JP2012135525A - Radiation image capturing apparatus, radiation image capturing method, and radiation image capturing control processing program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラムに係り、特に、撮影対象部位を透過した放射線により示される放射線画像を取得する放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラムに関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, a radiographic image capturing method, and a radiographic image capturing control processing program, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus and a radiographic image capturing method for acquiring a radiation image indicated by radiation that has passed through a region to be imaged. And a radiographic imaging control processing program.
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されており、この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が実用化されている。なお、この放射線画像撮影装置に用いられる放射線検出器には、放射線を変換する方式として、放射線をシンチレータで光に変換した後にフォトダイオード等の半導体層で電荷に変換する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。 In recent years, radiation detectors such as flat panel detectors (FPDs) that can arrange radiation sensitive layers on TFT (Thin Film Transistor) active matrix substrates and convert radiation directly into digital data have been put into practical use. A radiographic image capturing apparatus that captures a radiographic image represented by irradiated radiation has been put into practical use. The radiation detector used in this radiographic imaging apparatus has an indirect conversion system in which radiation is converted into light by a scintillator and then converted into electric charge in a semiconductor layer such as a photodiode, or the like. There is a direct conversion method in which a semiconductor layer such as amorphous selenium converts into electric charge, and there are various materials that can be used for the semiconductor layer in each method.
ところで、放射線検出器は、ノイズの一因となる暗電流が存在するため、撮像時間をむやみに長くすることができない。このため、従来の放射線検出器を用いた放射線画像撮影装置では、放射線を照射する放射線発生装置との間で各種の信号の送受信を行い、放射線発生装置から放射線を照射する照射動作と放射線画像撮影装置での撮像動作とを同期させていた。 By the way, in the radiation detector, since a dark current that contributes to noise exists, the imaging time cannot be increased unnecessarily. For this reason, in a conventional radiographic imaging apparatus using a radiation detector, various signals are transmitted to and received from the radiation generating apparatus that irradiates radiation, and irradiation operation and radiographic imaging that irradiate the radiation from the radiation generating apparatus. The imaging operation in the apparatus was synchronized.
しかし、このように放射線発生装置からの放射線の照射動作と放射線画像撮影装置での撮像動作とを同期を必要とした場合、放射線発生装置と放射線画像撮影装置とを１つの一体化したシステムとして構築する必要があり、既存の放射線発生装置と組み合わせてシステムを構築しようとした場合、放射線発生装置側にも同期をとるための修正が必要となる。 However, when it is necessary to synchronize the radiation operation from the radiation generator and the imaging operation of the radiographic imaging device in this way, the radiation generating device and the radiographic imaging device are constructed as one integrated system. Therefore, when an attempt is made to construct a system in combination with an existing radiation generator, a modification for synchronizing the radiation generator is also necessary.
そこで、放射線発生装置からの放射線の照射動作と放射線画像撮影装置での撮像動作の同期を必要とせずに放射線画像の撮影を可能とするための技術として、特許文献１には、バイアス電流に基づいて放射線の照射開始を検出する技術が記載されている。
Therefore,
ところで、特許文献１に記載のように、放射線の照射開始を検知して撮影を行うには、放射線の照射の検出を随時行う必要があり、放射線の照射の検出を随時行うものとした場合、電力消費が大きくなる。特に、放射線検出器を内蔵し、バッテリで駆動する電力により放射線画像の撮影を行う可搬型の放射線画像撮影装置（以下「電子カセッテ」ともいう。）では電力消費が大きくなると駆動可能な時間が短くなってしまう。
By the way, as described in
そこで、撮影者が放射線画像撮影装置を放射線の照射開始を検知して撮影を行う撮影モードへの移行させる指示を行うものとした場合、手間がかかる。 Therefore, it takes time and effort when the photographer instructs the radiographic imaging apparatus to shift to a radiographing mode in which radiography is started and radiographing is performed.
本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラムを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described facts, and saves the trouble of the photographer and suppresses power consumption, and the radiation generator that irradiates the radiation and the radiation irradiated without requiring synchronization of the radiation irradiation timing. An object of the present invention is to provide a radiographic image capturing apparatus, a radiographic image capturing method, and a radiographic image capturing control processing program capable of capturing a radiographic image.
上記目的を達成するために、請求項１に記載の放射線画像撮影装置は、放射された放射線による放射線画像を撮影可能な撮影部と、放射線を検出する放射線検出手段と、撮影準備が完了したか否か判断する判断手段と、前記判断手段により撮影準備が完了したと判断した場合に前記放射線検出手段による放射線の検出を開始し、前記放射線検出手段により放射線が検出された場合に放射線画像を撮影するように前記撮影部を制御する制御手段と、を有している。
In order to achieve the above object, the radiographic imaging device according to
請求項１記載の放射線画像撮影装置は、撮影部による放射された放射線による放射線画像を撮影可能とされており、放射線を検出する放射線検出手段を有し、判断手段により、撮影準備が完了したか否が判断される。
The radiographic imaging device according to
そして、本発明では、制御手段により、判断手段により撮影準備が完了したと判断した場合に前記放射線検出手段による放射線の検出を開始し、前記放射線検出手段により放射線が検出された場合に放射線画像を撮影するように前記撮影部が制御される。 In the present invention, the control means starts detection of radiation by the radiation detection means when it is determined that the preparation for imaging is completed by the determination means, and when the radiation detection means detects the radiation image, The photographing unit is controlled so as to photograph.
