JP2005312949A - Radiation imaging device and its control method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、医療用の診断や工業用の非破壊検査等に用いて好適な放射線撮像装置及びその制御方法に関する。なお、本発明においては、Ｘ線、γ線などの電磁波やα線、β線も放射線に含めるものとする。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus suitable for use in medical diagnosis, industrial nondestructive inspection, and the like, and a control method thereof. In the present invention, electromagnetic waves such as X-rays and γ rays, α rays, and β rays are also included in the radiation.
従来、病院内などに設置されているＸ線撮影システムには、患者にＸ線を照射させ、患者を透過したＸ線をフィルムに露光するフィルム撮影方式と、患者を透過したＸ線を電気信号に変換してディジタル画像処理をする画像処理方式とがある。 Conventionally, an X-ray imaging system installed in a hospital or the like has a film imaging method in which a patient is irradiated with X-rays and X-rays transmitted through the patient are exposed to a film, and an X-ray transmitted through the patient is an electrical signal There is an image processing method in which digital image processing is performed after conversion into a digital image.
画像処理方式のひとつに、Ｘ線を可視光に変換する蛍光体と可視光を電気信号に変換する光電変換装置とで構成された放射線撮像装置がある。患者を透過したＸ線が、蛍光体に照射され、そこで可視光に変換された患者の体内情報を光電変換装置により電気信号として出力する。電気信号に変換されればＡＤコンバータでディジタル変換し、記録、表示、印刷、診断などを行うためのＸ線画像情報はディジタル値として扱うことが出来る。 One of the image processing methods is a radiation imaging apparatus including a phosphor that converts X-rays into visible light and a photoelectric conversion device that converts visible light into electric signals. X-rays transmitted through the patient are irradiated onto the phosphor, and the in-vivo information of the patient converted into visible light there is output as an electrical signal by the photoelectric conversion device. If converted into an electric signal, it is converted into an digital signal by an AD converter, and X-ray image information for recording, display, printing, diagnosis, etc. can be handled as a digital value.
最近では、光電変換装置にアモルファスシリコン半導体薄膜を用いた放射線撮像装置が実用化されている（特許文献１）。 Recently, a radiation imaging apparatus using an amorphous silicon semiconductor thin film for a photoelectric conversion device has been put into practical use (Patent Document 1).
図８は、光電変換素子及びスイッチ素子の材料にアモルファスシリコン半導体薄膜を用いて構成した従来の光電変換基板の２次元的構成を示す回路図である。但し、説明を簡単化するために３×３＝９画素分で記載してある。 FIG. 8 is a circuit diagram showing a two-dimensional configuration of a conventional photoelectric conversion substrate configured using an amorphous silicon semiconductor thin film as a material for the photoelectric conversion element and the switch element. However, for simplification of description, 3 × 3 = 9 pixels are shown.
図８において、Ｓ１−１〜Ｓ３−３は光電変換素子、Ｔ１−１〜Ｔ３−３はスイッチ素子（ＴＦＴ：Thin Film Transistor）、Ｇ１〜Ｇ３はＴＦＴをオン／オフさせるためのゲート配線、Ｍ１〜Ｍ３は信号配線、Ｖｓ線は光電変換素子に蓄積バイアスを与えるための配線である。光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３、スイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ３−３、ゲート配線Ｇ１〜Ｇ３、信号配線Ｍ１〜Ｍ３及びＶｓ線が光電変換回路部（放射線検出回路部）７０１に含まれている。Ｖｓ線は、電源Ｖｓによりバイアスされる。ＳＲ１はゲート配線Ｇ１〜Ｇ３に駆動用のパルス電圧を与えるシフトレジスタであり、ＴＦＴをオンさせる電圧Ｖｇ（ｏｎ）及びＴＦＴをオフさせる電圧Ｖｇ（ｏｆｆ）は外部から供給される。 In FIG. 8, S1-1 to S3-3 are photoelectric conversion elements, T1-1 to T3-3 are switch elements (TFT: Thin Film Transistor), G1 to G3 are gate wirings for turning on / off the TFT, M1 ˜M3 are signal wirings, and the Vs line is a wiring for applying a storage bias to the photoelectric conversion element. Photoelectric conversion elements S1-1 to S3-3, switch elements T1-1 to T3-3, gate wirings G1 to G3, signal wirings M1 to M3, and Vs lines are included in the photoelectric conversion circuit unit (radiation detection circuit unit) 701. ing. The Vs line is biased by the power supply Vs. SR1 is a shift register that applies a driving pulse voltage to the gate wirings G1 to G3, and a voltage Vg (on) for turning on the TFT and a voltage Vg (off) for turning off the TFT are supplied from the outside.
読み出し用回路部７０２は、光電変換回路部（放射線検出回路部）７０１内の信号配線Ｍ１〜Ｍ３の並列信号出力を増幅し、直列変換して出力する。ＲＥＳ１〜ＲＥＳ３は信号配線Ｍ１〜Ｍ３をリセットするスイッチ、Ａ１〜Ａ３は信号配線Ｍ１〜Ｍ３の信号を増幅するアンプ、ＣＬ１〜ＣＬ３はアンプＡ１〜Ａ３により増幅された信号を一時的に記憶するサンプルホールド容量、Ｓｎ１〜Ｓｎ３はサンプルホールドするためのスイッチ、Ｂ１〜Ｂ３はバッファアンプ、Ｓｒ１〜Ｓｒ３は並列信号を直列変換するためのスイッチ、ＳＲ２はスイッチＳｒ１〜Ｓｒ３に直列変換するためのパルスを与えるシフトレジスタ、Ａｂは直列変換された信号を出力するバッファアンプである。 The readout circuit unit 702 amplifies the parallel signal output of the signal wirings M1 to M3 in the photoelectric conversion circuit unit (radiation detection circuit unit) 701, converts the signal output in series, and outputs it. RES1 to RES3 are switches that reset the signal wirings M1 to M3, A1 to A3 are amplifiers that amplify the signals of the signal wirings M1 to M3, and CL1 to CL3 are samples that temporarily store the signals amplified by the amplifiers A1 to A3. Hold capacitors, Sn1 to Sn3 are switches for sample and hold, B1 to B3 are buffer amplifiers, Sr1 to Sr3 are switches for serial conversion of parallel signals, and SR2 is a pulse for serial conversion to switches Sr1 to Sr3 A shift register Ab is a buffer amplifier that outputs a serially converted signal.
次に、図８に示す光電変換装置の動作について説明する。図９は、光電変換装置の動作を示すタイムチャートである。 Next, operation of the photoelectric conversion device illustrated in FIG. 8 will be described. FIG. 9 is a time chart illustrating the operation of the photoelectric conversion apparatus.
先ず、光電変換期間について説明する。光電変換期間においては、全光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３は、Ｖｓ電位にバイアスされた状態にあって、Ｘ線が照射される。そして、光電変換素子内では、Ｘ線に比例した電荷（電子や正孔）が生成される。この時、まだスイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ３−３はオフ状態にあるため、生成された電荷は光電変換素子の電極間に設けられた容量に蓄積されている。 First, the photoelectric conversion period will be described. In the photoelectric conversion period, all the photoelectric conversion elements S1-1 to S3-3 are biased to the Vs potential and are irradiated with X-rays. In the photoelectric conversion element, charges (electrons and holes) proportional to the X-ray are generated. At this time, since the switch elements T1-1 to T3-3 are still in the off state, the generated charges are accumulated in a capacitor provided between the electrodes of the photoelectric conversion element.
次に、読み出し期間について説明する。読み出し期間には、先ず、第１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３、次に、第２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３、最後に、第３行目の光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の順で読み出しを行う。即ち、先ず、第１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３からの読み出しを行うために、スイッチ素子（ＴＦＴ）Ｔ１−１〜Ｔ１−３のゲート配線Ｇ１にシフトレジスタＳＲ１からゲートパルスを与える。ゲートパルスのハイレベルは、前述のように、外部から供給されている電圧Ｖｇ（ｏｎ）である。この結果、スイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ１−３がオン状態になり、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３に蓄積されていた信号電荷が、信号配線Ｍ１〜Ｍ３に転送される。そして、信号配線Ｍ１〜Ｍ３に転送された信号電荷は、アンプＡ１〜Ａ３により増幅される。なお、図８には図示していないが、信号配線Ｍ１〜Ｍ３には、読み出し容量が付加されており、信号電荷はＴＦＴを介して、読み出し容量に転送される。例えば、信号配線Ｍ１に付加されている読み出し容量は、信号配線Ｍ１に接続されているスイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ３−１を構成するＴＦＴのゲート／ソース間の電極間容量（Ｃｇｓ）の総和（３個分）である。 Next, the reading period will be described. In the readout period, first, the photoelectric conversion elements S1-1 to S1-3 in the first row, the photoelectric conversion elements S2-1 to S2-3 in the second row, and finally the third row. Reading is performed in the order of the photoelectric conversion elements S3-1 to S3-3. That is, first, in order to read from the photoelectric conversion elements S1-1 to S1-3 in the first row, the gate pulse from the shift register SR1 to the gate wiring G1 of the switch elements (TFT) T1-1 to T1-3. give. The high level of the gate pulse is the voltage Vg (on) supplied from the outside as described above. As a result, the switch elements T1-1 to T1-3 are turned on, and the signal charges accumulated in the photoelectric conversion elements S1-1 to S1-3 are transferred to the signal wirings M1 to M3. The signal charges transferred to the signal wirings M1 to M3 are amplified by the amplifiers A1 to A3. Although not shown in FIG. 8, a read capacitor is added to the signal wirings M1 to M3, and the signal charge is transferred to the read capacitor through the TFT. For example, the readout capacitance added to the signal wiring M1 is the sum of the inter-electrode capacitance (Cgs) between the gates / sources of the TFTs constituting the switch elements T1-1 to T3-1 connected to the signal wiring M1 ( 3).
