すべき関心領域にあたり、かつ線量測定信号を安定して得られる部分が設定されている。例えば撮影部位が胸部の場合は左右の肺野の部分が採光野として設定されている。撮影条件の情報はストレージデバイス４７に格納されており、入力デバイス４５で指定された撮影部位に対応する撮影条件がストレージデバイス４７から読み出されて通信Ｉ／Ｆ４０経由で電子カセッテ１３に提供される。線源制御装置１１で使用される撮影条件としては、管電圧、管電流、最大照射時間等であり、コンソール１４のモニタ４６に表示された撮影条件を参照して手動設定される。
　信号中継装置１５は、照射スイッチ１２、電子カセッテ１３の照射信号Ｉ／Ｆ３９、線源制御装置１１のスイッチＩ／Ｆ３１に、各信号ケーブルを介して接続される３つの第１接続Ｉ／Ｆ５０、第２接続Ｉ／Ｆ５１、第３接続Ｉ／Ｆ５２を有する。第１接続Ｉ／Ｆ５０には、照射スイッチ１２からのウォームアップ指示信号Ｓ１、照射指示信号Ｓ２が入力される。第２接続Ｉ／Ｆ５１は、照射開始要求信号Ｓ３（図４参照）を電子カセッテ１３の照射信号Ｉ／Ｆ３９へ送り出し、また照射信号Ｉ／Ｆ３９からの照射許可信号Ｓ４を受け取る。第３接続Ｉ／Ｆ５２は、ウォームアップ指示信号Ｓ１、照射実行信号Ｓ６を線源制御装置１１のスイッチＩ／Ｆ３１へ送る。
　図３および図４において、信号中継装置１５は、第１セレクタ６０と、切替スイッチ６１と、信号処理部６２とを備えている。切替スイッチ６１は、外部操作されると、選択信号ＣＳを第１セレクタ６０に送り、信号中継装置１５を図３に示すスルーモードと、図４に示す変換モードとのいずれか一方に切り替える。スルーモードでは、第１セレクタ６０は、信号線６３を信号線６４に接続する。変換モードでは、第１セレクタ６０は信号線６３を信号線６５に接続する。
　スルーモードは、フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を使用する在来のＸ線撮影システムに戻す場合に選択され、第１接続Ｉ／Ｆ５０からの照射指示信号Ｓ２を、信号線６３、６４を介して第３接続Ｉ／Ｆ５２から出力する。この照射指示信号Ｓ２は、照射実行信号Ｓ６として線源制御装置１１に入力される。そして、スイッチＩ／Ｆ３１から照射指示信号Ｓ２が入力されている間は、線源制御装置１１が図５に示すようにＸ線源１０を駆動してＸ線を照射する。ただし、ＡＥＣ装置３０が使用されているときは、ＡＥＣ装置３０からの照射停止信号がＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９を介して線源制御装置１１に入力されると、照射指示信号Ｓ２が入力中であっても、Ｘ線源１０はＸ線の照射を停止する。
　変換モードは、電子カセッテ１３を使用する最新の電子式Ｘ線撮影システム２に改変した際に選択される。照射指示信号Ｓ２は、第１セレクタ６０によって信号処理部６２に送られ、電子カセッテ１３との同期が取られ、また電子カセッテ１３のＡＥＣ機能が利用される。
　信号処理部６２は、第２セレクタ６６と同期処理回路６７とＡＮＤ回路６８とを備えている。第２セレクタ６６は、信号線６５を介して第１セレクタ６０から入力されるウォームアップ指示信号Ｓ１および照射指示信号Ｓ２を、３本の信号線６９、７０、７１に振り分ける。信号線６９は信号線６４に、信号線７０は同期処理回路６７に、信号線７１はＡＮＤ回路６８の一方の入力端子にそれぞれ接続されている。
　変換モードでは、第２セレクタ６６は、ウォームアップ指示信号Ｓ１が入力されたとき、出力先を信号線６９に振り分ける。このため、ウォームアップ指示信号Ｓ１は信号線６９、６４を介して第３接続Ｉ／Ｆ５２から出力される。また、第２セレクタ６６は、照射指示信号Ｓ２が入力されたとき、出力先を信号線７０、７１に振り分ける。このため、照射指示信号Ｓ２は、信号線７０を介して同期処理回路６７と、信号線７１を介してＡＮＤ回路６８の一方の入力端子とに入力される。
　同期処理回路６７は、信号線７２を介して第２接続Ｉ／Ｆ５１と接続されている。また、同期処理回路６７は、ＡＮＤ回路６８の一方の入力端子に信号線７３を介して接続されている。同期処理回路６７は、信号線７０を介して第２セレクタ６６から照射指示信号Ｓ２が入力されたとき、Ｘ線の照射を開始してよいかを問い合わせる照射開始要求信号Ｓ３を、信号線７２を介して第２接続Ｉ／Ｆ５１に出力する。
　さらに同期処理回路６７は、電子カセッテ１３の照射信号Ｉ／Ｆ３９からの照射許可信号Ｓ４が第２接続Ｉ／Ｆ５１、信号線７２を介して入力されたとき、オン信号Ｓ５を信号線７３に出力し、照射許可信号Ｓ４の入力が途絶えたときにオン信号Ｓ５の出力を停止する。
　ＡＮＤ回路６８は、信号線７１を介して第２セレクタ６６と、信号線７３を介して同期処理回路６７と、信号線７４を介して第３接続Ｉ／Ｆ５２とそれぞれ接続されている。ＡＮＤ回路６８は、信号線７１、７３を介して各入力端子に入力される照射指示信号Ｓ２、オン信号Ｓ５の論理積を求める。ＡＮＤ回路６８は、照射指示信号Ｓ２、オン信号Ｓ５の両方が各入力端子に入力されたときに、出力端子から照射実行信号Ｓ６を出力する。照射指示信号Ｓ２、オン信号Ｓ５のいずれかの入力が途絶えたとき、ＡＮＤ回路６８の出力端子からの照射実行信号Ｓ６の出力がなくなる。照射実行信号Ｓ６は、信号線７４、第３接続Ｉ／Ｆ５２、信号ケーブル、スイッチＩ／Ｆ３１を介して、線源制御装置１１の制御部２６に入力される。制御部２６は、照射実行信号Ｓ６の入力中は、Ｘ線源１０を駆動してＸ線を照射する。