このように、請求項１に記載の放射線画像撮影装置によれば、撮影準備が完了したと判断し、撮影準備が完了したと判断した場合に放射線の検出を開始し、放射線検出手段により放射線が検出された場合に放射線画像の撮影を行うことにより、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる。
Thus, according to the radiographic imaging device of
なお、請求項１記載の発明は、請求項２に記載の発明のように、振動を検出する振動検出手段をさらに備え、前記判断手段が、前記振動検出手段により検出される振動がポジショニングが終了したとみなすことができる所定状態に収まった場合に撮影準備が完了したと判断してもよい。
The invention according to
特に、請求項２に記載の発明は、請求項３に記載の発明のように、前記振動検出手段を、加速度センサ、ジャイロセンサ、ひずみゲージ、重力センサ、地磁気センサの何れかとしてもよい。
In particular, in the invention described in
また、請求項２に記載の発明は、請求項４に記載の発明のように、前記撮影部は、バイアス電圧を印加され、放射線又は放射線が変換された光により電荷が発生するセンサ部が複数形成された放射線検出器を備え、前記振動検出手段が、バイアス電圧の変化、及びセンサ部に蓄積される暗電流量の変化の少なくとも一方に基づいて振動を検出してもよい。 According to a second aspect of the present invention, as in the fourth aspect of the present invention, the imaging unit includes a plurality of sensor units that generate a charge by radiation or light converted from radiation by applying a bias voltage. The radiation detector may include a formed radiation detector, and the vibration detecting unit may detect vibration based on at least one of a change in bias voltage and a change in dark current amount accumulated in the sensor unit.
また、請求項２に記載の発明は、請求項５に記載の発明のように、前記振動検出手段を、重力センサ、地磁気センサの何れかとし、重力センサにより検出される重力方向、地磁気センサにより検出される地磁気方向の変化に基づいて振動を検出してもよい。 According to a second aspect of the present invention, as in the fifth aspect of the present invention, the vibration detecting means is either a gravity sensor or a geomagnetic sensor, and the direction of gravity detected by the gravity sensor and the geomagnetic sensor are used. You may detect a vibration based on the change of the detected geomagnetic direction.
また、本発明は、請求項６に記載の発明のように、前記制御手段が、前記撮影部による放射線画像の撮影終了後、又は前記判断手段により撮影準備であると判断された場合、前記放射線検出手段による放射線の検出を停止してもよい。 Further, according to the present invention, as in the invention described in claim 6, when the control unit determines that the radiographic image is captured by the imaging unit or is prepared for imaging by the determination unit, the radiation The detection of radiation by the detection means may be stopped.
一方、上記目的を達成するために、請求項７に記載の放射線画像撮影方法は、撮影準備が完了したか否か判断し、撮影準備が完了したと判断した場合に放射線を検出する放射線検出手段による放射線の検出を開始し、放射線を検出する放射線検出手段により放射線が検出された場合に、放射線画像を撮影するように撮影部を制御する。 On the other hand, in order to achieve the above object, the radiographic image capturing method according to claim 7 determines whether or not preparation for imaging is completed, and detects radiation when it is determined that imaging preparation is completed. The detection of the radiation is started, and when the radiation is detected by the radiation detection means for detecting the radiation, the imaging unit is controlled so as to capture the radiation image.
従って、本発明によれば、請求項１同様に作用するため、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる。 Therefore, according to the present invention, since the operation is the same as that of the first aspect, the irradiation is performed without requiring the synchronization of the radiation irradiation timing and the radiation generation apparatus that irradiates the radiation while saving power and the power consumption. Radiation images can be taken.
一方、上記目的を達成するために、請求項８に記載の放射線画像撮影制御処理プログラムは、撮影準備が完了したか否か判断するステップと、撮影準備が完了したと判断した場合に放射線を検出する放射線検出手段による放射線の検出を開始するステップと、放射線を検出する放射線検出手段により放射線が検出された場合に、放射線画像を撮影するように撮影部を制御するステップと、を含む処理をコンピュータに実行させる。 On the other hand, in order to achieve the above object, the radiographic imaging control processing program according to claim 8 detects the radiation when the radiographic imaging control processing program determines whether the imaging preparation is completed and when the imaging preparation is completed. A process including: a step of starting detection of radiation by the radiation detection means, and a step of controlling the imaging unit so as to capture a radiation image when radiation is detected by the radiation detection means for detecting radiation. To run.