次いで、ＳＭＰＬ信号をオンさせることにより、サンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３に転送され、ＳＭＰＬ信号をオフするとともにホールドされる。続いて、シフトレジスタＳＲ２からスイッチＳｒ１、Ｓｒ２、Ｓｒ３の順番で、パルスを印加することにより、サンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３にホールドされていた信号が、サンプルホールド容量ＣＬ１、ＣＬ２、ＣＬ３の順でアンプＡｂからＡ／Ｄ変換回路部にＶｏｕｔとして出力される。結果として、光電変換素子Ｓ１−１、Ｓ１−２及びＳ１−３の１行分の光電変換信号が順次出力される。 Next, by turning on the SMPL signal, the SMPL signal is transferred to the sample hold capacitors CL1 to CL3, and the SMPL signal is turned off and held. Subsequently, by applying pulses in the order of the switches Sr1, Sr2, and Sr3 from the shift register SR2, the signals held in the sample hold capacitors CL1 to CL3 are amplified in the order of the sample hold capacitors CL1, CL2, and CL3. It is output as Vout from Ab to the A / D conversion circuit section. As a result, photoelectric conversion signals for one row of the photoelectric conversion elements S1-1, S1-2, and S1-3 are sequentially output.
更に、信号配線Ｍ１〜Ｍ３をＧＮＤ電位にリセットした後には、第２行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３からの読み出しを行うために、スイッチ素子（ＴＦＴ）Ｔ２−１〜Ｔ２−３のゲート配線Ｇ２にシフトレジスタＳＲ１からゲートパルスを与える。このようにして、第２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の読み出し動作、第３行目の光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の読み出し動作を続けて行う。このように、信号配線Ｍ１〜Ｍ３の信号をサンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３にサンプルホールドさせることにより、シフトレジスタＳＲ２を用いて第１行目、第２行目の信号の直列変換動作を行っている間に、同時にシフトレジスタＳＲ１を用いて第２行目、第３行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３、Ｓ３−１〜Ｓ３−３の信号電荷を転送することができる。つまり、第１行目のＳＭＰＬ信号により信号配線Ｍ１〜Ｍ３の信号をサンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３にサンプルホールドすれば、信号配線Ｍ１〜Ｍ３をＣＲＥＳ信号によりＧＮＤ電位にリセットし、その後、ゲート配線Ｇ２にゲートパルスを印加することができる。即ち、第１行目の信号を、シフトレジスタＳＲ２にて直列変換動作をする間に、同時に第２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の信号電荷をシフトレジスタＳＲ１にて転送することができる。 Further, after the signal wirings M1 to M3 are reset to the GND potential, the switching elements (TFT) T2-1 to T2- are used for reading from the photoelectric conversion elements S1-1 to S1-3 in the second row. A gate pulse is applied to the third gate wiring G2 from the shift register SR1. In this way, the readout operation of the photoelectric conversion elements S2-1 to S2-3 in the second row and the readout operation of the photoelectric conversion elements S3-1 to S3-3 in the third row are continuously performed. As described above, the signals of the signal lines M1 to M3 are sampled and held in the sample and hold capacitors CL1 to CL3, thereby performing the serial conversion operation of the signals of the first row and the second row using the shift register SR2. In the meantime, the signal charges of the photoelectric conversion elements S2-1 to S2-3 and S3-1 to S3-3 in the second row and the third row can be transferred simultaneously using the shift register SR1. That is, if the signals of the signal wirings M1 to M3 are sampled and held in the sample hold capacitors CL1 to CL3 by the SMPL signal in the first row, the signal wirings M1 to M3 are reset to the GND potential by the CRES signal, and then the gate wiring G2 A gate pulse can be applied. That is, the signal charges of the photoelectric conversion elements S2-1 to S2-3 in the second row are simultaneously transferred in the shift register SR1 while the signal in the first row is subjected to the serial conversion operation in the shift register SR2. be able to.
以上の動作により、第１行目から第３行目の全光電変換素子の信号電荷を出力することができ、１枚の静止画像が取得される。このように画像を取得する光電変換期間及び読み出し期間を読み取り動作期間と称する。 With the above operation, the signal charges of all the photoelectric conversion elements in the first to third rows can be output, and one still image is acquired. A photoelectric conversion period and a reading period for acquiring an image in this way are referred to as a reading operation period.
従来のＸ線撮像装置では、アモルファスシリコンやアモルファスセレン等のアモルファス半導体を主たる材料に有する光電変換素子では、一般にバイアスを与えた直後においてダーク電流の変動が発生し、Ｘ線量に比例した安定な光電変換が行われない。 In a conventional X-ray imaging apparatus, in a photoelectric conversion element having an amorphous semiconductor such as amorphous silicon or amorphous selenium as a main material, fluctuations in dark current generally occur immediately after a bias is applied, and stable photoelectric proportional to the X-ray dose is generated. No conversion is done.
このため、従来のＸ線撮像装置では、光電変換期間の前に、ウェイト期間及び読み出し期間を交互に繰り返すアイドリング動作期間（図９に図示せず）を、少なくても数秒の間設けている。ウェイト期間では、Ｘ線の照射も電荷の読み出しも行わない。このようなアイドリング動作期間を設けることにより、Ｘ線を照射する光電変換期間におけるダーク特性が安定する。 For this reason, in the conventional X-ray imaging apparatus, an idling operation period (not shown in FIG. 9) that repeats the wait period and the readout period alternately is provided for at least several seconds before the photoelectric conversion period. In the wait period, neither X-ray irradiation nor charge reading is performed. By providing such an idling operation period, the dark characteristics in the photoelectric conversion period during which X-rays are irradiated are stabilized.
しかし、Ｘ線撮像装置では、Ｘ線技師等の撮影者の意思によりＸ線発射のスイッチ（曝射スイッチ）が押されることによりＸ線の曝射が開始されるが、アイドリング動作期間が設定されている場合、Ｘ線撮像装置の読み出し動作とＸ線曝射との同期を確保しにくい。例えば、アイドリング動作期間内の読み出し期間に曝射スイッチが押されると、読み出しが行われている間にＸ線が光電変換回路部７０１に入射してしまう。 However, in the X-ray imaging apparatus, X-ray exposure is started by pressing an X-ray emission switch (exposure switch) at the intention of a radiographer such as an X-ray engineer, but an idling operation period is set. In this case, it is difficult to ensure synchronization between the reading operation of the X-ray imaging apparatus and the X-ray exposure. For example, when the exposure switch is pressed during a reading period within the idling operation period, X-rays enter the photoelectric conversion circuit unit 701 while reading is being performed.
そこで、Ｘ線技師等の撮影者により曝射スイッチが押されると、アイドリング動作期間内の読み出し動作を終了し、その確認がとれた後に、光電変換期間に移行してＸ線を曝射するという制御もなされている。 Therefore, when an exposure switch is pressed by a photographer such as an X-ray engineer, the readout operation within the idling operation period is terminated, and after confirming the read operation, the photoelectric conversion period is entered and X-rays are exposed. Control is also made.
しかしながら、上記の制御方法では、曝射スイッチが押されてからＸ線が照射されるまでに、遅延が発生する。この遅延が小さい場合は、小さい場合は問題となりにくいが、胸部単純撮影に使用する医療用Ｘ線撮像装置は、一般に撮影面積が広く画素数が多いため、読み出し動作期間には、０．１秒〜１秒程度の時間を要する。このため、このような医療用Ｘ線撮像装置を用いたＸ線撮影では、撮影者に違和感を与えやすい。また、撮影者がシャッターチャンスを感じて曝射スイッチを押しているにも拘わらず、遅延のために所望の画像を得ることができないこともある。即ち、撮影のチャンスを逃してしまうこともある。 However, in the above control method, a delay occurs between the time when the exposure switch is pressed and the time when the X-ray is irradiated. If this delay is small, it is unlikely to be a problem if it is small, but a medical X-ray imaging apparatus used for simple chest imaging generally has a large imaging area and a large number of pixels. It takes about 1 second. For this reason, in X-ray imaging using such a medical X-ray imaging apparatus, it is easy to give a sense of discomfort to the photographer. Even if the photographer feels a photo opportunity and presses the exposure switch, a desired image may not be obtained due to the delay. In other words, there is a possibility of missing a shooting opportunity.
