WO2020149098A1 - 放射線撮像装置および放射線撮像システム - Google Patents

放射線撮像装置および放射線撮像システム Download PDF

Info

Publication number
WO2020149098A1
WO2020149098A1 PCT/JP2019/049911 JP2019049911W WO2020149098A1 WO 2020149098 A1 WO2020149098 A1 WO 2020149098A1 JP 2019049911 W JP2019049911 W JP 2019049911W WO 2020149098 A1 WO2020149098 A1 WO 2020149098A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
signal
radiation
detection element
dose
imaging apparatus
Prior art date
Application number
PCT/JP2019/049911
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
拓哉 笠
健太郎 藤吉
亮介 三浦
Original Assignee
キヤノン株式会社
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 キヤノン株式会社 filed Critical キヤノン株式会社
Publication of WO2020149098A1 publication Critical patent/WO2020149098A1/ja

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
    • 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
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/40—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/50—Control of the SSIS exposure
    • H04N25/53—Control of the integration time
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/50—Control of the SSIS exposure
    • H04N25/57—Control of the dynamic range
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system.
  • Patent Document 1 discloses that by detecting a radiation dose in real time, an integrated dose of radiation incident during irradiation of radiation is grasped and automatic exposure control (Automatic Exposure Control: AEC) is performed.
  • AEC Automatic Exposure Control
  • Patent Document 1 discloses that a signal is read out from an X-ray exposure amount detection pixel at a predetermined time interval and compared with a preset predetermined value.
  • the signal value per reading of the signal becomes large, and appropriate exposure is performed when the accumulated signal value exceeds a predetermined value. There is a possibility of exceeding the amount.
  • the signal value per reading of the signal becomes small, but the number of times of reading until the accumulated signal value reaches a predetermined value
  • the accumulated signal value may include a large error with respect to the target dose.
  • the present invention aims to provide a technique that is advantageous for improving the accuracy of AEC.
  • the radiation imaging apparatus is a radiation imaging apparatus that is arranged in an imaging unit for acquiring a radiation image and includes a plurality of detection elements for detecting incident radiation.
  • the radiation imaging apparatus further includes a dose acquisition unit, and the dose acquisition unit, in the period of performing the exposure control, uses different sampling periods in parallel from the first detection element and the second detection element of the plurality of detection elements. Is detected, and the incident radiation dose is detected based on the first signal acquired from the first detection element and the second signal acquired from the second detection element.
  • FIG. 3 is an equivalent circuit diagram showing a configuration example of an imaging unit of the radiation imaging apparatus of FIG. 1.
  • FIG. 3 is an equivalent circuit diagram showing a configuration example of an imaging unit of the radiation imaging apparatus of FIG. 1.
  • 3 is a flowchart showing an operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 3 is a timing chart showing an operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1.
  • FIG. 3 is a timing chart showing an operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1.
  • FIG. FIG. 6 is a timing chart showing an operation example of the radiation imaging apparatus of the comparative example.
  • ⁇ -rays, ⁇ -rays, ⁇ -rays, etc. which are beams produced by particles (including photons) emitted by radiation decay
  • a beam having the same or higher energy for example, X It may also include rays, particle rays, cosmic rays, etc.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration example of a radiation imaging system SYS using the radiation imaging apparatus 100 according to the embodiment of the present invention.
  • the radiation imaging system SYS includes a radiation imaging device 100, a control computer 200, a radiation control device 300, and a radiation generation device 400.
  • the radiation imaging apparatus 100 includes a plurality of detection elements arranged in the imaging unit 120 for acquiring a radiation image and detecting incident radiation. Although the details of the configuration of the image capturing unit 120 will be described later, the image capturing unit 120 further includes a pixel array in which a plurality of pixels for generating a radiation image are arranged, and outputs image information.
  • the radiation imaging apparatus 100 acquires a signal from a detection element arranged in the imaging unit 120, a dose acquisition unit 140 that detects the amount of radiation incident to perform exposure control, and a drive for controlling driving of the imaging unit 120.
  • the control unit 160 is further included.
  • the dose acquisition unit 140 calculates the signal output from the detection element during irradiation of radiation, and outputs exposure information including the time variation of the incident radiation dose and the radiation intensity.
  • a digital signal processing circuit such as an FPGA (Field-Programmable Gate Array), a DSP (Digital Signal Processor), or a processor may be used.
  • the dose acquisition unit 140 may use an analog circuit such as a sample hold circuit or an operational amplifier.
  • the dose acquisition unit 140 is arranged in the radiation imaging apparatus 100, but some or all of the functions of the dose acquisition unit 140 may be included in the control computer 200. .. In this case, the radiation imaging apparatus 100 and the function of the dose acquisition unit 140 of the control computer 200 can be collectively referred to as the “radiation imaging apparatus” of the present invention.
  • the control computer 200 controls the entire radiation imaging system SYS, controls irradiation of radiation, and acquires a radiation image. Further, the control computer 200 can function as a user interface when a user (for example, a doctor or a radiologist) uses the radiation imaging system SYS.
  • the radiation control device 300 operates the radiation generation device 400 in accordance with a signal relating to irradiation control of radiation received from the control computer 200.
  • the radiation generator 400 irradiates the radiation imaging apparatus 100 with radiation according to the radiation controller 300.
  • FIG. 2 is an equivalent circuit diagram showing a configuration example of the imaging unit 120 in this embodiment.
  • the imaging unit 120 includes a pixel array 112, a readout circuit 113, a drive circuit 114, and an A/D converter 110.
  • FIG. 2 shows a pixel array 112 in which pixels PIX of 5 rows ⁇ 5 columns are arranged for the sake of simplicity of description. However, the actual pixel array 112 may be arranged with more pixels PIX, and may have, for example, about 2800 rows ⁇ about 2800 columns of pixel PIX in a 17-inch image pickup device.
  • the pixel array 112 has a plurality of pixels PIX arranged in a matrix.
  • the pixel PIX includes a conversion element 102 that converts radiation into an electric charge, and a switch element 101 that outputs an electric signal corresponding to the electric charge.
  • a wavelength conversion body for example, a scintillator
  • a photoelectric conversion element that converts the light converted by the wavelength conversion body into an electric charge
  • a MIS photodiode which is arranged on an insulating substrate such as a glass substrate and has amorphous silicon as a main material, may be used.
  • a PIN photodiode arranged on a semiconductor substrate such as silicon may be used as the photoelectric conversion element.
  • the conversion element 102 is not limited to an indirect conversion element having a wavelength conversion body that converts the above-mentioned radiation into light in a wavelength band that can be detected by the photoelectric conversion element, and directly converts radiation into electric charges.
  • a direct type conversion element may be used. In this case, amorphous selenium or the like may be used as the main material of the conversion element.
  • a transistor having a control terminal and two main terminals may be used as the switch element 101. In this embodiment, a thin film transistor (TFT) is used as the switch element 101.
  • TFT thin film transistor
  • One electrode of the conversion element 102 is electrically connected to one of the two main terminals of the switch element 101, and the other electrode is electrically connected to the bias power source 103 via the common bias wiring Bs.
  • the control terminals are commonly electrically connected to the drive wiring Vg1.
  • a drive signal for controlling the conduction state of the switches T11 to T15 is applied to the switches T11 to T15 from the drive circuit 114 in a row unit via the drive wiring Vg1.
  • the switch elements 101 arranged in the column direction (vertical direction in FIG. 2), for example, the switches T11 to T51, have the other main terminals electrically connected to the signal wiring Sig1.
  • the signal wirings Sig1 to Sig5 arranged in the column direction transmit the signals output from the pixels PIX connected to the same drive wiring Vg to the readout circuit 113 in parallel.
  • the pixel PIX including the switches T23 and T43 is individually operated as a detection element that detects the incident radiation dose during the exposure control period, that is, during irradiation of radiation, and thus the drive wirings Vgd1 and Vgd2. It is connected to the.
  • a pixel that functions as a detection element is referred to as a detection element PIXD.
  • a numeral is further added to the reference symbol like the detection element PIXD1.
  • the detection element including the switch T23 is referred to as a detection element PIXD1
  • the detection element including the switch T43 is referred to as a detection element PIXD2.
  • a plurality of detection elements PIXD for detecting the incident radiation dose are arranged in the pixel array 112, as shown in FIG.
  • the detection elements PIXD may be arranged in close proximity so that the plurality of detection elements PIXD are arranged in one region of interest.
  • the detection elements PIXD may be arranged at intervals of 10 pitches or less in the pitch where the plurality of pixels PIX are arranged.
  • the detection elements PIXD are arranged at one pitch, that is, adjacent to each other, when complementing the image data at the position of the detection elements PIXD, the intervals of the pixels PIX for generating a radiation image are opened, The accuracy of interpolation may decrease.
  • the detection elements PIXD are arranged at intervals of 2 pitches or more, it is possible to complement the image data at the position of the detection elements PIXD by using the pixel values of the surrounding pixels PIX adjacent to the detection elements PIXD. Become. In the configuration shown in FIG. 2, the detection element PIXD1 and the detection element PIXD2 are arranged with an interval of the pixel PIX2 pitch.
  • one detection element PIXD is connected to each of the drive wirings Vgd1 and Vgd2, but a plurality of detection elements PIXD may be connected to each of the drive wirings Vgd1 and Vgd2. Further, three or more detection elements PIXD may be arranged in one region of interest, and different drive wirings Vgd may be connected to each. Further, in the configuration shown in FIG. 2, the detection element PIXD outputs a signal to the same signal wiring Sig3, but the invention is not limited to this, and it may be configured to output a signal to different signal wiring Sig. Good. In other words, the detection elements PIXD may be arranged in different columns. Further, in the configuration shown in FIG. 2, the detection elements PIXD1 and PIXD2 are arranged in different rows, but the invention is not limited to this. The detection elements PIXD connected to different drive wirings Vgd may be arranged in the same row.
  • the read circuit 113 is provided with an amplifier circuit 106 for amplifying signals output in parallel from the pixels PIX arranged in the pixel array 112 for each signal wiring Sig.
  • the amplifier circuit 106 includes an integrating amplifier 105, a variable amplifier 104, and a sample hold circuit 107.
  • the integrating amplifier 105 amplifies the signals output from the pixel PIX and the detection element PIXD. More specifically, the integration amplifier 105 includes a pixel PIX, an operational amplifier that amplifies and outputs the electric signal read from the detection element PIXD, an integration capacitor, and a reset switch. The integrating amplifier 105 can change the amplification factor by changing the value of the integrating capacitance.