従って、本発明によれば、請求項１同様に作用するため、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる。 Therefore, according to the present invention, since the operation is the same as that of the first aspect, the irradiation is performed without requiring the synchronization of the radiation irradiation timing and the radiation generation apparatus that irradiates the radiation while saving power and the power consumption. Radiation images can be taken.
本発明によれば、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる、という効果が得られる。 Advantageous Effects of Invention According to the present invention, it is possible to take a radiographic image of irradiated radiation without the need for a photographer and without requiring synchronization of the radiation irradiation timing and the radiation generation apparatus that irradiates radiation while suppressing power consumption. Is obtained.
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、病院における放射線科部門で取り扱われる情報を統括的に管理するシステムである放射線情報システムに適用した場合の形態例について説明する。 DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, embodiments for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings. Here, a description will be given of an example in which the present invention is applied to a radiation information system that is a system for comprehensively managing information handled in a radiology department in a hospital.
まず、図１を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ」（Radiology Information System）という。）１００の構成について説明する。 First, the configuration of a radiation information system (hereinafter referred to as “RIS” (Radiology Information System)) 100 according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
ＲＩＳ１００は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ」（Hospital Information System）という。）の一部を構成する。 The RIS 100 is a system for managing information such as medical appointments and diagnosis records in the radiology department, and constitutes a part of a hospital information system (hereinafter referred to as “HIS” (Hospital Information System)).
ＲＩＳ１００は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」という。）１４０、ＲＩＳサーバ１５０、および病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」という。）１０４を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１０２に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１００は、同じ病院内に設けられたＨＩＳの一部を構成しており、病院内ネットワーク１０２には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略。）も接続されている。
The RIS 100 includes a plurality of radiography requesting terminal devices (hereinafter referred to as “terminal devices”) 140, a
端末装置１４０は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置１４０を介して行われる。各端末装置１４０は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバ１５０と病院内ネットワーク１０２を介して相互通信が可能とされている。
The
一方、ＲＩＳサーバ１５０は、各端末装置１４０からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１０４における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１５０Ａを含んで構成されている。
On the other hand, the
データベース１５０Ａは、患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１０４で用いられる、後述する電子カセッテ４０の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ４０に関する情報、および電子カセッテ４０を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ４０を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。
撮影システム１０４は、ＲＩＳサーバ１５０からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１０４は、放射線源１２１（図２も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図６も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置１２０と、被検者の撮影対象部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、発生した電荷量に基づいて放射線画像を示す画像情報を生成する放射線検出器２０（図６も参照。）を内蔵する電子カセッテ４０と、電子カセッテ４０に内蔵されているバッテリを充電するクレードル１３０と、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０を制御するコンソール１１０と、を備えている。
The
コンソール１１０は、ＲＩＳサーバ１５０からデータベース１５０Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１６（図８参照。）に記憶し、必要に応じて当該情報を用いて、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０の制御を行う。
The
図２には、本実施の形態に係る撮影システム１０４の放射線撮影室１８０における各装置の配置状態の一例が示されている。
FIG. 2 shows an example of the arrangement state of each device in the
同図に示すように、放射線撮影室１８０には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台１６０と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台１６４とが設置されており、立位台１６０の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７０とされ、臥位台１６４の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７２とされている。
As shown in the figure, the
立位台１６０には電子カセッテ４０を保持する保持部１６２が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６２に保持される。同様に、臥位台１６４には電子カセッテ４０を保持する保持部１６６が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６６に保持される。
The standing
また、放射線撮影室１８０には、単一の放射線源１２１からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１２１を、水平な軸回り（図２の矢印ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構１２４が設けられている。ここで、支持移動機構１２４は、放射線源１２１を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１２１を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１２１を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている（何れも図示省略。）。
Further, in the
一方、クレードル１３０には、電子カセッテ４０を収納可能な収容部１３０Ａが形成されている。
On the other hand, the
電子カセッテ４０は、未使用時にはクレードル１３０の収容部１３０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル１３０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台１６０の保持部１６２に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台１６４の保持部１６６に保持される。
When the
ここで、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、放射線発生装置１２０とコンソール１１０との間、および電子カセッテ４０とコンソール１１０との間で、無線通信によって各種情報の送受信を行う。
Here, in the
なお、電子カセッテ４０は、立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、腕部，脚部等を撮影する際には、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。
The
次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本実施の形態に係る放射線検出器２０の３画素部分の構成を概略的に示す断面模式図である。
Next, the configuration of the
同図に示すように、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、およびシンチレータ８が順次積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素が構成されている。画素は、基板１上に複数配列されており、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。
As shown in the figure, in the
シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１の反対側）または下方から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８を設けることで、被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。
The
シンチレータ８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ〜８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器２０によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。
The wavelength range of light emitted by the
シンチレータ８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ〜６００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。
Specifically, the phosphor used in the
センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有し、光電変換膜４は、シンチレータ８が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
The
上部電極６は、シンチレータ８により生じた光を光電変換膜４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極６は、全画素で共通の一枚構成としてもよく、画素毎に分割してもよい。
Since it is necessary for the upper electrode 6 to cause the light generated by the
光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ８による発光以外の電磁波が光電変換膜４に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
The photoelectric conversion film 4 includes an organic photoelectric conversion material, absorbs light emitted from the
光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ８で発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ８の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ８の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ８から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ８の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。
The organic photoelectric conversion material constituting the photoelectric conversion film 4 is preferably such that its absorption peak wavelength is closer to the emission peak wavelength of the
このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物およびフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
Examples of the organic photoelectric conversion material that can satisfy such conditions include quinacridone-based organic compounds and phthalocyanine-based organic compounds. For example, since the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm, if quinacridone is used as the organic photoelectric conversion material and CsI (Tl) is used as the material of the
次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０に適用可能な光電変換膜４について具体的に説明する。
Next, the photoelectric conversion film 4 applicable to the
本実施の形態に係る放射線検出器２０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極２，６と、当該電極２，６間に挟まれた有機光電変換膜４を含む有機層により構成することができる。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、および層間接触改良部位等の積み重ね、もしくは混合により形成することができる。
The electromagnetic wave absorption / photoelectric conversion site in the
上記有機層は、有機ｐ型化合物または有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。 The organic layer preferably contains an organic p-type compound or an organic n-type compound.