更に、撮影者により曝射スイッチが押された後に、Ｘ線曝射とＸ線撮影装置の読み出し動作との同期をとるために、Ｘ線撮像装置及びＸ線発生装置を制御するためには、何らかの接続ケーブル等の電気配線で接続する必要がある。このような接続ケーブルを設けると、特にＸ線撮影装置がフィルムカセッテのように撮影者の手で容易に運搬できるようなハンディタイプである場合、撮影の際に接続ケーブルが邪魔になり、撮影しにくく撮影効率が低下するという問題がある。また、接続ケーブルが接続されたＸ線撮影装置は、接続ケーブルが邪魔になり、踏んだり引っ掛けたりして故障する可能性があり、故障した場合、修理するまで撮影行為が中断するという問題もある。 Further, in order to control the X-ray imaging apparatus and the X-ray generation apparatus in order to synchronize the X-ray exposure and the reading operation of the X-ray imaging apparatus after the exposure switch is pressed by the photographer, It is necessary to connect with electrical wiring such as some connection cables. When such a connection cable is provided, particularly when the X-ray imaging apparatus is a handy type that can be easily transported by a photographer's hand, such as a film cassette, the connection cable becomes an obstacle during shooting, and photographing is performed. There is a problem that it is difficult to reduce the photographing efficiency. In addition, the X-ray imaging apparatus to which the connection cable is connected has a problem in that the connection cable is in the way, and there is a possibility that the imaging action is interrupted until it is repaired. .
本発明は、安定した撮影を可能としながら放射線の曝射の遅延を抑制することができる放射線撮像装置及びその制御方法を提供することを目的とする。 It is an object of the present invention to provide a radiation imaging apparatus and a control method thereof that can suppress radiation exposure delay while enabling stable imaging.
本願発明者は、前記課題を解決すべく鋭意検討を重ねた結果、以下に示す発明の諸態様に想到した。 As a result of intensive studies to solve the above problems, the present inventor has come up with various aspects of the invention described below.
本発明に係る放射線撮像装置は、変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、を有し、放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、撮影者が前記アイドリング動作期間直後に適切なタイミングで前記放射線発生スイッチを操作できるように、前記アイドリング動作期間中に撮影者に対して曝射誘導信号を発生させることを特徴とする。 A radiation imaging apparatus according to the present invention includes a conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, a readout circuit unit that reads a signal from the conversion circuit unit, and radiation exposure. A radiation generation switch for instructing the radiation generation means, and as an imaging operation period for imaging a radiographic image, an idling operation period before the radiation exposure and a reading operation period after the radiation exposure The exposure guidance signal is sent to the photographer during the idling operation period so that the photographer can operate the radiation generation switch at an appropriate timing immediately after the idling operation period. It is characterized by generating.
本発明に係る第１の放射線撮像システムは、放射線発生手段と、変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、を有し、放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、撮影者が前記アイドリング動作期間直後に適切なタイミングで前記放射線発生スイッチを操作できるように、前記アイドリング動作期間中に撮影者に対して曝射誘導信号を発生させ、前記放射線発生スイッチが操作されると、前記放射線発生手段が放射線を曝射することを特徴とする。 A first radiation imaging system according to the present invention includes a radiation generation means, a conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, and a readout circuit for reading signals from the conversion circuit unit A radiation generation switch for instructing the radiation generation means to perform radiation exposure, and as an imaging operation period for capturing a radiation image, an idling operation period before radiation exposure, and radiation exposure A photographing operation during the idling operation period so that the photographing person can operate the radiation generation switch at an appropriate timing immediately after the idling operation period. When the radiation generation switch is operated and the radiation generation switch is operated, the radiation generation means exposes the radiation.
本発明に係る第２の放射線撮像システムは、放射線発生手段と、変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、を有し、放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、撮影者による放射線発生スイッチの操作が放射線撮影に不適切な期間に行われないように撮影者に対して曝射誘導信号を発生させ、前記不適切な期間に前記放射線発生スイッチが操作されると、前記放射線発生スイッチの操作を無効とするように制御することを特徴とする。 A second radiation imaging system according to the present invention includes a radiation generating means, a conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, and a readout circuit for reading signals from the conversion circuit unit A radiation generation switch for instructing the radiation generation means to perform radiation exposure, and as an imaging operation period for capturing a radiation image, an idling operation period before radiation exposure, and radiation exposure There are two operation periods, the reading operation period after the shooting, and an exposure induction signal to the photographer so that the radiation generation switch is not operated by the photographer during an inappropriate period If the radiation generation switch is operated during the inappropriate period, the radiation generation switch is controlled to be invalidated.
本発明に係る放射線撮像装置の制御方法は、変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、を有する放射線撮像装置の動作を制御する方法であって、放射線を曝射する前に予めアイドリング動作を行う第１のステップと、前記アイドリング動作期間中に、撮影者が認識できる曝射誘導信号を発生する第２のステップと、前記放射線発生スイッチが操作された後、前記読み出し用回路部に前記変換回路部に蓄積した信号の読み出しを行わせる第３のステップと、を有することを特徴とする。 A control method of a radiation imaging apparatus according to the present invention includes a conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, a read circuit unit that reads a signal from the conversion circuit unit, and a radiation circuit A method for controlling the operation of a radiation imaging apparatus having a radiation generation switch for instructing radiation generation means to perform exposure, the first step of performing an idling operation in advance before the radiation is exposed, and the idling operation During the period, a second step of generating an exposure induction signal that can be recognized by the photographer, and after the radiation generation switch is operated, the readout circuit unit reads out the signal accumulated in the conversion circuit unit And a third step.
本発明に係るプログラムは、変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、を有する放射線撮像装置の動作の制御をコンピュータに行わせるためのプログラムであって、前記コンピュータに、前記放射線撮像装置が、放射線を曝射する前に予めアイドリング動作を行い、前記アイドリング動作期間中に、撮影者が認識できる曝射誘導信号を発生し、前記放射線発生スイッチが操作された後、前記読み出し用回路部が前記変換回路部に蓄積した信号の読み出しを行う処理を実行させることを特徴とする。 A program according to the present invention includes a conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, a read-out circuit unit that reads a signal from the conversion circuit unit, and radiation exposure. A program for causing a computer to control the operation of a radiation imaging apparatus having a radiation generation switch for instructing means, wherein the computer performs an idling operation in advance before the radiation imaging apparatus emits radiation. During the idling operation period, an exposure induction signal that can be recognized by a photographer is generated, and after the radiation generation switch is operated, the readout circuit unit reads out the signal accumulated in the conversion circuit unit. It is characterized by executing the processing to be performed.
本発明によれば、ダーク電流の変動が少なく、照射された放射線量に比例した安定な光電変換信号を得ることができる。また、曝射誘導信号が発生されるため、この信号に合わせて曝射スイッチを操作すれば、曝射遅延が小さく、好ましいタイミングで撮影を行うことができ。更に、曝射誘導信号を撮影者自身が検知しながら曝射スイッチを操作することが可能であるため、放射線撮像装置と放射線発生装置とをケーブルで電気的に接続する必要がない。このため、フィルムカセッテのように搬送が容易なものとすることもできる。そして、搬送が容易なものとすれば、放射線発生装置を移動させながら患者の放射線撮影を行うような救急医療施設においても、大変使いやすく、しかも安全である。 According to the present invention, it is possible to obtain a stable photoelectric conversion signal with little fluctuation in dark current and proportional to the amount of irradiated radiation. Further, since an exposure induction signal is generated, if the exposure switch is operated in accordance with this signal, the exposure delay is small, and imaging can be performed at a preferable timing. Furthermore, since the exposure switch can be operated while the operator himself / herself detects the exposure induction signal, there is no need to electrically connect the radiation imaging apparatus and the radiation generation apparatus with a cable. For this reason, conveyance can also be made easy like a film cassette. And if it is easy to carry, it is very easy to use and safe even in an emergency medical facility in which a patient's radiation imaging is performed while moving the radiation generator.
以下、本発明の実施形態について添付の図面を参照して具体的に説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be specifically described with reference to the accompanying drawings.
（第１の実施形態）
先ず、本発明の第１の実施形態について説明する。図１は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像システム（放射線撮像システム）の構成を示す図である。
(First embodiment)
First, a first embodiment of the present invention will be described. FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray imaging system (radiation imaging system) according to the first embodiment of the present invention.
