JP2006087565A - Radiation image acquisition method and radiation image acquisition apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、放射線を被写体に照射しその被写体を透過した放射線の線量に応じて得られた放射線情報に基づいて放射線画像データを取得する放射線画像取得方法及び放射線画像取得装置に関するものである。 The present invention relates to a radiographic image acquisition method and a radiographic image acquisition apparatus that acquire radiographic image data based on radiation information obtained in accordance with a dose of radiation that is irradiated onto a subject and transmitted through the subject.
従来、Ｘ線やγ線等の放射線源から放射線を医療検査等のために人体等の被写体に照射し、この放射線照射に連動して、被写体の透過線量に応じて蛍光板などの波長変換体で受光部の感光波長域に波長変換し、これを受光素子により電気信号に変換して、電気情報として画像情報を得るようにした撮像装置が公知である（例えば、下記特許文献１参照）。かかる撮像装置は、放射線画像撮影用カセッテと同様のフラットパネル状に構成される場合には、ＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）とも称される。
Conventionally, a subject such as a human body is irradiated with radiation from a radiation source such as X-rays or γ-rays for medical examinations, etc., and in conjunction with this radiation irradiation, a wavelength converter such as a fluorescent plate is used according to the transmitted dose of the subject. An imaging apparatus is known in which wavelength information is converted into a photosensitive wavelength region of a light receiving unit and converted into an electrical signal by a light receiving element to obtain image information as electrical information (see, for example,
一方、ＦＰＤを用いた放射線撮影システムでは、ＦＰＤで読み取って取得した放射線画像データを画像記録や画像表示等のためにパーソナルコンピュータ（ＰＣ）に転送するが、この場合、ＦＰＤとＰＣとの接続をコードレスとして操作性を向上するために、接続に無線を用いた放射線撮影システムが知られている（例えば、下記特許文献２参照）。
On the other hand, in a radiographic system using FPD, radiation image data obtained by reading with FPD is transferred to a personal computer (PC) for image recording or image display. In this case, the connection between FPD and PC is performed. In order to improve the operability as cordless, a radiography system using a wireless connection is known (for example, see
一般に患者に対し放射線撮影を行う場合に、一患者に対し複数枚の放射線撮影が行われる。その場合、一患者の放射線撮影は、極めて短時間内に連続的に行われる。これは、着替え等の時間がかからずに、患者の入れ替わるロスタイムがなくなるからである。 In general, when radiography is performed on a patient, a plurality of radiographs are performed on one patient. In that case, radiography of one patient is continuously performed within an extremely short time. This is because there is no loss time for changing the patient without taking time for changing clothes.
上述の理由から、一患者内の連続した放射線撮影を行うとき、放射線撮影毎に、画像データをＰＣに転送すると、放射線撮影システム全体のスループットが低下し、放射線撮影の作業に支障を来してしまう。
本発明は、上述のような従来技術の問題に鑑み、一患者に対し複数枚の放射線撮影を行う場合等において、放射線撮影毎に放射線画像データを転送する必要がなく、放射線撮影システム全体のスループットが低下しないようにした放射線画像取得方法及び放射線画像取得装置を提供することを目的とする。 In view of the above-described problems of the prior art, the present invention eliminates the need to transfer radiographic image data for each radiographic imaging when performing a plurality of radiographic imagings on a single patient. An object of the present invention is to provide a radiological image acquisition method and a radiological image acquisition apparatus that prevent the decrease of the image quality.
上記目的を達成するために、本発明による放射線画像取得方法は、放射線を被写体に照射しその被写体を透過した放射線を検出するステップと、前記検出結果に基づいて放射線画像データを得るステップと、前記放射線画像データをメモリ手段に保存するステップと、を含み、前記放射線による撮影が連続的に行われる場合、前記各ステップを繰り返し、前記メモリ手段に各放射線画像データを保存し、前記連続的放射線撮影が終了すると、前記各放射線画像データを転送先に転送することを特徴とする。 In order to achieve the above object, a radiological image acquisition method according to the present invention includes a step of irradiating a subject with radiation and detecting radiation transmitted through the subject, obtaining radiation image data based on the detection result, Storing radiation image data in a memory means, and when the radiation imaging is performed continuously, the steps are repeated, each radiation image data is stored in the memory means, and the continuous radiation imaging When the process is completed, each of the radiation image data is transferred to a transfer destination.
この放射線画像取得方法によれば、被写体（一患者）に対する複数枚の放射線撮影を連続的に行うことができ、撮影パフォーマンスが向上し、更に、その一患者に対する撮影がすべて終了してから、患者の入れ替わり時間等を利用して各放射線画像データをまとめて転送先に転送できるので、放射線撮影毎に放射線画像データを転送する必要がなく、放射線撮影システム全体のスループットが低下しない。なお、転送先への転送方法は、有線でも無線でもよいが、無線の場合、転送速度が一般に低いのでスループット低下防止の効果が大きい。 According to this radiological image acquisition method, a plurality of radiographs can be continuously taken for a subject (one patient), and the imaging performance is improved. Since the radiographic image data can be transferred to the transfer destination collectively using the switching time of the radiogram, it is not necessary to transfer the radiographic image data every radiography, and the throughput of the entire radiographic system is not reduced. The transfer method to the transfer destination may be wired or wireless. However, in the case of wireless, the transfer rate is generally low, so that the effect of preventing a reduction in throughput is great.
上記放射線画像取得方法において、前記被写体である一患者の放射線撮影の終了が前記転送先で登録された撮影情報に基づいて判断されることが好ましい。 In the radiological image acquisition method, it is preferable that the end of radiography of one patient as the subject is determined based on imaging information registered at the transfer destination.
また、前記被写体の放射線撮影の終了が前記転送先で入力された前記一患者の撮影完了情報または次の患者の撮影指示情報に基づいて判断されるようにしてもよい。 Further, the end of the radiographic imaging of the subject may be determined based on the imaging completion information of the one patient or the imaging instruction information of the next patient input at the transfer destination.
また、前記放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成するステップと、前記縮小画像データを前記転送先に転送するステップと、前記転送先で前記縮小画像データを受信し前記縮小画像を表示するステップと、を更に含み、前記縮小画像データを前記各放射線画像データの転送に先立って前記放射線撮影一回毎に独立して転送することが好ましい。縮小画像は、比較的容量が小さいので、無線で転送しても、転送速度が大きく、放射線撮影システム全体のスループットは低下しない。 A step of creating reduced image data based on the radiation image data; a step of transferring the reduced image data to the transfer destination; and a step of receiving the reduced image data at the transfer destination and displaying the reduced image It is preferable that the reduced image data is transferred independently for each radiographic imaging prior to the transfer of the radiographic image data. Since a reduced image has a relatively small capacity, even if it is transferred wirelessly, the transfer speed is high, and the throughput of the entire radiation imaging system does not decrease.
なお、前記放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成し、その縮小画像データをメモリに保存しておき、各縮小画像データをまとめて各放射線画像データの転送に先立って独立して転送するようにしてもよい。 Note that reduced image data is created based on the radiation image data, the reduced image data is stored in a memory, and each reduced image data is transferred together before the transfer of each radiation image data. It may be.
また、前記放射線画像データの前記保存中にまたは前記保存後に前記縮小画像データを作成することができる。 Further, the reduced image data can be created during or after the storage of the radiation image data.
また、前記表示された縮小画像でその放射線撮影の撮影状態が確認された後に、その確認結果情報を転送するステップと、前記転送された確認結果情報に基づいて前記放射線画像データの転送を実行するか否かを判断するステップと、を更に含むことが好ましい。 In addition, after confirming the radiographic imaging state on the displayed reduced image, the step of transferring the confirmation result information, and the transfer of the radiation image data based on the transferred confirmation result information It is preferable to further include a step of determining whether or not.
この場合、撮影状態が良好のときは前記判断結果に基づいて前記放射線画像データの転送を実行することができ、また、撮影状態が不適のときは前記判断結果に基づいて前記放射線画像データを破棄することができる。 In this case, the radiographic image data can be transferred based on the determination result when the imaging state is good, and the radiographic image data is discarded based on the determination result when the imaging state is inappropriate. can do.
また、前記各放射線画像データの推定された合計メモリ容量及び前記メモリ手段の残存メモリ容量の少なくとも一方に基づいて前記連続的放射線撮影の終了前に前記放射線画像データの転送を実行するようにしてもよい。 The transfer of the radiographic image data may be executed before the end of the continuous radiography based on at least one of the estimated total memory capacity of the radiographic image data and the remaining memory capacity of the memory means. Good.
また、前記各放射線画像データの転送が完了する前に次の放射線撮影が開始されたとき、前記転送を停止するかまたは続行するかを判断することができる。 Further, when the next radiation imaging is started before the transfer of each radiation image data is completed, it can be determined whether the transfer is to be stopped or continued.
なお、前記縮小画像データは前記放射線画像データについて間引処理を行うことで作成できる。また、前記縮小画像データは前記放射線画像データの画素数を減少させることで作成できる。 The reduced image data can be created by performing a thinning process on the radiation image data. The reduced image data can be created by reducing the number of pixels of the radiation image data.
この場合、前記縮小画像データを受信しながら前記縮小画像を表示することで、体感的な待ち時間が減少し、好ましい。また、上記縮小画像の縮小率は、データ転送速度の向上と表示画像の視認性等の観点から、原画像の１／２乃至１／１６００００の範囲内であることが好ましい。縮小率が原画像の１／２よりも小さくなると（１に近づくと）、データ転送速度の向上の効果が低下し、縮小率が１／１６００００よりも大きくなると、画面に表示される表示画像が小さくなり、撮影状態の確認がしづらくなる。放射線撮影後から縮小画像データの表示までの時間は、例えば１０秒以内が好ましく、無線によるデータ転送速度を考慮して縮小率の上限が決定される。上述のことを考慮すると、前記縮小画像の縮小率は原画像の１／１００乃至１／１００００の範囲内であることが更に好ましい。 In this case, it is preferable to display the reduced image while receiving the reduced image data, thereby reducing the sensational waiting time. The reduction rate of the reduced image is preferably in the range of 1/2 to 1/16000 of the original image from the viewpoint of improving the data transfer speed and the visibility of the display image. When the reduction ratio is smaller than 1/2 of the original image (approaching 1), the effect of improving the data transfer speed is reduced, and when the reduction ratio is larger than 1/16000, the display image displayed on the screen is reduced. It becomes smaller and it is difficult to check the shooting status. The time from radiation imaging to display of the reduced image data is preferably within 10 seconds, for example, and the upper limit of the reduction rate is determined in consideration of the wireless data transfer rate. Considering the above, it is more preferable that the reduction ratio of the reduced image is in the range of 1/100 to 1/10000 of the original image.
本発明による放射線画像取得装置は、放射線を被写体に照射しその被写体を透過した放射線を検出する手段と、前記検出結果に基づいて放射線画像データを得る手段と、前記放射線画像データを保存するメモリ手段と、を備え、前記放射線による撮影が連続的に行われる場合、前記メモリ手段に各放射線画像データを保存し、前記連続的放射線撮影が終了すると、前記各放射線画像データを転送先に転送することを特徴とする。 The radiological image acquisition apparatus according to the present invention includes means for irradiating a subject with radiation and detecting the radiation transmitted through the subject, means for obtaining radiation image data based on the detection result, and memory means for storing the radiation image data And when the radiographic imaging is continuously performed, each radiographic image data is stored in the memory means, and when the radiographic imaging is completed, the radiographic image data is transferred to a transfer destination. It is characterized by.