　照射信号Ｉ／Ｆ３９から照射開始要求信号Ｓ３を受けたとき、電子カセッテ１３の制御部３６は、センサーパネル３５の動作をリセット動作から蓄積動作に移行させ、待機モードから撮影モードに切り替える。判定部３８は、照射信号Ｉ／Ｆ３９への照射許可信号Ｓ４の出力を開始する。
　次に、図６および図７を参照して、電子カセッテ１３を使用する電子式Ｘ線撮影システム２の改変とその作用について説明する。Ｘ線フイルムやＩＰプレートを使用するＸ線撮影システムから、電子式Ｘ線撮影システム２に改変する場合は、信号中継装置１５、コンソール１４、電子カセッテ１３を購入することが必要であるが、既存のＸ線発生装置２ａはそのまま使用することができる。なお、ＡＥＣ装置３０は不要であるので、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９から取り外す。
　改変に際しては、照射スイッチ１２を信号中継装置１５の第１接続Ｉ／Ｆ５０に接続する。さらに、第２接続Ｉ／Ｆ５１を照射信号Ｉ／Ｆ３９に、また第３接続Ｉ／Ｆ５２をスイッチＩ／Ｆ３１に信号ケーブルを介してそれぞれ接続する。最後に、信号中継装置１５の切替スイッチ６１を操作して変換モードを選択すれば、図４に示すように、第１セレクタ６０によって信号線６３と信号線６５とが接続され、電子式Ｘ線撮影システム２に改変される。
　撮影部位に応じて２つの撮影台１６、１７の一方を選択する。この選択した撮影台、例えば立位撮影台１６の前に被写体Ｈを立たせてから、立位撮影台１６に電子カセッテ１３を装填する。そして、電子カセッテ１３の通信Ｉ／Ｆ４０とコンソール１４とを接続する。次に、被写体Ｈの撮影部位に応じて、ホルダ１６ａの高さや水平位置を調節する。また、撮影部位の位置や大きさに応じて、Ｘ線源１０の高さや水平位置、照射野の大きさを調整する。
　コンソール１４のモニタ４６には、検査オーダに基づいて、標準的な撮影条件が表示される。この撮影条件を参考にして、管電圧、管電流、最大照射時間、照射停止閾値等をキーボード４５から入力する。照射停止閾値は、電子カセッテ１３に送られる。
　撮影準備が完了すると、電子式Ｘ線撮影システム２は撮影待機状態となる。このときには、センサーパネル３５の各画素は、リセット動作にセットされ、蓄積された暗電荷が所定時間ごとに破棄される。この撮影待機状態中に、照射スイッチ１２が半押し（ＳＷ１オン）されると、ウォームアップ指示信号Ｓ１が発生して信号中継装置１５に送られる（Ｓｔ１０）。信号中継装置１５では、ウォームアップ指示信号Ｓ１が、第２セレクタ６６により信号線６９に送られ、さらに信号線６４を経由して第３接続Ｉ／Ｆ５２から出力される（Ｓｔ１１）。第３接続Ｉ／Ｆ５２にスイッチＩ／Ｆ３１が接続されているため、ウォームアップ指示信号Ｓ１は、線源制御装置１１に入力される（Ｓｔ１２）。これにより、高電圧発生器２５からＸ線管２０への電力供給が開始され、Ｘ線管２０のウォームアップが実行される（Ｓｔ１３）。
　照射スイッチ１２を半押しした後に、ウォームアップに要する時間を見計らってから、照射スイッチ１２が全押しされる（ＳＷ２オン）。これにより、照射スイッチ１２から照射指示信号Ｓ２が発生する。照射指示信号Ｓ２は、信号中継装置１５に入力され（Ｓｔ１４）、第２セレクタ６６により信号線７０、７１を介して同期処理回路６７、ＡＮＤ回路６８に入力される。
　同期処理回路６７は、照射指示信号Ｓ２が入力されると、照射開始要求信号Ｓ３を出力する（Ｓｔ１５）。この照射開始要求信号Ｓ３は、電子カセッテ１３に入力される（Ｓｔ１６）。これにより、センサーパネル３５が、リセット動作から蓄積動作に移行され（Ｓｔ１７）、これと同時に、照射信号Ｉ／Ｆ３９への照射許可信号Ｓ４の出力が開始される（Ｓｔ１８）。
　照射許可信号Ｓ４は、信号中継装置１５の同期処理回路６７に入力され、オン信号Ｓ５に変換される。このオン信号Ｓ５は、信号線７３を介してＡＮＤ回路６８に送られる。これにより、照射指示信号Ｓ２、オン信号Ｓ５の論理積が「１」となり、ＡＮＤ回路６８から照射実行信号Ｓ６が出力される（Ｓｔ１９）。照射実行信号Ｓ６は、信号線７４、第３接続Ｉ／Ｆ５２、スイッチＩ／Ｆ３１を介して、線源制御装置１１に入力される。線源制御装置１１の制御部２６は、照射実行信号Ｓ６の入力中には、高電圧発生器２５の高電圧をＸ線源１０に供給させて、Ｘ線管２０からＸ線を照射させる（Ｓｔ２０）。
　Ｘ線管２０から放射されたＸ線は、照射野限定器によって照射範囲が絞られ、被写体Ｈの観察部位を照射する。この被写体Ｈを透過したＸ線は、電子カセッテ１３に到達する。電子カセッテ１３では、シンチレータによってＸ線が可視光に変換され、センサーパネル３５上の各画素で電荷に変換される。
　通常画素では、変換した電荷が蓄積される。他方、測定画素３７では、電荷は蓄積されることなく、信号処理回路に流れ出る。この信号処理回路は、周知のように、電荷を電圧に変換する積分器を備え、各測定画素の電荷を電圧に変換する。さらに、信号処理回路は、積分器からの電圧をデジタル変換してから、線量測定信号として判定部３８に送る。各積分器は、比較的短い周期でリセットされる。このため、所定の周期で線量測定が行われることになる。判定部３８では、前回までの測定値の合計を記憶しており、これに今回の測定値を積算することで累積線量を測定画素３７毎に算出する。そして、各測定画素３７のうち、採光野に属する測定画素３７を選択し、選択した測定画素３７の累積線量から、代表値、例えば平均値を算出する（Ｓｔ２１）。判定部３８は、測定毎に、平均値と照射停止閾値とを比較する（Ｓｔ２２）。
