JP2005204856A

JP2005204856A - Radiographic device

Info

Publication number: JP2005204856A
Application number: JP2004013829A
Authority: JP
Inventors: Keiji Okoda; 啓次大古田
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2004-01-22
Filing date: 2004-01-22
Publication date: 2005-08-04

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiographic device for detecting the intensity distribution of radiation such as X-rays transmitted through a subject such as a human body by an image detector. <P>SOLUTION: In the detection part of the radiographic device, a first detection area having first characteristic and a second detection area having second characteristic are constituted integrally. Image information taken in the first detection area and the second detection area are used singly or composed to be handled as one image, thereby different radiographing is performed by respectively optimal characteristic. For example, perspective radiographing and circulatory organ radiographing, general radiographing and mammography, a static image and moving image radiographing can be performed by a single device without taking time for switching. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、人体などの被写体を透過したＸ線等の放射線の強度分布を画像検出器により検出する放射線画像撮影装置の構成に関するものである。 The present invention relates to a configuration of a radiographic imaging apparatus that detects an intensity distribution of radiation such as X-rays transmitted through a subject such as a human body using an image detector.

被写体の放射線画像を得るための第１の手段として、所謂フィルム／スクリーン法が知られている。このフィルム／スクリーン法は最も一般的とされ、この方法では、Ｘ線を照射すると発光する希土類から成る蛍光板が感光性フィルムの両面に密着させられて保持される。被写体を透過したＸ線は蛍光体により可視光に変換され、この可視光が感光性フィルムに潜像を形成し、この潜像が現像手段によって現像されて可視化される。 A so-called film / screen method is known as a first means for obtaining a radiographic image of a subject. This film / screen method is the most common. In this method, a fluorescent plate made of a rare earth that emits light when irradiated with X-rays is held in close contact with both sides of the photosensitive film. X-rays transmitted through the object are converted into visible light by the phosphor, and the visible light forms a latent image on the photosensitive film, and the latent image is developed and visualized by the developing means.

一方、被写体の放射線画像を得るための第２の方法として、所謂コンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）法が実用化されている。このコンピューテッドラジオグラフィ法では、被写体を透過した放射線の強度分布（放射線画像）が蛍光体の中に潜像として一時的に蓄積され、その後に蛍光体に励起光を照射することにより、この潜像が読み出される。例えば、或る種の蛍光体は、Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等の放射線が照射されると、この放射線のエネルギーの一部を蓄積し、その後可視光等の励起光が照射されると、蓄積したエネルギーに応じた輝尽発光を示す。 On the other hand, a so-called computed radiography (CR) method has been put into practical use as a second method for obtaining a radiographic image of a subject. In this computed radiography method, the intensity distribution (radiation image) of the radiation that has passed through the subject is temporarily stored as a latent image in the phosphor, and then the phosphor is irradiated with excitation light. The latent image is read out. For example, when a certain type of phosphor is irradiated with radiation such as X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams, and ultraviolet rays, a part of the energy of the radiation is accumulated, and then visible light or the like. When the excitation light is irradiated, stimulated light emission corresponding to the accumulated energy is exhibited.

このような蓄積性蛍光体又は輝尽性蛍光体と呼ばれる蛍光体を使用した放射線画像情報記録再生システムが、例えば特開昭５５−１２４２９号公報又は特開昭５６−１１３９５号公報等に開示されている。このシステムは、被写体の放射線画像情報を蓄積性蛍光体シートに一時的に記録し、その後に蓄積性蛍光体シートをレーザー光等の励起光を用いて走査することにより輝尽発光光を生じさせ、得られた輝尽発光光を光電的に読み取ることにより画像信号を取得し、この画像信号に基づいて、写真感光材料等の記録材料を用いる記録装置又はＣＲＴ等の表示装置等を利用して、被写体の放射線画像を可視化する。 A radiation image information recording / reproducing system using such a storage phosphor or a phosphor called a stimulable phosphor is disclosed in, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 55-12429 or Japanese Patent Laid-Open No. 56-11395. ing. In this system, radiation image information of a subject is temporarily recorded on a stimulable phosphor sheet, and then the stimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as laser light to generate stimulated emission light. Then, an image signal is obtained by photoelectrically reading the obtained stimulated emission light, and based on this image signal, a recording device using a recording material such as a photographic photosensitive material or a display device such as a CRT is used. Visualize the radiographic image of the subject.

そして、被写体の放射線画像を得るための第３の方法として、近年の半導体製造プロセス技術の進歩に伴って開発された半導体センサ（半導体画像検出器又は固体撮像素子ともいう）を使用する方法がある。この半導体センサを使用した放射線画像撮影システムは、被写体を透過した放射線の強度分布を、広いダイナミックレンジを有する光電変換手段により読み取って電気信号に変換した後に、この電気信号に基づき、記録装置又は表示装置等を用いて放射線画像を可視像として出力する。半導体センサは広いダイナミックレンジを有し、広範囲の放射線量を検出可能であるため、半導体センサを使用した放射線画像撮影システムは、放射線露出量の変動に影響され難く、常に良好な放射線画像を得ることができる。このシステムには、上述のフィルム／スクリーン法のシステムと比較して、極めて広範囲の放射線強度分布を有する放射線画像を検出し得るという利点がある。 As a third method for obtaining a radiographic image of a subject, there is a method of using a semiconductor sensor (also referred to as a semiconductor image detector or a solid-state imaging device) that has been developed along with recent progress in semiconductor manufacturing process technology. . In this radiographic imaging system using this semiconductor sensor, the intensity distribution of the radiation transmitted through the subject is read by a photoelectric conversion means having a wide dynamic range and converted into an electrical signal, and then the recording device or display is based on this electrical signal. A radiographic image is output as a visible image using an apparatus or the like. Since semiconductor sensors have a wide dynamic range and can detect a wide range of radiation doses, radiographic imaging systems that use semiconductor sensors are less susceptible to fluctuations in radiation exposure and always obtain good radiation images. Can do. This system has the advantage that it can detect radiographic images with a very wide range of radiation intensity distribution compared to the film / screen system described above.

図８は従来の放射線画像撮影システムの例として、上述の半導体センサを用いた放射線画像撮影システムを示す。被検者Ｓを載せた放射線画像撮影装置８０１には、複数の光電変換素子がマトリックス状に配列されて構成される検出面を有する放射線画像検出部８０２が内蔵されている。例えばＸ線などの放射線を発生する放射線発生部８０３から照射された放射線は被写体７０６を透過した後に、放射線画像検出部８０２により検出される。この放射線画像検出部８０２から出力された画像信号は、画像処理手段８０４においてデジタル画像処理された後に、モニタ（表示部）８０５により、可視化された被写体８０６の放射線画像として表示される。なお、ここでは放射線としてＸ線を例示したが、放射線は必ずしもＸ線には限られない。 FIG. 8 shows a radiographic imaging system using the above-described semiconductor sensor as an example of a conventional radiographic imaging system. The radiographic image capturing apparatus 801 carrying the subject S incorporates a radiographic image detection unit 802 having a detection surface configured by arranging a plurality of photoelectric conversion elements in a matrix. For example, radiation emitted from a radiation generation unit 803 that generates radiation such as X-rays is detected by the radiation image detection unit 802 after passing through the subject 706. The image signal output from the radiation image detection unit 802 is subjected to digital image processing in the image processing unit 804 and then displayed as a visualized radiation image of the subject 806 on the monitor (display unit) 805. In addition, although X-ray was illustrated here as a radiation, a radiation is not necessarily restricted to an X-ray.

次に図８の放射線画像撮影装置８０１に内蔵されている、複数の光電変換素子がマトリックス状に配列されて構成される検出面を有する放射線画像検出部８０２について、図９を用いて説明する。 Next, a radiographic image detection unit 802 having a detection surface formed by arranging a plurality of photoelectric conversion elements arranged in a matrix in the radiographic image capturing apparatus 801 of FIG. 8 will be described with reference to FIG.