この放射線画像取得装置によれば、一患者に対する複数枚の放射線撮影を連続的に行うことができ、撮影パフォーマンスが向上し、更に、その一患者に対する撮影がすべて終了してから、患者の入れ替わり時間等を利用して各放射線画像データをまとめて転送先に転送できるので、放射線撮影毎に放射線画像データを転送する必要がなく、放射線撮影システム全体のスループットが低下しない。なお、転送先への転送手段は、有線でも無線でもよいが、無線の場合、転送速度が一般に低いのでスループット低下防止の効果が大きい。また、メモリ手段の容量は複数の画像データを保存可能な容量であることが好ましい。 According to this radiological image acquisition apparatus, a plurality of radiographs can be continuously taken for one patient, the radiographing performance is improved, and further, the patient replacement time after all the radiographs for the one patient are completed. Since each radiation image data can be collectively transferred to the transfer destination using the above, it is not necessary to transfer the radiation image data every radiation imaging, and the throughput of the entire radiation imaging system is not lowered. Note that the transfer means to the transfer destination may be wired or wireless. However, in the case of wireless, the transfer speed is generally low, so that the effect of preventing a reduction in throughput is great. The capacity of the memory means is preferably a capacity capable of storing a plurality of image data.
上記放射線画像取得装置において、前記転送先で登録された前記被写体である各患者の撮影情報に基づいて前記連続的放射線撮影を行い、一患者について前記連続的放射線撮影が終了する度に前記各放射線画像データを転送するように構成できる。 In the radiological image acquisition apparatus, the continuous radiography is performed based on radiographing information of each patient that is the subject registered at the transfer destination, and each radiography is completed each time the continuous radiography is completed for one patient. It can be configured to transfer image data.
また、前記放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成する手段と、前記転送先で前記縮小画像データを表示するように前記縮小画像データを前記転送先に転送する手段と、を備え、前記縮小画像データを前記各放射線画像データの転送に先立って前記放射線撮影一回毎に独立して転送するように構成できる。縮小画像は、比較的容量が小さいので、無線で転送しても、転送速度が大きく、放射線撮影システム全体のスループットは低下しない。 Means for creating reduced image data based on the radiation image data; and means for transferring the reduced image data to the transfer destination so as to display the reduced image data at the transfer destination, Prior to the transfer of each radiation image data, the image data can be transferred independently for each radiation imaging. Since a reduced image has a relatively small capacity, even if it is transferred wirelessly, the transfer speed is high, and the throughput of the entire radiation imaging system does not decrease.
なお、前記放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成し、その縮小画像データをメモリ手段に保存しておき、各縮小画像データをまとめて各放射線画像データの転送に先立って独立して転送するようにしてもよい。 Note that reduced image data is created based on the radiation image data, the reduced image data is stored in the memory means, and each reduced image data is transferred together before transferring each radiation image data. You may do it.
また、前記放射線画像データの前記メモリ手段における前記保存中にまたは前記保存後に前記縮小画像データを作成することが好ましい。 The reduced image data is preferably created during or after the storage of the radiation image data in the memory means.
また、前記転送先で表示された縮小画像でその放射線撮影の撮影状態が確認された後に、その確認結果情報を前記転送先から受信し、前記確認結果情報に基づいて前記放射線画像データの転送を実行するか否かを判断するように構成できる。 In addition, after the radiographic imaging state is confirmed in the reduced image displayed at the transfer destination, the confirmation result information is received from the transfer destination, and the radiation image data is transferred based on the confirmation result information. It can be configured to determine whether or not to execute.
この場合、撮影状態が良好のときは前記判断結果に基づいて前記放射線画像データの転送を実行することができ、また、撮影状態が不適のときは前記判断結果に基づいて前記放射線画像データを破棄することができる。 In this case, the radiographic image data can be transferred based on the determination result when the imaging state is good, and the radiographic image data is discarded based on the determination result when the imaging state is inappropriate. can do.
また、前記各放射線画像データの推定された合計メモリ容量及び前記メモリ手段の残存メモリ容量の少なくとも一方に基づいて前記連続的放射線撮影の終了前に前記放射線画像データの転送を実行するように構成できる。 Further, the radiation image data can be transferred before the end of the continuous radiography based on at least one of the estimated total memory capacity of each radiation image data and the remaining memory capacity of the memory means. .
また、前記各放射線画像データの転送が完了する前に次の放射線撮影が開始されたとき、前記転送を停止するかまたは続行するかを判断するように構成できる。 Further, when the next radiation imaging is started before the transfer of each radiation image data is completed, it is possible to determine whether to stop or continue the transfer.
本発明の放射線画像取得方法及び放射線画像取得装置によれば、一患者に対し複数枚の放射線撮影を行う場合等において、放射線撮影毎に放射線画像データを転送する必要がなく、放射線撮影システム全体のスループットが低下しない。 According to the radiological image acquisition method and radiological image acquisition apparatus of the present invention, when performing radiography of a plurality of sheets for one patient, there is no need to transfer radiographic image data for each radiography, and the entire radiography system Throughput does not decrease.
以下、本発明を実施するための最良の形態について図面を用いて説明する。図１は本実施の形態において患者に放射線撮影を行いその放射線画像を取得する放射線画像取得システムを概略的に示す図である。図５は図１の放射線画像取得システムを概略的に示すブロック図である。 The best mode for carrying out the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram schematically showing a radiographic image acquisition system that performs radiography on a patient and acquires the radiographic image in the present embodiment. FIG. 5 is a block diagram schematically showing the radiological image acquisition system of FIG.
図１の放射線画像取得システムは、ベット１１０上で臥位状態にある放射線撮影の被写体の患者Ｐに対し、放射線発生制御装置１０２で制御された放射線源１０１から放射線（Ｘ線）１００を照射し、患者Ｐの撮影対象部位を透過した透過放射線がベット１１０と患者Ｐとの間に挟まれるようにして配置されたフラットパネル状の放射線画像検出器５により検出されるようになっている。
The radiation image acquisition system in FIG. 1 emits radiation (X-rays) 100 from a
なお、放射線源１０１は、一般に固定陽極あるいは回転陽極Ｘ線管が用いられ、Ｘ線管は陽極の負荷電圧が医療の場合は、例えば２０ｋＶから１５０ｋＶとされる。
The
図１，図５のように、放射線画像検出器５は、その透過放射線の検出結果に基づいて放射線画像データを生成し、メモリ部３１に保存するとともに、その生成した放射線画像データをデータ無線信号ｍとして検出器通信部３５から無線で転送先の画像処理装置１に転送するようになっている。
As shown in FIGS. 1 and 5, the
図１のように、画像処理装置１は、例えば病院内のネットワーク５０を介して、液晶デスプレイやＣＲＴ等からなる画像表示装置５１，画像データを保存し管理するデータベースサーバ５２，フィルムに画像を可視像化して出力するプリンタ５３及びＨＩＳ（病院情報システム）／ＲＩＳ（放射線部情報システム）５４と接続されている。放射線撮影の行う患者は、その撮影情報がその患者情報とともにＨＩＳ／ＲＩＳ５４に登録され、登録された患者情報・撮影情報を画像処理装置１が受信可能となっている。
As shown in FIG. 1, the
また、画像処理装置１は、図１，図５のように、制御部６の制御により、放射線画像検出器５からの放射線画像データのデータ無線信号ｍをＰＣ通信部４で受信し、表示部２の画面３にその放射線画像を表示するとともに、画像処理部７で所定の周波数処理や階調処理等の画像処理を行い、画像処理後の放射線画像データをメモリ部９に保存し、また、出力部８から診察室の画像表示装置５１やデータベースサーバ５２やプリンタ５３等に出力するようになっている。また、図５のように画像処理装置１は、ＰＣ通信部４から無線信号ｎを放射線画像検出器５の検出器通信部３５に送信できる。
As shown in FIGS. 1 and 5, the
なお、図１，図５の画像処理装置１は、いわゆるパーソナルコンピュータから構成され、液晶デスプレイやＣＲＴ等からなる表示部２に加えて、コンピュータ本体（ＰＣ）と、マウス等のポインティングデバイスやキーボード等の入力装置（図示省略）と、を備える。また、通常、画像処理装置１は撮影室の外に設置され、ＰＣ通信部４は撮影室内に設置される。
The
上述のようにして、図１の放射線画像取得システムでは、ＨＩＳ／ＲＩＳ５４から受信した登録された患者情報・撮影情報に基づいて放射線撮影を行い、その放射線撮影による患者Ｐの放射線画像を放射線画像検出器５で検出し生成し画像処理装置１に転送し、画像処理装置１で画像処理し、診断可能な状態にして出力したり保存することができる。
As described above, in the radiological image acquisition system of FIG. 1, radiography is performed based on the registered patient information / imaging information received from the HIS /
更に、図１の放射線画像取得システムは、放射線画像検出器５の制御回路３０により縮小画像生成部２９で放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成し、データ無線信号ｍとして画像処理装置１に転送し、ＰＣ通信部４を介して受信した画像処理装置１で縮小画像を表示部２の画面３に表示し、画像のぶれや画像位置などの撮影良否の確認を行うことができ、その撮影良否の確認結果情報を画像処理装置１はＰＣ通信部４から無線信号ｎとして放射線画像検出器５に送信するようになっている。なお、画像処理装置１における撮影良否の確認は、例えば、放射線技師が表示部２の画面３上の確認ボタンにタッチしたり、キーボード等の入力装置から入力したり、音声認識装置から音声で入力できる。