Ｘ線源１００１は、例えば、真空管内に配置された陰極フィラメントから発生した熱電子を陽極のターゲットへ加速して衝突させ、Ｘ線を発生させる。ターゲットの材料は、例えばタングステン又は銅等である。ある。高圧電源１００７は、熱電子を加速させるための電源であって、曝射スイッチ１００６をオンさせることにより、Ｘ線源１００１からＸ線が発生する。曝射スイッチ１００６は、例えば、撮影者の手１００５によって操作される。電子の加速電圧（管電圧）及び陰極フラメントの電流（管電流）は、オペレーションパネル（図示せず）を撮影者１００４が操作することにより予め設定される。
For example, the
Ｘ線源１００１を出射したＸ線は、患者１００２に照射され、その透過Ｘ線がＸ線撮像装置１００３に照射されることにより、Ｘ線画像が得られる。Ｘ線撮像装置１００３の構成は、例えば図８に示すものと同様である。撮影者１００４はＸ線の被爆を回避するために、操作室で作業を行う。撮影室と操作室との間は鉛等のＸ線を吸収する物質で遮蔽される。但し、撮影室内の状況を観察できるように、撮影室と操作室との間の壁には、鉛入りの透明ガラス等からなる窓１０１０が取り付けられている。
X-rays emitted from the
また、Ｘ線撮像装置１００３には、曝射誘導信号を発生させるためのランプ１００９（曝射誘導信号発生手段）が取り付けられている。ランプ１００９は、可視光をパルス的に点灯できるものであればよく、例えば電球又はＬＥＤ等を用いることができる。本実施形態では、放射線撮像装置に、Ｘ線撮像装置１００３及びランプ１００９が含まれている。 The X-ray imaging apparatus 1003 is provided with a lamp 1009 (exposure induction signal generating means) for generating an exposure induction signal. The lamp 1009 only needs to be capable of lighting visible light in a pulsed manner. For example, a light bulb or an LED can be used. In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1003 and the lamp 1009 are included in the radiation imaging apparatus.
次に、上述のように構成されたＸ線撮像システムの動作について説明する。図２は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像システムの動作を示すタイムチャートである。ここでは、Ｘ線撮像装置１００３の構成が図８に示すものと同様としている。 Next, the operation of the X-ray imaging system configured as described above will be described. FIG. 2 is a time chart showing the operation of the X-ray imaging system according to the first embodiment of the present invention. Here, the configuration of the X-ray imaging apparatus 1003 is the same as that shown in FIG.
本実施形態では、読み取り動作期間の前にアイドリング動作期間が設けられている。そして、アイドリング動作期間には、ウェイト期間及び空読み出し期間が設けられており、アイドリング動作期間において、上述のウェイト期間と空読み出し期間とを繰り返す。 In the present embodiment, an idling operation period is provided before the reading operation period. In the idling operation period, a wait period and an empty reading period are provided, and the above-described wait period and empty reading period are repeated in the idling operation period.
ウェイト期間では、その開始直後にランプ１００９がパルス状の曝射誘導信号、例えば可視光を発する。このとき、曝射スイッチ１００６が押されなければ、Ｘ線源１００１からＸ線が発生することはなく、Ｘ線撮像装置１００３の光電変換素子に電荷が蓄積することはない。
In the wait period, immediately after the start, the lamp 1009 emits a pulsed exposure induction signal, for example, visible light. At this time, if the
空読み出し期間では、図８に示す従来のＸ線撮像装置における読み取り動作期間と同様に、順次光電変換素子から信号の読み出しを行う。但し、前述のように、光電変換素子には電荷が蓄積していないため、出力Ｖｏｕｔは変化しない。 In the empty readout period, signals are sequentially read out from the photoelectric conversion elements as in the readout operation period in the conventional X-ray imaging apparatus shown in FIG. However, as described above, since the electric charge is not accumulated in the photoelectric conversion element, the output Vout does not change.
そして、あるウェイト期間において、撮影者１００４が自身の目１００８で曝射誘導信号を目視して認識しながら、頃合いを見計らって曝射誘導信号に合わせて曝射スイッチ１００６を押すと、Ｘ線源１００１は直ちにＸ線を発生する。このウェイト期間は光電変換期間となり、その直後の期間は、空読み出し期間ではなく実読み出し期間となり、これらの光電変換期間及び実読み出し期間から読み取り動作期間が構成される。
Then, in a certain wait period, when the photographer 1004 visually recognizes the exposure induction signal with his / her own eye 1008 and recognizes the exposure guidance and presses the
なお、Ｘ線の照射時間は、Ｘ線源１００１及び電源１００７を備えたＸ線発生装置（図示せず）により決定されるものであり、曝射スイッチ１００６から撮影者の手１００５を離すタイミング（曝射スイッチ１００６がオフとなるタイミング）とＸ線が照射されている期間が終了するタイミングとが互いに一致している必要はない。即ち、例えば、図２に示すように、曝射スイッチ１００６がオンとなっている期間の方が、Ｘ線照射時間より長くなっていてもよい。
Note that the X-ray irradiation time is determined by an X-ray generator (not shown) having an
Ｘ線の照射が終了した後は、実読み出し期間に移行し、患者１００２のＸ線透過情報が得られる。前述のように、空読み出し期間においては、その直前のウェイト期間にＸ線の照射が行われていないため、出力Ｖｏｕｔは変化しないが、実読み出し期間では、その直前の光電変換期間にＸ線の照射が行われているため、患者１００２のＸ線透過情報がＸ線撮像装置１００３の光電変換素子に蓄積されており、空読み出し期間と同様の読み出し動作を行うことにより、この情報を読み出すことができる。 After the X-ray irradiation is completed, an actual readout period is started, and X-ray transmission information of the patient 1002 is obtained. As described above, in the empty readout period, the X-ray irradiation is not performed in the immediately preceding wait period, and thus the output Vout does not change. However, in the actual readout period, the X-ray irradiation is performed in the immediately preceding photoelectric conversion period. Since irradiation is performed, X-ray transmission information of the patient 1002 is accumulated in the photoelectric conversion element of the X-ray imaging apparatus 1003, and this information can be read out by performing a reading operation similar to the empty reading period. it can.
このような本実施形態では、実読み出し期間を含む読み取り動作期間の前にアイドリング動作期間を設けているため、ダーク特性が安定しＸ線量に比例する安定した光電変換信号を出力信号として得ることができる。 In this embodiment, since the idling operation period is provided before the reading operation period including the actual reading period, it is possible to obtain a stable photoelectric conversion signal whose dark characteristics are stable and proportional to the X-ray dose as an output signal. it can.
また、ランプ１００９により、適切なタイミングに曝射誘導信号を発生させているため、この曝射誘導信号に従って曝射スイッチ１００６をオンにすることのみで、曝射遅延がない撮影を行うことが可能となる。
Further, since the exposure instruction signal is generated at an appropriate timing by the lamp 1009, it is possible to perform imaging without an exposure delay only by turning on the
更に、曝射誘導信号を撮影者自身が検知しながら曝射スイッチを入れることができるため、Ｘ線撮像装置１００３とＸ線発生装置とをケーブルで電気的に接続する必要はない。 Furthermore, since the exposure switch can be turned on while the photographer himself / herself detects the exposure induction signal, there is no need to electrically connect the X-ray imaging apparatus 1003 and the X-ray generation apparatus with a cable.
なお、図２には示していないが、読み取り動作期間の後に、Ｘ線を照射することなく、読み出し動作を行うことにより、暗時の出力オフセットのデータを取得してもよい。また、暗時の出力オフセットのデータとして、アイドリング期間における最後の空読み出し期間のデータを使用してもよい。 Although not shown in FIG. 2, output offset data in the dark may be acquired by performing a read operation without irradiating X-rays after the read operation period. Further, the data of the last empty readout period in the idling period may be used as the output offset data in the dark.
また、曝射誘導信号の発生周波数は、Ｘ線撮像装置１００３の読み出し速度にもよるが、１Ｈｚ〜４Ｈｚとすることが好ましい。これは、曝射誘導信号の発生周波数が４Ｈｚよりも大きい場合、曝射誘導信号の点滅スピードが速いため、撮影者１００４がその点灯タイミングに合わせて曝射スイッチ１００６を押せなくなる可能性が高く、また、曝射誘導信号の発生周波数が１Ｈｚよりも小さい場合、光電変換素子に蓄積されるダーク成分が増大し、Ｓ／Ｎ比が低下するからである。
Further, the generation frequency of the exposure induction signal is preferably 1 Hz to 4 Hz although it depends on the reading speed of the X-ray imaging apparatus 1003. This is because, when the generation frequency of the exposure induction signal is higher than 4 Hz, the flashing speed of the exposure induction signal is fast, so that there is a high possibility that the photographer 1004 cannot press the
また、曝射誘導信号を発する光電変換期間の長さは、Ｘ線源１００１に設定する曝射時間にもよるが、例えば、数ｍｓｅｃ〜数十ｍｓｅｃとする。そして、良好な画像を得るためには、十分なＸ線透過情報を取得するために、Ｘ線源１００１に設定された曝射時間よりも光電変換期間の長さを長く設定することが好ましい。
The length of the photoelectric conversion period for generating the exposure induction signal is, for example, several milliseconds to several tens of milliseconds although it depends on the exposure time set in the
また、放射線撮像装置の性能によっては、空読み出し動作や実読み出し動作の１フレーム分の時間を短くすることができる場合もある。このような装置では、１フレーム分の時間を短くすることにより、曝射誘導信号の周波数が大きくなり、図２に示すタイムチャートに沿って動作させたのでは、撮影者が曝射誘導信号を正しく認識できなくなる可能性がある。このような場合でも、曝射誘導信号の発生タイミングを、例えば３フレームに１回又は４フレームに１回のように間引くことにより、できるだけ１〜４Ｈｚの周波数で曝射誘導信号を発生させると、撮影を行いやすくなる。 In addition, depending on the performance of the radiation imaging apparatus, it may be possible to shorten the time for one frame of the empty readout operation or the actual readout operation. In such an apparatus, by shortening the time for one frame, the frequency of the exposure induction signal is increased. When the apparatus is operated along the time chart shown in FIG. It may not be recognized correctly. Even in such a case, by generating the exposure induction signal at a frequency of 1 to 4 Hz as much as possible by thinning out the generation timing of the exposure induction signal, for example, once every 3 frames or once every 4 frames, Easier to shoot.