　Ｘ線撮影中に平均値が照射停止閾値に到達すると（Ｓｔ２３でＹＥＳ）、判定部３８は適正なＸ線照射が行われたものと判定し、照射許可信号Ｓ４の出力を止める（Ｓｔ２４）。これにより、同期処理回路６７からのオン信号Ｓ５の発生が止まるから、照射指示信号Ｓ２、オン信号Ｓ５の論理積が「０」となる。このためＡＮＤ回路６８からの照射実行信号Ｓ６の出力が止まる（Ｓｔ２５）。線源制御装置１１への照射実行信号Ｓ６の入力も止まる。線源制御装置１１への照射実行信号Ｓ６の入力が止まると、高電圧発生器２５からＸ線管２０への電力供給が停止する。この結果、Ｘ線源１０からのＸ線照射が停止する（Ｓｔ２６）。
　判定部３８は、Ｘ線照射の停止後に、センサーパネル３５の通常画素を蓄積動作から読み出し動作に切り替える（Ｓｔ２７）。これにより、各通常画素に蓄積された電荷は、信号処理回路で電圧に変換され、さらにデジタル変換されて、Ｘ線画像データとしてメモリに一時記憶される。この読み出し動作後は、センサーパネル３５はリセット動作を行う待機モードに復帰し、次のＸ線撮影に備える。また、メモリのＸ線画像データは、制御部３６で各種画像処理を施された後、通信Ｉ／Ｆ４０を介してコンソール１４に送られる。コンソール１４では、ディスプレイ４６にＸ線画像を表示して診断に供する。
　フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を用いたＸ線撮影をする場合は、切替スイッチ６１を操作してスルーモードに切り替える。これにより、図３に示すように、切替スイッチ６１からの選択信号ＣＳが第１セレクタ６０に入力され、第１セレクタ６０は信号線６３と信号線６４が繋がるよう動作する。また、図１に示すように、撮影台のホルダにＡＥＣ装置３０をセットしてから、ＡＥＣ装置３０を線源制御装置１１のＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９に接続する。フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を選択した撮影台のホルダに装填する。なお、フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０には、電気的構成が存在しないので、当然に信号中継回路１５には接続されることはない。
　前述した電子式Ｘ線撮影システム２と同様に、撮影準備をしてから、照射スイッチ１２を操作すれば、ウォームアップ指示信号Ｓ１と、照射指示信号Ｓ２は、いずれも信号中継装置１５を素通りして、線源制御装置１１に入力される。照射指示信号Ｓ２に基づいてＸ線管２０がＸ線の照射を開始する。Ｘ線撮影中に、ＡＥＣ装置３０でＸ線の照射線量が測定され、得られた測定線量が目標線量に到達したか否かが判定される。Ｘ線の照射線量が目標線量に到達すると、ＡＥＣ装置３０は、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９を介して、線源制御装置１１にＸ線の照射停止を指示する。これにより、Ｘ線管２０のＸ線照射が停止して、Ｘ線撮影が終了する。フイルムカセッテでは、Ｘ線フイルムにＸ線画像が記録され、またＩＰカセッテ８０ではＸ線のエネルギーの形態でＸ線画像がＩＰプレートに記録される。
　本発明では、信号中継装置１５は、各セレクタ６０、６６やＡＮＤ回路６８等だけというシンプルな構成であるため、線源制御装置１１を改造したり、電子カセッテ１３用の線源制御装置に買い換えたりするよりは、はるかに安いコストで電子式Ｘ線撮影システム２に改変することができる。したがって、電子式Ｘ線撮影システム２の導入が促進されることになる。
　また、切替スイッチ６１で選択可能なスルーモードを設け、ウォームアップ指示信号Ｓ１、照射指示信号Ｓ２をそのまま線源制御装置１１に送るようにしたから、簡単な切替操作のみでフイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を今まで通り使用することができる。なお、電子式Ｘ線撮影システム２に変更後、フイルムカセッテやＩＰカセッテ８０を使用することがない場合には、スルーモードは不要である。この場合には、信号中継装置１５には、セレクタ６０や切替スイッチ６１を設けなくてもよい。
　信号中継装置１５を用いることにより、電子カセッテ１３は照射開始要求信号Ｓ３の入力と照射許可信号Ｓ４の出力を１つの照射信号Ｉ／Ｆ３９で行うことができる。これは、電子カセッテ１３に繋ぐＡＥＣ用の信号ケーブルの本数を１本とすることを可能とするから、複数本の信号ケーブルが繋げられることで、電子カセッテ１３の取り扱いが煩雑化することを避けることができる。
　上記実施形態では、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９を有する線源制御装置１１を例示しているが、本発明の電子式Ｘ線撮影システムでは、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９を使わなくてもよいので、ＡＥＣ用Ｉ／Ｆ２９がないタイプの線源制御装置にも本発明を適用することができる。