  • the signal output from the pixel PIX and the detection element PIXD is input to the inverting input terminal of the operational amplifier, and the reference voltage Vref from the reference power supply 111 is input to the non-inverting input terminal. Further, the amplified signal is output from the output terminal of the operational amplifier.
  • the integrating capacitance is arranged between the inverting input terminal and the output terminal of the operational amplifier.
  • the variable amplifier 104 amplifies the signal output from the integrating amplifier 105.
  • the sample hold circuit 107 samples and holds the signals amplified by the integrating amplifier 105 and the variable amplifier 104.
  • the sample hold circuit 107 includes a sampling switch and a sampling capacitor.
  • the read circuit 113 includes a multiplexer 108 that sequentially outputs the signals read in parallel from the amplifier circuit 106 and outputs the serial signal as an image signal of a serial signal, and a buffer amplifier 109 that impedance-converts and outputs the image signal.
  • the image signal Vout which is an analog electric signal output from the buffer amplifier 109, is converted into digital data by the A/D converter 110.
  • the digital data output from the detection element PIXD via the A/D converter 110 is supplied to the dose acquisition unit 140 described above.
  • the signals converted from the pixels PIX to the digital data output through the A/D converter 110 after the irradiation of the radiation are supplied to the control computer 200 as image information.
  • the control computer 200 may function as a signal processing unit that processes a signal supplied from the pixel PIX of the radiation imaging apparatus 100 and displays it as a radiation image on the display unit of the control computer 200 or an external display.
  • the image pickup unit 120 also includes a reference power supply 111 and a bias power supply 103 for an amplifier circuit as power supply units that supply various power supplies.
  • the reference power supply 111 supplies the reference voltage Vref to the non-inverting input terminal of the operational amplifier of the integrating amplifier 105.
  • the bias power supply 103 supplies a common bias voltage Vs to the conversion element 102 of each pixel PIX via the bias wiring Bs.
  • the drive circuit 114 includes a conduction voltage Vcom that makes the switch element 101 conductive and a non-conduction voltage Vss that makes the switch element 101 non-conductive according to control signals D-CLK, OE, and DIO supplied from the drive control unit 160.
  • the drive signal is output to each drive wiring Vg, Vgd.
  • the drive circuit 114 controls the conductive state and the non-conductive state of the switch element 101, and drives the pixel array 112.
  • the control signal D-CLK is a shift clock of the shift register used as the drive circuit 114.
  • the control signal DIO is a pulse transferred by the shift register.
  • the control signal OE is a signal for controlling the output end of the shift register. As described above, the required driving time and the scanning direction are set.
  • the drive control unit 160 controls the operation of each component of the read circuit 113 by supplying the control signals RC, SH, CLK to the read circuit 113.
  • the control signal RC is a signal for controlling the operation of the reset switch of the integrating amplifier 105.
  • the control signal SH is a signal for controlling the operation of the sample hold circuit 107.
  • the control signal CLK is a signal for controlling the operation of the multiplexer 108.
  • the drive wirings Vg and Vgd connected by the detection element PIXD and the pixel PIX for generating a radiation image are separated, and the switch element 101 can be operated at different timings.
  • the detection element PIXD is provided independently of the pixel PIX for acquiring a radiation image.
  • the arrangement of the detection elements is not limited to this configuration.
  • a part of the pixels PIX for acquiring a radiation image is used as a detection element without disposing the detection element PIXD independent of the pixel PIX for acquiring a radiation image. It may function.
  • the pixel PIX connected to the drive wiring Vg of a specific row in the region of interest is used as a detection element.
  • the pixels PIX arranged in a plurality of rows in the region of interest of the pixels PIX are used as detection elements.
  • FIG. 4 is a flowchart showing an operation example of the radiation imaging apparatus 100
  • FIG. 5 is a timing chart showing an operation example of the radiation imaging apparatus 100.
  • preparation for imaging is performed to acquire a radiation image using the radiation imaging apparatus 100 (S401).
  • the subject for example, patient
  • the radiation imaging apparatus 100 and the radiation generation apparatus 400 are arranged.
  • the irradiation conditions of radiation and the position of the region of interest for performing automatic exposure control (Automatic Exposure Control: AEC) and the target dose are set.
  • the setting of the target dose is performed by setting the maximum value and the average value of the radiation dose of one or more regions of interest, the difference and the ratio of the maximum value and the minimum value of the radiation dose, and converting them into the threshold value of the radiation dose by the control computer 200
  • the conversion of the radiation dose into the threshold value may be performed by the dose acquisition unit 140.
  • the dose acquisition unit 140 determines whether or not the incident radiation dose detected by the detection element PIXD of the radiation imaging apparatus 100 has reached the target dose based on the radiation dose threshold value.
  • the drive control unit 160 performs reset drive (idle read drive) until the irradiation of radiation is started (S402).
  • a voltage (conduction voltage Vcom) for conducting the switch element 101 is sequentially applied from the drive circuit 114 to the drive wiring Vg, and dark generated in the conversion element 102 of each pixel PIX. This is an operation for resetting electric charges and the like.
  • the signals acquired from the respective pixels PIX may be used for offset correction when generating a radiation image.
  • the conduction voltage Vcom is sequentially applied from the drive circuit 114 to the drive wiring Vgd, and the detection element PIXD simultaneously performs the reset operation.
  • the reset drive is repeated until the user presses the radiation exposure switch (NO in S403).
  • the dose acquisition unit 140 acquires the offset signal of the detection element PIXD used for exposure control before irradiation with radiation (S404).
  • the dose acquisition unit 140 can acquire the offset signal by controlling the drive control unit 160 so that the switch elements 101 of the detection elements PIXD are sequentially turned on in the state where the radiation is not applied.
  • the dose acquisition unit 140 may acquire the offset signal from each of the detection elements PIXD a plurality of times and average the plurality of offset signals.
  • the dose acquisition unit 140 acquires the offset signal at the same sampling cycle as the sampling cycle of the signal during the period in which the exposure control is performed by each detection element PIXD. As shown in FIG. 5, the dose acquisition unit 140 acquires the offset signal of the detection element PIXD1 from the detection element PIXD1 at the same sampling cycle SR1 as the period in which the exposure control is performed. Similarly, the dose acquisition unit 140 acquires the offset signal of the detection element PIXD2 from the detection element PIXD2 at the same sampling period SR2 as the period in which the exposure control is performed. Thereby, when performing the exposure control, it is possible to perform an appropriate offset correction according to the sampling cycle on the signals output from the respective detection elements PIXD.
  • radiation irradiation is started (S405).
  • the dose acquisition unit 140 acquires the offset signal of the detection element PIXD used during the exposure control period
  • the dose acquisition unit 140 transmits to the control computer 200 a signal indicating that preparation for radiation irradiation is completed. ..
  • the control computer 200 may start irradiation of radiation from the radiation generation device 400 to the radiation imaging device 100 via the radiation control device 300.
  • the dose acquisition unit 140 may directly transmit a signal indicating that the radiation control device 300 is ready for radiation irradiation.
  • the radiation control device 300 causes the radiation generation device 400 to start irradiation of the radiation imaging device 100 with radiation.
  • the drive control unit 160 controls the switch elements 101 of the detection elements PIXD to sequentially conduct, whereby the dose acquisition unit 140 acquires a signal for performing exposure control from the detection elements PIXD ( S406).
  • the dose acquisition unit 140 acquires signals from the detection elements PIXD1 and PIXD2 arranged in the same region of interest in parallel at mutually different constant sampling periods.
  • the conduction voltage Vcom is applied to the drive wiring Vgd1
  • the sampling period SR1 in which a signal is sampled from the detection element PIXD1 and the conduction voltage Vcom is applied to the drive wiring Vgd2 and the signal is sampled from the detection element PIXD2.
  • the sampling cycle SR2 is different.
  • the dose acquisition unit 140 can acquire signals of different sampling periods with respect to the radiation incident on the same region of interest.
  • the combination of sampling cycles may be a predetermined value when the radiation imaging apparatus 100 is shipped from the factory.
  • the combination of sampling cycles may be determined based on the imaging region, imaging conditions, and the like that the user inputs to the control computer 200.
  • the combination stored in the storage unit of the control computer 200 or the like may be read according to the imaged region or the imaged condition, or the user may select the combination as appropriate.
  • the ratio of the two sampling periods may be about 1:10.
  • the short sampling period SR1 as shown in FIG. 5 may be 1/3 or less and 1/20 or more of the long sampling period SR2.
  • the dose acquisition unit 140 detects the detection element PIXD1 from two or more detection elements PIXD arranged in a region different from the region of interest in which the above-described detection elements PIXD1 and 2 are arranged in the period of performing the exposure control. , 2 may be acquired in parallel.
  • the detection elements arranged in the ROI different from the detection elements PIXD1 and 2 are referred to as detection elements PIXD3 and 4, respectively.
  • the dose acquisition unit 140 acquires signals from the detection elements PIXD3 and PIXD4 at fixed sampling periods different from each other, similar to the relationship between the detection elements PIXD1 and PIXD2.
  • the sampling cycle for acquiring a signal from the detection element PIXD1 or the detection element PIXD2 and the sampling cycle for acquiring a signal from the detection element PIXD3 or the detection element PIXD4 may be the same sampling cycle. Further, the sampling periods for acquiring signals from all the detection elements PIXD1 to 4 may be different.
  • the combinations of sampling cycles may be the same or different in each region of interest. Regions of interest that are expected to have a relatively high dose due to the conditions of the imaged region are combined with a short sampling period. On the contrary, the regions of interest, which are expected to have relatively low doses, may be combined with a longer sampling period.
  • FIG. 6 shows a timing diagram when a part of the pixel PIX shown in FIG. 3 is made to function as a detection element.
  • FIG. 6 is a timing diagram showing a case where the pixel PIX connected to the drive wirings Vg2 and Vg4 is driven as a detection element.
  • the conduction voltage Vcom is sequentially applied from the drive circuit 114 to the drive wirings Vg2 and Vg4 before the radiation is irradiated, and the dose acquisition unit 140 functions as a detection element.
  • the offset signal of the pixel PIX to be processed is acquired.