有機ｐ型半導体（化合物）は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体（化合物）であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。したがって、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。 The organic p-type semiconductor (compound) is a donor organic semiconductor (compound) mainly represented by a hole-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily donating electrons. More specifically, an organic compound having a smaller ionization potential when two organic materials are used in contact with each other. Accordingly, any organic compound can be used as the donor organic compound as long as it is an electron-donating organic compound.
有機ｎ型半導体（化合物）は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体（化合物）であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。したがって、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。 An organic n-type semiconductor (compound) is an acceptor organic semiconductor (compound) mainly represented by an electron-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily accepting electrons. More specifically, the organic compound having the higher electron affinity when two organic compounds are used in contact with each other. Accordingly, as the acceptor organic compound, any organic compound can be used as long as it is an electron-accepting organic compound.
この有機ｐ型半導体および有機ｎ型半導体として適用可能な材料、および光電変換膜４の構成については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。なお、光電変換膜４は、さらにフラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。 The materials applicable as the organic p-type semiconductor and organic n-type semiconductor and the configuration of the photoelectric conversion film 4 are described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, and thus the description thereof is omitted. The photoelectric conversion film 4 may be formed by further containing fullerenes or carbon nanotubes.
光電変換膜４の厚みは、シンチレータ８からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、ある程度以上厚くなると光電変換膜４の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜４に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。
The thickness of the photoelectric conversion film 4 is preferably as large as possible in terms of absorbing light from the
なお、図３に示す放射線検出器２０では、光電変換膜４は、全画素で共通の一枚構成であるが、画素毎に分割してもよい。
In the
下部電極２は、画素毎に分割された薄膜とする。下部電極２は、透明または不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。
The
下部電極２の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。
The thickness of the
センサ部１３では、上部電極６と下部電極２の間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜４で発生した電荷（正孔、電子）のうちの一方を上部電極６に移動させ、他方を下部電極２に移動させることができる。本実施の形態の放射線検出器２０では、上部電極６に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極６に印加されるものとする。また、バイアス電圧は、光電変換膜４で発生した電子が上部電極６に移動し、正孔が下部電極２に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であってもよい。
In the
各画素を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜３および正孔ブロッキング膜５の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
The
電子ブロッキング膜３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
The
電子ブロッキング膜３には、電子供与性有機材料を用いることができる。
An electron donating organic material can be used for the
実際に電子ブロッキング膜３に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐもしくはそれより小さいＩｐを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。
The material actually used for the
電子ブロッキング膜３の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
The thickness of the
正孔ブロッキング膜５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
The hole blocking film 5 can be provided between the photoelectric conversion film 4 and the upper electrode 6. When a bias voltage is applied between the
正孔ブロッキング膜５には、電子受容性有機材料を用いることができる。 An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 5.