図９は放射線画像検出部８０２の構成の外略図で、９０１は放射線画像検出部８０２の一部分である。９０１はマトリックス状に配列された光電変換素子、９０２は光電変換素子９０１に蓄積された電荷を読み出すためのスイッチングＴＦＴ、９０３はスイッチングＴＦＴを駆動するためのゲートライン、９０４はゲートラインに接続されたゲート駆動装置である。９０５は光電変換素子９０１に蓄積された電荷を転送するためのデータライン、９０６はデータラインに接続された読み出し装置、９０７は読み出されたアナログ信号をデジタル変換するためのＡＤ変換器である。９０８は光電変換素子９０１に所望の電圧を印加することで、蓄積や初期化を制御するバイアスラインである。 FIG. 9 is a schematic diagram of the configuration of the radiation image detection unit 802, and reference numeral 901 denotes a part of the radiation image detection unit 802. 901 is a photoelectric conversion element arranged in a matrix, 902 is a switching TFT for reading out charges accumulated in the photoelectric conversion element 901, 903 is a gate line for driving the switching TFT, and 904 is connected to the gate line. It is a gate drive device. Reference numeral 905 denotes a data line for transferring charges accumulated in the photoelectric conversion element 901, reference numeral 906 denotes a reading device connected to the data line, and reference numeral 907 denotes an AD converter for digitally converting the read analog signal. Reference numeral 908 denotes a bias line that controls accumulation and initialization by applying a desired voltage to the photoelectric conversion element 901.

バイアスライン９０８を用いて光電変換素子９０１の電荷を初期化し、蓄積モードに切り替えた後、被験者を透過した放射線が、不図示の蛍光体により光に変換され光電変換素子９０１に到達して電荷に変換される。変換された電荷は、ゲートライン９０３を介してゲート駆動装置９０４より所望のタイミングで送られた転送パルスで制御されたスイッチングＴＦＴ９０２により、所望のタイミングでデータライン９０５に流れる。データライン９０５には複数の光電変換素子９０１の電荷が順次連続してながれ、アナログ信号として読み出し装置９０６にいたる。読み出された各ラインのアナログ信号はＡＤ変換器９０７でデジタルデータに変換され、全ラインが読み出された後、２次元のマトリクス状のデジタル画像データとなる。 After the charge of the photoelectric conversion element 901 is initialized using the bias line 908 and switched to the accumulation mode, the radiation transmitted through the subject is converted into light by a phosphor (not shown) and reaches the photoelectric conversion element 901 to be converted into charge. Converted. The converted charge flows to the data line 905 at a desired timing by the switching TFT 902 controlled by a transfer pulse sent from the gate driving device 904 at a desired timing via the gate line 903. The charges of the plurality of photoelectric conversion elements 901 are sequentially transferred to the data line 905 and reach the reading device 906 as an analog signal. The read analog signal of each line is converted into digital data by the AD converter 907, and after all the lines are read out, it becomes two-dimensional matrix digital image data.

このような検出器に於いて、検出器の諸特性は、用途により、様々な要求がある。検出器の諸特性とは光電変換素子などの検出素子の受光部の中心から隣接する受光部の中心までの距離をあらわす画素ピッチ(μｍ)、検出素子を設ける範囲を表さすセンササイズ（ｃｍ×ｃｍ）、検出器の感度（ダイナミックレンジ、ＤＱＥなど）、検出器の読み出し速度を表すフレームレート（フレーム/秒以下ｆｐｓ）などである。たとえば静止画において一般の撮影は１５０μｍ前後の画素ピッチで４３ｃｍ×４３ｃｍの範囲の画像が必要であるのに対し、乳がんの診断に用いる***撮影では２５ｃｍ×２５ｃｍ前後の範囲ではあるが、約５０μｍの画素ピッチが必要だとされている。また動画の撮影では、広い範囲を粗い画素ピッチで観察する透視モード（例えば４３ｃｍ×４３ｃｍ、４００μｍ、３０ｆｐｓ）と、狭い範囲を細かい画素ピッチで観察する循環器モード（たとえば２８ｃｍ×２８ｃｍ、２００μｍ、３０ｆｐｓ）などがある。従来はこれらの異なる諸特性に対する要求は、異なる検出器を交換して使い分けることで要求を満たしていた。（例えば、特許文献１参照）
特開平11-9579号公報（第5-6頁、図１） In such a detector, various characteristics of the detector have various requirements depending on applications. The characteristics of the detector are the pixel pitch (μm) representing the distance from the center of the light receiving part of the detecting element such as a photoelectric conversion element to the center of the adjacent light receiving part, and the sensor size (cm × cm), the sensitivity of the detector (dynamic range, DQE, etc.), the frame rate (frames per second or less fps) representing the readout speed of the detector, and the like. For example, a general image of a still image requires an image in a range of 43 cm × 43 cm with a pixel pitch of about 150 μm, whereas mammography used for breast cancer diagnosis has a range of about 50 μm, although it is in a range of about 25 cm × 25 cm. It is said that a pixel pitch is necessary. In video shooting, a fluoroscopic mode (for example, 43 cm × 43 cm, 400 μm, 30 fps) for observing a wide range at a coarse pixel pitch and a circulatory mode (for example, 28 cm × 28 cm, 200 μm, 30 fps) for observing a narrow range at a fine pixel pitch. )and so on. Conventionally, the requirements for these different characteristics have been met by exchanging and using different detectors. (For example, see Patent Document 1)
Japanese Unexamined Patent Publication No. 11-9579 (page 5-6, FIG. 1)

前述の従来例では、検出器の支持機構から検出器を交換したり、異なる検出器を移動することで検出器の諸特性を切り替えていたために、操作が煩雑であったり、切り替えに時間を有するため瞬時の切り替え要求に応えられない、また複数の検出器が必要であるので装置が高額になるなどの問題があった。 In the above-described conventional example, the detector is exchanged from the support mechanism of the detector, or various characteristics of the detector are switched by moving different detectors, so that the operation is complicated or time is required for switching. For this reason, there are problems such as being unable to respond to an instantaneous switching request and requiring a plurality of detectors, resulting in an expensive apparatus.

上記目的を達成するための請求項１に係る本発明は、被写体に放射線を照射し、透過した前記放射線の強度分布を２次元的に検出する検出手段を有する放射線画像撮影装置に於いて、第１の特性を有する第１の検出領域と、第２の特性を有する第２の検出領域を有することを特徴とする放射線画像撮影装置である。 In order to achieve the above object, the present invention according to claim 1 is directed to a radiographic imaging apparatus having a detection means for two-dimensionally detecting an intensity distribution of the transmitted radiation by irradiating a subject with radiation. A radiographic imaging device comprising a first detection region having a first characteristic and a second detection region having a second characteristic.

以上説明したように本発明に係るＸ線画像撮影装置は、異なる特性を有する検出部を１つに組み合わせることで、従来２つの装置で行っていた撮影を１台で行うことができる。また検出部を交換することなくセンサの特性を切り替えることができるため、操作者の負担が低減すると同時に、迅速な撮影が行われ、悲観者の負担を低減することができる。また特性の異なる検出部をそれぞれ最適に設計することが可能で、過不足の無い最適な仕様の部材をそれぞれの検出部に提供することができる。以上から安価で操作性のよい、撮影装置を提供することができる。 As described above, the X-ray imaging apparatus according to the present invention can perform imaging which has been conventionally performed by two apparatuses by combining a single detection unit having different characteristics. In addition, since the sensor characteristics can be switched without exchanging the detection unit, the burden on the operator is reduced, and at the same time, rapid photographing is performed, and the burden on the pessimist can be reduced. In addition, it is possible to optimally design the detection units having different characteristics, and it is possible to provide each detection unit with an optimal specification member with no excess or deficiency. Thus, an imaging apparatus that is inexpensive and has good operability can be provided.