  • the drive circuit 114 applies the conduction voltage Vcom to the drive wirings Vg2 and Vg4, and the dose acquisition unit 140 outputs a signal for performing exposure control from the pixel PIX connected to the drive wirings Vg2 and Vg4. get.
  • the dose acquisition unit 140 causes the pixels PIX functioning as detection elements to output signals at different sampling periods by making the periods at which the conduction voltage Vcom is applied to the drive lines Vg2 and Vg4 different from each other. Can be obtained.
  • the dose acquisition unit 140 detects the incident radiation dose based on the signals acquired in parallel from the detection elements PIXD1 and PIXD2 in different sampling cycles. More specifically, the cumulative value of the signal acquired from the detection element PIXD is used to determine whether or not the incident radiation dose has reached the target dose (S407). At this time, the dose acquisition unit 140 corrects the signal acquired from the detection element PIXD1 during irradiation of radiation according to the offset signal acquired from the detection element PIXD1 in S404, and outputs the corrected signal acquired from the detection element PIXD1. It may be used to detect the incident radiation dose.
  • the dose acquisition unit 140 corrects the signal acquired from the detection element PIXD2 during irradiation of radiation according to the offset signal acquired from the detection element PIXD2 in S404, and outputs the signal acquired from the corrected detection element PIXD2. It may be used to detect the incident radiation dose. Appropriate offset correction can be performed by applying the offset signals acquired by the dose acquisition unit 140 in the same sampling cycle as the acquisition of each signal to the signals acquired in different sampling cycles.
  • the drive control unit 160 continues to control the pixel so that the dose acquisition unit 140 acquires a signal from the detection element PIXD.
  • the array 112 is operated (S406).
  • the dose acquisition unit 140 determines whether or not the incident radiation dose has reached the target dose (S407).
  • the dose acquisition unit 140 determines that the incident radiation dose has reached the target dose (YES in S407), the dose acquisition unit 140 transmits a signal for stopping the irradiation of radiation to the control computer 200. In response to this signal, the control computer 200 stops the irradiation of the radiation from the radiation generation device 400 via the radiation control device 300 (S408).
  • the dose acquisition unit 140 directly transmits a signal for stopping irradiation of radiation to the radiation control device 300, and accordingly, even if the radiation control device 300 causes the radiation generation device 400 to stop irradiation of radiation. Good.
  • the dose acquisition unit 140 determines whether or not the incident radiation dose has reached the target dose, and outputs a signal for stopping irradiation of radiation when the dose reaches the target dose, whereby the radiation imaging apparatus 100. Can have an AEC function.
  • the drive control unit 160 When the irradiation of radiation is stopped, the drive control unit 160 performs the main reading drive for reading the signal for generating the radiation image accumulated in each pixel PIX (S409).
  • the main reading drive is an operation of sequentially applying the conduction voltage Vcom from the drive circuit 114 to the drive wiring Vg and reading out the charges accumulated in the conversion element 102 connected to each drive wiring Vg.
  • the signal read by the read circuit 113 is converted into digital data by the A/D converter 110 and transferred to the control computer 200 as image information.
  • the pixel value at the position where the detection element PIXD is arranged in the image information is zero because it is read during irradiation of radiation, and the pixel value is missing. Therefore, as described above, the pixel value of the position where the detection element PIXD is arranged may be complemented by using the pixel value of the pixel PIX arranged around the detection element PIXD. Further, the cumulative value of the signal read from the detection element PIXD during irradiation of radiation can be the same amount as the electric charge accumulated in the detection element PIXD during irradiation of radiation. That is, the cumulative value of the signal read from the detection element PIXD may be used as the pixel value at the position where the detection pixel PIXD is arranged.
  • FIG. 7 is a timing chart showing an operation example of the radiation imaging apparatus of the comparative example. In the comparative example shown in FIG. 7, acquisition of signals from the detection element PIXD during irradiation of radiation is all performed in the same sampling cycle.
  • Random noise of the reading circuit 113 an error between an offset signal acquired in advance before irradiation of radiation and an offset amount during the exposure control period, and the like are integrated as the number of samplings increases, and a large error with respect to the target dose. It can live.
  • Signals are acquired at a plurality of different sampling periods by using a plurality of detection elements PIXD. Strong and short radiation is obtained by using a signal obtained at a short sampling period SR1, and weak and long radiation is obtained at a long sampling period SR2.
  • the dose acquisition unit 140 accumulates the signal acquired in the short sampling period SR1 and the signal acquired in the long sampling period SR2, respectively.
  • the dose acquisition unit 140 determines whether or not the target dose has been reached using the cumulative value of the signal acquired in the short sampling period SR1 until the number of times the signal is sampled in the short sampling period SR1 is set in advance. I do.
  • the dose acquisition unit 140 uses the cumulative value of the signal acquired in the long sampling period SR2 to determine whether the target dose has been reached. Whether or not.
  • the preset number of times may be 10 times or more and 100 times or less.
  • the dose acquisition unit 140 changes the switching timing between the cumulative value of the signal of the short sampling period SR1 and the cumulative value of the signal of the long sampling period SR2 within 10 to 100 times.
  • the switching timing may be changed by storing data indicating the relationship between the target dose and the switching timing in a storage unit or the like inside the dose acquisition unit 140, and reading the data from the storage unit by the dose acquisition unit 140.
  • the control computer 200 may supply the dose acquisition unit 140 with a signal instructing the timing of switching according to the target dose.
  • a signal used for exposure control may be determined from the signals acquired in a plurality of sampling cycles, according to the amount of incident radiation per unit time. For example, when strong radiation is incident, the error of the signal acquired in the long sampling cycle SR2 may be larger than that of the signal acquired in the short sampling cycle SR1. Therefore, when the signal value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 exceeds a preset value (when strong radiation enters), the dose acquisition unit 140 uses the cumulative value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1. Determine whether the target dose has been reached.
  • the dose acquisition unit 140 uses the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2 as a target until the signal value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 reaches a preset value (when weak radiation enters). Determine if the dose has been reached.
  • the threshold value (preset value) for determining which sampling period the signal acquired is used for exposure control is stored in the radiation imaging apparatus 100 when the radiation imaging apparatus 100 is shipped, for example. It may be stored in a department or the like.
  • the dose acquisition unit 140 refers to the threshold value stored in the storage unit to detect the incident radiation dose using the signal acquired in the short sampling period SR1 or the long sampling period SR2. Further, for example, the control computer 200 determines the threshold value for determining which sampling period is used for the exposure control for the exposure control, from the imaging region or the imaging condition input by the user to the control computer 200. May be supplied to the dose acquisition unit 140.
  • the dose acquisition unit 140 acquires signals with different sampling periods in parallel from two or more detection elements PIXD arranged in one region of interest.
  • the radiation imaging apparatus 100 and the radiation imaging system SYS that realizes highly accurate automatic exposure amount control with respect to the target dose without depending on the radiation irradiation condition.
  • the dose acquisition unit 140 has described that the exposure control is performed using either the cumulative value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 or the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2. However, it is not limited to this.
  • the dose acquisition unit 140 may correct the cumulative value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 according to the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2.
  • the dose acquisition unit 140 determines whether or not the target dose has been reached using the cumulative value of the signal acquired in the corrected short sampling period SR1.
  • the detection element PIXD1 in which the dose acquisition unit 140 acquires the signal in the short sampling cycle SR1 and the detection element PIXD2 in which the dose acquisition unit 140 acquires the signal in the long sampling cycle SR2 are close to each other in the same region of interest. Are distributed. Therefore, the accumulated values of the signals obtained by the detection elements PIXD1 and PIXD2 should be almost the same after a certain time has elapsed from the start of irradiation of radiation. However, as described above, since the cumulative value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 has a large number of samplings, the error due to the influence of random noise or the like is larger than the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2. ..
  • the dose acquisition unit 140 updates the accumulated value of the signal acquired in the long sampling period SR2 for each sampling period SR2, the dose acquisition unit 140 acquires the accumulated value of the signal acquired in the short sampling period SR1 in the long sampling period SR2.
  • the accumulated value of the signal is replaced.
  • the dose acquisition unit 140 determines with high accuracy whether or not the target dose has been reached by replacing the cumulative value of the signal acquired in the sampling period SR2 with the accumulated value of the signal and acquiring the signal in the short sampling period SR1. be able to.
  • the replacement of the cumulative value may be performed every sampling period SR2 as described above, or may be performed every sampling in the long sampling period SR2 of about 2 to 5 times, for example.
  • the correction may be performed at an appropriate frequency according to the ratio of the short sampling period SR1 and the long sampling period SR2.
  • the dose acquisition unit 140 calculates the ratio of the change in the signal value per unit time of each signal from the cumulative value of the signal acquired in the short sampling period SR1 and the cumulative value of the signal acquired in the long sampling period SR2. You may get it.
  • the acquisition of the ratio of the signal values may be performed by the dose acquisition unit 140 at the timing of acquiring the signal in the long sampling period SR2, for example.
  • the dose acquisition unit 140 acquires the cumulative value of the signal acquired in the short sampling cycle SR1 in the long sampling cycle SR2 when updating the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2 for each sampling cycle SR2. The accumulated value of the signal is replaced.
  • the dose acquisition unit 140 applies the above-described signal value ratio to the signal value of the signal acquired in the short sampling period SR1 when accumulating the signals acquired in the short sampling period SR1, and in the short sampling period SR1. Acquire the accumulated value of the acquired signal.
  • the error with respect to the target dose is made equal to the cumulative value of the signal acquired in the long sampling cycle SR2. be able to. Furthermore, it becomes possible to determine whether or not the radiation dose that has entered in the short sampling period SR1 has reached the target dose, and the accuracy of the AEC of the radiation imaging apparatus 100 improves.