また、撮影者１００４が曝射スイッチ１００６を押すタイミングが遅くなった場合、即ち、曝射誘導信号が発生されてから一定時間を経過した後に曝射スイッチ１００６が押された場合、適切な画像が得られなくなる可能性がある。このような場合として、例えば、読み出し用回路部が光電変換回路部から信号を読み出している期間に曝射スイッチ１００６が操作された場合が挙げられる。このような不具合を回避するためには、曝射誘導信号が発生されてから曝射スイッチ１００６が押されるまでの時間を監視し、この時間が予め定められている時間よりも大きくなった場合には、例えば、このときの曝射スイッチ１００６の操作を無効とし、Ｘ線の照射を行わないようにする手段を設けておくことが好ましい。Ｘ線の照射を行わないようにする手段としては、曝射スイッチ１００６が信号を発生しないようにする手段や、Ｘ線源１００１が信号を受け付けないようにする手段、などが考えられる。
In addition, when the timing when the photographer 1004 presses the
なお、本実施形態においては、１回の光電変換期間及び実読み出し期間による読み取り動作期間によって静止画像を取得する例を用いて説明した。しかしながら本発明はこれに限定されるものではなく、複数の読み取り動作期間を繰り返すことにより動画像を取得する動作形態にも好適に用いられることは言うまでもない。 Note that the present embodiment has been described using an example in which a still image is acquired by one photoelectric conversion period and a reading operation period by an actual reading period. However, the present invention is not limited to this, and it is needless to say that the present invention can be suitably used for an operation mode for acquiring a moving image by repeating a plurality of reading operation periods.
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。図３は、本発明の第２の実施形態に係るＸ線撮像システム（放射線撮像システム）の構成を示す図である。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. FIG. 3 is a diagram showing a configuration of an X-ray imaging system (radiation imaging system) according to the second embodiment of the present invention.
本実施形態では、第１の実施形態におけるランプ１００９の代わりに、スピーカ１０１２が設けられており、曝射誘導信号として光信号ではなく音信号が用いられる。他の構成は第１の実施形態と同様である。 In this embodiment, a speaker 1012 is provided instead of the lamp 1009 in the first embodiment, and a sound signal is used as an exposure induction signal instead of an optical signal. Other configurations are the same as those of the first embodiment.
このように構成された第２の実施形態も、図２に示すタイムチャートに沿って動作する。即ち、曝射誘導信号（音信号）が、Ｘ線撮像装置１００３のアイドリング動作期間中にスピーカ１０１２から出力され、撮影者１００４がその耳１０１１で曝射誘導信号を確認し、適切な撮影タイミングにおいて曝射スイッチ１００６をオンにする。このような操作により、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
The second embodiment configured in this way also operates along the time chart shown in FIG. That is, an exposure induction signal (sound signal) is output from the speaker 1012 during the idling operation period of the X-ray imaging apparatus 1003, and the photographer 1004 confirms the exposure induction signal with the ear 1011 and at an appropriate imaging timing. The
また、曝射誘導信号が光信号である場合には、撮影の部位や撮影のアングルによっては、撮影者１００４が曝射誘導信号を認識しにくいことも想定される。これに対し、本実施形態のように、音信号を利用する場合には、撮影の部位や撮影のアングルによらず、特別に騒音が大きい場合を除き、撮影者が曝射誘導信号を容易に認識できるという長所もある。 In addition, when the exposure induction signal is an optical signal, it may be assumed that the photographer 1004 is difficult to recognize the exposure induction signal depending on the part to be imaged and the angle of imaging. On the other hand, when using a sound signal as in this embodiment, the photographer can easily provide an exposure induction signal, unless the noise is particularly high, regardless of the part to be photographed or the angle of photography. There is also an advantage that it can be recognized.
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。図４は、本発明の第３の実施形態に係るＸ線撮像システム（放射線撮像システム）の構成を示す図である。
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. FIG. 4 is a diagram showing a configuration of an X-ray imaging system (radiation imaging system) according to the third embodiment of the present invention.
本実施形態では、第１の実施形態におけるランプ１００９の代わりに、赤外光を発生する赤外ＬＥＤ１０１３が設けられ、更に、操作室内に、赤外ＬＥＤ１０１３から出力された赤外光線を検出する赤外センサ１０１４及びこの赤外センサ１０１４に接続されたスピーカ１０１２が設置されている。 In the present embodiment, an infrared LED 1013 that generates infrared light is provided instead of the lamp 1009 in the first embodiment, and further, red that detects infrared rays output from the infrared LED 1013 in the operation chamber. An outer sensor 1014 and a speaker 1012 connected to the infrared sensor 1014 are installed.
このように構成された第３の実施形態も、図２に示すタイムチャートに沿って動作する。即ち、曝射誘導信号（赤外光）が、Ｘ線撮像装置１００３のアイドリング動作期間中に赤外ＬＥＤ１０１３から出力され、瞬時に、この赤外光が赤外センサ１０１４により検出されてスピーカ１０１２から音信号が出力される。そして、撮影者１００４がその耳１０１１で曝射誘導信号（音信号）を確認し、適切な撮影タイミングにおいて曝射スイッチ１００６をオンにする。このような操作により、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
The third embodiment configured in this way also operates along the time chart shown in FIG. That is, an exposure induction signal (infrared light) is output from the infrared LED 1013 during the idling operation period of the X-ray imaging apparatus 1003, and this infrared light is instantaneously detected by the infrared sensor 1014 and output from the speaker 1012. A sound signal is output. The photographer 1004 confirms the exposure induction signal (sound signal) with the ear 1011 and turns on the
第２の実施形態では、スピーカ１０１２が撮影室内に設置されるため、曝射誘導信号が撮影室内で発生され、必然的に患者１００２の近傍から音が発生する。このことは、患者１００２に対して心的な負担をかけることになりかねない。また、撮影室と操作室とは、鉛等からなるＸ線遮蔽材で分離されているため、撮影者１００４が曝射誘導信号である音信号を認識しにくいこともある。これに対し、第３の実施形態では、操作室内で音を鳴らすため、患者１００２に対する負担を軽減することができると共に、撮影者１００４が認識しやすいという長所もある。 In the second embodiment, since the speaker 1012 is installed in the imaging room, an exposure induction signal is generated in the imaging room, and a sound is inevitably generated from the vicinity of the patient 1002. This can put a mental burden on the patient 1002. Further, since the radiographing room and the operation room are separated by an X-ray shielding material made of lead or the like, the photographer 1004 may have difficulty in recognizing a sound signal that is an exposure induction signal. On the other hand, in the third embodiment, since the sound is generated in the operation room, the burden on the patient 1002 can be reduced and the photographer 1004 can easily recognize.
ここで第３の実施形態では、赤外線ＬＥＤ１０１３と赤外センサ１０１４を用いて無線通信により曝射誘導信号の送受信を行っているが、本発明はこれに限定されるものではなく、一般的に無線通信に使用される信号発生器と信号受信機を用いてもよい。 Here, in the third embodiment, the radiation induction signal is transmitted and received by wireless communication using the infrared LED 1013 and the infrared sensor 1014. However, the present invention is not limited to this, and generally wireless. A signal generator and a signal receiver used for communication may be used.