本発明を図１〜図６に図示の実施の形態に基づいて詳細に説明する。なお、以下の実施の形態では、本発明の放射線画像撮影装置の例として、Ｘ線を用いて被検者を撮影する医療用の撮影装置（Ｘ線画像撮影装置）について説明するが、本発明を他の被写体を撮影するＸ線画像撮影装置又は他の放射線を用いた撮影装置に適用することも可能である。 The present invention will be described in detail based on the embodiment shown in FIGS. In the following embodiments, a medical imaging apparatus (X-ray imaging apparatus) for imaging a subject using X-rays will be described as an example of the radiographic imaging apparatus of the present invention. Can be applied to an X-ray imaging apparatus for imaging other subjects or an imaging apparatus using other radiation.

図１、２、３、４、５は本発明の第１の実施の形態を説明する図で、図１はＸ線画像検出部の部分構成図、図２は検出部の概略配置図、図３は図１、２の検出部を用いたＸ線画像撮影装置の斜視図、図４は図３のＸ線画像撮影装置が接続されるシステムの概略構成図、図５は撮影手順を説明するフローチャートである。
まず初めに図１を用いて、本発明の検出器の一部分の構成を説明する。本発明のＸ線画像検出部１０１は、画像検出の原理は図９に示す従来例と同様であるが、検出部の特性の異なる第１の検出部１０２と第２の検出部１０３が一体的に構成されていることが特徴である。 1, 2, 3, 4, and 5 are diagrams for explaining a first embodiment of the present invention. FIG. 1 is a partial configuration diagram of an X-ray image detection unit. FIG. 2 is a schematic layout diagram of the detection unit. 3 is a perspective view of an X-ray imaging apparatus using the detection unit of FIGS. 1 and 2, FIG. 4 is a schematic configuration diagram of a system to which the X-ray imaging apparatus of FIG. 3 is connected, and FIG. It is a flowchart.
First, the configuration of a part of the detector of the present invention will be described with reference to FIG. The X-ray image detection unit 101 of the present invention has the same principle of image detection as the conventional example shown in FIG. 9, but the first detection unit 102 and the second detection unit 103 having different detection unit characteristics are integrated. It is the feature that it is comprised.

まず初めに第１の検出部１０２の構成について述べる。１１１はマトリックス状に配列された光電変換素子、１１２は光電変換素子１１１に蓄積された電荷を読み出すためのスイッチングＴＦＴ、１１３はスイッチングＴＦＴを駆動するためのゲートライン、１１４はゲートラインに接続されたゲート駆動装置である。１０５は光電変換素子１１１に蓄積された電荷を転送するためのデータライン、１１６はデータラインに接続された読み出し装置、１１７は読み出されたアナログ信号をデジタル変換するためのＡＤ変換器である。１１８は光電変換素子１１１に所望の電圧を印加することで、蓄積や初期化を制御するバイアスラインである。 First, the configuration of the first detection unit 102 will be described. 111 is a photoelectric conversion element arranged in a matrix, 112 is a switching TFT for reading out charges accumulated in the photoelectric conversion element 111, 113 is a gate line for driving the switching TFT, and 114 is connected to the gate line. It is a gate drive device. Reference numeral 105 denotes a data line for transferring charges accumulated in the photoelectric conversion element 111, 116 denotes a reading device connected to the data line, and 117 denotes an AD converter for digitally converting the read analog signal. Reference numeral 118 denotes a bias line that controls accumulation and initialization by applying a desired voltage to the photoelectric conversion element 111.

従来例と同様に、バイアスライン１１８を用いて光電変換素子１１１の電荷を初期化し、蓄積モードに切り替えた後、被験者を透過した放射線が、不図示の蛍光体により光に変換され光電変換素子１１１に到達して電荷に変換される。変換された電荷は、ゲートライン１１３を介してゲート駆動装置１１４より所望のタイミングで送られた転送パルスで制御されたスイッチングＴＦＴ１１２により、所望のタイミングでデータライン１１５に流れる。データライン１１５には複数の光電変換素子１１１の電荷が順次連続してながれ、アナログ信号として読み出し装置１１６にいたる。読み出された各ラインのアナログ信号はＡＤ変換器１１７でデジタルデータに変換され、全ラインが読み出された後、２次元のマトリクス状のデジタル画像データとなる。放射線強度を光に変換する蛍光体と光電変換素子の組み合わせの例を述べたが、放射線強度を直接変換する所謂直接型の検出器を用いる場合もある。 As in the conventional example, the charge of the photoelectric conversion element 111 is initialized using the bias line 118, and after switching to the accumulation mode, the radiation that has passed through the subject is converted into light by a phosphor (not shown) and is converted into the photoelectric conversion element 111. To be converted into electric charge. The converted charge flows to the data line 115 at a desired timing by the switching TFT 112 controlled by a transfer pulse sent from the gate driver 114 via the gate line 113 at a desired timing. The charges of the plurality of photoelectric conversion elements 111 are successively transferred to the data line 115 and reach the reading device 116 as an analog signal. The read analog signal of each line is converted into digital data by the AD converter 117, and after all the lines are read, it becomes two-dimensional matrix digital image data. Although an example of a combination of a phosphor that converts radiation intensity into light and a photoelectric conversion element has been described, a so-called direct type detector that directly converts radiation intensity may be used.

次に同じく図１を用いて、第２の検出部１０３の構成について述べる。１２１は光電変換素子、１２２はスイッチングＴＦＴ、１２３はゲートライン、１２４はゲート駆動装置、１２５はデータライン、１２６は読み出し装置、１２７はＡＤ変換器、１２８はバイアスラインである。第２の検出部１０３も第１の検出部１０２と同様の原理であり、構成要素は同一で、第１の検出部と同一の名称の部材は同一の機能を有するので機能の説明は省略する。 Next, the configuration of the second detection unit 103 will be described using FIG. 121 is a photoelectric conversion element, 122 is a switching TFT, 123 is a gate line, 124 is a gate driving device, 125 is a data line, 126 is a reading device, 127 is an AD converter, and 128 is a bias line. The second detection unit 103 has the same principle as that of the first detection unit 102, and the constituent elements are the same, and members having the same names as those of the first detection unit have the same functions, so the description of the functions is omitted. .

ここで第２の検出部１０３において、光電変換素子１２１の受光部の中心と隣接する光電変換素子の受光部の中心すなわち画素ピッチを１とすると、第１の画像検出部１０２における光電変換素子１１１の画素ピッチは２である。例えば第２の検出部１０３の画素ピッチを２００μmとすると、第１の検出部１０２の画素ピッチは４００μmである。したがって光電変換素子１０１の１個分の領域と、光電変換素子１２１を縦横それぞれ２個並べた合計４個の領域が一致する。一般に画素ピッチを細かくすると光電変換素子の受光部の面積が低下し、また、全体に対して受光部の占める割合、所謂開口率が低下し、結果としてセンサのＳＮが低下してしまう。したがってそれを補うために、センサ部や電子部品などに低ノイズの高価な材料や素子が必要になる。したがってここでは第２の検出部１０３では低ノイズ化のために高価な材料、素子を用いた構成となっている。一方第１の検出部１０２は第２の検出部に比較して低ノイズ化に対する要求は緩く、比較的安価な材料、素子を用いることができる。 Here, in the second detection unit 103, when the center of the light receiving unit of the photoelectric conversion element adjacent to the center of the light receiving unit of the photoelectric conversion element 121, that is, the pixel pitch is 1, the photoelectric conversion element 111 in the first image detection unit 102. Has a pixel pitch of 2. For example, if the pixel pitch of the second detection unit 103 is 200 μm, the pixel pitch of the first detection unit 102 is 400 μm. Therefore, the area for one photoelectric conversion element 101 coincides with a total of four areas in which two photoelectric conversion elements 121 are arranged vertically and horizontally. In general, when the pixel pitch is made fine, the area of the light receiving portion of the photoelectric conversion element is reduced, and the ratio of the light receiving portion to the whole, that is, the so-called aperture ratio is reduced, resulting in a decrease in the SN of the sensor. Therefore, in order to compensate for this, an expensive material or element with low noise is required for the sensor unit or the electronic component. Therefore, here, the second detection unit 103 has a configuration using expensive materials and elements to reduce noise. On the other hand, the first detection unit 102 is less demanded to reduce noise than the second detection unit, and can use relatively inexpensive materials and elements.