Further, in the radiographic image acquisition system of FIG. 1, the
また、放射線画像検出器５では検出器通信部３５で介して受信した確認結果情報に基づいて放射線画像データの転送を実行し、または、メモリ部３１内の放射線画像データを破棄する。
Further, the
なお、図１，図５の検出器通信部３５とＰＣ通信部４との間の無線通信は、電波を用いるが、本発明はこれに限定されず、赤外線通信や光通信を用いてもよい。
1 and 5 uses radio waves for wireless communication between the
次に、上述の図１の放射線画像検出器５について図２乃至図４を参照して説明する。図２は図１の放射線画像検出器を示すために部分的に破断して内部を見た斜視図である。図３は図２の放射線画像検出器の回路構成を示す図である。図４は図２の撮像パネルの一部断面図である。
Next, the
放射線画像検出器５は、フラットパネル状に可搬性に構成されたＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）であり、放射線画像取得装置を構成するが、本出願人が先に特開２００３−３４４５４５公報で開示した構成例を参照して説明する。
The
図２に示すように、放射線画像検出器５は、撮像パネル２１と、放射線画像検出器５の動作を制御する制御回路３０と、フラッシュメモリ等による書き換え可能な読み出し専用メモリを用いて撮像パネル２１から出力された画像信号を記憶するメモリ部３１と、放射線画像検出器５の動作を切り換えるための操作部３２と、放射線画像の撮影準備の完了やメモリ部３１に所定量の画像信号が書き込まれたことを示す表示部３３と、撮像パネル２１を駆動して画像信号を得るために必要とされる電力を供給する電源部３４と、放射線画像検出器５と図１のＰＣ通信部４との間で無線により通信を行うための検出器通信部３５と、を備え、これらが扁平な矩形状の筐体４０内に収容されている。
As shown in FIG. 2, the
図３のように、撮像パネル２１は、照射された放射線の強度に応じて蓄積された電気エネルギーを読み出す走査駆動回路２５と、蓄積された電気エネルギーを画像信号として出力する信号選択回路２７と、を有する。
As shown in FIG. 3, the
筐体４０は、外部からの衝撃に耐えかつ重量ができるだけ軽い素材であるアルミニウムやアルミニウム合金から外形を構成することが好ましく、筐体４０の放射線入射面側は、放射線を透過し易い非金属例えばカーボン繊維などを用いて構成する。また、放射線入射面とは逆である背面側においては、放射線が放射線画像検出器５を透過してしまうことを防ぐ目的や放射線画像検出器５を構成する素材が放射線を吸収することで生ずる２次放射線からの影響を防ぐために、放射線を効果的に吸収する材料例えば鉛板などを用いる。また、筐体４０の内部では、走査駆動回路２５、信号選択回路２７、制御回路３０、メモリ部３１等は、放射線遮蔽部材（図示省略）で覆われており、筐体４０の内部で放射線の散乱を生じたり、各回路に放射線が照射されることが防止される。
The
図３のように、撮像パネル２１には照射された放射線の強度に応じて蓄積された電気エネルギーを読み出すための収集電極２２０が２次元状に配置されており、この収集電極２２０がコンデンサ２２１の一方の電極とされて、電気エネルギーがコンデンサ２２１に蓄えられる。１つの収集電極２２０は放射線画像の１画素に対応する。
As shown in FIG. 3, the
画素間には走査線２２３-1〜２２３-mと信号線２２４-1〜２２４-nが例えば直交するように配設される。コンデンサ２２１-(1,1)には、シリコン積層構造あるいは有機半導体で構成されたトランジスタ２２２-(1,1)が接続されている。このトランジスタ２２２-(1,1)は、例えば電界効果トランジスタであり、ドレイン電極あるいはソース電極が収集電極２２０-(1,1)に接続されるとともに、ゲート電極は走査線２２３-1と接続される。ドレイン電極が収集電極２２０-(1,1)に接続されるときにはソース電極が信号線２２４-1と接続され、ソース電極が収集電極２２０-(1,1)に接続されるときにはドレイン電極が信号線２２４-1と接続される。また、他の画素の収集電極２２０やコンデンサ２２１及びトランジスタ２２２も同様に走査線２２３や信号線２２４が接続される。
Between the pixels, scanning lines 223-1 to 223-m and signal lines 224-1 to 224-n are disposed so as to be orthogonal, for example. The capacitor 221- (1,1) is connected to a transistor 222- (1,1) made of a silicon laminated structure or an organic semiconductor. The transistor 222- (1,1) is, for example, a field effect transistor, and the drain electrode or the source electrode is connected to the collecting electrode 220- (1,1), and the gate electrode is connected to the scanning line 223-1. The When the drain electrode is connected to the collecting electrode 220- (1,1), the source electrode is connected to the signal line 224-1, and when the source electrode is connected to the collecting electrode 220- (1,1), the drain electrode is connected to the signal line 224-1. Connected to line 224-1. Similarly, the scanning line 223 and the signal line 224 are connected to the collecting
図４の撮像パネル２１の一部断面図に示すように、放射線の照射面側には、入射された放射線の強度に応じて発光を行うシンチレータ層である第１層２１１が設けられている。ここで、第１層２１１には例えば波長が１Å（１×１０−１０ｍ）程度である人体等を透過する電磁波であるＸ線（放射線）が図１の放射線源１０１から照射される。
As shown in the partial cross-sectional view of the
第１層２１１は、蛍光体を主たる成分とするものであり、入射した放射線に基づいて、波長が３００ｎｍから８００ｎｍの電磁波、すなわち、可視光線を中心に紫外光から赤外光にわたる電磁波（光）を出力する。第１層２１１で用いられる蛍光体は、タングステン酸塩系蛍光体、テルビウム賦活希土類酸硫化物系蛍光体、テルビウム賦活希土類燐酸塩系蛍光体、テルビウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ヨウ化セシウム等から構成できるが、これらに限定されるものではなく、放射線の照射によって可視または紫外または赤外領域などの、受光素子が感度を持つ領域の電磁波を出力する蛍光体であればよい。 The first layer 211 is mainly composed of a phosphor, and based on incident radiation, an electromagnetic wave having a wavelength of 300 nm to 800 nm, that is, an electromagnetic wave (light) ranging from ultraviolet light to infrared light centering on visible light. Is output. The phosphors used in the first layer 211 are tungstate phosphors, terbium activated rare earth oxysulfide phosphors, terbium activated rare earth phosphate phosphors, terbium activated rare earth oxyhalide phosphors, cesium iodide. However, the present invention is not limited to these, and any phosphor that outputs an electromagnetic wave in a region where the light receiving element has sensitivity such as the visible, ultraviolet, or infrared region by irradiation of radiation may be used.
次に、第１層２１１の放射線照射面側とは逆の面側に、第１層から出力された電磁波（光）を電気エネルギーに変換する第２層２１２が形成される。第２層２１２は、第１層２１１側から、隔膜２１２ａ、透明電極膜２１２ｂ、正孔伝導層２１２ｃ、電荷発生層２１２ｄ、電子伝導層２１２ｅ、導電層２１２ｆが設けられている。ここで、電荷発生層２１２ｄは、光電変換可能な即ち電磁波（光）によって電子や正孔を発生し得る有機化合物を含有し、光電変換を円滑に行うために、いくつかの機能分離された層を有することが好ましく、例えば図４に示すように第２層が構成される。
Next, a second layer 212 that converts electromagnetic waves (light) output from the first layer into electrical energy is formed on the side of the first layer 211 opposite to the radiation irradiation surface side. The second layer 212 includes a
隔膜２１２ａは、第１層２１１と他の層を分離するためのものであり、例えばOxi-nitrideなどが用いられる。透明電極膜２１２ｂは、例えばインジウムチンオキシド（ＩＴＯ）、ＳｎＯ２、ＺｎＯなどの導電性透明材料を用いて形成される。透明電極膜２１２ｂの形成では、蒸着やスパッタリング等の方法を用いて薄膜を形成できる。また、フォトリソグラフィー法で所望の形状のパターンを形成してもよく、あるいは高いパターン精度を必要としない場合（１００μｍ以上程度）は、上記電極物質の蒸着やスパッタリング時に所望の形状のマスクを介してパターンを形成してもよい。
The
電荷発生層２１２ｄでは、第１層２１１から出力された電磁波（光）によって電子と正孔を発生される。ここで発生した正孔は正孔伝導層２１２ｃに集められ、電子は電子伝導層２１２ｅに集められる。なお、本構造において、正孔伝導層２１２ｃと電子伝導層２１２ｅは必ずしも必須なものではない。
In the
導電層２１２ｆは、例えばクロムなどで生成されている。また、一般の金属電極若しくは前記透明電極の中から選択可能であるが、良好な特性を得るためには仕事関数の小さい（４．５ｅＶ以下）金属、合金、電気伝導性化合物及びこれらの混合物を電極物質とするものが好ましい。このような電極物質の具体例としては、ナトリウム、ナトリウム−カリウム合金、マグネシウム、リチウム、アルミニウム等が挙げられるが、これらに限定されない。導電層２１２ｆは、これらの電極物質を原料として蒸着やスパッタリング等の方法を用いて生成できる。 The conductive layer 212f is made of, for example, chromium. In addition, a general metal electrode or the transparent electrode can be selected, but in order to obtain good characteristics, a metal, an alloy, an electrically conductive compound and a mixture thereof having a small work function (4.5 eV or less) are used. What is used as an electrode material is preferable. Specific examples of such electrode materials include, but are not limited to, sodium, sodium-potassium alloy, magnesium, lithium, and aluminum. The conductive layer 212f can be generated using a method such as vapor deposition or sputtering using these electrode materials as raw materials.
次に、電荷発生層２１２ｄは、シアニン色素の会合体やＪ凝集体を形成する有機化合物を用いて構成する。シアニン色素はハロゲン化銀写真の分光増感剤として広く使用されている。Ｊ凝集体は可視光を吸収して色素分子を構成する電子が励起状態となって、その励起電子がハロゲン化銀粒子に移動することで、ハロゲン化銀粒子が感光する。このシアニン色素は一般にハロゲン化銀粒子上では色素分子会合体を形成しているといわれる。色素分子が会合体を形成することにより、色素分子自体が安定化する。
Next, the
次に、第２層２１２の放射線照射面側とは逆の面側には、第２層２１２で得られた電気エネルギーの蓄積および蓄積された電気エネルギーに基づく信号の出力を行う第３層２１３が形成されている。第３層２１３は、第２層２１２で生成された電気エネルギーを画素毎に蓄えるコンデンサ２２１と、蓄えられた電気エネルギーを信号として出力するためのスイッチング素子であるトランジスタ２２２を用いて構成されている。なお第３層は、スイッチング素子を用いるものに限られるものではなく、例えば蓄えられた電気エネルギーのエネルギーレベルに応じた信号を生成して出力する構成とすることもできる。
Next, the third layer 213 that accumulates the electric energy obtained in the second layer 212 and outputs a signal based on the accumulated electric energy is provided on the side opposite to the radiation irradiation surface side of the second layer 212. Is formed. The third layer 213 includes a
トランジスタ２２２は、例えばＴＦＴ（薄膜トランジスタ）を用いる。このＴＦＴは、液晶ディスプレイ等に使用されている無機半導体系のものでも、有機半導体を用いたものでも良く、好ましくはプラスチックフィルム上に形成されたＴＦＴである。プラスチックフィルム上に形成されたＴＦＴとしては、アモルファスシリコン系のものが知られている。
As the