　一般的に、電子式Ｘ線撮影システムでは、Ｘ線が被写体Ｈを透過する際に発生する散乱線を除去するために、電子カセッテ１３の前に、薄板状のグリッドを配置することがある。グリッドは、例えば、センサーパネル３５の画素の列方向に延びる短冊状をしたＸ線透過層とＸ線吸収層とが、センサーパネル３５の画素の行方向に交互に複数配置されている。グリッドは、電子カセッテ１３のＸ線入射側の面と対面するように、被写体Ｈと電子カセッテ１３との間に差し挟まれる。
　また、可動グリッドでは、Ｘ線撮影中にグリッドを移動させて、Ｘ線透過層とＸ線吸収層によるグリッド縞を目立たなくするブッキー機構（グリッド移動機構）が撮影台に設けられている。このブッキー機構とＸ線の照射開始、終了タイミングの同期をとるために、ブッキー機構用のＩ／Ｆが線源制御装置に設けられる。この場合は、ブッキー機構用のＩ／Ｆに電子カセッテ１３を接続し、ブッキー機構用のＩ／Ｆから送られる信号に基づき、センサーパネル３５のリセット動作から蓄積動作への切り替えや判定部３８の照射許可信号Ｓ４の出力開始を制御してもよい。
　電子カセッテ１３の照射信号Ｉ／Ｆ３９と、信号中継装置１５の第２接続Ｉ／Ｆ５１との間の通信方式は、信号ケーブルを介した有線方式に限らず、無線方式でもよい。
　上記実施形態では、平均値が照射停止閾値に達しない間は、照射信号Ｉ／Ｆ３９からハイレベルの照射許可信号Ｓ４を連続的に出力しているが、この信号レベルは逆にローレベルでもよい。
　また、図８に示す照射許可信号Ｓ７のように、一定の周期Ｔａでハイローを繰り返す連続パルスとし、Ｘ線の累積線量が適正値に達したときに、照射許可信号Ｓ７の出力を止めてもよい。また、図９に示す照射許可信号Ｓ８のように、照射開始信号と照射停止信号を別々に単発のパルス（ハイレベルの時間Ｔｂ）で出力してもよい。
　図８に示す照射許可信号Ｓ７の場合に、同期処理回路６７は、信号線７２を介して第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号が最初にローからハイレベルになったときに（照射許可信号Ｓ７の最初のパルスが立ち上がったときに）、オン信号Ｓ５の出力を開始する。また、同期処理回路６７は、照射許可信号Ｓ７がローレベルとなる時間を監視し、監視時間が予め設定された閾値、例えばＴａ／２あるいはＴａよりも長くなったときにオン信号Ｓ５の出力を停止する。
　図９に示す照射許可／停止信号Ｓ８の場合に、同期処理回路６７は、図８の場合と同様に、信号線７２を介して第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号が最初に立ち上がったときにオン信号Ｓ５の出力を開始する。また、同期処理回路６７は、第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号が２回目にハイからローレベルになったとき（信号が立ち下がったとき）にオン信号Ｓ５の出力を停止する。
　なお、いずれの場合も第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号の最初の立ち上がりを判定してオン信号Ｓ５の出力を開始しているが、逆に第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号が最初に立ち下がったときにオン信号Ｓ５の出力を開始してもよい。同様に図９の場合に、第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号が２回目に立ち上がったときに、オン信号Ｓ５の出力を停止してもよい。さらに図９の場合に、第２接続Ｉ／Ｆ５１から入力される信号がハイレベルとなる時間をモニタし、モニタ時間が予め設定された閾値、例えばＴｂと最初に等しくなったときにオン信号Ｓ５の出力を開始し、２回目に等しくなったときにオン信号Ｓ５の出力を停止してもよい。
　Ｘ線の照射を許可または停止する信号として、図６に示す信号波形の他に、図８、図９に示す信号波形も適用可能とするために、同期処理回路６７の動作を信号の出力形態に応じて切り替える切替スイッチを設けてもよい。
　Ｘ線の照射を許可または停止する信号の波形だけでなく、照射指示信号の波形についても、照射スイッチ１２が全押しされている間は「１」が維持される波形の他に、例えば照射スイッチ１２の全押しと全押し解除に応じて単発のパルスを発してもよい。ただし、この場合、信号処理部は、照射スイッチ１２の全押しによる単発のパルスを受信したことを保持し、この保持中に照射許可信号Ｓ４が電子カセッテ１３から入力されたときに、単発のパルスと同等の照射実行信号Ｓ６を線源制御装置１１に出力する構成となる。
　なお、照射指示信号と照射停止信号を照射実行信号に変換する形態に限らず、照射指示信号と照射停止信号は、スイッチＩ／Ｆが受信可能な形態であればよい。例えば、信号中継装置１５から線源制御装置１１に照射実行信号を出力する代わりに、照射指示信号を直接出力する。そして、電子カセッテから信号中継装置に照射停止信号が入力されたときに、信号中継装置で照射指示信号の出力を止めるようにする。この場合は、照射指示信号が照射停止信号を兼ねる。
　上記実施形態では、平均値が照射停止閾値に達したときに、照射許可信号の出力を止めているが、平均値が照射停止閾値に達すると予測される時間を算出し、算出した予測時間に達したときに照射許可信号の出力を止めてもよい。