１３１はゲート駆動装置制御部で、第１の検出部１０２のゲート駆動部１１４と第２の検出部１０３のゲート駆動部１２４に制御信号を送る。この制御信号により、第１の検出部１０２と第２の検出部１０３はそれぞれ独立して制御され、両方同時に画像を取得することもできるし、単独で取得することもできる。ゲート駆動制御部１３１は不図示の制御部に接続され、操作者からの指示により検出部１０１を所望の撮影モードで制御することができる。 Reference numeral 131 denotes a gate drive device control unit that sends control signals to the gate drive unit 114 of the first detection unit 102 and the gate drive unit 124 of the second detection unit 103. By this control signal, the first detection unit 102 and the second detection unit 103 are independently controlled, and both can acquire images simultaneously or independently. The gate drive control unit 131 is connected to a control unit (not shown), and can control the detection unit 101 in a desired shooting mode according to an instruction from the operator.

１３２は第１の検出部１０２のＡＤ変換器１１７と第２の検出部１０３のＡＤ変換器１２７に接続された画像合成部で、第１の検出部１０２と第２の検出部１０３で、それぞれ独立して取得された画像データをひとつの画像に合成することができる。画像合成部１３２は第１の検出部１０２、第２の検出部１０３で同時に画像を取得した場合は両者の画像を１枚の画像に合成し、それぞれ単独で取得した場合は、取得した画像データをそのまま通過させ、不図示の制御部に転送する。第１の検出部１０２と第２の検出部１０３の画像を合成する際には、前述のように両者の画素ピッチが異なるため、それを統一するために、第２の検出部の画素を縦横それぞれ２個並べ、合計４個の画素を加算して１つの画素データとする。また第１の検出部１０２と第２の検出部１０３において、それぞれの光電変換素子の感度の差はあらかじめ検出されており、それを補正するための補正データが画像合成部１４２に保管されている。その補正データを用いて両者の感度の差を補正し、前記画素ピッチの差も統一することで、異なる特性を有する第１の検出部１０２と第２の検出部１０３の画像を違和感無く統合することができる。
第１の検出部１０２と第２の検出部１０３は略同一平面上に有り、同一の基板に構成されている。あるいは複数の基板を組み合わせた構成でも良い。また複数の基板を部分的に積層した構成としても良い。 Reference numeral 132 denotes an image composition unit connected to the AD converter 117 of the first detection unit 102 and the AD converter 127 of the second detection unit 103, and the first detection unit 102 and the second detection unit 103 are respectively. Image data acquired independently can be combined into one image. When the first detection unit 102 and the second detection unit 103 simultaneously acquire images, the image combining unit 132 combines both images into a single image, and when acquired separately, the acquired image data Is passed through and transferred to a control unit (not shown). When the images of the first detection unit 102 and the second detection unit 103 are combined, since the pixel pitches of both are different as described above, the pixels of the second detection unit are arranged vertically and horizontally in order to unify them. Two each are arranged, and a total of four pixels are added to form one pixel data. Further, in the first detection unit 102 and the second detection unit 103, the difference in sensitivity between the photoelectric conversion elements is detected in advance, and correction data for correcting the difference is stored in the image composition unit 142. . By correcting the difference in sensitivity between the two using the correction data and unifying the difference in pixel pitch, the images of the first detection unit 102 and the second detection unit 103 having different characteristics can be integrated without a sense of incongruity. be able to.
The first detection unit 102 and the second detection unit 103 are on substantially the same plane and are configured on the same substrate. Or the structure which combined the some board | substrate may be sufficient. Further, a structure in which a plurality of substrates are partially stacked may be employed.

図１は構成を表すための概略図で、検出部の一部を表した図である。次に図２を用いて検出部１０１の全体の概略配置を説明する。図１と同一の記号は同一の部材を表す。本実施例では、第２の検出部１０３の光電変換素子１２１が配置されている範囲、すなわちセンササイズは２８ｃｍ×２８ｃｍである。前述のように画素ピッチは２００μmであるので、光電変換素子１２１は縦１４００個、横１４００個のマトリクスで配置されている。第２の検出部１０３の中心位置は検出部１０１の中心と一致している。 FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration, and shows a part of the detection unit. Next, the overall schematic arrangement of the detection unit 101 will be described with reference to FIG. The same symbols as those in FIG. 1 represent the same members. In this embodiment, the range in which the photoelectric conversion element 121 of the second detection unit 103 is arranged, that is, the sensor size is 28 cm × 28 cm. Since the pixel pitch is 200 μm as described above, the photoelectric conversion elements 121 are arranged in a matrix of 1400 vertical and 1400 horizontal. The center position of the second detection unit 103 coincides with the center of the detection unit 101.

一方第１の検出部１０２は第２の検出部１０３の外周を取り巻くように配置されており、最外周のサイズは４３ｃｍ×４３ｃｍである。第１の検出部１０２の画素ピッチは４００μmであるので、最外周には縦１０７６個、横１０７６個の光電変換素子１１１が配置されている。第１の検出部１０２の中心位置も検出部１０１の中心と一致している。 On the other hand, the 1st detection part 102 is arrange | positioned so that the outer periphery of the 2nd detection part 103 may be surrounded, and the size of the outermost periphery is 43 cm x 43 cm. Since the pixel pitch of the first detection unit 102 is 400 μm, 1076 vertical and 1076 horizontal photoelectric conversion elements 111 are arranged on the outermost periphery. The center position of the first detection unit 102 also coincides with the center of the detection unit 101.

また第１の検出部１０２と第２の検出部１０３はともに、１秒間に３０フレームの画像を取得することができる。 Further, both the first detection unit 102 and the second detection unit 103 can acquire an image of 30 frames per second.

次に図３を用いて、図１、２で説明した検出部を用いたＸ線画像撮影装置３０１の構成について説明する。Ｘ線画像撮影装置３０１は、前述の検出部１０１を内蔵するＸ線画像検出装置３０２、Ｘ線画像検出装置３０２を支持する支持機構３０３、被験者を載置する寝台３０４よりなる。支持機構３０３は天井懸垂型ユニバーサルアームと称される形態を有する。 Next, the configuration of the X-ray imaging apparatus 301 using the detection unit described in FIGS. 1 and 2 will be described with reference to FIG. The X-ray image capturing apparatus 301 includes an X-ray image detection apparatus 302 incorporating the above-described detection unit 101, a support mechanism 303 that supports the X-ray image detection apparatus 302, and a bed 304 on which a subject is placed. The support mechanism 303 has a form called a ceiling suspended universal arm.