Abstract

放射線画像を取得するための撮像部に配され、入射する放射線を検出するための複数の検出素子を含む放射線撮像装置であって、放射線撮像装置は、線量取得部をさらに含み、線量取得部は、露出制御を行う期間において、複数の検出素子のうち第１検出素子および第２検出素子から、並行して互いに異なるサンプリング周期で信号を取得し、第１検出素子から取得する第１信号と、第２検出素子から取得する第２信号と、に基づいて、入射する放射線量を検出する。

Description

放射線撮像装置および放射線撮像システム
　本発明は、放射線撮像装置および放射線撮像システムに関するものである。
　医療画像診断や非破壊検査において、半導体材料によって構成される平面検出器（フラットパネルディテクタ：ＦＰＤ）を用いた放射線撮像装置が広く使用されている。こうした放射線撮像装置において、放射線撮像装置に入射する放射線をモニタすることが知られている。特許文献１には、放射線量をリアルタイムで検出することによって、放射線の照射中に入射した放射線の積算線量を把握し自動露出制御（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ　Ｅｘｐｏｓｕｒｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ：ＡＥＣ）を行うことが示されている。
特開平７－２０１４９０号公報
　特許文献１には、Ｘ線露光量検出画素から所定時間間隔で信号を読み出し、予め設定してある所定値と比較することが示されている。しかしながら、強い放射線が入射する（単位時間あたりの放射線量が多い）条件の場合、信号を読み出す１回あたりの信号値が大きくなり、蓄積された信号値が所定値を超えた時点で適性な露光量を超過してしまう可能性がある。一方、弱い放射線が入射する（単位時間あたりの放射線量が少ない）条件の場合、信号を読み出す１回あたりの信号値は小さくなるが、蓄積された信号値が所定値に達するまでの読出回数が増加することで、読出回路のノイズが信号値に重畳される回数が増加する。ノイズの重畳によって、蓄積された信号値が、目標線量に対して大きな誤差を含んでしまう可能性がある。
　本発明は、ＡＥＣの精度向上に有利な技術を提供することを目的とする。
　上記課題に鑑みて、本発明の実施形態に係る放射線撮像装置は、放射線画像を取得するための撮像部に配され、入射する放射線を検出するための複数の検出素子を含む放射線撮像装置であって、放射線撮像装置は、線量取得部をさらに含み、線量取得部は、露出制御を行う期間において、複数の検出素子のうち第１検出素子および第２検出素子から、並行して互いに異なるサンプリング周期で信号を取得し、第１検出素子から取得する第１信号と、第２検出素子から取得する第２信号と、に基づいて、入射する放射線量を検出することを特徴とする。
　上記手段によって、ＡＥＣの精度向上に有利な技術を提供する。
　本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
本発明の実施形態にかかる放射線撮像装置を用いた放射線撮像システムの構成例を示す図。 図１の放射線撮像装置の撮像部の構成例を示す等価回路図。 図１の放射線撮像装置の撮像部の構成例を示す等価回路図。 図１の放射線撮像装置の動作例を示すフロー図。 図１の放射線撮像装置の動作例を示すタイミング図。 図１の放射線撮像装置の動作例を示すタイミング図。 比較例の放射線撮像装置の動作例を示すタイミング図。
　以下、添付図面を参照して実施形態を詳しく説明する。尚、以下の実施形態は特許請求の範囲に係る発明を限定するものでない。実施形態には複数の特徴が記載されているが、これらの複数の特徴の全てが発明に必須のものとは限らず、また、複数の特徴は任意に組み合わせられてもよい。
　また、本発明における放射線には、放射線崩壊によって放出される粒子（光子を含む）の作るビームであるα線、β線、γ線などの他に、同程度以上のエネルギを有するビーム、例えばＸ線や粒子線、宇宙線なども含みうる。
　図１～７を参照して、本発明の実施形態における放射線撮像装置について説明する。図１は、本発明の実施形態における放射線撮像装置１００を用いた放射線撮像システムＳＹＳの構成例を示す図である。本実施形態において、放射線撮像システムＳＹＳは、放射線撮像装置１００、制御用コンピュータ２００、放射線制御装置３００、放射線発生装置４００を含む。
　放射線撮像装置１００は、放射線画像を取得するための撮像部１２０に配され、入射する放射線を検出するための複数の検出素子を含む。また、撮像部１２０の構成の詳細は後述するが、撮像部１２０は、放射線画像を生成するための複数の画素が配された画素アレイをさらに含み、画像情報を出力する。放射線撮像装置１００は、撮像部１２０に配された検出素子から信号を取得し、露出制御を行うために入射する放射線量を検出する線量取得部１４０、撮像部１２０の駆動を制御するための駆動制御ユニット１６０をさらに含む。線量取得部１４０は、放射線の照射中に、検出素子から出力された信号を演算し、入射した放射線量や放射線強度の時間変動を含む露光情報を出力する。線量取得部１４０には、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）やＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、プロセッサなどのデジタル信号処理回路が用いられてもよい。また、線量取得部１４０には、サンプルホールド回路やオペアンプなどのアナログ回路が用いてられてもよい。また、図１において、線量取得部１４０は、放射線撮像装置１００内に配される構成としたが、線量取得部１４０の機能の一部またはすべてが、制御用コンピュータ２００に含まれていてもよい。この場合、放射線撮像装置１００と制御用コンピュータ２００のうち線量取得部１４０の機能とをあわせて、本発明の「放射線撮像装置」といえる。
　制御用コンピュータ２００は、放射線撮像システムＳＹＳの全体を制御し、放射線の照射の制御や放射線画像の取得を行う。また、制御用コンピュータ２００は、ユーザ（例えば、医師や放射線技師）が放射線撮像システムＳＹＳを使用する際のユーザインタフェースとして機能しうる。放射線制御装置３００は、制御用コンピュータ２００から受信する放射線の照射制御に関する信号に従って放射線発生装置４００を動作させる。放射線発生装置４００は、放射線制御装置３００に従って、放射線撮像装置１００に放射線を照射する。
　図２は、本実施形態における撮像部１２０の構成例を示す等価回路図である。撮像部１２０は、画素アレイ１１２、読出回路１１３、駆動回路１１４、Ａ／Ｄ変換器１１０を含む。図２には、説明の簡便化のために、５行×５列の画素ＰＩＸが配された画素アレイ１１２が示されている。しかしながら、実際の画素アレイ１１２は、より多くの画素ＰＩＸが配され、例えば、１７インチの撮像装置では約２８００行×約２８００列の画素ＰＩＸを有しうる。
　画素アレイ１１２は、行列状に配された複数の画素ＰＩＸを有する。画素ＰＩＸは、放射線を電荷に変換する変換素子１０２と、その電荷に応じた電気信号を出力するためのスイッチ素子１０１と、を含む。本実施形態において、変換素子１０２として、放射線を変換素子で検知可能な光に変換する波長変換体（例えば、シンチレータ）と、波長変換体で変換された光を電荷に変換する光電変換素子と、が用いられる。光電変換素子には、ガラス基板などの絶縁基板上に配され、アモルファスシリコンを主材料とするＭＩＳ型フォトダイオードが用いられてもよい。また、光電変換素子には、シリコンなどの半導体基板上に配されたＰＩＮ型フォトダイオードが用いられてもよい。また、変換素子１０２は、上述の放射線を光電変換素子が感知可能な波長帯域の光に変換する波長変換体を備えた間接型の変換素子に限られることはなく、放射線を直接、電荷に変換する直接型の変換素子が用いられてもよい。この場合、変換素子の主材料としてアモルファスセレンなどが用いられてもよい。スイッチ素子１０１には、制御端子と２つの主端子とを有するトランジスタが用いられてもよい。本実施形態において、スイッチ素子１０１として、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）が用いられる。
　変換素子１０２の一方の電極は、スイッチ素子１０１の２つの主端子の一方に電気的に接続され、他方の電極は、共通のバイアス配線Ｂｓを介してバイアス電源１０３に電気的に接続される。行方向（図２において横方向）に配されるスイッチ素子１０１、例えばスイッチＴ１１～Ｔ１５は、制御端子が駆動配線Ｖｇ１に共通に電気的に接続されている。スイッチＴ１１～Ｔ１５には、駆動回路１１４からスイッチＴ１１～Ｔ１５の導通状態を制御する駆動信号が、駆動配線Ｖｇ１を介して行単位で与えられる。列方向（図２において縦方向）に配されるスイッチ素子１０１、例えばスイッチＴ１１～Ｔ５１は、他方の主端子が信号配線Ｓｉｇ１に電気的に接続されている。スイッチＴ１１～Ｔ５１が導通状態である間、変換素子１０２に蓄積された電荷に応じた信号が、信号配線Ｓｉｇ１を介して読出回路１１３に出力される。列方向に配される信号配線Ｓｉｇ１～Ｓｉｇ５は、同じ駆動配線Ｖｇに接続された画素ＰＩＸから出力される信号を、並列に読出回路１１３に伝送する。
　本実施形態において、スイッチＴ２３、Ｔ４３を含む画素ＰＩＸは、露出制御を行う期間、つまり、放射線の照射中に、入射する放射線量を検出する検出素子として個別に動作させるため、駆動配線Ｖｇｄ１、Ｖｇｄ２に接続されている。ここで、図２において、画素アレイ１１２に配される画素ＰＩＸのうち検出素子として機能する画素を検出素子ＰＩＸＤと表記する。また、それぞれの検出素子ＰＩＸＤのうち、特定の検出素子を示す場合、検出素子ＰＩＸＤ１のように、参照記号に数字をさらに添える。図２に示される構成において、スイッチＴ２３を含む検出素子を検出素子ＰＩＸＤ１、スイッチＴ４３を含む検出素子を検出素子ＰＩＸＤ２とよぶ。