スイッチング素子であるトランジスタ２２２には、図３及び図４に示すように、第２層２１２で生成された電気エネルギーを蓄積するとともに、コンデンサ２２１の一方の電極となる収集電極２２０が接続されている。このコンデンサ２２１には第２層２１２で生成された電気エネルギーが蓄積されるとともに、この蓄積された電気エネルギーはトランジスタ２２２を駆動することで読み出される。即ち、スイッチング素子を駆動することで放射線画像を画素毎の信号を生成することができる。なお、図４において、トランジスタ２２２は、ゲート電極２２２ａ、ソース電極（ドレイン電極）２２２ｂ、ドレイン電極（ソース電極）２２２ｃ、有機半導体層２２２ｄ、絶縁層２２２ｅで構成されている。
As shown in FIGS. 3 and 4, the
第４層２１４は、撮像パネル２１の基板である。第４層２１４として好ましく用いられる基板は、プラスチックフィルムであり、プラスチックフィルムとしては、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、ポリエーテルイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリフェニレンスルフィド、ポリアリレート、ポリイミド、ボリカーボネート（ＰＣ）、セルローストリアセテート（ＴＡＣ）、セルロースアセテートプロピオネート（ＣＡＰ）等からなるフィルム等が挙げられる。このように、プラスチックフィルムを用いることで、ガラス基板を用いる場合に比べて軽量化を図ることができるとともに、衝撃に対する耐性を向上できる。
The
更に、第４層２１４の第３層側面とは反対面側に電源部３４を設ける構成としてもよく、電源部３４は、例えばマンガン電池、ニッケル・カドミウム電池、水銀電池、鉛電池などの一次電池、充電可能なニッケルポリマー二次電池やリチウムイオンポリマー電池等の二次電池であってよく、この電池は、ＦＰＤを薄型化できるように平板状の形態が好ましい。
Furthermore, the
また、図３のように、撮像パネル２１では、信号線２２４-1〜２２４-nに、例えばドレイン電極が接続された初期化用のトランジスタ２３２-1〜２３２-nが設けられている。このトランジスタ２３２-1〜２３２-nのソース電極は接地されている。また、ゲート電極はリセット線２３１と接続される。
As shown in FIG. 3, in the
撮像パネル２１の走査線２２３-1〜２２３-mとリセット線２３１は、図３に示すように、走査駆動回路２５と接続されている。走査駆動回路２５から走査線２２３-1〜２２３-mのうちの１つ走査線２２３-p（pは1〜mのいずれかの値）に読出信号ＲＳが供給されると、この走査線２２３-pに接続されたトランジスタ２２２-(p,1)〜２２２-(p,n)がオン状態とされて、コンデンサ２２１-(p,1)〜２２１-(p,n)に蓄積された電気エネルギーが信号線２２４-1〜２２４-nにそれぞれ読み出される。信号線２２４-1〜２２４-nは、信号選択回路２７の信号変換器２７１-1〜２７１-nに接続されており、信号変換器２７１-1〜２７１-nでは信号線２２４-1〜２２４-n上に読み出された電気エネルギー量に比例する電圧信号ＳＶ-1〜ＳＶ-nを生成する。この信号変換器２７１-1〜２７１-nから出力された電圧信号ＳＶ-1〜ＳＶ-nはレジスタ２７２に供給される。
The scanning lines 223-1 to 223-m and the
レジスタ２７２では、供給された電圧信号が順次選択されて、Ａ／Ｄ変換器２７３で（例えば、１２ビットないし１４ビットの）１つの走査線に対するディジタルの画像信号とされ、制御回路３０は、走査線２２３-1〜２２３-mの各々に、走査駆動回路２５を介して読出信号ＲＳを供給して画像走査を行い、走査線毎のディジタル画像信号を取り込んで、放射線画像の画像信号の生成を行う。この画像信号は制御回路３０に供給される。
In the
また、走査駆動回路２５からリセット信号ＲＴをリセット線２３１に供給してトランジスタ２３２-1〜２３２-nをオン状態とするとともに、走査線２２３-1〜２２３-mに読出信号ＲＳを供給してトランジスタ２２２-(1,1)〜２２２-(m,n)をオン状態とすると、コンデンサ２２１-(1,1)〜２２１-(m,n)に蓄えられた電気エネルギーがトランジスタ２３２-1〜２３２-nを介して放出されることで、撮像パネル２１の初期化を行うことができる。
Further, the reset signal RT is supplied from the
図３のように、制御回路３０にはメモリ部３１や操作部３２や通信部３５が接続されており、操作部３２からの操作信号ＰＳや画像処理装置１からの無線信号ｎに基づいて放射線画像検出器５の動作が制御される。
As shown in FIG. 3, a
操作部３２は複数のスイッチが設けられており、操作部３２からのスイッチ操作に応じた操作信号ＰＳまたは画像処理装置１からの無線信号ｎに基づいて撮像パネル２１の初期化や放射線画像の画像信号の生成が行われる。
The
また、制御回路３０は、生成した画像信号をメモリ部３１に記憶させる処理を行うとともに、検出器通信部３５から図１，図５のＰＣ通信部４に対しデータ無線信号ｍとして無線で転送する。
Further, the
上述のように、図２〜図４の放射線画像検出器５は、撮像パネルや電源部やメモリ部等を一体化してフラットパネル型の可搬構造に構成したので、放射線画像の撮影を簡単に行うことができる。
As described above, the
上述の図３，図４の撮像パネル２１は有機物による光電変換素子であるが、無機物による光電変換素子であってもよく、かかる構成の撮像パネルについて本出願人が特開２０００−２５０１５２号公報で開示した構成例を参照して説明する。図９は無機物による光電変換素子を含む撮像パネルから構成された放射線画像検出器の回路構成を示す図である。図１０は図９の撮像パネルの一部断面図である。
The
図９，図１０の構成を有する放射線画像検出器５は、図２と同様にフラットパネル状に可搬性に構成されたＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）であり、放射線画像取得装置を構成する。
The
図９，図１０の放射線画像検出器５は、撮像パネル２１と、放射線画像検出器５の動作を制御する制御回路３０と、フラッシュメモリ等による書き換え可能な読み出し専用メモリを用いて撮像パネル２１から出力された画像信号を記憶するメモリ部３１と、撮像パネル２１を駆動して画像信号を得るために必要とされる電力を供給する電源部３４と、放射線画像検出器５と図１のＰＣ通信部４との間で無線により通信を行うための検出器通信部３５と、を備え、これらが扁平な矩形状の筐体４０内に収容されている。
The
図９のように、撮像パネル２１は、照射された放射線の強度に応じて蓄積された電気エネルギーを読み出す走査駆動回路２５と、蓄積された電気エネルギーを画像信号として出力する信号選択回路２７と、を有する。
As shown in FIG. 9, the
筐体４０は、外部からの衝撃に耐えかつ重量ができるだけ軽い素材であるアルミニウムやアルミニウム合金から外形を構成することが好ましく、筐体４０の放射線入射面側は、放射線を透過し易い非金属例えばカーボン繊維などを用いて構成する。また、放射線入射面とは逆である背面側においては、放射線が放射線画像検出器５を透過してしまうことを防ぐ目的や放射線画像検出器５を構成する素材が放射線を吸収することで生ずる２次放射線からの影響を防ぐために、放射線を効果的に吸収する材料例えば鉛板などを用いる。
The
また、筐体４０の内部では、走査駆動回路２５、信号選択回路２７、制御回路３０、メモリ部３１等は、放射線遮蔽部材（図示省略）で覆われており、筐体４０の内部で放射線の散乱を生じたり、各回路に放射線が照射されることが防止される。電源部３４は、例えばマンガン電池、ニッケル・カドミウム電池、水銀電池、鉛電池などの一次電池、充電可能なニッケルポリマー二次電池やリチウムイオンポリマー電池等の二次電池であってよく、この電池は、ＦＰＤを薄型化できるように平板状の形態が好ましい。
Further, inside the
図９のように、撮像パネル２１には、シンチレータにより変換された可視光を検出し、この可視光を被写体の放射線画像を担持する画像信号に光電変換する光電変換素子４１２-(1,1)〜４１２-(m,n)が２次元配置されている。光電変換素子４１２間には走査線４２１-1〜４２１-mと信号線４２２-1〜４２２-nが例えば直交するように配設される。光電変換素子４１２-(1,1)には、１つのトランジスタ４２３-(1,1)が接続されている。このトランジスタ４２３-(1,1)は、例えば電界効果トランジスタが用いられており、ドレイン電極あるいはソース電極が光電変換素子４１２-(1,1)に接続されるとともに、ゲート電極は走査線４２１-1と接続される。ドレイン電極が光電変換素子４１２-(1,1)に接続されるときにはソース電極が信号線４２２-1と接続され、ソース電極が光電変換素子４１２-(1,1)に接続されるときにはドレイン電極が信号線４２２-1と接続される。このようにして１つの画素が形成される。
As shown in FIG. 9, the
他の光電変換素子４１２にも同様にトランジスタ４２３が接続されており、トランジスタ４２３のゲート電極には走査線４２１が接続されるとともに、ソース電極あるいはドレイン電極には信号線４２２が接続される。
Similarly, a
図１０のように、光電変換素子４１２は、基板４１１の上にパターン成形した導電膜からなる信号線４１３とアモルファスシリコン層４１４と透明電極４１５とからなるフォトダイオードで構成されている。信号線４１３は、基板４１１上に形成された薄膜トランジスタ４２３のドレイン電極４２３ｄ（またはソース電極４２３ｓ）と接続される。また、薄膜トランジスタ４２３のゲート電極４２３ｇは走査線が接続され、ソース電極４２３ｓ（またはドレイン電極４２３ｄ）は信号線４２２と接続される。なお、ソース電極４２３ｓ及びドレイン電極４２３ｄとゲート電極４２３ｇ間にはゲート絶縁膜４２４と半導体層４２５が設けられている。
As shown in FIG. 10, the photoelectric conversion element 412 includes a photodiode including a signal line 413 formed of a conductive film patterned on a substrate 411, an amorphous silicon layer 414, and a transparent electrode 415. The signal line 413 is connected to the
光電変換素子４１２上には、蛍光体層（シンチレータ層）４３０が形成されており、場合によってはその裏面（Ｘ線源側）に支持体４３１が設けられている。なお、蛍光体層４３０の表面には後述するように保護層４３２が設けられており、蛍光体層４３０が光電変換素子４１２上に貼り付けられたときには、光電変換素子４１２と蛍光体層４３０間に保護層４３２が介在される。 A phosphor layer (scintillator layer) 430 is formed on the photoelectric conversion element 412, and a support 431 is provided on the back surface (X-ray source side) in some cases. Note that a protective layer 432 is provided on the surface of the phosphor layer 430 as will be described later. When the phosphor layer 430 is attached on the photoelectric conversion element 412, the gap between the photoelectric conversion element 412 and the phosphor layer 430 is reduced. A protective layer 432 is interposed between the two layers.
図９に示すように、撮像パネル２１の走査線４２１-1〜４２１-mは、走査駆動回路２５と接続されているとともに、信号線４２２-1〜４２２-nは電荷検出器４２５-1〜４２５-nと接続されている。ここで、走査駆動回路２５から走査線４２１-1〜４２１-mのうちの１つ走査線４２１-p（pは1〜mのいずれかの値）に電荷読出信号ＲＳが供給されると、この走査線４２１-pに接続されたトランジスタ４２３-(p,1)〜４２５-(p,n)がオン状態とされて、光電変換素子４１２-(p,1)〜４１２-(p,n)で発生された信号電荷が信号線４２２-1〜４２２-nを介して電荷検出器４２５-1〜４２５-nに供給される。電荷検出器４２５-1〜４２５-nでは信号線４２２-1〜４２２-nを介して供給された電荷量に比例する電圧信号ＳＶ-1〜ＳＶ-nが生成される。この電荷検出器４２５-1〜４２５-nから出力された電圧信号ＳＶ-1〜ＳＶ-nが信号選択回路２７に供給される。
As shown in FIG. 9, the scanning lines 421-1 to 421-m of the
信号選択回路２７は、レジスタ４５ａとＡ／Ｄ変換器４５ｂを用いて構成されており、レジスタ４５ａには電荷検出器４２５-1〜４２５-nから電圧信号が供給される。レジスタ４５ａでは、供給された電圧信号が順次選択されて、Ａ／Ｄ変換器４５ｂでディジタルのデータとされる。このデータは制御回路３０に供給される。
The
制御回路３０は、画像処理装置１（図１）から通信部３５を介して受信した無線信号ｎに含まれる制御信号ＣＴＤに基づいて走査制御信号ＲＣや出力制御信号ＳＣが生成される。この走査制御信号ＲＣが走査駆動回路２５に供給されて、走査制御信号ＲＣに基づき走査線４２１-1〜４２１-mに対しての電荷読出信号ＲＳの供給が行われる。また、出力制御信号ＳＣが信号選択回路２７に供給されて、レジスタ４５ａに蓄えられている電荷検出器４２５-1〜４２５-nからの電圧信号の選択動作が制御されるとともに選択された電圧信号がデータ信号に変換されて、画像データＤＴとして信号選択回路２７から制御回路３０に供給される。
The
制御回路３０では、この画像データＤＴを通信部３５を介して画像処理装置１（図１）に無線信号ｍとして送信される。なお、画像データＤＴを画像処理装置１に供給する際に画像データの対数変換処理を行うものとすれば、画像処理装置１における画像データの処理を簡単とすることができる。また、上記の対数変換を読み出された電荷量を電荷検出器４２５で電圧信号ＳＶに変換するときに同時に行っても良い。こうして対数変換後にＡ／Ｄ変換器４５ｂでディジタルデータとすることにより、電圧信号ＳＶが小さい領域での放射線情報の分解能を高くすることができる。
In the
図１０の撮像パネル２１の蛍光体層４３０は、蛍光体と結合剤とからなる蛍光体塗料を支持体に塗布して蛍光体層を形成した後、蛍光体層を光電変換素子側にして貼り付ける方法が用いられる。なお、蛍光体塗料を仮支持体に塗布してから乾燥させて剥離することによりシート状の蛍光体層を形成し、それを貼り付けたり、蛍光体塗料を吹き付けて蛍光体層を形成したり、直接または保護層を介して蛍光体塗料を光電変換素子に塗布するものとしてもよい。
The phosphor layer 430 of the
この蛍光体層４３０を形成するためには、まず、適当な有機溶媒中に、結合剤と蛍光体を添加し、ディスパーザーやボールミルを使用し、撹拌混合して結合剤中に蛍光体が均一に分散した蛍光体塗料を調製する。 In order to form the phosphor layer 430, first, a binder and a phosphor are added to an appropriate organic solvent, and a disperser or a ball mill is used to stir and mix so that the phosphor is uniform in the binder. A phosphor coating dispersed in is prepared.