　なお、センサーパネル３５の各画素にバイアス電圧を供給するバイアス線に、画素で発生する電荷に基づく電流が流れることを利用して、バイアス線の電流をモニタリングして線量を測定してもよい。このバイアス線の電流をモニタリングされる画素が測定画素となるが、この測定画素は通常画素としても用いられる。同様に画素から流れ出るリーク電流をモニタリングして線量を測定してもよく、この場合もリーク電流をモニタリングする画素が測定画素となる。上記実施形態の測定画素は、Ｘ線画像の検出では欠陥画素となるが、バイアス線の電流やリーク電流をモニタリングする場合には欠陥画素とならないので、Ｘ線画像の画質が向上する。また、画素とは構成が異なり、出力経路も別となった線量測定センサを撮像領域に設けてもよい。
　上記実施形態は、測定画素３７、判定部３８、照射信号Ｉ／Ｆ３９で構成されるＡＥＣ機能が電子カセッテ１３に内蔵されている例であるが、これらを電子カセッテとは別体としてもよい。
　上記実施形態では、コンソール１４と電子カセッテ１３が別体であるが、コンソール１４は独立した装置である必要はなく、コンソール１４に電子カセッテ１３の機能を搭載してもよい。専用の撮影制御装置を電子カセッテとコンソールの間に接続してもよい。
　また、可搬型のＸ線画像検出装置である電子カセッテに限らず、撮影台に据え付けるタイプのＸ線画像検出装置でもよい。さらに、本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を撮影対象とした場合にも適用することができる。

Claims (16)

  1. 　放射線発生装置と、電子式放射線画像検出装置と、信号中継装置とで構成される電子式放射線撮影システムは、以下を備えている：
    Ａ.前記放射線発生装置は、以下を有する：
    　　被写体に放射線を照射する放射線源；
    　　放射線の照射開始を指示するための照射指示信号を発生する照射スイッチ；および
    　　　照射実行信号が入力されるスイッチＩ／Ｆを有し、前記照射実行信号の入力中に、前記放射線源から放射線を照射させて放射線撮影を行わせる線源制御装置；
    Ｂ.前記電子式放射線画像検出装置は、以下を有する：
    　　　前記放射線撮影中に、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換して前記被写体の放射線画像を出力するセンサーパネル；
    　　前記放射線撮影中に放射線の線量を測定する線量測定センサ；および
    　　　前記照射指示信号に応答した照射許可の時点から、前記線量測定センサの測定に基づいて、前記被写体の放射線露出量が所定値に達たかどうかを判定することで決定した照射停止の時点までの区間を定める照射許可信号を発生する制御部；
    Ｃ.前記信号中継装置は、以下を有する：
    　　前記照射スイッチからの前記照射指示信号を受け取る第１接続Ｉ／Ｆ；
    　　　前記照射指示信号を前記電子式放射線画像検出装置に送るとともに、前記電子式放射線画像検出装置からの前記照射許可信号を受け取る第２接続Ｉ／Ｆ；
    　　　前記照射指示信号および前記照射許可信号に基づいて、前記照射実行信号を作成する信号処理部；および
    　　前記線源制御装置の前記スイッチＩ／Ｆに前記照射実行信号を送る第３接続Ｉ／Ｆ。
  2. 　前記センサーパネルには、前記放射線画像を検出する通常画素と、前記線量測定センサとしての測定画素とが混在した状態で二次元的に配置されている請求項１に記載の電子式放射線撮影システム。
  3. 　前記電子式放射線画像検出装置は、前記センサーパネルと前記制御部とが可搬型の筐体に収容された電子カセッテである請求項２に記載の電子式放射線撮影システム。
  4. 　前記照射指示信号は、前記照射スイッチが駆動操作されている間、連続して出力される請求項１に記載の電子式放射線撮影システム。
  5. 　前記信号処理部は、以下のステップを実行する請求項４に記載の電子式放射線撮影システム：
    　前記照射指示信号が入力されたときに、放射線の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前記第２接続Ｉ／Ｆを介して前記電子式放射線画像検出装置へ送る第１ステップ；
    　前記電子式放射線画像検出装置から前記第２接続Ｉ／Ｆを介して前記照射許可信号を受け付ける第２ステップ；
    　前記照射許可信号に基づいて、前記照射許可の時点から前記照射停止の時点までオン信号を発生する第３ステップ；および
    　前記照射指示信号と前記オン信号とにより、前記照射実行信号を発生する第４ステップ。
  6. 　前記信号処理部は、前記第１～第３ステップを実行する同期処理部と、前記第４ステップを実行するＡＮＤ回路とを有する請求項５に記載の電子式放射線撮影システム。
  7. 　前記照射許可信号は、前記照射許可の時点から前記照射停止の時点まで、連続的に出力される波形である請求項５に記載の電子式放射線撮影システム。
  8. 　前記照射許可信号は、前記照射許可の時点から前記照射停止の時点まで、所定の周期で繰り返して発生するパルス波形をしている請求項５に記載の電子式放射線撮影システム。
  9. 　前記照射許可信号は、前記照射許可の時点で発生するパルス状の照射開始信号と、前記照射停止の時点で発生するパルス状の照射停止信号とを有する請求項５に記載の電子式放射線撮影システム。