Ｘ線画像検出装置３０２は、その上面に配置されＸ線透過率の高い材料から構成されるカバー部材３０７と、カバー部材３０７と協働して図３では不図示の検出部１０１等を光密に内包するための筐体３０５とを有する。カバー部材３０７の大きさは第１の検出部１０２の最外周の大きさすなわち縦４３ｃｍ、横４３ｃｍを充分に超える大きさで、検出部１０２の最外周の大きさと略一致する不図示の枠線が表面に記されており第１の検出部のセンササイズ（４３ｃｍ×４３ｃｍ）を把握することができる。３０６はカバー部材３０７に記された第２の検出部１０３のセンササイズ（２８ｃｍ×２８ｃｍ）をあらわす指標である。 The X-ray image detection apparatus 302 includes a cover member 307 made of a material having a high X-ray transmittance disposed on the upper surface thereof, and the detection unit 101 not shown in FIG. And a housing 305 for inclusion. The size of the cover member 307 is sufficiently larger than the size of the outermost periphery of the first detection unit 102, that is, 43 cm in length and 43 cm in width, and is a frame line (not shown) that substantially matches the size of the outermost periphery of the detection unit 102. Is recorded on the surface, and the sensor size (43 cm × 43 cm) of the first detection unit can be grasped. Reference numeral 306 denotes an index representing the sensor size (28 cm × 28 cm) of the second detection unit 103 described on the cover member 307.

筐体３０５は支持部材３０８、３０９を介して、アーム３１０の一端に固定されている。アーム３１０の他端にはＸ線管球３１２が支持部材３１１を介して固定されている。Ｘ線管球３１２から放射されたＸ線の中心軸は筐体３０５に内蔵された不図示の検出部１０１に垂直であり、かつ検出部１０１の中心を通るように配置されている。また筐体３０５とＸ線管球３１２の距離はある範囲で変更可能なように、支持部材３０９、３１１はアーム３１０に対して移動自在に支持されている。アーム３１０は回転軸３１３を介して回転自在に、支持部材３１４に固定されている。したがって筐体３０５とＸ線管球３１２の相対位置を保ちながら、アーム３１０を、床面に対して平行な軸を回転中心として、所望の角度に傾けることができる。支持部材３１４は第２のアーム３１５に結合されている。第２のアーム３１５は上下方向に伸縮自在な機構を有し、回転軸３１３の位置をある範囲で上下に移動させることができる。第２のアーム３１５は支持部材３１６を介して、撮影室の天井に固定されている回転機構３１７に固定されている。回転機構３１７は天井に垂直な軸を回転中心として支持部材３１６を回転自在に支持している。また回転機構３１７は天井に設置された不図示の移動機構により床面に対して平行な方向に２次元的に移動することができる。このような構成により、Ｘ線画像検出装置３０２は、撮影する被写体の位置にあわせて最適な位置に移動することができる。 The housing 305 is fixed to one end of the arm 310 via support members 308 and 309. An X-ray tube 312 is fixed to the other end of the arm 310 via a support member 311. The central axis of the X-ray emitted from the X-ray tube 312 is perpendicular to the detection unit 101 (not shown) built in the housing 305 and is disposed so as to pass through the center of the detection unit 101. The support members 309 and 311 are supported movably with respect to the arm 310 so that the distance between the housing 305 and the X-ray tube 312 can be changed within a certain range. The arm 310 is fixed to the support member 314 through a rotation shaft 313 so as to be rotatable. Therefore, the arm 310 can be tilted to a desired angle with the axis parallel to the floor surface as the center of rotation while maintaining the relative position of the housing 305 and the X-ray tube 312. Support member 314 is coupled to second arm 315. The second arm 315 has a mechanism that can be expanded and contracted in the vertical direction, and can move the position of the rotary shaft 313 up and down within a certain range. The second arm 315 is fixed to a rotation mechanism 317 that is fixed to the ceiling of the photographing room via a support member 316. The rotation mechanism 317 supports the support member 316 rotatably about an axis perpendicular to the ceiling. The rotating mechanism 317 can be moved two-dimensionally in a direction parallel to the floor surface by a moving mechanism (not shown) installed on the ceiling. With such a configuration, the X-ray image detection apparatus 302 can move to an optimal position in accordance with the position of the subject to be imaged.

またＸ線画像検出装置３０２に、必要に応じて、不図示の散乱線除去用のグリッドを挿入することができる。グリッドは不図示の機構で挿入、退避が可能で被写体に応じて挿入・退避を選択することができる。また被写体にあわせて、複数の異なる仕様のグリッドを選択的に使用することもできる。 In addition, a scattered radiation removal grid (not shown) can be inserted into the X-ray image detection apparatus 302 as necessary. The grid can be inserted and retracted by a mechanism (not shown), and insertion / retraction can be selected according to the subject. In addition, a plurality of grids having different specifications can be selectively used according to the subject.

寝台３０４は被写体を載置する天板３１８と天板を上下方向に昇降させる昇降台３１９よりなる。天板３１８と昇降台３１９の間には、天板３１８を床面と平行な方向にある範囲で２次元的に移動自在に支持する不図示の天板移動機構がある。 The bed 304 includes a top plate 318 on which a subject is placed and a lifting table 319 for moving the top plate up and down. Between the top plate 318 and the lifting platform 319, there is a top plate moving mechanism (not shown) that supports the top plate 318 in a two-dimensionally movable manner within a range parallel to the floor surface.

図４は図３に記載したＸ線画像検出装置３０２、Ｘ線管球３１２を含む撮影システムの概略構成図である。４０１はＸ線画像撮影装置３０１に接続される制御部で、制御手段４０２、画像処理手段４０４、通信手段４０５等を有する。制御手段４０２には各種設定のパラメータ記憶手段４０３を有する。４０６は操作部で、制御部への各種入力を行うと同時に、操作上の情報の表示を行う。制御手段４０２はＸ線画像検出装置３０２との間で各種の制御信号の授受を行う。４０７はＸ線管球３１２が接続されているＸ線発生装置である。Ｘ線発生装置４０７は制御部４０２と接続されており、双方の状態を通信しあい、撮影時には同期信号の授受を行い、所望のタイミングでＸ線管球３１２からＸ線画像検出装置３０２にＸ線４０９を照射する。Ｘ線画像検出装置３０２で取得された画像データは画像処理部４０４に転送され所望の処理が行われ、表示装置４１３に表示されると同時に、記憶装置４０８に保管される。画像データは通信手段４０５を介して病院内のネットワーク４１０に送ることもできる。ネットワーク４１０には画像データベース４１１、読影用ワークステーション４１２が接続されている。 FIG. 4 is a schematic configuration diagram of an imaging system including the X-ray image detection apparatus 302 and the X-ray tube 312 described in FIG. A control unit 401 is connected to the X-ray imaging apparatus 301 and includes a control unit 402, an image processing unit 404, a communication unit 405, and the like. The control means 402 has various setting parameter storage means 403. Reference numeral 406 denotes an operation unit that performs various inputs to the control unit and simultaneously displays operational information. The control unit 402 exchanges various control signals with the X-ray image detection apparatus 302. Reference numeral 407 denotes an X-ray generator to which an X-ray tube 312 is connected. The X-ray generator 407 is connected to the control unit 402, communicates both states, exchanges synchronization signals during imaging, and transmits X-rays from the X-ray tube 312 to the X-ray image detector 302 at a desired timing. 409 is irradiated. The image data acquired by the X-ray image detection apparatus 302 is transferred to the image processing unit 404, subjected to desired processing, displayed on the display device 413, and simultaneously stored in the storage device 408. The image data can also be sent to the hospital network 410 via the communication means 405. An image database 411 and an interpretation workstation 412 are connected to the network 410.

図５のフローチャートを用いてＸ線画像撮影装置２０１の撮影手順についてさらに詳細に述べる。操作者は、撮影に先立ち被写体や目的に合わせて撮影モードを選択し、操作部４０６から入力し、Ｘ線画像撮影装置２０１に指令する。（Ｓ５０１）ここでは大きくは２種類の撮影モードがある。ひとつは、第１の検出部１０２、第２の検出部１０３の両方の領域に同時にＸ線を照射して撮影を行う４３ｃｍ×４３ｃｍの大視野モード、もうひとつは第２の検出部１０３にのみＸ線を照射して撮影を行う２８ｃｍ×２８ｃｍの小視野モードである。大視野モードは広い領域を観察する所謂透視撮影、小視野モードは狭い領域を細密に観察する循環器等の撮影に相当する。 The imaging procedure of the X-ray imaging apparatus 201 will be described in further detail using the flowchart of FIG. The operator selects an imaging mode according to the subject and purpose prior to imaging, inputs from the operation unit 406, and instructs the X-ray imaging apparatus 201. (S501) Here, there are roughly two types of shooting modes. One is a 43 cm × 43 cm large-field mode in which both the first detection unit 102 and the second detection unit 103 are simultaneously irradiated with X-rays to perform imaging, and the other is only for the second detection unit 103. This is a 28 cm × 28 cm small-field mode in which imaging is performed by irradiating X-rays. The large visual field mode corresponds to so-called fluoroscopic imaging for observing a wide area, and the small visual field mode corresponds to imaging for a circulator or the like for closely observing a narrow area.