蛍光体としては、タングステン酸塩系蛍光体（ＣａＷＯ４、ＭｇＷＯ、ＣａＷＯ４：Ｐｂ等）、テルビウム賦活希土類酸硫化物系蛍光体［Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）Ｏ２Ｓ：Ｔｂ，Ｔｍ等］、テルビウム賦活希土類燐酸塩系蛍光体（ＹＰＯ４：Ｔｂ、ＧｄＰＯ４：Ｔｂ、ＬａＰＯ４：Ｔｂ等）、テルビウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体（ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ等）、ツリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体（ＬａＯＢｒ：Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｍ等）、硫酸バリウム系蛍光体［ＢａＳＯ４：Ｐｂ、ＢａＳＯ４：Ｅｕ２＋、（Ｂａ，Ｓｒ）ＳＯ４：Ｅｕ２＋等］、２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属燐酸塩系蛍光体［（Ｂａ２ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋、（Ｂａ２ＰＯ４）2：Ｅｕ２＋等］、２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体［ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦ２・ＢａＣｌ・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋、（Ｂａ・Ｍｇ）Ｆ２・ＢａＣｌ・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋等］、沃化物系蛍光体（ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ、ＫＩ：Ｔｌ等）、硫化物系蛍光体［ＺｎＳ：Ａｇ（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ，Ａｌ等］、燐酸ハフニウム系蛍光体（ＨｆＰ２Ｏ７：Ｃｕ等）、タンタル酸塩系蛍光体（ＹＴａＯ４、ＹＴａＯ４：Ｔｍ、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、［Ｙ，Ｓｒ］ＴａＯ４−Ｘ：Ｎｂ、ＬｕＴａＯ４、ＬｕＴａＯ４：Ｎｂ、［Ｌｕ，Ｓｒ］ＴａＯ４−Ｘ：Ｎｂ、ＧｄＴａＯ４：Ｔｍ、Ｇｄ２Ｏ３・Ｔａ２Ｏ５・Ｂ２Ｏ３：Ｔｂ等）が用いられ、特に、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、ＣｓＩ：Ｔｌが望ましい。 Examples of phosphors include tungstate phosphors (CaWO 4 , MgWO, CaWO 4 : Pb, etc.), terbium activated rare earth oxysulfide phosphors [Y 2 O 2 S: Tb, Gd 2 O 2 S: Tb, La 2 O 2 S: Tb, (Y, Gd) 2 O 2 S: Tb, (Y, Gd) O 2 S: Tb, Tm, etc.], terbium-activated rare earth phosphate phosphor (YPO 4 : Tb, GdPO 4 : Tb, LaPO 4 : Tb, etc.), terbium activated rare earth oxyhalide phosphors (LaOBr: Tb, LaOBr: Tb, Tm, LaOCl: Tb, LaOCl: Tb, Tm, LaOCl: Tb, Tm, LaOBr: Tb) , GdOBr: Tb, GdOCl: Tb, etc.), thulium activated rare earth oxyhalide phosphors (LaOBr: Tm, LaOCl: Tm, etc.), barium sulfate Phosphors [BaSO 4 : Pb, BaSO 4 : Eu 2+ , (Ba, Sr) SO 4 : Eu 2+ etc.], divalent europium activated alkaline earth metal phosphate phosphors [(Ba 2 PO 4 ) 2 : Eu 2+ , (Ba 2 PO 4 ) 2: Eu 2+, etc.] Divalent europium-activated alkaline earth metal fluoride halide-based phosphors [BaFCl: Eu 2+ , BaFBr: Eu 2+ , BaFCl: Eu 2+ , Tb, BaFBr: Eu 2+ , Tb, BaF 2 · BaCl · KCl: Eu 2+ , (Ba · Mg) F 2 · BaCl · KCl: Eu 2+ etc.], iodide phosphors (CsI: Na, CsI: Tl, NaI, KI: Tl, etc.), sulfide-based phosphors [ZnS: Ag (Zn, Cd) S: Ag, (Zn, Cd) S: Cu, (Zn, Cd) S: Cu, Al, etc.], phosphoric acid Bromide phosphor (HfP 2 O 7: Cu, etc.), tantalum based phosphor (YTaO 4, YTaO 4: Tm , YTaO 4: Nb, [Y, Sr] TaO 4-X: Nb, LuTaO 4, LuTaO 4 : Nb, [Lu, Sr] TaO 4 -X : Nb, GdTaO 4 : Tm, Gd 2 O 3 .Ta 2 O 5 .B 2 O 3 : Tb, etc.), particularly Gd 2 O 2 S : Tb, CsI: Tl are desirable.
ただし、蛍光体は、上述のものに限定されるものではなく、放射線の照射により可視領域の発光を示し、この発光波長に光電変換素子が感度をもつものであれば使用できる。 However, the phosphor is not limited to those described above, and any phosphor can be used as long as it emits light in the visible region upon irradiation with radiation, and the photoelectric conversion element has sensitivity to the emission wavelength.
ここで、蛍光体の平均粒子径は蛍光体層内の蛍光体の充填率を高くして、高精細な発光が可能であるとともに、蛍光体層内での蛍光体の発光の散乱を低減できるように０．５μｍ以上１０μｍ以下、好ましくは１μｍ以上５μｍ以下とする。 Here, the average particle diameter of the phosphor increases the filling rate of the phosphor in the phosphor layer, enables high-definition light emission, and can reduce scattering of the phosphor emission in the phosphor layer. Thus, it is 0.5 μm or more and 10 μm or less, preferably 1 μm or more and 5 μm or less.
蛍光体塗料調製用の溶剤としては、メタノール、エタノール、ｎ−プロパノール、ｎ−ブタノールなどの低級アルコール、メチレンクロライド、エチレンクロライドなどの塩素原子含有炭化水素、アセトン、メチルエチルケトン、メチルイソブチルケトンなどのケトン、トルエン、ベンゼン、シクロへキサン、シクロヘキサノン、キシレンなどの芳香族化合物、酢酸メチル、酢酸エチル、酢酸ブチルなどの低級脂肪酸と低級アルコールとのエステル、ジオキサン、エチレングリコールモノエチルエステル、エチレングリコールモノメチルエステルなどのエーテル及びそれらの混含物を挙げることができる。 Solvents for preparing phosphor paints include lower alcohols such as methanol, ethanol, n-propanol and n-butanol, chlorine atom-containing hydrocarbons such as methylene chloride and ethylene chloride, ketones such as acetone, methyl ethyl ketone and methyl isobutyl ketone, Aromatic compounds such as toluene, benzene, cyclohexane, cyclohexanone, xylene, esters of lower fatty acids and lower alcohols such as methyl acetate, ethyl acetate, butyl acetate, dioxane, ethylene glycol monoethyl ester, ethylene glycol monomethyl ester Mention may be made of ethers and their inclusions.
なお、蛍光体塗料には塗料中における蛍光体の分散性を向上させるための分散剤、又は形成後の蛍光体層中における結含剤と蛍光体との間の結合力を向上させるための可塑剤など種々の添加剤が混合されてもよい。 It should be noted that the phosphor paint has a dispersant for improving the dispersibility of the phosphor in the paint, or a plastic for improving the binding force between the binder and the phosphor in the formed phosphor layer. Various additives such as an agent may be mixed.
分散剤の例としては、フタル酸、ステアリン酸、カプロン酸、親油性界面活性剤などを挙げることができる。可塑剤の例としては、燐酸トリフェニル、燐酸トリクレジル、燐酸ジフェニルなどの燐酸エステル、フタル酸ジエチル、フタル酸ジメトキシエチルなどのフタル酸エステル、グリコール酸エチルフタリルエチル、グリコール酸ブチルフタルブチルなどのグリコール酸エステル、トリエチレングリコールとアジピン酸とのポリエステル、ジエチレングリコールと琥珀酸とのポリエステルなどのポリエチレングリコールと脂肪族二塩基酸とのポリエステルなどを挙げることができる。 Examples of the dispersant include phthalic acid, stearic acid, caproic acid, lipophilic surfactant and the like. Examples of plasticizers include phosphates such as triphenyl phosphate, tricresyl phosphate and diphenyl phosphate, phthalates such as diethyl phthalate and dimethoxyethyl phthalate, glycols such as ethyl phthalyl ethyl glycolate and butyl phthalbutyl glycolate Examples thereof include acid esters, polyesters of triethylene glycol and adipic acid, polyesters of polyethylene glycol and aliphatic dibasic acid such as polyesters of diethylene glycol and oxalic acid, and the like.
上記のようにして調整された蛍光体と結合剤とを含有する蛍光体塗料を、支持体若しくはシート形成用の仮支持体の表面に均一に塗布することにより塗料の塗膜を形成する。 A coating film of the coating material is formed by uniformly applying the phosphor coating material containing the phosphor and the binder prepared as described above to the surface of the support or the temporary support for forming the sheet.
蛍光体層４３０の厚さは、十分な輝尽発光光量を得るとともに、蛍光体層内での光の散乱を少ないものとするため、２０〜１５０μｍであることが好ましく、２０〜１００μｍであることが望ましい。 The thickness of the phosphor layer 430 is preferably 20 to 150 μm and preferably 20 to 100 μm in order to obtain a sufficient amount of stimulated emission light and to reduce light scattering in the phosphor layer. Is desirable.
この塗布手段としては、例えばドクターブレード、ロールコーター、ナイフコーター、押し出しコーターなどを用いることにより行うことができる。 As this coating means, for example, a doctor blade, a roll coater, a knife coater, an extrusion coater or the like can be used.
図１０の支持体４３１としては、例えばガラス、ウール、コットン、紙、金属などの種々の素材から作られたものが使用され得るが、情報記録材料としての取り扱い上、可撓性のあるシート或いはロールに加工できるものが好ましい。この点から、例えばセルロースアセテートフィルム、ポリエステルフイルム、ポリエチレンテレフタレートフィルム、ポリアミドフィルム、ポリイミドフィルム、トリアセテートフィルム、ポリカーボネートフィルム等のプラスティックフィルム、アルミニウム箔、アルミニウム合金箔などの金属シート、一般紙及び例えば写真用原紙、コート紙、若しくはアート紙のような印刷用原紙、バライタ紙、レジンコート紙、べルギー特許７８４，６１５号明細書に記載されているようなポリサッカライド等でサイジングされた紙、二酸化チタンなどの顔料を含むピグメント紙、ポリビニールアルコールでサイジングした紙等の加工紙が特に好ましい。 As the support 431 in FIG. 10, for example, those made from various materials such as glass, wool, cotton, paper, metal, etc. can be used. What can be processed into a roll is preferable. From this point, for example, cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide film, polyimide film, triacetate film, plastic film such as polycarbonate film, metal sheet such as aluminum foil, aluminum alloy foil, general paper, and photographic base paper, for example Printing paper such as coated paper or art paper, baryta paper, resin-coated paper, paper sized with polysaccharides as described in Belgian Patent No. 784,615, titanium dioxide, etc. Particularly preferred are processed papers such as pigmented pigmented paper and paper sized with polyvinyl alcohol.