　入射する放射線量を検出するための複数の検出素子ＰＩＸＤは、図２に示されるように、画素アレイ１１２に配される。１つの関心領域に複数の検出素子ＰＩＸＤが配されるように、検出素子ＰＩＸＤは、近接して配されていてもよい。例えば、検出素子ＰＩＸＤが、複数の画素ＰＩＸが配されるピッチにおいて、１０ピッチ以下の間隔で配されていてもよい。ただし、検出素子ＰＩＸＤが１ピッチ、つまり、互いに隣り合うように配された場合、検出素子ＰＩＸＤの位置の画像データを補完する際、放射線画像を生成するための画素ＰＩＸの間隔が開いてしまい、補間の精度が下がる可能性がある。そこで、例えば、検出素子ＰＩＸＤを２ピッチ以上の間隔で配することによって、検出素子ＰＩＸＤに隣接する周囲の画素ＰＩＸの画素値を用いて検出素子ＰＩＸＤの位置の画像データを補完することが可能となる。図２に示される構成において、検出素子ＰＩＸＤ１と検出素子ＰＩＸＤ２とは、画素ＰＩＸ２ピッチ分の間隔をあけて配されている。
　本実施形態において、駆動配線Ｖｇｄ１、Ｖｇｄ２には、それぞれ１つの検出素子ＰＩＸＤが接続されているが、駆動配線Ｖｇｄ１、Ｖｇｄ２に、それぞれ複数の検出素子ＰＩＸＤを接続させてもよい。また、１つの関心領域内に、３つ以上の検出素子ＰＩＸＤを配し、それぞれに別の駆動配線Ｖｇｄを接続してもよい。また、図２に示される構成において、検出素子ＰＩＸＤは、同じ信号配線Ｓｉｇ３に信号を出力するが、これに限られることはなく、それぞれ異なる信号配線Ｓｉｇに信号を出力する構成になっていてもよい。換言すると、検出素子ＰＩＸＤは、互いに異なる列に配されていてもよい。また、図２に示される構成において、検出素子ＰＩＸＤ１と検出素子ＰＩＸＤ２とは、異なる行に配されているが、これに限られることはない。それぞれ異なる駆動配線Ｖｇｄに接続された検出素子ＰＩＸＤが、同じ行に配されていてもよい。
　読出回路１１３には、画素アレイ１１２に配された画素ＰＩＸから並列に出力された信号を増幅する増幅回路１０６が、信号配線Ｓｉｇごとに設けられている。増幅回路１０６は、積分増幅器１０５、可変増幅器１０４、サンプルホールド回路１０７を含む。
　積分増幅器１０５は、画素ＰＩＸ、検出素子ＰＩＸＤから出力された信号を増幅する。より具体的には、積分増幅器１０５は、画素ＰＩＸ、検出素子ＰＩＸＤから読み出された電気信号を増幅して出力する演算増幅器、積分容量、リセットスイッチを含む。積分増幅器１０５は、積分容量の値を変化させることによって、増幅率を変更することが可能である。演算増幅器の反転入力端子には画素ＰＩＸ、検出素子ＰＩＸＤから出力された信号が入力され、正転入力端子には基準電源１１１から基準電圧Ｖｒｅｆが入力される。また、演算増幅器の出力端子から増幅された信号が出力される。また、積分容量が、演算増幅器の反転入力端子と出力端子との間に配される。可変増幅器１０４は、積分増幅器１０５から出力された信号を増幅する。サンプルホールド回路１０７は、積分増幅器１０５、可変増幅器１０４で増幅された信号をサンプリングし保持する。サンプルホールド回路１０７は、サンプリングスイッチとサンプリング容量とを含む。
　また、読出回路１１３は、増幅回路１０６から並列に読み出された信号を順次出力して直列信号の画像信号として出力するマルチプレクサ１０８と、画像信号をインピーダンス変換して出力するバッファ増幅器１０９と、を含む。バッファ増幅器１０９から出力されたアナログ電気信号である画像信号Ｖｏｕｔは、Ａ／Ｄ変換器１１０によってデジタルデータに変換される。放射線の照射中、検出素子ＰＩＸＤからＡ／Ｄ変換器１１０を介して出力されるデジタルデータは、上述の線量取得部１４０に供給される。また、放射線の照射後、それぞれの画素ＰＩＸからＡ／Ｄ変換器１１０を介して出力されるデジタルデータに変換された信号は、画像情報として制御用コンピュータ２００へ供給される。制御用コンピュータ２００は、放射線撮像装置１００の画素ＰＩＸから供給される信号を処理し、放射線画像として制御用コンピュータ２００の表示部や外部のディスプレイに表示する信号処理部として機能してもよい。
　また、撮像部１２０は、各種の電源を供給する電源部として、増幅回路の基準電源１１１、バイアス電源１０３を含む。基準電源１１１は、積分増幅器１０５の演算増幅器の正転入力端子に基準電圧Ｖｒｅｆを供給する。バイアス電源１０３は、バイアス配線Ｂｓを介してそれぞれの画素ＰＩＸの変換素子１０２に共通のバイアス電圧Ｖｓを供給する。
　駆動回路１１４は、駆動制御ユニット１６０から供給される制御信号Ｄ－ＣＬＫ、ＯＥ、ＤＩＯに応じて、スイッチ素子１０１を導通状態にする導通電圧Ｖｃｏｍと非導通状態にする非導通電圧Ｖｓｓとを含む駆動信号を、それぞれの駆動配線Ｖｇ、Ｖｇｄに出力する。これによって、駆動回路１１４は、スイッチ素子１０１の導通状態および非導通状態を制御し、画素アレイ１１２を駆動する。制御信号Ｄ－ＣＬＫは、駆動回路１１４として用いられるシフトレジスタのシフトクロックである。制御信号ＤＩＯは、シフトレジスタが転送するパルスである。制御信号ＯＥは、シフトレジスタの出力端を制御する信号である。以上によって、駆動の所要時間と走査方向が設定される。
　また、駆動制御ユニット１６０は、読出回路１１３に制御信号ＲＣ、ＳＨ、ＣＬＫを供給することによって、読出回路１１３の各構成要素の動作を制御する。制御信号ＲＣは、積分増幅器１０５のリセットスイッチの動作を制御するための信号である。制御信号ＳＨは、サンプルホールド回路１０７の動作を制御するための信号である。制御信号ＣＬＫは、マルチプレクサ１０８の動作を制御するための信号である。
　本実施形態において、図２に示されるように、検出素子ＰＩＸＤと放射線画像を生成するための画素ＰＩＸとで接続する駆動配線Ｖｇ、Ｖｇｄを分離し、それぞれ異なるタイミングでスイッチ素子１０１を動作できるように構成されている。換言すると、検出素子ＰＩＸＤは、放射線画像を取得するための画素ＰＩＸとは独立して設けられている。しかしながら、検出素子の配置は、この構成に限られることはない。例えば、図３に示されるように、放射線画像を取得するための画素ＰＩＸとは独立した検出素子ＰＩＸＤを配さずに、放射線画像を取得するための画素ＰＩＸのうち一部が、検出素子として機能するようにしてもよい。この場合、関心領域内の特定の行の駆動配線Ｖｇに接続されている画素ＰＩＸを検出素子として用いる。このとき、詳細は後述するが、並行して互いに異なる一定のサンプリング周期で信号を取得するために、画素ＰＩＸのうち関心領域内の複数の行に配された画素ＰＩＸを検出素子として利用する。
　次いで、図４、５を用いて本実施形態における放射線撮像装置１００の動作について説明する。図４は、放射線撮像装置１００の動作例を示すフロー図、図５は、放射線撮像装置１００の動作例を示すタイミング図である。
　まず、放射線撮像装置１００を用いた放射線画像を取得するための撮像準備を行う（Ｓ４０１）。撮像準備の工程において、被写体（例えば、患者）、放射線撮像装置１００および放射線発生装置４００のそれぞれの配置が行われる。また、撮像準備の工程において、放射線の照射条件や自動露出制御（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ　Ｅｘｐｏｓｕｒｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ：ＡＥＣ）を行う関心領域の位置や目標線量の設定などが行われる。目標線量の設定は、１つまたは複数の関心領域の放射線量の最大値や平均値、放射線量の最大値と最小値の差や比率で設定され、制御用コンピュータ２００によって放射線量の閾値に変換され、放射線撮像装置１００の線量取得部１４０に供給される。放射線量の閾値への変換は、線量取得部１４０で行われてもよい。線量取得部１４０は、放射線量の閾値に基づいて、放射線撮像装置１００の検出素子ＰＩＸＤによって検出された入射した放射線量が、目標線量に到達したか否かの判定を行う。
　撮像準備が完了すると、駆動制御ユニット１６０は、放射線の照射が開始されるまでの間、リセット駆動（空読み駆動）を行う（Ｓ４０２）。リセット駆動は、図５に示されるように、駆動回路１１４から駆動配線Ｖｇに順次、スイッチ素子１０１が導通する電圧（導通電圧Ｖｃｏｍ）を印加し、それぞれの画素ＰＩＸの変換素子１０２で発生するダーク電荷などをリセットする動作である。リセット駆動において、それぞれの画素ＰＩＸから取得される信号を、放射線画像を生成する際のオフセット補正に用いてもよい。このリセット駆動において、駆動回路１１４から駆動配線Ｖｇｄに順次、導通電圧Ｖｃｏｍを印加し、検出素子ＰＩＸＤも同時にリセット動作を行う。
　リセット駆動は、放射線の曝射スイッチがユーザによって押下されるまで繰り返される（Ｓ４０３のＮＯ）。ユーザによって曝射スイッチが押下されると（Ｓ４０３のＹＥＳ）、線量取得部１４０は、放射線が照射される前に、露出制御に用いられる検出素子ＰＩＸＤのオフセット信号を取得する（Ｓ４０４）。放射線が照射されない状態で、駆動制御ユニット１６０が、検出素子ＰＩＸＤのスイッチ素子１０１が順次導通するように制御することによって、線量取得部１４０は、オフセット信号を取得することができる。オフセット信号のノイズを抑制するために、線量取得部１４０は、それぞれの検出素子ＰＩＸＤから複数回にわたってオフセット信号を取得し、複数のオフセット信号を加算平均してもよい。このとき、線量取得部１４０は、それぞれの検出素子ＰＩＸＤで露出制御を行う期間に信号をサンプリングする周期と同じサンプリング周期でオフセット信号を取得する。図５に示されるように、線量取得部１４０は、検出素子ＰＩＸＤ１から露出制御を行う期間と同じサンプリング周期ＳＲ１で検出素子ＰＩＸＤ１のオフセット信号を取得する。同様に、線量取得部１４０は、検出素子ＰＩＸＤ２から露出制御を行う期間と同じサンプリング周期ＳＲ２で検出素子ＰＩＸＤ２のオフセット信号を取得する。これによって、露出制御を行う際に、それぞれの検出素子ＰＩＸＤから出力される信号に対して、サンプリング周期に応じた適切なオフセット補正を行うことができる。