正孔ブロッキング膜５の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
The thickness of the hole blocking film 5 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to surely exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the
実際に正孔ブロッキング膜５に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａもしくはそれより大きいＥａを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。 The material actually used for the hole blocking film 5 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 4 and the like, and 1.3 eV from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. As described above, it is preferable that the ionization potential (Ip) is large and that the Ea is equal to or larger than the electron affinity (Ea) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 4. Since the material applicable as the electron-accepting organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を 各画素の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。図４には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。
In addition, when a bias voltage is set so that holes move to the upper electrode 6 and electrons move to the
同図に示すように、本実施の形態に係る信号出力部１４は、下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に薄膜トランジスタという場合がある。）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素）の平面積を最小にするために、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２によって完全に覆われていることが望ましい。
As shown in the figure, the
コンデンサ９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。
The
薄膜トランジスタ１０は、ゲート電極１５、ゲート絶縁膜１６、および活性層（チャネル層）１７が積層され、さらに、活性層１７上にソース電極１８とドレイン電極１９が所定の間隔を開けて形成されている。
In the
活性層１７は、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブなどにより形成することができる。なお、活性層１７を構成する材料は、これらに限定されるものではない。
The
活性層１７を構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。
The amorphous oxide constituting the
活性層１７を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるがこれらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９−２１２３８９号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
Examples of the organic semiconductor material that can form the
薄膜トランジスタ１０の活性層１７を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、信号出力部１４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。
If the
また、活性層１７をカーボンナノチューブで形成した場合、薄膜トランジスタ１０のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低い薄膜トランジスタ１０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層１７を形成する場合、活性層１７に極微量の金属性不純物を混入するだけで、薄膜トランジスタ１０の性能は著しく低下するため、遠心分離などにより極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。
When the
ここで、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板１としては、半導体基板、石英基板、およびガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板や、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。
Here, any of the amorphous oxides, organic semiconductor materials, carbon nanotubes constituting the
また、基板１には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
In addition, the
一方、アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して基板を形成してもよい。 On the other hand, since aramid can be applied at a high temperature process of 200 ° C. or more, the transparent electrode material can be cured at a high temperature to reduce its resistance, and it can be used for automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process. Moreover, since aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (Indium Tin Oxide) or a glass substrate, there is little warping after manufacturing and it is difficult to crack. In addition, aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like. The substrate may be formed by laminating an ultrathin glass substrate and aramid.
また、バイオナノファイバは、バクテリア（酢酸菌、Acetobacter Xylinum）が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ高強度、高弾性、低熱膨張である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０〜７０％も含有しながら、波長５００ｎｍで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３〜７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度（４６０ＭＰａ）、高弾性（３０ＧＰａ）で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く基板１を形成できる。
The bionanofiber is a composite of a cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (Acetobacter Xylinum) and a transparent resin. The cellulose microfibril bundle has a width of 50 nm and a size of 1/10 of the visible light wavelength, and has high strength, high elasticity, and low thermal expansion. By impregnating and curing a transparent resin such as an acrylic resin or an epoxy resin in bacterial cellulose, a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60 to 70% of the fiber. Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7ppm) comparable to silicon crystals, and is as strong as steel (460MPa), highly elastic (30GPa), and flexible, compared to glass substrates, etc. The
本実施の形態では、基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７を順に形成することによりＴＦＴ基板３０を形成し、当該ＴＦＴ基板３０上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ８を貼り付けることにより放射線検出器２０を形成している。