支持体４３１と蛍光体層４３０の結合を強化するため支持体表面にポリエステル又はゼラチンなどの高分子物貿を塗布して接着性を付与する下塗り層を設けたり、画質（鮮鋭度、粒状性）を向上せしめるためにカーボンブラックなどの光吸収物質からなる光吸収層などが設けてシンチレータからの発光の少なくとも一部を吸収するものとしてもよい。それらの構成は目的、用途などに応じて任意に選択することができるが、カーボンブラック含有黒色ポリエチレンテレフタレート支持体などが好ましい。 In order to reinforce the bond between the support 431 and the phosphor layer 430, an undercoat layer is provided on the support surface by applying a polymer material such as polyester or gelatin to provide adhesion, and image quality (sharpness, graininess) In order to improve the above, a light absorbing layer made of a light absorbing material such as carbon black may be provided to absorb at least a part of light emitted from the scintillator. Although those structures can be arbitrarily selected according to the purpose and application, a carbon black-containing black polyethylene terephthalate support is preferred.
また、蛍光体層４３０には、前述した支持体４３１に接する側と反対側表面を物理的、化学的に保護するための保護層４３２が設けられる。保護層４３２は、例えば酢酸セルロース、ニトロセルロースなどのセルロース誘導体、或いはポリメチールメタクリレート、ポリエチレンテレフタレート、ポリビニルブチラール、ポリビニルホルマール、ポリカーボネート、ポリ酢酸ビニル、塩化ビニル、酢酸ビニルコポリマーなどの合成高分子物質を適当な溶剤に溶解して調製した溶液を蛍光体層の表面に塗布する方法により形成することができる。これらの高分子物質は、単独でも混合しても使用できる。また、保護層４３２を塗布で形成する場合は塗布の直前に架橋剤を添加することが望ましい。或いはポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンナフタレート、ポリエチレン、ポリ塩化ビニリデン、ポリアミドなどからなるプラスチックシートを接着剤を用いて接着するなどの方法で形成することができる。 The phosphor layer 430 is provided with a protective layer 432 for physically and chemically protecting the surface opposite to the side in contact with the support 431 described above. The protective layer 432 is made of, for example, a cellulose derivative such as cellulose acetate or nitrocellulose, or a synthetic polymer substance such as polymethyl methacrylate, polyethylene terephthalate, polyvinyl butyral, polyvinyl formal, polycarbonate, polyvinyl acetate, vinyl chloride, or vinyl acetate copolymer. It can be formed by a method in which a solution prepared by dissolving in a solvent is applied to the surface of the phosphor layer. These polymer substances can be used alone or in combination. Further, when the protective layer 432 is formed by coating, it is desirable to add a cross-linking agent immediately before coating. Alternatively, it can be formed by a method of bonding a plastic sheet made of polyethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, polyethylene, polyvinylidene chloride, polyamide or the like using an adhesive.
また、有機溶媒に可溶性の弗素系樹脂を含む塗布膜により形成されることが好ましい。弗素系樹脂とは、弗素を含むオレフィン（フルオロオレフィン）の重合体、若しくは弗素を含むオレフィンを共重合体成分として含む共重合体をいう。弗素系樹脂の塗布膜により形成された保護層は架橋されていてもよい。また、膜強度の改良等の目的で、弗素系樹脂と他の高分子物質を混合してもよい。 Further, it is preferably formed of a coating film containing a fluorine resin soluble in an organic solvent. The fluorine-based resin refers to a polymer of olefin containing fluoro (fluoroolefin) or a copolymer containing olefin containing fluorine as a copolymer component. The protective layer formed of the fluorine resin coating film may be cross-linked. Further, for the purpose of improving the film strength and the like, a fluorine-based resin and other polymer substances may be mixed.
このような保護層４３２は、厚さ０．５μｍ以上１０μｍ以下、好ましくは１μｍ以上３μｍ以下であることが好ましい。このような薄い保護層４３２を用いることにより、蛍光体層４３０と光電変換素子との間隔が小さいものとされることから、蛍光体層４３０で発光された光が保護層４３２で散乱されることなく直ちに光電変換素子に入射されるので得られる放射線画像の鮮鋭度の向上に寄与することになる。 Such a protective layer 432 has a thickness of 0.5 to 10 μm, preferably 1 to 3 μm. By using such a thin protective layer 432, the distance between the phosphor layer 430 and the photoelectric conversion element is reduced, and thus the light emitted from the phosphor layer 430 is scattered by the protective layer 432. Since it is immediately incident on the photoelectric conversion element, it contributes to improvement of the sharpness of the obtained radiographic image.
ここで、蛍光体層４３０及び保護層４３２の少なくとも一方を着色することで、蛍光体層内での蛍光体の発光の散乱による鮮鋭度の低下を低減できる。着色剤としては、蛍光体の発光波長領域の光を少なくとも一部吸収するような着色剤であり、蛍光体の発光波長に吸収がある色として青色乃至赤色の着色剤が適宜使用される。 Here, by coloring at least one of the phosphor layer 430 and the protective layer 432, a reduction in sharpness due to scattering of light emission of the phosphor in the phosphor layer can be reduced. The colorant is a colorant that absorbs at least part of light in the emission wavelength region of the phosphor, and a blue to red colorant is appropriately used as a color that absorbs the emission wavelength of the phosphor.
例えば緑色領域に発光を示す蛍光体に使用される黄色乃至赤色の着色剤（染料及び顔料）の例としては、アゾ染料、アクリジン染料、キノリン染料、チアゾール染料、ニトロ染料などの各種染料；及びモリブデンオレンジ、カドミウム黄、黄鉛（クロムイエロー）、ジンククロメート、カドミウム黄、鉛丹などの各種顔料を挙げることができる。着色剤の含有量は、目的とする蛍光体層の用途、着色される部分、着色剤の種類などによって異なるが、一般的には、着色剤が染料である場合には１０：１乃至１０６：１（蛍光体：着色剤、重量比）の範囲から選ばれる。また着色剤が顔料であるときには１：１０乃至１０５：１（蛍光体：着色剤、重量比）の範囲から選ばれる。 Examples of yellow to red colorants (dyes and pigments) used for phosphors that emit light in the green region include various dyes such as azo dyes, acridine dyes, quinoline dyes, thiazole dyes, nitro dyes; and molybdenum Various pigments such as orange, cadmium yellow, chrome yellow, zinc chromate, cadmium yellow, and red lead can be exemplified. The content of the colorant varies depending on the intended use of the phosphor layer, the portion to be colored, the type of the colorant, etc., but generally 10: 1 to 10 6 when the colorant is a dye. : 1 (phosphor: colorant, weight ratio). When the colorant is a pigment, it is selected from the range of 1:10 to 10 5 : 1 (phosphor: colorant, weight ratio).
また、緑色領域に発光を示す蛍光体を使用する場合には、４２０乃至５４０ｎｍの波長域に吸収スペクトルの主ピークを有する着色剤を用いて着色するものとしてもよい。さらに、蛍光体の発光のピーク波長よりも長波長の発光領域における平均吸収率がピーク波長よりも短波長の発光領域における平均吸収率よりも高い着色剤を用いて着色するものとしてもよい。 In the case of using a phosphor that emits light in the green region, the phosphor may be colored using a colorant having a main peak of an absorption spectrum in a wavelength region of 420 to 540 nm. Further, the phosphor may be colored using a colorant whose average absorptance in the light emission region longer than the peak wavelength of light emission of the phosphor is higher than that in the light emission region shorter than the peak wavelength.
ところで、蛍光体層の形成では、蛍光体塗料を支持体に均一に塗布することにより形成するものとしたが、気相法、例えば蒸着による方法でも形成することができる。この蛍光体層を柱状結晶構造とすれば、光ガイド効果により蛍光体の発光の蛍光体層中における散乱を抑制することができる。 By the way, in the formation of the phosphor layer, the phosphor layer is formed by uniformly applying the phosphor coating to the support. However, the phosphor layer can also be formed by a vapor phase method, for example, a vapor deposition method. If this phosphor layer has a columnar crystal structure, it is possible to suppress scattering of phosphor emission in the phosphor layer by the light guide effect.
図９のように、制御回路３０にはメモリ部３１や操作部３２や表示部３３や通信部３５が接続されており、操作部３２からの操作信号ＰＳや画像処理装置１からの無線信号ｎに基づいて放射線画像検出器５の動作が制御される。
As shown in FIG. 9, a
操作部３２は複数のスイッチが設けられており、操作部３２からのスイッチ操作に応じた操作信号ＰＳまたは画像処理装置１からの無線信号ｎに基づいて撮像パネル２１の初期化や放射線画像の画像信号の生成が行われる。また、メモリ部３１の記憶容量は複数の画像データを保存可能な容量である。
The
また、制御回路３０は、生成した画像信号をメモリ部３１に記憶させる処理を行うとともに、検出器通信部３５から図１，図５のＰＣ通信部４に対しデータ無線信号ｍとして無線で転送する。
Further, the
上述のように、図９，図１０の放射線画像検出器５は、図２と同様にして撮像パネルや電源部やメモリ部等を一体化してフラットパネル型の可搬構造に構成したので、放射線画像の撮影を簡単に行うことができる。
As described above, the
なお、図９，図１０で説明した放射線画像検出器５の撮像パネル２１は、他の構成であってもよく、例えば、特開平９−２９４２２９号公報の図１６（Ｂ）、特開２００４−６７８１号公報、特開２０００−６１８２３号公報の図４（Ｂ）の各構成を採用してもよい。
The
また、図２〜図５の放射線画像検出器５は生成した放射線画像の縮小画像データを縮小画像生成部２９で次のようにして作成する。即ち、図２，図３，図５の制御回路３０は、上述のように放射線画像が生成されると、その放射線画像データに基づいて図５の縮小画像生成部２９で放射線画像を所定の縮小率（何分の一）で縮小した縮小画像データを作成する。縮小率は制御回路３０に予め設定しておくことができる。
The
作成された縮小画像データは放射線画像データに先立って独立して検出器通信部３５から図１，図５のＰＣ通信部４に無線でデータ無線信号ｍとして転送される。この場合、縮小画像データは各撮影１回毎に転送るようにでき、または、複数の縮小画像データをまとめて転送するようにしてもよい。
The generated reduced image data is wirelessly transferred as a data wireless signal m from the
縮小画像データは、例えば、元の放射線画像データから画素を間引くことによって作成でき、または、元の放射線画像の画像データを公知の平均化処理等により画素数を減少させることで作成できる。 The reduced image data can be created, for example, by thinning out pixels from the original radiation image data, or can be created by reducing the number of pixels of the image data of the original radiation image by a known averaging process or the like.
上述の縮小画像の縮小率は、データ転送速度の向上と表示画像の視認性等の観点から、原画像の１／２乃至１／１６００００の範囲内がが好ましい。縮小率が原画像の１／２よりも小さくなると（１に近づくと）、縮小画像データの容量が増え、無線によるデータ転送速度の向上の効果が低下し、縮小率が１／１６００００よりも大きくなると、表示部２の画面３に表示される表示画像が小さくなり、撮影状態の確認がしづらくなる。放射線撮影の後から縮小画像データの表示までの時間は、例えば１０秒以内が好ましく、無線によるデータ転送速度を考慮して縮小率の上限が決定される。上述のことを考慮すると、縮小画像の縮小率が原画像の１／１００乃至１／１００００の範囲内であることが更に好ましい。
The reduction ratio of the above-described reduced image is preferably in the range of 1/2 to 1/16000 of the original image from the viewpoint of improving the data transfer speed and the visibility of the display image. When the reduction ratio is smaller than 1/2 of the original image (approaching 1), the capacity of the reduced image data is increased, the effect of improving the data transfer speed by radio is reduced, and the reduction ratio is larger than 1/16000. Then, the display image displayed on the
また、図１，図５の画像処理装置１の補間処理部７ａは、ＰＣ通信部４を介して受信した上述の縮小画像データを補間処理し、表示部２の画面３に拡大表示するようになっている。この拡大表示された画像で撮影状態の確認がし易くなる。なお、補間処理としては、公知の最近傍法や最近傍法に比べ補間精度の高い線形補間法等を利用できる。
Also, the
また、図１，図５のように、画像処理装置１は、ＨＩＳ／ＲＩＳ５４から受信した患者情報・撮影情報に基づいて放射線撮影を行うように放射線画像検出器５に撮影情報を送信し、一患者Ｐについて複数回の放射線撮影を行い、放射線画像検出器５で生成した患者Ｐの各放射線画像データをまとめて画像処理装置１に転送するようになっている。
As shown in FIGS. 1 and 5, the
次に、図１〜図５の放射線画像取得システムによる放射線画像取得方法の各ステップＳ０１〜Ｓ２１について図６のフローチャートを参照して説明する。 Next, each step S01-S21 of the radiographic image acquisition method by the radiographic image acquisition system of FIGS. 1-5 is demonstrated with reference to the flowchart of FIG.