また、撮影者１００４が曝射スイッチ１００６を押すタイミングが遅くなった場合、即ち、曝射誘導信号が発生されてから一定時間を経過した後に曝射スイッチ１００６が押された場合、適切な画像が得られなくなる可能性がある。このような場合として、例えば、読み出し用回路部が光電変換回路部から信号を読み出している期間に曝射スイッチ１００６が操作された場合が挙げられる。このような不具合を回避するためには、曝射誘導信号が発生されてから曝射スイッチ１００６が押されるまでの時間を監視し、この時間が予め定められている時間よりも大きくなった場合には、例えば、このときの曝射スイッチ１００６の操作を無効とし、Ｘ線の照射を行わないようにする手段を設けておくことが好ましい。
In addition, when the timing when the photographer 1004 presses the
以下に、図１０を用いて曝射スイッチ１００６の操作を無効とし、Ｘ線の照射を行わないようにする手段について説明する。
Hereinafter, means for disabling the operation of the
図１０は、撮影者による曝射スイッチをオンさせるタイミングによってＸ線を曝射の発生を許可するか否かを説明するためのタイミングチャートである。曝射誘導信号（Ａ）に同期して監視信号（Ｂ）があり、監視信号の「Ｈｉ」レベルの期間が監視期間である。この監視期間は予め設定されており、Ｘ線撮像装置の実読み出し期間を除いたウェイト期間内に設定される。但しウェイト期間そのものではなく、予め設定されたＸ線照射時間を考慮して設定される。その理由は、Ｘ線が照射された場合、実読み出しを開始するまでにはＸ線照射を中止しなければならないからである。 FIG. 10 is a timing chart for explaining whether or not to allow the generation of X-ray exposure according to the timing when the exposure switch is turned on by the photographer. There is a monitoring signal (B) in synchronization with the exposure induction signal (A), and a period of “Hi” level of the monitoring signal is a monitoring period. This monitoring period is set in advance and is set within a wait period excluding the actual readout period of the X-ray imaging apparatus. However, it is set in consideration of a preset X-ray irradiation time, not the wait period itself. The reason is that when X-rays are irradiated, the X-ray irradiation must be stopped before actual reading is started.
撮影者は、スピーカ−１０１２の音に従い、曝射スイッチ１００６を投入する。遅延検知信号（Ｄ）は、監視信号（Ｂ）の監視時間内に曝射スイッチ（Ｃ）が投入されたか否かを検知する信号である。遅延検知信号（Ｄ）は、監視信号（Ｂ）と曝射スイッチ（Ｃ）の論理積であり（Ｄ＝Ｂ∩Ｃ）、曝射スイッチの曝射誘導信号からの遅延時間が監視時間よりも短い場合は、図１０の通り、遅延検知信号からのパルスが発生し、所定の時間、Ｘ線が発生する。もし、遅延検知信号からパルスが発生しなかった場合は、曝射スイッチの投入が遅れたとみなし、Ｘ線の発生は行われないことになる。
The photographer turns on the
ここで、第１の実施形態１又は第２の実施形態における曝射誘導信号は、それぞれ、光、音であり、直接撮影者が監視信号を五感で判断するために、そのままでは、図１０における監視信号Ｂがないために、Ｘ線を中止することはできない。この場合、光または音を監視信号に変換する方法が必要となる。
Here, the exposure induction signal in the
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。図５は、本発明の第４の実施形態に係るＸ線撮像システム（放射線撮像システム）の構成を示す図である。
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. FIG. 5 is a diagram showing a configuration of an X-ray imaging system (radiation imaging system) according to the fourth embodiment of the present invention.
本実施形態では、第１の実施形態におけるランプ１００９の代わりに、赤外光を発生する赤外ＬＥＤ１０１３が設けられ、更に、操作室内に、赤外ＬＥＤ１０１３から出力された赤外光線を検出する赤外センサ１０１４及びこの赤外センサ１０１４に接続されたモータ１０１５が設置されている。モータ１０１５は、例えば曝射スイッチ１００６内に振動発生部材として取り付けられている。
In the present embodiment, an infrared LED 1013 that generates infrared light is provided instead of the lamp 1009 in the first embodiment, and further, red that detects infrared rays output from the infrared LED 1013 in the operation chamber. An outer sensor 1014 and a motor 1015 connected to the infrared sensor 1014 are installed. The motor 1015 is attached as a vibration generating member in the
このように構成された第４の実施形態も、図２に示すタイムチャートに沿って動作する。即ち、曝射誘導信号（赤外光）が、Ｘ線撮像装置１００３のアイドリング動作期間中に赤外ＬＥＤ１０１３から出力され、瞬時に、この赤外光が赤外センサ１０１４により検出されて、振動発生部材であるモータ１０１５によって曝射スイッチ１００６が振動する。つまり、図２において、曝射誘導信号が「Ｈｉ」の時に曝射スイッチ１００６が振動する。そして、撮影者１００４がその手１００５で曝射誘導信号（曝射スイッチ１００６の振動）を確認し、適切な撮影タイミングにおいて曝射スイッチ１００６をオンにする。このような操作により、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
The fourth embodiment configured in this way also operates along the time chart shown in FIG. That is, an exposure induction signal (infrared light) is output from the infrared LED 1013 during the idling operation period of the X-ray imaging apparatus 1003, and this infrared light is instantaneously detected by the infrared sensor 1014 to generate vibration. The
また、第２の実施形態と同様に、撮影の部位や撮影のアングルによらず、撮影者が曝射誘導信号を容易に認識できるという長所もある。 In addition, as in the second embodiment, there is an advantage that the photographer can easily recognize the exposure guidance signal regardless of the part to be photographed and the angle of photographing.
（第５の実施形態）
次に、本発明の第５の実施形態について説明する。第５の実施形態は、カセッテタイプの放射線撮像装置である。図６は、本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置を示す図である。
(Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. The fifth embodiment is a cassette type radiation imaging apparatus. FIG. 6 is a diagram showing a radiation imaging apparatus according to the fifth embodiment of the present invention.
本実施形態では、筐体内に、スピーカ２００１、放射線撮像素子２００３、駆動用回路部２００５、読み出し用回路部２００６、タイミング部２００７、ＡＤＣ部２００８、メモリ部２００９、通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部２０１０、コントローラ部２０１１、電源部２０１２及びバッテリ部２０１３が設けられている。
In the present embodiment, a speaker 2001, a radiation imaging element 2003, a driving circuit unit 2005, a reading circuit unit 2006, a
スピーカ２００１は、第２の実施形態におけるスピーカ１０１２に相当し、曝射誘導信号として音信号を発生させる。放射線撮像素子２００３は、２次元アレー状に画素として配置されている。画素は、図６に図示していないが、例えば光電変換素子及びスイッチ素子から構成される。そして、放射線撮像素子２００３が配列されている領域が放射線検出領域２００４となっている。放射線検出領域２００４は、例えば、撮影者が容易にその範囲を認識できるように、外観上、枠で表示されている。駆動用回路部２００５は、放射線撮像素子を駆動する。読み出し用回路部２００６は、放射線撮像素子２００３からの放射線信号を読み出しする。 The speaker 2001 corresponds to the speaker 1012 in the second embodiment, and generates a sound signal as an exposure induction signal. The radiation image sensor 2003 is arranged as a pixel in a two-dimensional array. Although not shown in FIG. 6, the pixel is composed of, for example, a photoelectric conversion element and a switch element. A region where the radiation imaging elements 2003 are arranged is a radiation detection region 2004. The radiation detection area 2004 is displayed in a frame on the appearance so that the photographer can easily recognize the range. The driving circuit unit 2005 drives the radiation imaging element. The readout circuit unit 2006 reads out a radiation signal from the radiation imaging element 2003.
タイミング部２００７は、駆動用回路部２００５及び読み出し用回路部２００６に放射線画像を得るために必要なタイミング信号を出力する。ＡＤＣ部２００８は、読み出し用回路部２００６から出力されたアナログ信号をディジタル信号に変換する。メモリ部２００９は、ＡＤＣ部２００８によってディジタル化された放射線画像データを格納する。通信Ｉ／Ｆ部２０１０は、メモリ部２００９に格納されたディジタル放射線画像データを、パーソナルコンピュータのハードディスク又は他の記録媒体に送信する。通信Ｉ／Ｆ部２０１０は、撮影データを送信するだけではなく、例えば、撮影のための駆動条件を他の媒体から受信し、メモリ部２００９に格納する役割も果たす。
The
コントローラ部２０１１は、タイミング部２００７、ＡＤＣ部２００８、メモリ部２００９及び通信Ｉ／Ｆ部２０１０等を制御する。電源部２０１２は、タイミング部２００７、ＡＤＣ部２００８、メモリ部２００９、通信Ｉ／Ｆ部２０１０、駆動用回路部２００５及び読み出し用回路部等に必要な電源を供給する。
The controller unit 2011 controls the
また、筐体には、取っ手２００２が形成されており、撮影者が容易に持ち運びできるように構成されている。 In addition, a handle 2002 is formed in the casing, and is configured so that a photographer can easily carry it.
このような第５の実施形態は、放射線撮影に必要な部材が薄い筐体に収納されたカセッテタイプの放射線撮像装置であり、撮影時には外部に接続するケーブルが不要である。即ち、可搬で軽量なコードレス方式のディジタル放射線撮像装置が実現可能である。従って、放射線発生装置を移動させながら患者を撮影するような救急医療施設においても、大変使いやすく、しかも安全である。また、ケーブルが不要となるため、装置に対する信頼度も向上する。 Such a fifth embodiment is a cassette type radiation imaging apparatus in which members necessary for radiation imaging are housed in a thin casing, and a cable connected to the outside is not required during imaging. That is, a portable and lightweight cordless digital radiation imaging apparatus can be realized. Therefore, even in an emergency medical facility where a patient is photographed while moving the radiation generator, it is very easy to use and safe. In addition, since no cable is required, the reliability of the apparatus is improved.