  10. 　前記信号中継装置は、前記電子式放射線画像検出装置を使用するときに選択される変換モードと、
    　前記電子式放射線画像検出装置を使用しないときに選択されるスルーモードとを有し、
    　前記変換モードでは、前記信号処理部が作動して前記照射実行信号が作成され、
    　前記スルーモードでは、前記第１接続Ｉ／Ｆから入力された前記照射スイッチからの前記照射指示信号を、前記照射実行信号として前記第３接続Ｉ／Ｆから前記線源制御装置に入力する請求項５に記載の電子式放射線撮影システム。
  11. 　前記スルーモードでは、放射線フイルムを利用した放射線画像記録装置やＩＰプレートを利用した放射線画像検出装置が使用される請求項１０に記載の電子式放射線撮影システム。
  12. 　前記照射スイッチは、前記照射指示信号を出力する前に、前記放射線源のウォームアップを指示するウォームアップ指示信号を発生し、
    　前記信号中継装置は、前記ウォームアップ指示信号をそのまま前記第３接続Ｉ／Ｆを介して前記線源制御装置に出力する請求項１１に記載の電子式放射線撮影システム。
  13. 　照射実行信号が入力されたときに放射線を被写体に向けて放射する放射線発生装置と、被写体を透過した放射線に基づいて放射線画像を検出する電子式放射線画像検出装置とで構成される電子式放射線撮影システムに用いられる信号中継装置であり、
    　前記電子式放射線画像検出装置は、前記照射指示信号に応答した照射許可の時点から、線量測定センサの測定に基づいて前記被写体の放射線露出量が所定値に達たかどうかを判定することで決定した照射停止の時点までの区間を定める照射許可信号を発生する、
    　前記信号中継装置は、以下を有する：
    　前記放射線発生装置の構成要素である照射スイッチからの照射指示信号を受け取る第１接続Ｉ／Ｆ；
    　前記照射指示信号を前記電子式放射線画像検出装置に送るとともに、前記放射線画像検出装置からの照射許可信号を受け取る第２接続Ｉ／Ｆ；
    　前記照射指示信号および前記照射許可信号に基づいて、前記照射実行信号を作成する信号処理部；および
    　前記線源制御装置へ前記照射実行信号を送る第３接続Ｉ／Ｆ。
  14. 　前記信号処理部は、以下のステップを実行する請求項１３に記載の信号中継装置：
    　前記照射指示信号が入力されたときに、放射線の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前記第２接続Ｉ／Ｆを介して前記電子式放射線画像検出装置へ送る第１ステップ；
    　前記電子式放射線画像検出装置から前記第２接続Ｉ／Ｆを介して前記照射許可信号を受け付ける第２ステップと、
    　前記照射許可信号に基づいて、前記照射許可の時点から前記照射停止の時点までオン信号を発生する第３ステップ；および
    　前記照射指示信号と前記オン信号とにより、前記照射実行信号を発生する第４ステップ。
  15. 　前記信号処理部は、前記第１～第３ステップを実行する同期処理部と、前記第４ステップを実行するＡＮＤ回路とを有する請求項１４に記載の信号中継装置。
  16. 　前記電子式放射線画像検出装置を使用するときに選択される変換モードと、
    　前記電子式放射線画像検出装置を使用しないときに選択されるスルーモードとを有し、
    　前記変換モードでは前記信号処理部が作動して前記照射実行信号が作成され、
    　前記スルーモードでは、前記第１接続Ｉ／Ｆから入力された前記照射指示信号を、前記照射実行信号として前記第３接続Ｉ／Ｆから前記線源制御装置に入力する請求項１４に記載の信号中継装置。
PCT/JP2013/069476 2012-08-22 2013-07-18 電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置 WO2014030467A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201380044155.9A CN104582574B (zh) 2012-08-22 2013-07-18 电子式放射线摄影系统及信号中继装置
US14/608,485 US9967962B2 (en) 2012-08-22 2015-01-29 Electronic radiography system and signal relay device

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012183094 2012-08-22
JP2012-183094 2012-08-22
JP2013-109302 2013-05-23
JP2013109302A JP5984306B2 (ja) 2012-08-22 2013-05-23 放射線撮影システムおよびこれに用いられる信号中継装置

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/608,485 Continuation US9967962B2 (en) 2012-08-22 2015-01-29 Electronic radiography system and signal relay device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014030467A1 true WO2014030467A1 (ja) 2014-02-27