In the present embodiment, the
図５に示すように、ＴＦＴ基板３０には、上述したセンサ部１３、コンデンサ９、および薄膜トランジスタ１０を含んで構成される画素３２が一定方向（図５の行方向）、および当該一定方向に対する交差方向（図５の列方向）に２次元状に複数設けられている。
As shown in FIG. 5, the
また、放射線検出器２０には、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６と、が設けられている。
Further, the
放射線検出器２０は、平板状で、かつ平面視において外縁に４辺を有する四辺形状、より具体的には、矩形状に形成されている。
The
ここで、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２の一部が放射線の照射状態を検出するために用いられており、残りの画素３２によって放射線画像の撮影を行う。なお、以下では、放射線の照射状態を検出するための画素３２を放射線検出用画素３２Ａといい、残りの画素３２を放射線画像取得用画素３２Ｂという。
Here, in the
本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２における放射線検出用画素３２Ａを除いた放射線画像取得用画素３２Ｂにより放射線画像の撮影を行うため、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を得ることができない。このため、本実施の形態では、放射線検出用画素３２Ａを分散するように配置し、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を、当該放射線検出用画素３２Ａの周囲に位置する放射線画像取得用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間することにより生成する。
In the
本実施の形態に係る放射線検出器２０には、図５に示すように、放射線検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部が接続された、当該コンデンサ９に蓄積された電荷を直接読み出すための直接読出配線３８が上記一定方向（行方向）に延設されている。なお、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、上記一定方向に並ぶ複数の放射線検出用画素３２Ａに対して１本の直接読出配線３８が割り当てられており、当該複数の放射線検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部が共通（単一）の直接読出配線３８に接続されている。
As shown in FIG. 5, the
次に、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成について説明する。図６には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。
Next, the configuration of the
同図に示すように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線を透過させる材料からなる筐体４１を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ４０は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ４０を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ４０を繰り返し続けて使用することができる。
As shown in the figure, an
筐体４１の内部には、種々の部品を収容する空間Ａが形成されており、当該空間Ａ内には、放射線Ｘが照射される筐体４１の照射面側から、被写体を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、および放射線Ｘのバック散乱線を吸収する鉛板４３が順に配設されている。
A space A for accommodating various components is formed inside the
ここで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、筐体４１の平板状の一方の面の放射線検出器２０の配設位置に対応する領域が放射線を検出可能な四辺形状の撮影領域４１Ａとされている。この筐体４１の撮影領域４１Ａを有する面が電子カセッテ４０における天板４１Ｂとされており、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０が、ＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように配置され、当該天板４１Ｂの筐体４１における内側の面（天板４１Ｂの放射線が入射される面の反対側の面）に貼り付けられている。
Here, in the
一方、図６に示すように、筐体４１の内部の一端側には、放射線検出器２０と重ならない位置（撮影領域４１Ａの範囲外）に、後述するカセッテ制御部５８や電源部７０（共に図８参照。）を収容するケース４２が配置されている。
On the other hand, as shown in FIG. 6, a cassette control unit 58 and a power supply unit 70 (both described later) are placed on one end side inside the
筐体４１は、電子カセッテ４０全体の軽量化を図るために、例えば、カーボンファイバ（炭素繊維）、アルミニウム、マグネシウム、バイオナノファイバ（セルロースミクロフィブリル）、または複合材料等で構成されている。
The
複合材料としては、例えば、強化繊維樹脂を含む材料が用いられ、強化繊維樹脂には、カーボンやセルロース等が含まれる。具体的には、複合材料としては、炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）や、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のもの、または発泡材の表面にＣＦＲＰをコーティングしたもの等が用いられる。なお、本実施の形態では、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のものが用いられている。これにより、筐体４１をカーボン単体で構成した場合と比較して、筐体４１の強度（剛性）を高めることができる。 As the composite material, for example, a material including a reinforced fiber resin is used, and the reinforced fiber resin includes carbon, cellulose, and the like. Specifically, as the composite material, carbon fiber reinforced plastic (CFRP), a structure in which a foamed material is sandwiched with CFRP, or a material in which the surface of the foamed material is coated with CFRP is used. In the present embodiment, a structure in which a foam material is sandwiched with CFRP is used. Thereby, compared with the case where the housing | casing 41 is comprised with a carbon single-piece | unit, the intensity | strength (rigidity) of the housing | casing 41 can be improved.
一方、図７に示すように、筐体４１の内部には、天板４１Ｂと対向する背面部４１Ｃの内面に支持体４４が配置されており、支持体４４および天板４１Ｂの間に、放射線検出器２０および鉛板４３が放射線Ｘの照射方向にこの順で並んで配置されている。支持体４４は、軽量化の観点、寸法偏差を吸収する観点から、例えば、発泡材で構成されており、鉛板４３を支持する。
On the other hand, as shown in FIG. 7, a
同図に示すように、天板４１Ｂの内面には、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０を剥離可能に接着する接着部材８０が設けられている。接着部材８０としては、例えば、両面テープが用いられる。この場合、両面テープは、一方の接着面の接着力が他方の接着面の接着力よりも強くなるように形成されている。
As shown in the figure, an
具体的には、接着力の弱い面（弱接着面）は、１８０°ピール接着力で１．０Ｎ／ｃｍ以下に設定されている。そして、接着力の強い面（強接着面）が天板４１Ｂに接し、弱接着面がＴＦＴ基板３０に接する。これにより、ねじ等の固定部材等によって放射線検出器２０を天板４１Ｂに固定する場合と比べて電子カセッテ４０の厚みを薄くすることができる。また、衝撃や荷重で天板４１Ｂが変形しても、放射線検出器２０は剛性の高い天板４１Ｂの変形に追従するため、大きな曲率（緩やかな曲がり）しか発生せず、局所的な低曲率で放射線検出器２０が破損する可能性が低くなる。さらに、放射線検出器２０が天板４１Ｂの剛性の向上に寄与する。
Specifically, the weak adhesive surface (weakly adhesive surface) is set to 1.0 N / cm or less at 180 ° peel adhesive force. Then, the surface having a strong adhesive force (strong adhesion surface) is in contact with the