　検出素子ＰＩＸＤのオフセット信号を取得した後、放射線の照射が開始される（Ｓ４０５）。例えば、線量取得部１４０が、露出制御を行う期間において使用する検出素子ＰＩＸＤのオフセット信号を取得したことに応じて、制御用コンピュータ２００に放射線の照射に対する準備が整ったことを示す信号を送信する。制御用コンピュータ２００は、この信号に応じて、放射線制御装置３００を介して放射線発生装置４００から放射線撮像装置１００への放射線の照射を開始させてもよい。また、例えば、線量取得部１４０が、直接、放射線制御装置３００に放射線の照射に対する準備が整ったことを示す信号を送信してもよい。この信号に応じて、放射線制御装置３００は、放射線発生装置４００に放射線撮像装置１００への放射線の照射を開始させる。
　放射線の照射中、駆動制御ユニット１６０が、検出素子ＰＩＸＤのスイッチ素子１０１が順次導通するように制御することによって、線量取得部１４０は、検出素子ＰＩＸＤから露出制御を行うための信号を取得する（Ｓ４０６）。このとき、線量取得部１４０は、同じ関心領域に配された検出素子ＰＩＸＤ１と検出素子ＰＩＸＤ２とから、並行して互いに異なる一定のサンプリング周期で信号を取得する。図５に示されるように、駆動配線Ｖｇｄ１に導通電圧Ｖｃｏｍが印加され、検出素子ＰＩＸＤ１から信号をサンプリングするサンプリング周期ＳＲ１と、駆動配線Ｖｇｄ２に導通電圧Ｖｃｏｍが印加され、検出素子ＰＩＸＤ２から信号をサンプリングするサンプリング周期ＳＲ２と、が異なっている。これによって、線量取得部１４０は、同じ関心領域に入射する放射線に対して、異なるサンプリング周期の信号を取得することができる。
　サンプリング周期の組み合わせは、放射線撮像装置１００の工場出荷時などで、予め決められている値であってもよい。また、サンプリング周期の組み合わせは、ユーザが制御用コンピュータ２００に入力する撮像部位や撮像条件などから決定するようにしてもよい。この場合、サンプリング周期の組み合わせは、撮像部位や撮像条件などに応じて制御用コンピュータ２００の記憶部などに記憶された組み合わせを読み出してもよいし、ユーザが組み合わせを適宜、選択してもよい。例えば、放射線の照射時間が１ｍｓ～１０００ｍｓであり、１つの関心領域で２種類のサンプリング周期で検出素子ＰＩＸＤを動作させる場合、２つのサンプリング周期の比は、１：１０程度としてもよい。例えば、図５に示されるような、短いサンプリング周期ＳＲ１が、長いサンプリング周期ＳＲ２の１／３以下かつ１／２０以上であってもよい。
　また、例えば、線量取得部１４０は、露出制御を行う期間において、上述の検出素子ＰＩＸＤ１、２が配される関心領域とは異なる領域に配された２つ以上の検出素子ＰＩＸＤから、検出素子ＰＩＸＤ１、２と並行して信号を取得してもよい。ここでは、検出素子ＰＩＸＤ１、２とは異なる関心領域に配される検出素子をそれぞれ検出素子ＰＩＸＤ３、４とよぶ。線量取得部１４０は、検出素子ＰＩＸＤ３と検出素子ＰＩＸＤ４とから、検出素子ＰＩＸＤ１と検出素子ＰＩＸＤ２との関係と同様に、互いに異なる一定のサンプリング周期で信号を取得する。このとき、検出素子ＰＩＸＤ１または検出素子ＰＩＸＤ２から信号を取得するサンプリング周期と、検出素子ＰＩＸＤ３または検出素子ＰＩＸＤ４から信号を取得するサンプリング周期と、が同じサンプリング周期であってもよい。また、すべての検出素子ＰＩＸＤ１～４から信号を取得するサンプリング周期が、異なっていてもよい。
　つまり、露出制御を行う際に複数の関心領域がある場合、それぞれの関心領域でサンプリング周期の組み合わせが同じであってもよいし、異なっていてもよい。撮像部位の条件から比較的、線量が多くなると予想される関心領域は、サンプリング周期が短めの組み合わせにする。逆に、比較的、線量が少なくなると予想される関心領域は、サンプリング周期が長めの組み合わせにしてもよい。
　図３に示される画素ＰＩＸの一部を検出素子として機能させる場合のタイミング図が、図６に示される。図６は、駆動配線Ｖｇ２、Ｖｇ４に接続される画素ＰＩＸを検出素子として駆動する場合を示したタイミング図である。ユーザによって曝射スイッチが押下されると、まず、放射線が照射される前に、駆動回路１１４から駆動配線Ｖｇ２、Ｖｇ４に順次、導通電圧Ｖｃｏｍが印加され、線量取得部１４０は、検出素子として機能する画素ＰＩＸのオフセット信号を取得する。次いで、放射線の照射中、駆動回路１１４から駆動配線Ｖｇ２、Ｖｇ４に導通電圧Ｖｃｏｍが印加され、線量取得部１４０は、駆動配線Ｖｇ２、Ｖｇ４に接続される画素ＰＩＸから露出制御を行うための信号を取得する。このとき、駆動配線Ｖｇ２と駆動配線Ｖｇ４とに導通電圧Ｖｃｏｍが印加される周期を互いに異ならせることによって、検出素子として機能する複数の画素ＰＩＸから、線量取得部１４０は、互いに異なるサンプリング周期で信号を取得することができる。
　線量取得部１４０は、異なるサンプリング周期で検出素子ＰＩＸＤ１および検出素子ＰＩＸＤ２から並行して取得した信号に基づいて、入射する放射線量を検出する。より具体的には、検出素子ＰＩＸＤから取得した信号の累積値を用いて、入射した放射線量が目標線量に達したか否かの判定を行う（Ｓ４０７）。このとき、線量取得部１４０は、放射線の照射中に検出素子ＰＩＸＤ１から取得した信号を、Ｓ４０４で検出素子ＰＩＸＤ１から取得したオフセット信号に応じて補正し、補正された検出素子ＰＩＸＤ１から取得した信号を用いて入射する放射線量を検出してもよい。同様に、線量取得部１４０は、放射線の照射中に検出素子ＰＩＸＤ２から取得した信号を、Ｓ４０４で検出素子ＰＩＸＤ２から取得したオフセット信号に応じて補正し、補正された検出素子ＰＩＸＤ２から取得した信号を用いて入射する放射線量を検出してもよい。互いに異なるサンプリング周期で取得した信号に対して、線量取得部１４０がそれぞれの信号の取得と同じサンプリング周期で取得したオフセット信号を適用することによって、適切なオフセット補正を実施することができる。
　線量取得部１４０が入射した放射線量が目標線量に達していないと判定した場合（Ｓ４０７のＮＯ）、駆動制御ユニット１６０は、引き続き、線量取得部１４０が検出素子ＰＩＸＤから信号を取得するように画素アレイ１１２を動作させる（Ｓ４０６）。また、線量取得部１４０は、入射した放射線量が目標線量に達したか否かの判定を行う（Ｓ４０７）。
　線量取得部１４０が入射した放射線量が目標線量に達したと判定した場合（Ｓ４０７のＹＥＳ）、線量取得部１４０は、制御用コンピュータ２００に放射線の照射を停止させるための信号を送信する。この信号に応じて、制御用コンピュータ２００は、放射線制御装置３００を介して放射線発生装置４００からの放射線の照射を停止させる（Ｓ４０８）。線量取得部１４０は、放射線の照射を停止させるための信号を、直接、放射線制御装置３００に送信し、これに応じて放射線制御装置３００が、放射線発生装置４００に放射線の照射を停止させてもよい。線量取得部１４０が、入射した放射線量が目標線量に達したか否かの判定を行い、目標線量に達したときに放射線の照射を停止させるための信号を出力することによって、放射線撮像装置１００は、ＡＥＣ機能を有することができる。
　放射線の照射が停止すると、駆動制御ユニット１６０は、それぞれの画素ＰＩＸに蓄積された放射線画像を生成するための信号を読み出す本読み駆動を行う（Ｓ４０９）。本読み駆動は、駆動回路１１４から駆動配線Ｖｇに順次、導通電圧Ｖｃｏｍを印加し、それぞれの駆動配線Ｖｇに接続された変換素子１０２に蓄積した電荷を読み出す動作である。読出回路１１３によって読み出された信号は、Ａ／Ｄ変換器１１０でデジタルデータに変換され、画像情報として制御用コンピュータ２００に転送される。
　画像情報における検出素子ＰＩＸＤが配された位置の画素値は、放射線の照射中に読み出されているためゼロとなり、画素値は欠落している。そこで、上述のように、検出素子ＰＩＸＤの周辺に配された画素ＰＩＸの画素値を用いて検出素子ＰＩＸＤが配された位置の画素値を補完してもよい。また、放射線の照射中に検出素子ＰＩＸＤから読みされた信号の累積値は、放射線の照射中に検出素子ＰＩＸＤに蓄積される電荷と同量となりうる。つまり、検出素子ＰＩＸＤから読みされた信号の累積値を、検出画素ＰＩＸＤが配された位置の画素値として使用してもよい。
　次に、露出制御を行うために、線量取得部１４０が検出素子ＰＩＸＤから取得した信号を演算する方法に関して説明する。図７は、比較例の放射線撮像装置の動作例を示すタイミング図である。図７に示される比較例において、放射線の照射中の検出素子ＰＩＸＤからの信号の取得は、すべて同じサンプリング周期で行われている。
　発明者らは、図７に示される一定の周期のサンプリング駆動でＡＥＣを行った結果、以下のような課題があることを見出した。
１．強く短い放射線に対して、１回あたりの読み出される信号の信号値が大きくなり、サンプリングされた信号が、目標線量として設定された信号値の目標値より大きくなった時点で、適切な露光量である目標線量を大きく上回ってしまう可能性が高い。このため、目標線量に対して大きな誤差が生じうる。
２．弱く長い放射線に対して、１回あたりの読み出される信号の信号値は小さくなるが、サンプリングされた信号が目標線量として設定された信号値の目標値に到達するまでのサンプリング回数が多くなる。読出回路１１３のランダムノイズや、放射線の照射前に予め取得したオフセット信号と露出制御を行う期間におけるオフセット分との誤差などが、サンプリング回数が増える分だけ積算され、目標線量に対して大きな誤差が生しうる。