Family

ID=50149779

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/069476 WO2014030467A1 (ja) 2012-08-22 2013-07-18 電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9967962B2 (ja)
JP (1) JP5984306B2 (ja)
CN (1) CN104582574B (ja)
WO (1) WO2014030467A1 (ja)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6021403B2 (ja) * 2012-04-19 2016-11-09 キヤノン株式会社 放射線撮像装置
JP6259382B2 (ja) 2014-09-22 2018-01-10 富士フイルム株式会社 電子カセッテ
CN106547010B (zh) * 2015-09-21 2019-02-01 上海奕瑞光电子科技股份有限公司 基于自动曝光的x射线平板探测器
JP6587517B2 (ja) * 2015-11-13 2019-10-09 キヤノン株式会社 放射線撮像システム
CN110352038B (zh) * 2017-02-28 2023-05-09 富士胶片株式会社 放射线检测系统、放射线输出装置以及放射线检测装置
JP6811673B2 (ja) 2017-04-25 2021-01-13 富士フイルム株式会社 放射線照射検出システムおよび放射線発生装置
JP6745752B2 (ja) * 2017-04-25 2020-08-26 富士フイルム株式会社 放射線照射システム
JP6869090B2 (ja) * 2017-04-25 2021-05-12 富士フイルム株式会社 放射線照射検出システムおよび放射線発生装置並びに放射線検出装置
WO2019004230A1 (ja) * 2017-06-28 2019-01-03 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置とその作動方法
JP7071095B2 (ja) * 2017-11-15 2022-05-18 キヤノン株式会社 放射線撮像装置
JP2019126523A (ja) * 2018-01-24 2019-08-01 コニカミノルタ株式会社 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
EP3540469B1 (en) * 2018-03-12 2021-01-27 Teledyne Dalsa B.V. Image sensor
CN112638258A (zh) * 2018-09-19 2021-04-09 深圳帧观德芯科技有限公司 具有自动曝光控制的辐射检测器和自动曝光控制方法
CN111179792B (zh) * 2018-11-12 2021-05-07 重庆先进光电显示技术研究院 一种显示面板、检测方法及显示装置
CN113038883A (zh) * 2018-11-19 2021-06-25 专用成像有限责任公司 用于x射线成像系统的计时器电路
JP7319809B2 (ja) * 2019-03-29 2023-08-02 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及び放射線撮像システム
CN110074805B (zh) * 2019-04-28 2024-04-26 南京锋迈运动装备科技有限公司 控制ffdm曝光时序和运动方法、系统、设备及介质
JP2021007710A (ja) * 2019-07-03 2021-01-28 コニカミノルタ株式会社 撮影制御装置及び放射線撮影システム
JP2021129914A (ja) * 2020-02-21 2021-09-09 コニカミノルタ株式会社 曝射実績合算装置および放射線撮影システム
JP2022010429A (ja) * 2020-06-29 2022-01-17 コニカミノルタ株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影システム及びプログラム

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003032546A (ja) * 2001-07-19 2003-01-31 Canon Inc 画像処理装置、放射線発生制御装置、画像処理システム、画像処理方法、記憶媒体、及びプログラム
JP2009082313A (ja) * 2007-09-28 2009-04-23 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置
JP2012110710A (ja) * 2010-11-23 2012-06-14 General Electric Co <Ge> Ｘ線撮像のための関心領域の決定