図６を参照して、図１のように、画像処理装置１がＨＩＳ／ＲＩＳ５４に登録された患者の患者情報・撮影情報を受信すると（Ｓ０１）、その撮影情報に基づいて複数回の放射線撮影の必要な一患者Ｐに対し放射線発生制御装置１０２の制御の下で放射線源１０１から放射線１００を照射する（Ｓ０１）。なお、画像処理装置１から登録された患者の撮影情報を放射線画像検出器５に送る。
Referring to FIG. 6, as shown in FIG. 1, when
次に、患者Ｐの撮影対象部位を透過した透過放射線をベット１１０と患者Ｐとの間に配置された放射線画像検出器５で検出し（Ｓ０３）、図２〜図４の撮像パネル２１に照射された透過放射線の強度に応じて電荷が電気エネルギーとしてコンデンサ２２１に蓄積される。
Next, the transmitted radiation that has passed through the imaging target region of the patient P is detected by the
なお、放射線照射前に放射線画像検出器５では、図３の走査駆動回路２５からリセット信号ＲＴをリセット線２３１に供給し、撮像パネル２１の初期化を行っている。
Note that the
次に、放射線画像検出器５内で図３の制御回路３０が走査線２２３-1〜２２３-mの各々に、走査駆動回路２５を介して読出信号ＲＳを供給して画像走査を行い、走査線毎のディジタル画像信号を取り込んで放射線画像の画像信号の生成を行う（Ｓ０４）。
Next, in the
次に、上記生成した画像信号が放射線画像検出器５の制御回路３０に供給され、メモリ部３１にいったん保存されるとともに（Ｓ０５）、その画像データに基づいて縮小画像生成部２９において所定の縮小率で縮小画像データを生成する（Ｓ０６）。なお、縮小画像データの生成は、放射線画像データのメモリ部３１への保存後に行うようにしてもよい。
Next, the generated image signal is supplied to the
次に、生成された縮小画像データを検出器通信部３５からデータ無線信号ｍとして送信する（Ｓ０７）。 Next, the generated reduced image data is transmitted as a data wireless signal m from the detector communication unit 35 (S07).
そして、その縮小画像データのデータ無線信号ｍを画像処理装置１のＰＣ通信部４で受信し（Ｓ０８）、表示部２の画面３に表示する（Ｓ０９）。なお、補間処理部７ａで縮小画像データを補間処理し、拡大表示するようにしてもよい。
The data wireless signal m of the reduced image data is received by the PC communication unit 4 of the image processing apparatus 1 (S08) and displayed on the
次に、表示部２の画面３に表示された縮小画像で放射線技師が画像のぶれや画像位置などの撮影良否を確認し（Ｓ１０）、放射線画像の撮影状態が良好であると判断された場合には、画像処理装置１のＰＣ通信部４から良好である旨の確認結果情報が無線信号ｎとして放射線画像検出器５に送信され（Ｓ１１）、放射線画像検出器５が検出器通信部３５で受信すると（Ｓ１２）、制御回路３０が撮影情報に基づいて一患者Ｐの撮影が終了したか否かを判断する（Ｓ１３）。
Next, when the radiographer confirms whether or not the radiographic image is photographed, such as the image blur and the image position, with the reduced image displayed on the
なお、一患者Ｐの撮影終了は、放射線技師が画像処理装置１に撮影完了情報や次の患者の撮影情報を入力したときに発生する信号が無線信号ｎとして送信され、その受信した信号に基づいて制御回路３０が一患者Ｐの撮影が終了したことを判断するようにしてもよい。
Note that when imaging of one patient P is completed, a signal generated when the radiologist inputs imaging completion information or imaging information of the next patient to the
上記ステップＳ１３で、一患者Ｐの撮影が終了していないと判断された場合は、ステップＳ０２に戻り、同様にして一患者Ｐに対し放射線撮影が行われ、生成された次の放射線画像データがステップＳ０５でメモリ部３１に保存される。
If it is determined in step S13 that imaging of one patient P has not been completed, the process returns to step S02, and radiation imaging is performed on one patient P in the same manner, and the next generated radiation image data is obtained. It is stored in the
そして、ステップＳ１３で一患者Ｐの撮影が終了したと判断された場合、制御回路３０がメモリ部３１に保存したその患者Ｐに関する放射線画像データをデータ無線信号ｍとして画像処理装置１へ送信させる（Ｓ１４）。
When it is determined in step S13 that the imaging of one patient P has been completed, the radiographic image data related to the patient P stored in the
次に、画像処理装置１が放射線画像データを受信すると（Ｓ１５）、画像処理部７で所定の画像処理を行い（Ｓ１６）、出力部８から診察室の画像表示装置５１やデータベースサーバ５２やプリンタ５３等に出力する（Ｓ１７）。
Next, when the
また、上記ステップＳ１０で、撮影状態が良好でないと判断された場合は、画像処理装置１のＰＣ通信部４から不適である旨の確認結果情報が無線信号ｎとして放射線画像検出器５に送信され（Ｓ１８）、放射線画像検出器５が検出器通信部３５で受信すると（Ｓ１９）、制御回路３０がメモリ部３１に保存した対応する放射線画像データを破棄する（Ｓ２０）。そして、画像処理装置１等が再撮の指示を出し（Ｓ２１）、上述のステップＳ０２に戻り、放射線撮影が再度行われる。
If it is determined in step S10 that the imaging state is not good, the PC communication unit 4 of the
なお、メモリ部３１に保存した対応する放射線画像データを破棄する場合には、所定時間経過後に、またはメモリの残存容量が所定量になるまで保存した後、消去し破棄するようにしてもよい。これにより、誤操作等で良好な放射線画像データを誤消去してしまうことを防止できる。
When the corresponding radiation image data stored in the
以上のように、本実施の形態の放射線画像取得システムによる放射線画像取得方法によれば、一患者Ｐに対する複数枚の放射線撮影を連続的に行うことができ、撮影パフォーマンスが向上し、更に、その一患者Ｐに対する撮影がすべて終了してから、患者の入れ替わり時間等を利用して各放射線画像データをまとめて画像処理装置１に転送できるので、放射線撮影毎に放射線画像データを転送する必要がなく、放射線撮影システム全体のスループットが低下しない。また、画像処理装置１への無線による転送の場合、転送速度が一般に低いので、スループット低下防止の効果が大きい。
As described above, according to the radiological image acquisition method of the radiological image acquisition system of the present embodiment, it is possible to continuously perform radiography of a plurality of sheets for one patient P, and to improve imaging performance. Since all the radiographic image data can be collectively transferred to the
また、放射線画像検出器５において放射線撮影で得た放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成し転送し、転送先の画像処理装置１で表示部２の画面３に縮小画像を表示することで撮影状態を確認してから、その確認結果情報を放射線画像検出器５に転送し、その確認結果情報に基づいて各放射線画像データをまとめて転送するので、その放射線画像が不適と判断されて再撮影が必要となった場合には、放射線画像データが取得元から転送先に転送されない。このため、無駄に放射線画像データを転送することがなく、放射線画像取得システム全体のスループットを向上できる。特に、取得元から無線で転送先に転送する場合、無線によるデータ転送速度が遅いが、再撮影が必要となった放射線画像データを送る無駄を省くことで、スループットを大きく向上できる。
Further, the reduced image data is created and transferred based on the radiation image data obtained by radiation imaging in the
また、放射線画像検出器５において放射線撮影で得た放射線画像データに基づいて縮小画像データを作成するが、その縮小画像データは容量が元の放射線画像データよりも小さいので、無線で画像処理装置１に転送する際のデータ転送速度が向上し、縮小率を適切に設定することで、転送時間が例えば１０秒以内になり、転送時間をさほど要しない。従って、放射線撮影後から転送先の画像処理装置１で縮小画像データを表示するまでの時間を短縮でき、スループットの低下はなく、また、撮影状態の確認を迅速かつタイムリーに行うことができる。
Further, reduced image data is created based on the radiation image data obtained by radiation imaging in the
次に、図１〜図５の放射線画像取得システムによる放射線画像取得方法の変形例について図７のフローチャートを参照して説明する。 Next, a modification of the radiation image acquisition method by the radiation image acquisition system of FIGS. 1 to 5 will be described with reference to the flowchart of FIG.
図７の例は、放射線画像検出器５のメモリ部３１の残容量をチェックし、その残容量が所定量以下になると、一患者に対する撮影終了前までも放射線画像データを送信するようにしたものである。この点以外は、図７の放射線画像取得方法は図６の各ステップと同様であるので、図７の各ステップに同じ符号を付し、その説明は省略する。
In the example of FIG. 7, the remaining capacity of the
即ち、図７では、ステップＳ１０で放射線画像の撮影状態が良好であると判断されると、画像処理装置１のＰＣ通信部４から良好である旨の確認結果情報が放射線画像検出器５に送信され（Ｓ１１）、放射線画像検出器５が受信すると（Ｓ１２）、制御回路３０がメモリ部３１の残容量をチェックし（Ｓ１２−１）、その残容量が規定値以下であり十分に残っていない場合には、ステップＳ１４に進み、それまでにメモリ部３１に保存されている患者Ｐの放射線画像データを画像処理装置１に送信する。また、メモリ部３１の残容量が規定値を超えている場合には、ステップＳ１３に進む。
That is, in FIG. 7, if it is determined in step S <b> 10 that the radiographic image capturing state is good, confirmation result information indicating that it is good is transmitted from the PC communication unit 4 of the
以上のように、図７によれば、例えば、一患者の撮影枚数が多くてメモリ部３１にすべての放射線画像データを保存できない場合に、途中で患者Ｐの放射線画像データの一部を自動的に送信でき、生成された放射線画像データがメモリ部３１に保存不能となって、再撮が必要となるような不具合を未然に防止できる。
As described above, according to FIG. 7, for example, when all the radiographic image data cannot be stored in the
なお、ステップＳ１２−１における残容量の判断基準である規定値は、一画像当たりの転送時間や撮影間隔等を考慮して適宜設定できる。また、一患者Ｐの撮影情報等に基づいて各放射線画像データの合計メモリ容量を推定し、ステップＳ１２−１において推定結果に基づいて適宜転送を開始するようにしてもよい。また、ステップＳ０５やＳ１２−１においてメモリ部３１にすべての放射線画像データを保存できない場合と判断したときに、適宜転送を開始するようにしてもよい。
Note that the specified value, which is a criterion for determining the remaining capacity in step S12-1, can be set as appropriate in consideration of the transfer time per image, the shooting interval, and the like. Further, the total memory capacity of each radiation image data may be estimated based on the imaging information of one patient P, and the transfer may be started as appropriate based on the estimation result in step S12-1. In addition, when it is determined in step S05 or S12-1 that all the radiation image data cannot be stored in the
また、一患者に関するすべての放射線画像データの転送が完了する前に、次の患者の撮影が開始された場合、その画像転送をいったん休止し、次の患者の撮影シーケンスに集中してよいが、その画像転送を続行してもよい。画像転送を続行する場合、次の患者の撮影パフォーマンスが低下してしまうので、画像転送シーケンスに割り振る制御回路３０のＣＰＵパワーを制限するようにしてもよい。
In addition, if the next patient's imaging is started before the transfer of all radiation image data related to one patient is completed, the image transfer may be paused and concentrated on the next patient's imaging sequence. The image transfer may be continued. When the image transfer is continued, the imaging performance of the next patient is deteriorated. Therefore, the CPU power of the
次に、図１〜図５の放射線画像取得システムによる放射線画像取得方法の別の変形例について図８のフローチャートを参照して説明する。 Next, another modification of the radiation image acquisition method by the radiation image acquisition system of FIGS. 1 to 5 will be described with reference to the flowchart of FIG.