このように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０を筐体４１の天板４１Ｂの内部に貼り付けているため、筐体４１が、天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離可能とされており、放射線検出器２０を天板４１Ｂに貼り付けたり、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離したりする際には、筐体４１を天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離した状態とされる。
As described above, in the
なお、本実施の形態では、放射線検出器２０の天板４１Ｂへの接着をクリーンルーム等で行わなくてもよい。なぜなら、放射線検出器２０および天板４１Ｂの間に放射線を吸収する金属片等の異物が混入した場合に、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離して当該異物を除去できるからである。
In the present embodiment, the
次に、図８を参照して、本実施の形態に係る撮影システム１０４の電気系の要部構成について説明する。
Next, with reference to FIG. 8, the configuration of the main part of the electrical system of
同図に示すように、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に第１信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は第１信号処理部５４に接続されている。
As shown in the figure, the
また、筐体４１の内部には、画像メモリ５６と、カセッテ制御部５８と、無線通信部６０と、を備えている。
The
ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて第１信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
Each
図示は省略するが、第１信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路およびサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
Although not shown, the first
第１信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、第１信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。
An image memory 56 is connected to the first
画像メモリ５６はカセッテ制御部５８と接続されている。カセッテ制御部５８はマイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ（中央処理装置）５８Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）およびＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ５８Ｂ、フラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部５８Ｃを備えており、電子カセッテ４０全体の動作を制御する。
The image memory 56 is connected to the cassette control unit 58. The cassette control unit 58 includes a microcomputer, and includes a CPU (Central Processing Unit) 58A, a memory 58B including a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory), a nonvolatile storage unit 58C including a flash memory and the like. And controls the entire operation of the
さらに、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線画像の撮影に関する制御を行うコンソール１１０などの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソール１１０等との間で各種情報の送受信が可能とされている。
Further, a wireless communication unit 60 is connected to the cassette control unit 58. The wireless communication unit 60 corresponds to a wireless local area network (LAN) standard represented by IEEE (Institute of Electrical and Electronics Engineers) 802.11a / b / g, etc. Control transmission of various information. The cassette control unit 58 can wirelessly communicate with an external device such as the
また、電子カセッテ４０には、ＴＦＴ基板３０を隔ててゲート線ドライバ５２の反対側に第２信号処理部５５が配置されており、ＴＦＴ基板３０の個々の直接読出配線３８は第２信号処理部５５に接続されている。
In the
第２信号処理部５５は、直接読出配線３８毎に設けられた増幅器及びＡ／Ｄ変換器を備えており、カセッテ制御部５８と接続されている。第２信号処理部５５は、カセッテ制御部５８からの制御により、所定の周期で各直接読出配線３８のサンプリングを行って各直接読出配線３８を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部５８へ出力する。
The second
また、電子カセッテ４０には、振動を検出する振動検出部６１が設けられている。振動検出部６１はカセッテ制御部５８に接続されており、カセッテ制御部５８は振動検出部６１による検出状態に基づいて、振動状態を把握することができる。
The
また、電子カセッテ４０には電源部７０が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、第１信号処理部５４、第２信号処理部５５、画像メモリ５６、無線通信部６０、振動検出部６１、カセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ等）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０の可搬性を損なわないように、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図８では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。
Further, the
一方、コンソール１１０は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１１１と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１１２と、を備えている。
On the other hand, the
また、本実施の形態に係るコンソール１１０は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１１３と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１１４と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１１５と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）１１６と、ディスプレイ１１１への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１７と、操作パネル１１２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１８と、を備えている。また、コンソール１１０は、無線通信により、放射線発生装置１２０との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行うと共に、電子カセッテ４０との間で画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１９を備えている。
The
ＣＰＵ１１３、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６、ディスプレイドライバ１１７、操作入力検出部１１８、および無線通信部１１９は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１１３は、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１７を介したディスプレイ１１１への各種情報の表示の制御、および無線通信部１１９を介した放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１１３は、操作入力検出部１１８を介して操作パネル１１２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
The
一方、放射線発生装置１２０は、放射線源１２１と、コンソール１１０との間で曝射条件等の各種情報を送受信する無線通信部１２３と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１を制御する線源制御部１２２と、を備えている。
On the other hand, the