　そこで、図５に示されるように、１つの関心領域に配された複数の検出素子ＰＩＸＤから、並行して互いに異なる複数のサンプリング周期で信号を取得することで、放射線の照射条件に依存することを抑制し、目標線量に対する誤差を小さくできることを見出した。前述の課題から、強く短い放射線に対して、信号を検出素子ＰＩＸＤからサンプリングする周期を短く、弱く長い放射線に対して、信号を検出素子ＰＩＸＤからサンプリングする周期を長くすることが、目標線量に対して誤差を小さくする方法となりうる。
　複数の検出素子ＰＩＸＤを用いて、複数の異なるサンプリング周期で信号を取得し、強く短い放射線は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号を利用し、弱く長い放射線は、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号を利用する。具体的には、線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号と、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号と、をそれぞれ累積しておく。線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で信号がサンプリングされた回数が予め設定された回数までは、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行う。一方、短いサンプリング周期ＳＲ１で信号がサンプリングされた回数が予め設定された回数を越えると、線量取得部１４０は、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行う。
　例えば、放射線の照射時間が１ｍｓ～１０００ｍｓ、短いサンプリング周期ＳＲ１が１００μｓ、長いサンプリング周期ＳＲ２が１０００μｓである場合、上述の予め設定された回数は、１０回以上かつ１００回以下であってもよい。例えば、目標線量に応じて、線量取得部１４０は、１０回から１００回の中で、短いサンプリング周期ＳＲ１の信号の累積値と長いサンプリング周期ＳＲ２の信号の累積値との切り替えるタイミングを変更してもよい。切り替えるタイミングの変更は、線量取得部１４０内の記憶部などに、目標線量と切り替えるタイミングとの関係を示すデータ記憶し、線量取得部１４０が記憶部からデータを読み出すことによって行ってもよい。また、制御用コンピュータ２００から、線量取得部１４０に目標線量に応じた切り替えのタイミングを指示する信号が供給されてもよい。
　また、例えば、入射する単位時間あたりの放射線量に応じて、複数のサンプリング周期で取得した信号のうち露出制御に使用する信号が決定されてもよい。例えば、強い放射線が入射する場合、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号は、１回あたりの信号の誤差が、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号よりも大きくなる場合がある。そこで、線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の信号値が予め設定された値を越えると（強い放射線が入射すると）、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行う。一方、線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の信号値が予め設定された値までは（弱い放射線が入射すると）、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行う。何れのサンプリング周期で取得した信号を露出制御に使用するかを決定するための閾値（予め設定された値）は、例えば、放射線撮像装置１００の出荷時に、放射線撮像装置１００内に配された記憶部などに記憶させておいてもよい。線量取得部１４０は、記憶部に記憶された閾値を参照することによって、短いサンプリング周期ＳＲ１または長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号を用いて、入射する放射線量を検出する。また、例えば、何れのサンプリング周期で取得した信号を露出制御に使用するかを決定するための閾値は、ユーザが制御用コンピュータ２００に入力する撮像部位や撮像条件などから制御用コンピュータ２００が決定し、線量取得部１４０に供給されてもよい。
　このように、線量取得部１４０が、１つの関心領域に配された２つ以上の検出素子ＰＩＸＤから互いにサンプリング周期が異なる信号を並行して取得する。これによって、放射線の照射条件に依存することなく、目標線量に対して精度の高い自動露出量制御を実現した放射線撮像装置１００および放射線撮像システムＳＹＳを提供することができる。
　上述の実施形態では、線量取得部１４０が、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値と長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値との何れかを用いて露出制御を行うことを説明したが、これに限られることはない。例えば、線量取得部１４０が、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値に応じて補正するようにしてもよい。線量取得部１４０は、補正された短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行う。
　上述のように、線量取得部１４０が短いサンプリング周期ＳＲ１で信号を取得する検出素子ＰＩＸＤ１と、線量取得部１４０が長いサンプリング周期ＳＲ２で信号を取得する検出素子ＰＩＸＤ２と、は同じ関心領域に互いに近接して配されている。そのため、放射線の照射開始からある時間が経過した後に、検出素子ＰＩＸＤ１および検出素子ＰＩＸＤ２で得られた信号の累積値は、ほぼ同じになるはずである。しかし上述したように、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値は、サンプリングの回数が多いため、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値よりも、ランダムノイズなどの影響による誤差が大きくなる。
　そこで、線量取得部１４０は、サンプリング周期ＳＲ２ごとに、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値を更新した際に、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の当該累積値に置換する。これによって、短いサンプリング周期ＳＲ１において、サンプリング回数の増加に伴うランダムノイズなどの影響が抑制できる。また、サンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値に置換した後に、短いサンプリング周期ＳＲ１で信号を取得することによって、線量取得部１４０は、高い精度で目標線量に到達したか否かの判定を行うことができる。累積値の置換は、上述のように、サンプリング周期ＳＲ２ごとに行われてもよいし、例えば、２～５回程度の長いサンプリング周期ＳＲ２でのサンプリングごとに行ってもよい。短いサンプリング周期ＳＲ１と長いサンプリング周期ＳＲ２との比などに応じて、適切な頻度で補正が行われればよい。
　また、例えば、線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値および長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値から、それぞれの信号の単位時間あたりの信号値の変化の比を取得してもよい。この信号値の比の取得は、例えば、長いサンプリング周期ＳＲ２で信号を取得したタイミングで、線量取得部１４０によって行われてもよい。
　例えば、線量取得部１４０は、サンプリング周期ＳＲ２ごとに、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値を更新した際に、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の当該累積値に置換する。次いで、線量取得部１４０は、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号を累積する際に、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の信号値に、上述の信号値の比を適用し、短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を取得する。
　このように、補正された短いサンプリング周期ＳＲ１で取得した信号の累積値を露出制御に用いることで、目標線量に対しての誤差を、長いサンプリング周期ＳＲ２で取得した信号の累積値と同等にすることができる。さらに、短いサンプリング周期ＳＲ１で入射した放射線量が目標線量に達したか否かを判定することが可能となり、放射線撮像装置１００のＡＥＣの精度が向上する。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１９年１月１５日提出の日本国特許出願特願２０１９－００４６２０を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。