カセッテタイプの放射線撮像装置において、曝射誘導信号を撮影者に通知する手段は、スピーカ２００１に限定されず、例えば、第１の実施形態における可視光を発生させるランプ１００９、第３及び第４の実施形態における赤外光を発生させる赤外ＬＥＤ１０１３、及び／又は第４の実施形態におけるモータ１０１５が設けられていてもよい。また、曝射誘導信号を撮影者に通知する手段が取り付けられる位置は、図６においてスピーカ２００１が描かれている位置に限定されるものではなく、他の位置に設けられていてもよく、また、複数箇所に設けられていてもよい。 In the cassette type radiation imaging apparatus, the means for notifying the photographer of the exposure induction signal is not limited to the speaker 2001, and for example, the lamp 1009 for generating visible light, the third and fourth in the first embodiment. The infrared LED 1013 for generating infrared light in the embodiment and / or the motor 1015 in the fourth embodiment may be provided. Further, the position where the means for notifying the photographer of the exposure induction signal is attached is not limited to the position where the speaker 2001 is depicted in FIG. 6, and may be provided at other positions. , May be provided at a plurality of locations.
（第６の実施形態）
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。図７は、本発明の第６の実施形態に係るＸ線撮像システムを（放射線撮像システム）Ｘ線診断システムに応用した例を示す模式図である。
(Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described. FIG. 7 is a schematic diagram showing an example in which the X-ray imaging system according to the sixth embodiment of the present invention is applied to a (radiation imaging system) X-ray diagnostic system.
Ｘ線ルーム（撮影室）内において、Ｘ線チューブ（Ｘ線発生装置）６０５０で発生したＸ線６０６０は患者又は被験者６０６１の胸部６０６２を透過し、イメージセンサ６０４０に入射する。この入射したＸ線には患者６０６１の体の内部の情報が含まれている。Ｘ線の入射に対応してシンチレータ（蛍光体）は発光し、これをセンサーパネルの光電変換素子が光電変換して、電気的情報を得る。イメージセンサ６０４０は、この情報を電気信号（ディジタル信号）としてイメージプロセッサ６０７０に出力する。画像処理手段としてのイメージプロセッサ６０７０は、受信した信号に対して画像処理を施して、コントロールルーム（操作室）の表示手段であるディスプレイ６０８０に出力する。ユーザは、ディスプレイ６０８０に表示された画像を観察して、患者６０６１の体の内部の情報を得ることができる。なお、イメージプロセッサ６０７０は、制御手段の機能も有しており、動画／静止画の撮影モードを切り換えたり、Ｘ線チューブ６０５０の制御を行ったりすることも可能である。また、図示していないが、イメージセンサ６０４０には、第１の実施形態におけるランプ１００９等の曝射誘導信号を発生する手段が設けられており、プロセッサ６０７０には、第１の実施形態における曝射スイッチ１００６等のスイッチが取り付けられている。
In the X-ray room (imaging room), the
また、イメージプロセッサ６０７０は、イメージセンサ６０４０から出力された電気信号を電話回線６０９０等の伝送処理手段を介して遠隔地へ転送し、ドクタールーム等の別の場所にある表示手段（ディスプレイ）６０８１に表示することもできる。また、イメージセンサ６０４０から出力された電気信号を光ディスク等の記録手段に保存し、この記録手段を用いて遠隔地の医師が診断することも可能である。また、記録手段となるフィルムプロセッサ６１００によりフィルム６１１０に記録することもできる。
Further, the image processor 6070 transfers the electric signal output from the image sensor 6040 to a remote place via a transmission processing unit such as a
なお、本発明における光電変換素子の構造は特に限定されるものではない。例えば、アモルファスシリコンを主原料とし、放射線を可視光に変換する波長変換体からの可視光を吸収し電気信号に変換する光電変換素子が用いられてもよい。このような素子としては、例えば、アクセプタ不純物をドープしたＰ層と、真性半導体層であるＩ層と、ドナー不純物をドープしたＮ層と、を有するＰＩＮ型光電変換素子、及び、基板上に形成された金属薄膜層と、この金属薄膜層上に形成され、電子及び正孔の通過を阻止するアモルファス窒化シリコンからなる絶縁層と、この絶縁層上に形成された水素化アモルファスシリコンからなる光電変換層と、この光電変換層上に形成され、正孔の注入を阻止するＮ型の注入阻止層と、この注入阻止層上に形成された導電層と、を有するＭＩＳ型光電変換素子等が挙げられる。ＭＩＳ型光電変換素子では、導電層は透明導電層であってもよく、また、導電層が注入阻止層上の一部に形成されていてもよい。これらの光電変換素子が用いられ、波長変換体が必要とされる場合、波長変換体としては、例えばＧｄ2Ｏ2Ｓ、Ｇｄ2Ｏ3又はＣｓＩを主成分とするものを用いることができる。更に、光電変換素子として、アモルファスセレン、ガリウム砒素、ヨウ化鉛又はヨウ化水銀を含有し、照射された放射線を吸収し直接電気信号に変換する素子を用いてもよい。 In addition, the structure of the photoelectric conversion element in this invention is not specifically limited. For example, a photoelectric conversion element that uses amorphous silicon as a main raw material and absorbs visible light from a wavelength converter that converts radiation into visible light and converts it into an electrical signal may be used. As such an element, for example, a PIN photoelectric conversion element having a P layer doped with an acceptor impurity, an I layer that is an intrinsic semiconductor layer, and an N layer doped with a donor impurity, and formed on a substrate A metal thin film layer formed thereon, an insulating layer made of amorphous silicon nitride formed on the metal thin film layer to block passage of electrons and holes, and a photoelectric conversion made of hydrogenated amorphous silicon formed on the insulating layer MIS type photoelectric conversion element having a layer, an N type injection blocking layer formed on the photoelectric conversion layer and blocking hole injection, and a conductive layer formed on the injection blocking layer. It is done. In the MIS photoelectric conversion element, the conductive layer may be a transparent conductive layer, or the conductive layer may be formed on a part of the injection blocking layer. When these photoelectric conversion elements are used and a wavelength converter is required, as the wavelength converter, for example, a substance mainly composed of Gd 2 O 2 S, Gd 2 O 3 or CsI can be used. Further, as the photoelectric conversion element, an element containing amorphous selenium, gallium arsenide, lead iodide or mercury iodide and absorbing irradiated radiation and directly converting it into an electric signal may be used.
また、読み出し用回路部の構造も特に限定されるものではなく、例えば、光電変換回路部から読み出した信号を増幅する増幅手段と、この増幅手段により増幅された信号を蓄積する蓄積手段と、この蓄積手段により蓄積された信号をシリアル変換するシリアル変換手段と、を有するものを用いることができる。 Further, the structure of the readout circuit section is not particularly limited. For example, an amplification means for amplifying a signal read from the photoelectric conversion circuit section, an accumulation means for accumulating the signal amplified by the amplification means, and this It is possible to use one having serial conversion means for serially converting the signal stored by the storage means.
なお、本発明の実施形態は、例えばコンピュータがプログラムを実行することによって実現することができる。また、プログラムをコンピュータに供給するための手段、例えばかかるプログラムを記録したＣＤ−ＲＯＭ等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体又はかかるプログラムを伝送するインターネット等の伝送媒体も本発明の実施形態として適用することができる。また、上記のプログラムも本発明の実施形態として適用することができる。上記のプログラム、記録媒体、伝送媒体及びプログラムプロダクトは、本発明の範疇に含まれる。 The embodiment of the present invention can be realized by, for example, a computer executing a program. Also, means for supplying a program to a computer, for example, a computer-readable recording medium such as a CD-ROM recording such a program, or a transmission medium such as the Internet for transmitting such a program is also applied as an embodiment of the present invention. Can do. The above program can also be applied as an embodiment of the present invention. The above program, recording medium, transmission medium, and program product are included in the scope of the present invention.