まず初めに大視野モードが選択された場合について述べる。図３の寝台３０４と支持機構３０３を適切な位置に移動することで、被写体とＸ線画像検出装置３０２の位置合わせを行う。（Ｓ５０２）Ｘ線管球３１２に取り付けられた不図示の絞り機構のサイズを、Ｘ線検出装置３０２の位置で４３ｃｍ×４３ｃｍの大視野となるよう調節した後にＸ線を被写体に照射する。（Ｓ５０３）Ｘ線照射後、第１の検出部１０２の光電変換素子１１１の信号読み出し、ＡＤ変換を行う（Ｓ５０４、Ｓ５０５）これと同時にＳ５０４の信号読み出しと同期を取って、第２の検出部１０３の光電変換素子１２１の信号読み出し、ＡＤ変換を行う。（Ｓ５０６、Ｓ５０７）ＡＤ変換後画素ピッチを第１の検出部の画像とあわせるために縦２個、横２個の合計４画素の加算を行う。（Ｓ５０８）取得された第１、第２の検出部の画像の感度補正を行った後、適切な位置に個々の画素データを再配置して両者の画像を合成する。（Ｓ５０９、Ｓ５１０）合成された画像を表示装置４１３に表示する。（Ｓ５１１）Ｘ線の照射はある時間内連続して行われ、Ｓ５０４からＳ５１１の各ステップは、秒間３０枚のフレームレートで繰り返され、リアルタイムに画像が表示される。得られた画像は順次記憶装置４０８に一時保管され、必要であればネットワークを通じて外部のデータベースに保管することもできる。（Ｓ５１２）
以上の手順により、４３ｃｍ×４３ｃｍの大視野を４００μｍの画素ピッチでフレームレート３０ｆｐｓの動画観察をすることができる。 First, the case where the large visual field mode is selected will be described. The subject 304 and the X-ray image detection apparatus 302 are aligned by moving the bed 304 and the support mechanism 303 in FIG. 3 to appropriate positions. (S502) The size of a diaphragm mechanism (not shown) attached to the X-ray tube 312 is adjusted so as to have a large field of view of 43 cm × 43 cm at the position of the X-ray detection device 302, and then the subject is irradiated with X-rays. (S503) After X-ray irradiation, signal reading and AD conversion of the photoelectric conversion element 111 of the first detection unit 102 are performed (S504, S505) At the same time, the second detection unit is synchronized with the signal reading of S504. 103 reads out signals from the photoelectric conversion element 121 and performs AD conversion. (S506, S507) In order to match the pixel pitch after AD conversion with the image of the first detection unit, a total of four pixels of two vertical and two horizontal are added. (S508) After correcting the sensitivity of the acquired images of the first and second detection units, the individual pixel data are rearranged at appropriate positions and the images of both are combined. (S509, S510) The synthesized image is displayed on the display device 413. (S511) X-ray irradiation is performed continuously within a certain period of time, and steps S504 to S511 are repeated at a frame rate of 30 frames per second, and an image is displayed in real time. The obtained images are temporarily stored in the storage device 408 sequentially, and can be stored in an external database through a network if necessary. (S512)
Through the above procedure, a large field of view of 43 cm × 43 cm can be observed with a pixel pitch of 400 μm and a frame rate of 30 fps.

次に小視野モードが選択された場合について述べる。前述と同様に被写体とＸ線画像検出装置３０２の位置合わせを行った後、Ｘ線管球３１２に取り付けられた不図示の絞り機構のサイズを、Ｘ線検出装置３０２の位置で２８ｃｍ×２８ｃｍの小視野となるよう調節したうえで、Ｘ線を被写体に照射する。（Ｓ５２１、Ｓ５２２）Ｓ５０６、Ｓ５０７と同様に第２の検出部の信号読み出し、ＡＤ変換を行う。（Ｓ５２３、Ｓ５２４）このとき第１の検出部は動作を停止している。得られた画像データを表示する。（Ｓ５２５）Ｓ５１２と同様に得られた画像データの補完、転送を行う。 Next, the case where the small visual field mode is selected will be described. After aligning the subject and the X-ray image detection device 302 as described above, the size of the diaphragm mechanism (not shown) attached to the X-ray tube 312 is set to 28 cm × 28 cm at the position of the X-ray detection device 302. Adjust to a small field of view and then irradiate the subject with X-rays. (S521, S522) Similar to S506 and S507, the signal of the second detector is read and AD conversion is performed. (S523, S524) At this time, the first detector stops operating. The obtained image data is displayed. (S525) The image data obtained in the same manner as in S512 is complemented and transferred.

以上の手順により、２８ｃｍ×２８ｃｍの小視野を精細な２００μｍの画素ピッチでフレームレート３０ｆｐｓの動画観察をすることができる。 Through the above procedure, a small visual field of 28 cm × 28 cm can be observed with a fine pixel pitch of 200 μm and a frame rate of 30 fps.

これまで述べてきたように、第１の実施例の構成によれば、これまで２つの異なる装置で行っていた透視撮影と循環器撮影をひとつの装置で行うことができる。しかもそれぞれの撮影は最適な仕様で行うことができる。高価な検出部を共用することで安価で利用効率の高い装置を提供することができる。 As described above, according to the configuration of the first embodiment, fluoroscopic imaging and circulatory imaging that have been performed by two different apparatuses can be performed by one apparatus. Moreover, each shooting can be performed with optimum specifications. By sharing an expensive detector, an inexpensive and highly efficient device can be provided.

図６、７は本発明の第２の実施例を説明する斜視図である。６０１は静止画のＸ線画像撮影装置で、Ｘ線画像検出装置６０２と、Ｘ線画像検出装置６０２を支持する架台６０３で構成されている。後述するセンサのモード切替と、架台６０３の移動機構により、***撮影と、一般撮影を同一の装置で行うことができる。 6 and 7 are perspective views for explaining a second embodiment of the present invention. Reference numeral 601 denotes a still image X-ray imaging apparatus, which includes an X-ray image detection device 602 and a gantry 603 that supports the X-ray image detection device 602. Mammography and general imaging can be performed with the same apparatus by the sensor mode switching described later and the moving mechanism of the gantry 603.