Claims (17)

  1. 　放射線画像を取得するための撮像部に配され、入射する放射線を検出するための複数の検出素子を含む放射線撮像装置であって、
    　前記放射線撮像装置は、線量取得部をさらに含み、
    　前記線量取得部は、露出制御を行う期間において、
    　　前記複数の検出素子のうち第１検出素子および第２検出素子から、並行して互いに異なるサンプリング周期で信号を取得し、
    　　前記第１検出素子から取得する第１信号と、前記第２検出素子から取得する第２信号と、に基づいて、入射する放射線量を検出することを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記線量取得部は、前記第１検出素子から第１サンプリング周期で取得する前記第１信号と、前記第２検出素子から前記第１サンプリング周期よりも長い第２サンプリング周期で取得する前記第２信号と、に基づいて、入射する放射線量を検出することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　前記線量取得部は、
    　　前記第１信号がサンプリングされた回数が予め設定された回数までは、前記第１信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行い、
    　　前記第１信号がサンプリングされた回数が予め設定された回数を越えると、前記第２信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  4. 　前記予め設定された回数が、１０回以上かつ１００回以下であることを特徴とする請求項３に記載の放射線撮像装置。
  5. 　前記線量取得部は、
    　　前記第１信号の信号値が予め設定された値を越えると、前記第１信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行い、
    　　前記第１信号の信号値が予め設定された値までは、前記第２信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  6. 　前記線量取得部は、
    　　前記第１信号の累積値を、前記第２信号の累積値に応じて補正し、
    　　補正された前記第１信号の累積値を用いて目標線量に到達したか否かの判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記線量取得部は、前記第２サンプリング周期ごとに前記第２信号の累積値を更新した際に、前記第１信号の累積値を取得した前記第２信号の当該累積値に置換することを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
  8. 　前記線量取得部は、
    　　前記第１信号および前記第２信号の単位時間あたりの信号値の変化の比を取得し、
    　　前記第１信号を累積する際に、前記第１信号の信号値に前記比を適用し、前記第１信号の累積値を取得することを特徴とする請求項６または７に記載の放射線撮像装置。
  9. 　前記第１サンプリング周期が、前記第２サンプリング周期の１／３以下かつ１／２０以上であることを特徴とする請求項２乃至８の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  10. 　前記線量取得部は、
    　　放射線が照射される前に、前記第１検出素子から前記第１サンプリング周期で第１オフセット信号、および、前記第２検出素子から前記第２サンプリング周期で第２オフセット信号をそれぞれ取得し、
    　　露出制御を行う期間において、前記第１信号を前記第１オフセット信号に応じて、および、前記第２信号を前記第２オフセット信号に応じて、それぞれ補正し、補正された前記第１信号および前記第２信号に基づいて、入射する放射線量を検出することを特徴とする請求項２乃至９の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  11. 　前記線量取得部は、露出制御を行う期間において、
    　　前記複数の検出素子のうち前記第１検出素子および前記第２検出素子が配される関心領域とは異なる関心領域に配された第３検出素子および第４検出素子から、前記第１検出素子および前記第２検出素子と並行して一定のサンプリング周期で信号を取得し、
    　　前記第１信号、前記第２信号、前記第３検出素子から第３サンプリング周期で取得する第３信号、および、前記第４検出素子から前記第３サンプリング周期とは異なる第４サンプリング周期で取得する第４信号に基づいて、入射する放射線量を検出することを特徴とする請求項２乃至１０の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  12. 　前記撮像部は、放射線画像を生成するための複数の画素が配された画素アレイを含み、
    　前記複数の検出素子が、前記画素アレイに配されることを特徴とする請求項１乃至１１の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  13. 　前記撮像部は、放射線画像を生成するための複数の画素が配された画素アレイを含み、
    　前記複数の画素のうち一部が、前記複数の検出素子として機能することを特徴とする請求項１乃至１１の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  14. 　前記第１検出素子と前記第２検出素子とが、前記複数の画素が配されるピッチにおいて、１０ピッチ以下の間隔で配されていることを特徴とする請求項１２または１３に記載の放射線撮像装置。
  15. 　前記第１検出素子と前記第２検出素子とが、前記複数の画素が配されるピッチにおいて、２ピッチ以上の間隔で配されていることを特徴とする請求項１２乃至１４の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  16. 　前記第１検出素子および前記第２検出素子が、同じ関心領域に配されることを特徴とする請求項１乃至１５の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
  17. 　請求項１乃至１６の何れか１項に記載の放射線撮像装置と、
    　前記放射線撮像装置からの信号を処理する信号処理部と、
    を備えることを特徴とする放射線撮像システム。
PCT/JP2019/049911 2019-01-15 2019-12-19 放射線撮像装置および放射線撮像システム WO2020149098A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019-004620 2019-01-15
JP2019004620A JP7190913B2 (ja) 2019-01-15 2019-01-15 放射線撮像装置および放射線撮像システム

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2020149098A1 true WO2020149098A1 (ja) 2020-07-23

Family

ID=71613761

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2019/049911 WO2020149098A1 (ja) 2019-01-15 2019-12-19 放射線撮像装置および放射線撮像システム

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP7190913B2 (ja)
WO (1) WO2020149098A1 (ja)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014219248A (ja) * 2013-05-07 2014-11-20 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置およびその作動方法
JP2017067501A (ja) * 2015-09-28 2017-04-06 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、放射線撮像装置の制御方法及びプログラム
JP2017092606A (ja) * 2015-11-05 2017-05-25 キヤノン株式会社 放射線検出装置、放射線検出システム及び放射線検出装置の制御方法
JP2017192443A (ja) * 2016-04-18 2017-10-26 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、及び、放射線撮像装置の制御方法

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014219248A (ja) * 2013-05-07 2014-11-20 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置およびその作動方法
JP2017067501A (ja) * 2015-09-28 2017-04-06 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、放射線撮像装置の制御方法及びプログラム
JP2017092606A (ja) * 2015-11-05 2017-05-25 キヤノン株式会社 放射線検出装置、放射線検出システム及び放射線検出装置の制御方法
JP2017192443A (ja) * 2016-04-18 2017-10-26 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、及び、放射線撮像装置の制御方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP2020110438A (ja) 2020-07-27
JP7190913B2 (ja) 2022-12-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN110574361B (zh) 放射线摄像设备、放射线摄像系统、控制方法和存储介质
US9417333B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
US7302039B2 (en) Radiography apparatus, radiography system, and control method thereof
US9055238B2 (en) Radiation image detecting device and operating method thereof
US9360562B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
US8436314B2 (en) Imaging apparatus, imaging system, method of controlling the apparatus and the system, and program
JP5448643B2 (ja) 撮像システム、その画像処理方法及びそのプログラム
JP2017192443A (ja) 放射線撮像装置、放射線撮像システム、及び、放射線撮像装置の制御方法
US11294078B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
US20110127441A1 (en) Light or radiation image pickup apparatus
JP2023134775A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像システム
WO2018135293A1 (ja) 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US9239390B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP5509032B2 (ja) 放射線画像検出器
CN108968992B (zh) 放射线摄像装置、放射线摄像方法及计算机可读存储介质
WO2020149098A1 (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP6552306B2 (ja) 放射線撮像装置、放射線撮像システム、及び、放射線撮像装置による方法
JP2020182667A (ja) 放射線撮像装置及びその制御方法
JP7328022B2 (ja) 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US20230417934A1 (en) Radiation imaging apparatus, radiation imaging system, control method for radiation imaging apparatus, non-transitory computer-readable storage medium, and signal processing apparatus
JP2017130761A (ja) 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP2021108910A (ja) 放射線撮像装置及びその制御方法
JP2018161431A (ja) 放射線撮像装置、放射線撮像システム、放射線撮像装置の制御方法及びプログラム
JP2019136403A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像システム

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: 19910841

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: 19910841

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1