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7844031B2 (en) * 2007-11-20 2010-11-30 Carestream Health, Inc. Firing delay for retrofit digital X-ray detector
CN101868181B (zh) * 2007-11-20 2012-11-07 卡尔斯特里姆保健公司 用于改进数字x射线检测器的点火延迟
JP5683850B2 (ja) 2010-01-28 2015-03-11 富士フイルム株式会社 放射線検出素子、及び放射線画像撮影装置
JP5925777B2 (ja) * 2011-07-26 2016-05-25 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置及びその制御方法
WO2013042676A1 (ja) * 2011-09-20 2013-03-28 富士フイルム株式会社 放射線撮影システムおよび放射線撮影システムの通信方法、並びに放射線画像検出装置
JP5460666B2 (ja) * 2011-09-27 2014-04-02 富士フイルム株式会社 放射線撮影システムおよび放射線撮影システムの長尺撮影方法
JP5460674B2 (ja) * 2011-11-15 2014-04-02 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置およびその制御方法、並びに放射線撮影システム

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003032546A (ja) * 2001-07-19 2003-01-31 Canon Inc 画像処理装置、放射線発生制御装置、画像処理システム、画像処理方法、記憶媒体、及びプログラム
JP2009082313A (ja) * 2007-09-28 2009-04-23 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置
JP2012110710A (ja) * 2010-11-23 2012-06-14 General Electric Co <Ge> Ｘ線撮像のための関心領域の決定

Also Published As

Publication number Publication date
CN104582574B (zh) 2017-05-31
US9967962B2 (en) 2018-05-08
JP5984306B2 (ja) 2016-09-06
JP2014057831A (ja) 2014-04-03
US20150164461A1 (en) 2015-06-18
CN104582574A (zh) 2015-04-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2014030467A1 (ja) 電子式放射線撮影システムおよび信号中継装置
JP6122522B2 (ja) 放射線撮影システムおよびその作動方法、並びに放射線画像検出装置
JP5859934B2 (ja) 放射線撮影システム並びにその作動方法、および放射線画像検出装置並びにその作動プログラム
JP5460674B2 (ja) 放射線撮影装置およびその制御方法、並びに放射線撮影システム
JP5975733B2 (ja) 放射線画像検出装置およびその駆動制御方法、並びに放射線撮影システム
JP5602198B2 (ja) 放射線撮影装置、およびこれに用いられる放射線画像検出装置並びにその作動方法
JP6034786B2 (ja) 放射線撮影装置及びその制御方法、並びに放射線画像検出装置
JP5890286B2 (ja) 放射線画像検出装置
JP5544383B2 (ja) 放射線画像検出装置および放射線撮影システム
JP5587356B2 (ja) 放射線撮影システム、放射線撮影システムの駆動制御方法および駆動制御プログラム、並びに放射線画像検出装置
JP5978067B2 (ja) 放射線撮影システムおよびこれに用いられる規制装置
JP5878444B2 (ja) 放射線画像検出装置
JP5840947B2 (ja) 放射線画像検出装置およびその駆動方法
JP5675682B2 (ja) 放射線画像検出装置及びその制御方法、並びに放射線撮影システム
WO2013015351A1 (ja) 放射線画像検出装置及びその制御方法
JP2013135389A (ja) 放射線画像検出装置およびその駆動方法
JP5984294B2 (ja) 放射線撮影システム、放射線発生装置およびその作動方法
JP2013188245A (ja) 放射線撮影システムおよびその駆動制御方法、並びに放射線画像検出装置
JP2014012109A (ja) 放射線撮影装置および放射線画像検出装置
JP2016136750A (ja) 放射線画像検出装置およびその作動方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13830421

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13830421

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1