Ｓ１−１〜Ｓ３−３：光電変換素子
Ｔ１−１〜Ｔ３−３：スイッチ素子（ＴＦＴ）
ＳＲ１：シフトレジスタ
ＳＲ２：シフトレジスタ
Ａ１〜Ａ３：オペアンプ
Ｂ１〜Ｂ３：オペアンプ
Ａｂ：オペアンプ
ＣＬ１〜ＣＬ３：容量素子
ＲＥＳ１〜ＲＥＳ３：スイッチ
Ｓｎ１〜Ｓｎ３：転送スイッチ
Ｓｒ１〜Ｓｒ３：読み出し用スイッチ
７０１：光電変換回路部（放射線検出回路部）
７０２：読み出し用回路部
Ｇ１〜Ｇ３：ゲート駆動配線
Ｍ１〜Ｍ３：マトリクス信号配線
Ｖｓ：光電変換素子のセンサバイアス
Ｖｇ（ｏｎ）：電源
Ｖｇ（ｏｆｆ）：電源
１００１：Ｘ線源
１００２：患者（被撮影者）
１００３：放射線撮像装置
１００４：撮影者
１００５：撮影者の手
１００６：曝射スイッチ
１００７：Ｘ線の電源
１００８：撮影者の目
１００９：ランプ
１０１０：窓
１０１１：撮影者の耳
１０１２：スピーカ
１０１３：赤外ＬＥＤ
１０１４：赤外センサ
１０１５：モータ
６０４０：イメージセンサ
６０５０：Ｘ線チューブ
６０６０：Ｘ線
６０６１：被験者
６０７０：イメージプロセッサ
６０８０：ディスプレイ
６０８１：ディスプレイ
６１００：フィルムプロセッサ
６１１０：フィルム
S1-1 to S3-3: Photoelectric conversion element T1-1 to T3-3: Switch element (TFT)
SR1: Shift register SR2: Shift register A1 to A3: Operational amplifier B1 to B3: Operational amplifier Ab: Operational amplifier CL1 to CL3: Capacitance element RES1 to RES3: Switch Sn1 to Sn3: Transfer switch Sr1 to Sr3: Read switch 701: Photoelectric conversion circuit (Radiation detection circuit)
702: Reading circuit unit G1 to G3: Gate drive wiring M1 to M3: Matrix signal wiring Vs: Sensor bias of photoelectric conversion element Vg (on): Power supply Vg (off): Power supply 1001: X-ray source 1002: Patient (subject Photographer)
1003: Radiation imaging apparatus 1004: Photographer 1005: Photographer's hand 1006: Exposure switch 1007: X-ray power supply 1008: Photographer's eye 1009: Lamp 1010: Window 1011: Photographer's ear 1012: Speaker 1013: Red Outside LED
1014: Infrared sensor 1015: Motor 6040: Image sensor 6050: X-ray tube 6060: X-ray 6061: Subject 6070: Image processor 6080: Display 6081: Display 6100: Film processor 6110: Film
Claims (22)
前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、
放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、
を有し、
放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、
撮影者が前記アイドリング動作期間直後に適切なタイミングで前記放射線発生スイッチを操作できるように、前記アイドリング動作期間中に撮影者に対して曝射誘導信号を発生させることを特徴とする放射線撮像装置。 A conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate;
A read circuit unit for reading a signal from the conversion circuit unit;
A radiation generation switch for instructing the radiation generation means to perform radiation exposure;
Have
As an imaging operation period for capturing a radiographic image, there are two operation periods, an idling operation period before radiation exposure and a reading operation period after radiation exposure,
A radiation imaging apparatus for generating an exposure induction signal for a photographer during the idling operation period so that the photographer can operate the radiation generation switch at an appropriate timing immediately after the idling operation period.
前記変換素子は、放射線を可視光に変換する波長変換体からの可視光を吸収し電気信号に変換する光電変換素子であることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。 As the material of the conversion element, amorphous silicon is used,
The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the conversion element is a photoelectric conversion element that absorbs visible light from a wavelength converter that converts radiation into visible light and converts the visible light into an electrical signal.
アクセプタ不純物をドープしたＰ層と、
真性半導体層であるＩ層と、
ドナー不純物をドープしたＮ層と、
を有するＰＩＮ型光電変換素子であることを特徴とする請求項７に記載の放射線撮像装置。 The photoelectric conversion element is
A P layer doped with acceptor impurities;
An I layer which is an intrinsic semiconductor layer;
An N layer doped with donor impurities;
The radiation imaging apparatus according to claim 7, wherein the radiation imaging apparatus is a PIN-type photoelectric conversion element having a structure.
前記基板上に形成された金属薄膜層と、
前記金属薄膜層上に形成され、電子及び正孔の通過を阻止するアモルファス窒化シリコンからなる絶縁層と、
前記絶縁層上に形成された水素化アモルファスシリコンからなる光電変換層と、
前記光電変換層上に形成され、正孔の注入を阻止するＮ型の注入阻止層と、
前記注入阻止層上に形成された導電層と、
を有するＭＩＳ型光電変換素子であることを特徴とする請求項７に記載の放射線撮像装置。 The photoelectric conversion element is
A metal thin film layer formed on the substrate;
An insulating layer formed on the metal thin film layer and made of amorphous silicon nitride that blocks passage of electrons and holes; and
A photoelectric conversion layer made of hydrogenated amorphous silicon formed on the insulating layer;
An N-type injection blocking layer formed on the photoelectric conversion layer and blocking hole injection;
A conductive layer formed on the injection blocking layer;
The radiation imaging apparatus according to claim 7, wherein the radiation imaging apparatus is a MIS type photoelectric conversion element having the following.
前記変換回路部から読み出した信号を増幅する増幅手段と、
前記増幅手段により増幅された信号を蓄積する蓄積手段と、
前記蓄積手段により蓄積された信号をシリアル変換するシリアル変換手段と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。 The readout circuit unit includes:
Amplifying means for amplifying the signal read from the conversion circuit section;
Storage means for storing the signal amplified by the amplification means;
Serial conversion means for serially converting the signal stored by the storage means;
The radiation imaging apparatus according to claim 1, comprising:
変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、
前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、
放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、
を有し、
放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、
撮影者が前記アイドリング動作期間直後に適切なタイミングで前記放射線発生スイッチを操作できるように、前記アイドリング動作期間中に撮影者に対して曝射誘導信号を発生させ、前記放射線発生スイッチが操作されると、前記放射線発生手段が放射線を曝射することを特徴とする放射線撮像システム。 Radiation generating means;
A conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate;
A read circuit unit for reading a signal from the conversion circuit unit;
A radiation generation switch for instructing the radiation generation means to perform radiation exposure;
Have
As an imaging operation period for imaging a radiographic image, there are two operation periods, an idling operation period before radiation exposure and a reading operation period after radiation exposure,
In order for the photographer to operate the radiation generation switch at an appropriate timing immediately after the idling operation period, an exposure induction signal is generated for the photographer during the idling operation period, and the radiation generation switch is operated. And a radiation imaging system, wherein the radiation generating means exposes the radiation.
放射線を曝射する前に予めアイドリング動作を行う第１のステップと、
前記アイドリング動作期間中に、撮影者が認識できる曝射誘導信号を発生する第２のステップと、
前記放射線発生スイッチが操作された後、前記読み出し用回路部に前記変換回路部に蓄積した信号の読み出しを行わせる第３のステップと、
を有することを特徴とする放射線撮像装置の制御方法。 A conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, a read circuit unit for reading a signal from the conversion circuit unit, and a radiation generation switch for instructing radiation generation means to emit radiation A method for controlling the operation of a radiation imaging apparatus comprising:
A first step of performing an idling operation in advance before exposure to radiation;
A second step of generating an exposure induction signal that the photographer can recognize during the idling operation period;
A third step of causing the readout circuit unit to read out the signal accumulated in the conversion circuit unit after the radiation generation switch is operated;
A control method for a radiation imaging apparatus, comprising:
前記コンピュータに、前記放射線撮像装置が、放射線を曝射する前に予めアイドリング動作を行い、前記アイドリング動作期間中に、撮影者が認識できる曝射誘導信号を発生し、前記放射線発生スイッチが操作された後、前記読み出し用回路部が前記変換回路部に蓄積した信号の読み出しを行う処理を実行させることを特徴とするプログラム。 A conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate, a read circuit unit for reading a signal from the conversion circuit unit, and a radiation generation switch for instructing radiation generation means to emit radiation A program for causing a computer to control the operation of the radiation imaging apparatus,
The radiation imaging apparatus performs an idling operation in advance on the computer before the radiation is exposed, generates an exposure induction signal that can be recognized by a photographer during the idling operation period, and the radiation generation switch is operated. Then, the read circuit unit causes the signal stored in the conversion circuit unit to be read.
変換素子を含む複数の画素が基板上にアレー状に配置された変換回路部と、
前記変換回路部から信号を読み出す読み出し用回路部と、
放射線の曝射を放射線発生手段に指示する放射線発生スイッチと、
を有し、
放射線画像を撮影するための撮影動作期間として、放射線を曝射する前のアイドリング動作期間と、放射線を曝射した時以降の読み取り動作期間と、の２つの動作期間を有し、
撮影者による放射線発生スイッチの操作が放射線撮影に不適切な期間に行われないように撮影者に対して曝射誘導信号を発生させ、前記不適切な期間に前記放射線発生スイッチが操作されると、前記放射線発生スイッチの操作を無効とするように制御することを特徴とする放射線撮像システム。 Radiation generating means;
A conversion circuit unit in which a plurality of pixels including conversion elements are arranged in an array on a substrate;
A read circuit unit for reading a signal from the conversion circuit unit;
A radiation generation switch for instructing the radiation generation means to perform radiation exposure;
Have
As an imaging operation period for capturing a radiographic image, there are two operation periods, an idling operation period before radiation exposure and a reading operation period after radiation exposure,
When an exposure induction signal is generated for the photographer so that the operation of the radiation generation switch by the photographer is not performed during a period inappropriate for radiation imaging, and the radiation generation switch is operated during the inappropriate period The radiation imaging system is controlled so as to invalidate the operation of the radiation generation switch.
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