図６は***撮影をする場合の形態を表す。Ｘ線画像検出装置６０２は、その上面に配置されＸ線透過率の高い材料から構成されるカバー部材６０６と、カバー部材６０６と協働して不図示の検出部を光密に内包するための筐体６０４とを有する。カバー部材６０６の大きさは不図示の検出部の大きさすなわち縦４３ｃｍ、横４３ｃｍを充分に超える大きさで、検出部の最外周の大きさと略一致する不図示の枠線が表面に記されており検出部のセンササイズ（４３ｃｍ×４３ｃｍ）を把握することができる。６０５はカバー部材６０６の前記不図示の枠線の一隅を一致して記された不図示の検出部のなかの異なる特性をもつ領域のサイズ（３０ｃｍ×３０ｃｍ）をあらわす指標である。指標６０５の直下の不図示の検出部は、微細な病変を観察する***撮影に最適な高精細の画素ピッチ５０μｍで静止画の撮影ができる検出部であり、この部分のみを用いて図６に示す形態で***撮影をおこなう。筐体６０４は不図示の支持機構によりアーム６０７の一端に、不図示の検出面が床面に対して水平になるように固定されている。アーム６０７の他端には回転部６０９、支持部材６１０を介して圧板６１２が固定されている。回転部６０９はアーム６０９に対して図中垂直方向の回転軸を中心に回転可能に支持されており、図７に示す位置に圧板６１２を退避させることができる。また回転部６０９はアーム６０７に対して垂直方向に移動自在な機構も有している。したがってカバー６０６と圧板６１２の距離を変更することができ、最適な位置で撮影時の***の圧迫をすることができる。アーム６０７は回転軸６０８を介して、支柱６１３に回転自在に結合されている。よって、Ｘ画像検出装置６０４と圧板６１２を保持したまま回転し所望の角度をつけた撮影をすることもできる。６１４は支柱６１３を支持する基台である。 FIG. 6 shows a form when mammography is performed. The X-ray image detection device 602 is disposed on the upper surface of the cover member 606 made of a material having a high X-ray transmittance, and includes a detection unit (not shown) in a light-tight manner in cooperation with the cover member 606. A housing 604. The size of the cover member 606 is sufficiently larger than the size of the detection unit (not shown), that is, 43 cm in length and 43 cm in width, and a frame line (not shown) that substantially matches the size of the outermost periphery of the detection unit is marked on the surface. It is possible to grasp the sensor size (43 cm × 43 cm) of the detector. Reference numeral 605 denotes an index representing the size (30 cm × 30 cm) of a region having different characteristics in a detection unit (not shown) which is shown by matching one corner of the frame line (not shown) of the cover member 606. A detection unit (not shown) immediately below the index 605 is a detection unit that can capture a still image with a high-definition pixel pitch of 50 μm, which is optimal for mammography for observing a minute lesion, and only this portion is used in FIG. Mammography is performed in the form shown. The housing 604 is fixed to one end of the arm 607 by a support mechanism (not shown) so that a detection surface (not shown) is horizontal with respect to the floor surface. A pressure plate 612 is fixed to the other end of the arm 607 via a rotating portion 609 and a support member 610. The rotating portion 609 is supported by the arm 609 so as to be rotatable around a rotation axis in the vertical direction in the drawing, and the pressure plate 612 can be retracted to the position shown in FIG. The rotating unit 609 also has a mechanism that is movable in the vertical direction with respect to the arm 607. Accordingly, the distance between the cover 606 and the pressure plate 612 can be changed, and the breast can be compressed at the time of imaging at an optimal position. The arm 607 is rotatably coupled to the support column 613 via the rotation shaft 608. Therefore, it is possible to take an image at a desired angle by rotating while holding the X image detection device 604 and the pressure plate 612. Reference numeral 614 denotes a base that supports the column 613.

不図示のＸ線発生を、Ｘ画像検出装置６０４の不図示の検出部に垂直かつ指標６０５の中心位置を通る軸上で、所望の距離をおいて配置したのちＸ線を照射して撮影を行う。撮影後指標６０５の直下の領域の検出部からのみ信号を読み出し、表示、転送を行う。 X-ray generation (not shown) is taken at a desired distance on an axis perpendicular to a detection unit (not shown) of the X image detection device 604 and passing through the center position of the index 605, and then irradiated with X-rays to take an image. Do. A signal is read out only from the detection unit in the area immediately below the post-shooting index 605, and is displayed and transferred.

図７はＸ線画像撮影装置６０１を一般撮影の特に立位撮影に最適な形態に変形させた状態を表す。図６と同一の記号は同一の部材を表す。Ｘ線画像検出装置６０２はアーム６０７に結合するための不図示の支持機構に内蔵された移動機構により不図示の検出面が床面に対して垂直な位置に図６の状態から移動している。圧板６１２は前述のように一般撮影時は不要なため、撮影に支障の無い位置に退避している。アーム６０７は支柱６１３に対して垂直方向に移動自在な機構を有しており、Ｘ線画像検出装置６０２を所望の高さに移動させることができる。 FIG. 7 shows a state in which the X-ray imaging apparatus 601 is deformed into a form optimal for general imaging, particularly standing imaging. The same symbols as those in FIG. 6 represent the same members. The X-ray image detection apparatus 602 is moved from the state shown in FIG. 6 to a position perpendicular to the floor surface by a moving mechanism built in a support mechanism (not shown) for coupling to the arm 607. . As described above, the pressure plate 612 is unnecessary during general photographing, and is retracted to a position where there is no problem in photographing. The arm 607 has a mechanism that is movable in the vertical direction with respect to the column 613, and can move the X-ray image detection apparatus 602 to a desired height.

不図示のＸ線発生を、Ｘ画像検出装置６０４の不図示の検出部に垂直すなわち床面に対して水平かつカバー６０６の中心位置を通る軸上で、所望の距離をおいて配置したのちＸ線を照射して撮影を行う。 X-ray generation (not shown) is arranged at a desired distance on an axis perpendicular to a detection unit (not shown) of the X image detection device 604, that is, on an axis that is horizontal to the floor and passes through the center position of the cover 606. Shoot by irradiating a line.

不図示の検出部の前記指標６０５の直下の領域以外の領域は、画素ピッチ１５０μｍで構成されている。撮影は最大４３ｃｍ×４３ｃｍの領域で行われ、前記指標６０５の直下の領域の画像データは縦３個、横３個の合計９画素のデータが加算され、それ以外の領域の画素データと同一の画素ピッチとすることができる。２つの領域の画素データの補正、合成は第１の実施例と同じ手順である。このような構成で、胸部撮影などの一般撮影を、最大４３ｃｍ×４３ｃｍの領域、画素ピッチ１５０μｍという最適な仕様で撮影することができる。 A region other than the region immediately below the index 605 of the detection unit (not shown) is configured with a pixel pitch of 150 μm. Shooting is performed in an area of a maximum of 43 cm × 43 cm, and the image data in the area immediately below the index 605 is added with data of a total of 9 pixels, 3 in the vertical direction and 3 in the horizontal direction, and is the same as the pixel data in the other areas. It can be a pixel pitch. The correction and synthesis of the pixel data of the two areas are the same procedure as in the first embodiment. With such a configuration, general imaging such as chest imaging can be performed with an optimum specification of an area of maximum 43 cm × 43 cm and a pixel pitch of 150 μm.

これまで述べてきたように、第２の実施例の構成によれば、これまで２つの異なる装置でしか行えなかった***撮影と一般撮影をひとつの装置で行うことができる。しかもそれぞれの撮影は最適な仕様で行うことができる。高価な検出部を共用することで安価で利用効率の高い装置を提供することができる。 As described above, according to the configuration of the second embodiment, it is possible to perform mammography and general imaging, which could only be performed by two different apparatuses so far, by one apparatus. Moreover, each shooting can be performed with optimum specifications. By sharing an expensive detector, an inexpensive and highly efficient device can be provided.

なお、上述の第１、第２の実施の形態のＸ線画像撮影装置は、特許請求の範囲を逸脱することなく、多様に変形することが可能であることは云うまでもない。 Needless to say, the X-ray imaging apparatuses of the first and second embodiments described above can be variously modified without departing from the scope of the claims.

例えば、天井懸垂型ユニバーサルアーム、***撮影装置、立位撮影装置の例を述べたが、無論他の撮影装置の形態であっても良い。例えばＣアーム、起倒式寝台を有する撮影装置であるとか、移動式Ｃアーム撮影装置、可搬型電子カセッテなどでも良い。 For example, an example of a ceiling-suspended universal arm, a mammography apparatus, and a standing position imaging apparatus has been described. However, other imaging apparatuses may be used. For example, it may be a photographing device having a C-arm and a tiltable bed, a mobile C-arm photographing device, a portable electronic cassette, or the like.