図８の例は、一患者の縮小画像データをまとめて送信するようにしたものである。即ち、図８を参照して、図１のように、画像処理装置１がＨＩＳ／ＲＩＳ５４に登録された患者の患者情報・撮影情報を受信すると（Ｓ３１）、その撮影情報に基づいて複数回の放射線撮影の必要な一患者Ｐに対し放射線発生制御装置１０２の制御の下で放射線源１０１から放射線１００を照射する（Ｓ３２）。なお、画像処理装置１から登録された患者の撮影情報を放射線画像検出器５に送る。
In the example of FIG. 8, the reduced image data of one patient is transmitted collectively. That is, referring to FIG. 8, as shown in FIG. 1, when the
次に、患者Ｐの撮影対象部位を透過した透過放射線をベット１１０と患者Ｐとの間に配置された放射線画像検出器５で検出し（Ｓ３３）、図２〜図４の撮像パネル２１に照射された透過放射線の強度に応じて電荷が電気エネルギーとしてコンデンサ２２１に蓄積される。
Next, the transmitted radiation that has passed through the imaging target region of the patient P is detected by the
なお、放射線照射前に放射線画像検出器５では、図３の走査駆動回路２５からリセット信号ＲＴをリセット線２３１に供給し、撮像パネル２１の初期化を行っている。
Note that the
次に、放射線画像検出器５内で図３の制御回路３０が走査線２２３-1〜２２３-mの各々に、走査駆動回路２５を介して読出信号ＲＳを供給して画像走査を行い、走査線毎のディジタル画像信号を取り込んで放射線画像の画像信号の生成を行う（Ｓ３４）。
Next, in the
次に、上記生成した画像信号が放射線画像検出器５の制御回路３０に供給され、メモリ部３１にいったん保存されるとともに（Ｓ３５）、その画像データに基づいて縮小画像生成部２９において所定の縮小率で縮小画像データを生成する（Ｓ３６）。なお、縮小画像データの生成は、放射線画像データのメモリ部３１への保存後に行うようにしてもよい。
Next, the generated image signal is supplied to the
次に、上記縮小画像データをメモリ部３１に保存し（Ｓ３７）、制御回路３０が撮影情報に基づいて一患者Ｐの撮影が終了したか否かを判断し（Ｓ３８）、一患者Ｐの撮影が終了していないと判断された場合は、ステップＳ３２に戻り、同様にして一患者Ｐに対し放射線撮影が行われ、生成された次の放射線画像データをステップＳ３５でメモリ部３１に保存するとともに、ステップＳ３６，Ｓ３７で縮小画像データを生成し保存する。
Next, the reduced image data is stored in the memory unit 31 (S37), and the
上記ステップＳ３８において一患者Ｐの撮影が終了したと判断した場合、メモリ部３１に保存した各縮小画像データをまとめて検出器通信部３５からデータ無線信号ｍとして送信する（Ｓ３９）。そして、そのデータ無線信号ｍを画像処理装置１のＰＣ通信部４で受信し（Ｓ４０）、まとめられた縮小画像を表示部２の画面３に表示する（Ｓ４１）。
When it is determined in step S38 that the imaging of one patient P has been completed, the reduced image data stored in the
次に、表示部２の画面３に表示された縮小画像で放射線技師が画像のぶれや画像位置などの撮影良否を確認し（Ｓ４２）、すべての放射線画像の撮影状態が良好であると判断された場合には、画像処理装置１のＰＣ通信部４から良好である旨の確認結果情報が無線信号ｎとして放射線画像検出器５に送信され（Ｓ４３）、放射線画像検出器５が検出器通信部３５で受信すると（Ｓ４４）、制御回路３０がメモリ部３１に保存したその患者Ｐに関する各放射線画像データをデータ無線信号ｍとして画像処理装置１へ送信させる（Ｓ４５）。
Next, the radiographer confirms whether or not the radiography is good, such as the image blur and the image position, with the reduced image displayed on the
次に、画像処理装置１が放射線画像データを受信すると（Ｓ４６）、画像処理部７で所定の画像処理を行い（Ｓ４７）、出力部８から診察室の画像表示装置５１やデータベースサーバ５２やプリンタ５３等に出力する（Ｓ４８）。
Next, when the
また、上記ステップＳ４２で、撮影状態が良好でないと判断された場合は、画像処理装置１のＰＣ通信部４から不適である旨の確認結果情報が無線信号ｎとして放射線画像検出器５に送信され（Ｓ４９）、放射線画像検出器５が検出器通信部３５で受信すると（Ｓ５０）、制御回路３０がメモリ部３１に保存した対応する放射線画像データを破棄する（Ｓ５１）。そして、画像処理装置１等が再撮の指示を出し（Ｓ５２）、上述のステップＳ０２に戻り、放射線撮影が再度行われる。なお、複数の縮小画像の内の一部が不適と判断された場合には、その一部についてのみ再撮が実行される。
If it is determined in step S42 that the imaging state is not good, the PC communication unit 4 of the
以上のように、図８によれば、一患者に関する撮影状態確認のための各縮小画像データをまとめて送信し、撮影状態が良好であれば、一患者のすべての放射線画像データをまとめて画像処理装置１に転送できるので、放射線撮影システム全体のスループットが低下しない。
As described above, according to FIG. 8, each reduced image data for confirming the imaging state regarding one patient is transmitted together. If the imaging state is good, all the radiation image data of one patient are collectively displayed. Since it can transfer to the
なお、図８では、一患者のすべての撮影が終了してから各縮小画像データを送信したが、所定枚数の撮影後または区切りのよい時点で縮小画像データを送信するようにしてもよいが、一患者の各放射線画像データはまとめて画像処理装置１に転送する。
In FIG. 8, each reduced image data is transmitted after all the imaging of one patient is completed. However, the reduced image data may be transmitted after a predetermined number of images or at a time when the separation is good. Each radiation image data of one patient is collectively transferred to the
以上のように本発明を実施するための最良の形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内で各種の変形が可能である。例えば、図２〜図４の放射線画像検出器５は、放射線をシンチレータなどの蛍光体で光に変換し、この光を光検出器で読み取り、放射線画像データを生成する構成（間接変換型）であるが、本発明はこれに限定されず、放射線を直接に電荷に変換しその電荷をコンデンサなどで読み取って画像データを生成する構成（直接変換型）であってもよい。
As described above, the best mode for carrying out the present invention has been described. However, the present invention is not limited to these, and various modifications are possible within the scope of the technical idea of the present invention. For example, the
また、図６〜図８では、画像処理装置１で縮小画像データを受信しながら縮小画像を表示するようにしてもよく、これにより、体感的な待ち時間が減少する。
In FIGS. 6 to 8, the
また、図１，図５では、検出器通信部３５とＰＣ通信部４との間の通信は無線によるが、本発明は、これに限定されずに、接続ケーブルによる有線で行ってもよいことは勿論である。例えば、図２のように放射線画像検出器５の筐体４０の側面にコネクタ３５ａを設け、接続ケーブルをコネクタ３５ａに接続することで、図３の破線のように制御回路３０の制御により画像処理装置１との間で信号の通信を行うことができる。
1 and 5, the communication between the
１ 画像処理装置（転送先）
２ 表示部
４ ＰＣ通信部
５ 放射線画像検出器（放射線画像取得装置）
２１ 撮像パネル
２９ 縮小画像生成部
３０ 制御回路
３１ メモリ部
３５ 検出器通信部
３５ａ コネクタ
５０ ネットワーク
５４ ＨＩＳ／ＲＩＳ
ｍ データ無線信号
ｎ 無線信号
1 Image processing device (transfer destination)
2 Display unit 4
21
m Data radio signal n Radio signal
Claims (19)
前記検出結果に基づいて放射線画像データを得るステップと、
前記放射線画像データをメモリ手段に保存するステップと、を含み、
前記放射線による撮影が連続的に行われる場合、前記各ステップを繰り返し、前記メモリ手段に各放射線画像データを保存し、前記連続的放射線撮影が終了した後、前記各放射線画像データを転送先に転送を開始することを特徴とする放射線画像取得方法。 Irradiating the subject with radiation and detecting the radiation transmitted through the subject;
Obtaining radiation image data based on the detection result;
Storing the radiation image data in a memory means,
When the radiographing is performed continuously, the steps are repeated, the radiographic image data is stored in the memory means, and the radiographic image data is transferred to a transfer destination after the radiographic imaging is completed. A radiological image acquisition method characterized by starting the process.
前記縮小画像データを前記転送先に転送するステップと、
前記転送先で前記縮小画像データを受信し前記縮小画像を表示するステップと、を更に含み、
前記縮小画像データを前記各放射線画像データの転送に先立って前記放射線撮影一回毎に独立して転送することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線画像取得方法。 Creating reduced image data based on the radiation image data;
Transferring the reduced image data to the transfer destination;
Receiving the reduced image data at the transfer destination and displaying the reduced image; and
4. The radiographic image acquisition method according to claim 1, wherein the reduced image data is independently transferred for each radiographic imaging prior to the transfer of the radiographic image data. 5.
前記転送された確認結果情報に基づいて前記放射線画像データの転送を実行するか否かを判断するステップと、を更に含むことを特徴とする請求項４または５に記載の放射線画像取得方法。 Transferring the confirmation result information after confirming the radiographic imaging state in the displayed reduced image;
6. The radiological image acquisition method according to claim 4, further comprising the step of determining whether to transfer the radiographic image data based on the transferred confirmation result information.
前記検出結果に基づいて放射線画像データを得る手段と、
前記放射線画像データを保存するメモリ手段と、を備え、
前記放射線による撮影が連続的に行われる場合、前記メモリ手段に各放射線画像データを保存し、前記連続的放射線撮影が終了すると、前記各放射線画像データを転送先に転送することを特徴とする放射線画像取得装置。 Means for irradiating the subject with radiation and detecting the radiation transmitted through the subject;
Means for obtaining radiation image data based on the detection result;
Memory means for storing the radiation image data,
When radiography is performed continuously, each radiographic image data is stored in the memory means, and when the radiographic imaging is completed, the radiographic image data is transferred to a transfer destination. Image acquisition device.
前記転送先で前記縮小画像データを表示するように前記縮小画像データを前記転送先に転送する手段と、を備え、
前記縮小画像データを前記各放射線画像データの転送に先立って前記放射線撮影一回毎に独立して転送することを特徴とする請求項１１または１２に記載の放射線画像取得装置。 Means for creating reduced image data based on the radiation image data;
Means for transferring the reduced image data to the transfer destination so as to display the reduced image data at the transfer destination,
The radiographic image acquisition apparatus according to claim 11 or 12, wherein the reduced image data is independently transferred for each radiographic imaging prior to the transfer of the radiographic image data.
19. When the next radiation imaging is started before the transfer of each radiation image data is completed, it is determined whether to stop or continue the transfer. The radiological image acquisition apparatus described in 1.
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