ことなる画素ピッチを有する２つの領域を持つ検出部の例を示したが、同一の画素ピッチで異なるフレームレート、異なる感度を有する検出部の組み合わせでも良い。例えば画素ピッチ２００μｍは共通で、中央に２８ｃｍ×２８ｃｍの３０ｆｐｓの領域を設け、その周囲に７．５ｆｐｓの領域を最外周４３ｃｍ×４３ｃｍとなるように配置しても良い。 Although an example of a detection unit having two regions having different pixel pitches is shown, a combination of detection units having different frame rates and different sensitivities at the same pixel pitch may be used. For example, a pixel pitch of 200 μm may be common, and a 30 fps region of 28 cm × 28 cm may be provided in the center, and a 7.5 fps region may be arranged around the outer periphery of 43 cm × 43 cm.

動画用と静止画用の組み合わせでも良い。例えば画素ピッチ１５０μｍは共通で、中央に２８ｃｍ×２８ｃｍの３０ｆｐｓの領域を設け、その周囲に静止画撮影のみの領域を最外周４３ｃｍ×４３ｃｍとなるように配置しても良い。 A combination for video and still images may be used. For example, a pixel pitch of 150 μm may be common, and a 30 fps region of 28 cm × 28 cm may be provided in the center, and a region only for still image shooting may be arranged around the outermost periphery of 43 cm × 43 cm.

異なる特性をもつ領域の組み合わせ形状は、実施例と同一でなくても良い。
センサの原理は本実施例と異なるのもでも良い。 The combination shape of regions having different characteristics may not be the same as that in the embodiment.
The principle of the sensor may be different from that of the present embodiment.

第１の実施例のＸ線画像検出部の部分構成図である。It is a partial block diagram of the X-ray image detection part of a 1st Example. 第１の実施例の検出部の概略配置図である。It is a schematic layout of the detection part of a 1st Example. 第１の実施例のＸ線画像撮影装置の斜視図である。1 is a perspective view of an X-ray imaging apparatus according to a first embodiment. 第１の実施例のＸ線画像撮影装置が接続されるシステムの概略構成図である。1 is a schematic configuration diagram of a system to which an X-ray imaging apparatus of a first embodiment is connected. 第１の実施例の撮影手順を説明するフローチャートである。It is a flowchart explaining the imaging | photography procedure of a 1st Example. 第２の実施例のＸ線画像撮影装置の斜視図である。It is a perspective view of the X-ray imaging device of the 2nd example. 第２の実施例のＸ線画像撮影装置の斜視図である。It is a perspective view of the X-ray imaging device of the 2nd example. 従来のシステムの説明図である。It is explanatory drawing of the conventional system. 従来の検出部の概略配置図である。It is a schematic layout of a conventional detection unit.

符号の説明Explanation of symbols

１０１検出部
１０２第１の検出部
１０３第２の検出部
１１１、１２１光電変換素子
１１２、１２２スイッチングＴＦＴ
２０１Ｘ線画像撮影装置
２０２Ｘ線画像検出装置
２０３支持機構
２０４寝台 DESCRIPTION OF SYMBOLS 101 Detection part 102 1st detection part 103 2nd detection part 111,121 Photoelectric conversion element 112,122 Switching TFT
201 X-ray imaging apparatus 202 X-ray image detection apparatus 203 Support mechanism 204 Bed

Claims

被写体に放射線を照射し、透過した前記放射線の強度分布を２次元的に検出する検出手段を有する放射線画像撮影装置に於いて、第１の特性を有する第１の検出領域と、第２の特性を有する第２の検出領域を有することを特徴とする放射線画像撮影装置。 In a radiographic imaging apparatus having detection means for two-dimensionally detecting an intensity distribution of the transmitted radiation by irradiating a subject with radiation, a first detection region having a first characteristic, and a second characteristic A radiographic imaging device comprising: a second detection region having:

前記特性は、前記検出手段の、２次元に配置された検出素子の配置間隔である請求項１記載の放射線画像撮影装置。 The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the characteristic is an arrangement interval of two-dimensionally arranged detection elements of the detection unit.

前記特性は、前記検出手段の、２次元に配置された検出素子の感度である請求項１記載の放射線画像撮影装置。 The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the characteristic is a sensitivity of a detection element arranged in two dimensions of the detection unit.

前記特性は、前記検出手段の、２次元に配置された検出素子の単位時間あたりの画像取得枚数である請求項１記載の放射線画像撮影装置。 The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the characteristic is the number of images acquired per unit time of detection elements arranged in two dimensions of the detection unit.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードと、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードを有する請求項１記載の放射線画像撮影装置。 An imaging mode for combining image information acquired in the first detection area and image information acquired in the second detection area, image information acquired in the first detection area, and acquisition in the second detection area The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the radiographic image capturing apparatus has an imaging mode in which either one or both of the acquired image information is used alone.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードと、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは、前者は後者に比較して、前記２次元に配置された検出素子の配置間隔が大に相当する画像を取得する請求項５記載の放射線画像撮影装置。 An imaging mode for combining image information acquired in the first detection area and image information acquired in the second detection area, image information acquired in the first detection area, and acquisition in the second detection area 6. In an imaging mode in which either one or both of the image information used alone is used, the former acquires an image corresponding to a larger arrangement interval of the detection elements arranged in two dimensions than the latter. The radiographic imaging apparatus described.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードと、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは、前者は後者に比較して、前記２次元に配置された検出素子の感度が小である請求項５記載の放射線画像撮影装置。 An imaging mode for combining image information acquired in the first detection area and image information acquired in the second detection area, image information acquired in the first detection area, and acquisition in the second detection area 6. The radiographic image capturing apparatus according to claim 5, wherein, in an imaging mode in which either one or both of the image information used alone is used, the sensitivity of the detection elements arranged in two dimensions is lower in the former compared to the latter. .

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードと、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは、前者は後者に比較して、前記２次元に配置された検出素子の単位時間あたりの画像取得枚数が小である請求項５記載の放射線画像撮影装置。 An imaging mode for combining image information acquired in the first detection area and image information acquired in the second detection area, image information acquired in the first detection area, and acquisition in the second detection area 6. In a photographing mode in which either one or both of the image information used alone is used, the former has a smaller number of image acquisitions per unit time of the detection elements arranged in two dimensions than the latter. The radiographic imaging apparatus described.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードで透視撮影を行い、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは循環器撮影を行う請求項５記載の放射線画像撮影装置。 Perspective imaging is performed in an imaging mode in which image information acquired in the first detection area and image information acquired in the second detection area are combined, and the image information acquired in the first detection area and the second information The radiographic image capturing apparatus according to claim 5, wherein cardiovascular imaging is performed in an imaging mode in which either one or both of image information acquired in the detection region is used alone.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードで一般撮影を行い、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは***撮影を行う請求項５記載の放射線画像撮影装置。 General imaging is performed in a shooting mode in which the image information acquired in the first detection area and the image information acquired in the second detection area are combined, and the image information acquired in the first detection area and the second information The radiographic image capturing apparatus according to claim 5, wherein mammography is performed in an imaging mode in which one or both of image information acquired in the detection area is used alone.

前記第１の検出領域で取得した画像情報と前記第２の検出領域で取得した画像情報を合成する撮影モードで静止画撮影を行い、前記第１の検出領域で取得した画像情報および前記第２の検出領域で取得した画像情報のどちらか一方または両方を単独で使用する撮影モードでは動画撮影を行う請求項５記載の放射線画像撮影装置。 Still image shooting is performed in a shooting mode in which image information acquired in the first detection region and image information acquired in the second detection region are combined, and the image information acquired in the first detection region and the second The radiographic image capturing apparatus according to claim 5, wherein moving image capturing is performed in an image capturing mode in which one or both of the image information acquired in the detection region is used alone.