線源制御部１２２もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール１１０から受信する曝射条件には管電圧、管電流等の情報が含まれている。線源制御部１２２は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１から放射線Ｘを照射させる。
The radiation
次に、本実施の形態に係る撮影システム１０４の作用を説明する。
Next, the operation of the
撮影者は、放射線画像の撮影を行う場合、コンソール１１０に対して操作パネル１１２を介して撮影対象部位、撮影時の姿勢、電子カセッテ４０を立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６に保持させた状態での撮影か又は電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態での撮影かを示す保持状態情報などの撮影条件を入力し、さらに管電圧、管電流及び照射期間などの曝射条件を入力する。コンソール１１０は、撮影条件及び曝射条件が入力されると、入力された撮影条件及び曝射条件を無線通信部１１９を介して電子カセッテ４０へ送信し、曝射条件を無線通信部１１９を介して放射線発生装置１２０へ送信する。
When the radiographer performs radiographic image capture, the radiographing target region, the posture at the time of radiographing, and the
放射線発生装置１２０の線源制御部１２２は、コンソール１１０から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶し、当該曝射条件での曝射準備を行う。
When receiving the exposure condition from the
電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８は、コンソール１１０から撮影条件及び曝射条件を受信すると、受信した撮影条件及び曝射条件を記憶部５８Ｃに記憶する。
When the cassette control unit 58 of the
撮影者は、撮影時の姿勢が立位または臥位である場合に、対応する立位台１６０の保持部１６２または臥位台１６４の保持部１６６に電子カセッテ４０を保持させると共に放射線源１２１を対応する位置に位置決めした後、被検者を所定の撮影位置に位置させる。これに対し、撮影者は、撮影対象部位が腕部、脚部等の電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態で放射線画像の撮影を行う場合に、当該撮影対象部位を撮影可能な状態に被検者、電子カセッテ４０、および放射線源１２１を位置決めする。
The photographer holds the
そして、撮影者は、撮影準備完了すると、コンソール１１０の操作パネル１１２に対して撮影を指示する撮影指示操作を行う。
Then, when the photographing preparation is completed, the photographer performs a photographing instruction operation for instructing photographing on the
コンソール１１０では、操作パネル１１２に対して撮影指示操作が行われると、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０へ無線通信部１１９を介して送信する。
In the
これに応じて、放射線源１２１は、放射線発生装置１２０がコンソール１１０から受信した曝射条件に応じた管電圧および管電流で放射線Ｘを照射期間だけ射出する。放射線源１２１から射出された放射線Ｘは、被検者を透過した後に電子カセッテ４０に到達する。これにより、放射線検出器２０の各画素３２には、電荷が発生する。
In response to this, the
本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、第２信号処理部５５により放射線検出用画素３２Ａから各直接読出配線３８に流れ出した電気信号のサンプリングを行ってデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータに基づいて放射線の照射開始の検出を行っており、放射線の照射開始したタイミングで放射線画像の撮影動作を開始する。すなわち、電子カセッテ４０は、放射線の照射を検出して撮影動作を開始する。これにより、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、コンソール１１０や放射線発生装置１２０と電子カセッテ４０との間で放射線の照射開始に関する情報の送受信を行って放射線発生装置１２０からの放射線の照射動作と電子カセッテ４０での撮像動作とを同期させることなく、放射線画像を撮影できる。
In the
ところで、電子カセッテ４０は、放射線の照射開始を検知するため、第２信号処理部５５により各直接読出配線３８に流れ出した電気信号のサンプリングを随時行うものとした場合、電力消費が大きくなる。
By the way, since the
そこで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、振動検出部６１による検出状態に基づいて振動状態を把握しており、振動が収まった場合、電子カセッテ４０のポジショニングが完了し、撮影準備が完了したものと判断して第２信号処理部５５による各直接読出配線３８のサンプリングを開始させる。
Therefore, in the
ここで、振動検出部６１は、振動を検出できれば、加速度センサ、ジャイロセンサ、ひずみゲージ、重力センサ、地磁気センサなど何れとしてもよい。
Here, the
加速度センサ、ジャイロセンサは、加速度が検出されなくなった場合、又は加速度が一定値以内におさまった場合に、振動がおさまり、ポジショニングや撮影準備が完了と判断できる。ひずみゲージは、ひずみが無くなる、又はひずみが安定したら、振動がおさまり、ポジショニングや撮影準備が完了と判断できる。重力センサ、地磁気センサは、重力、地磁気の向きを検出し、重力、地磁気の向きが安定になったら、振動がおさまり、ポジショニングや撮影準備が完了と判断できる。 The acceleration sensor and the gyro sensor can determine that the positioning is completed and the imaging preparation is completed when the acceleration is not detected or the acceleration is within a certain value. When the strain gauge is free from strain or stable, the vibration is reduced, and it can be determined that the positioning and preparation for imaging are complete. The gravity sensor and the geomagnetic sensor detect the direction of gravity and geomagnetism, and when the direction of gravity and geomagnetism becomes stable, it can be determined that the vibration is stopped and the preparation for positioning and photographing is completed.
図９には、コンソール１１０から撮影条件及び曝射条件を受信した際に、カセッテ制御部５８のＣＰＵ５８Ａにより実行される撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはメモリ５８Ｂ（ＲＯＭ）の所定の領域に予め記憶されている。
FIG. 9 is a flowchart showing a flow of processing of the imaging control processing program executed by the CPU 58A of the cassette control unit 58 when receiving imaging conditions and exposure conditions from the
同図のステップＳ１０では、ゲート線ドライバ５２を制御してゲート線ドライバ５２から各ゲート配線３４に薄膜トランジスタ１０をオン状態とさせる制御信号を順に出力させることを繰り返すリセット動作を開始させる。
In step S10 in the same figure, a reset operation is repeated in which the
これにより、放射線検出器２０では、１ラインずつ順に各画素３２のコンデンサ９に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線３６に流れ出し、暗電流等によって各画素３２のコンデンサ９に蓄積された電荷が除去されることが繰り返される。
As a result, in the
次のステップＳ１２では、振動検出部６１による検出状態に基づいて把握される振動が、ポジショニングが終了したとみなすことができる所定状態に収まったか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ１４へ移行し、否定判定となった場合は再度ステップＳ１２へ移行する。
In the next step S12, it is determined whether or not the vibration grasped based on the detection state by the
ここで、電子カセッテ４０を立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６に保持させた状態で撮影を行う場合と電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態で撮影を行う場合とでは、被検者や電子カセッテ４０のポジショニングによって振動検出部６１により検出される振動量が異なり、保持部に保持された状態の方が保持部に保持させない状態よりもポジショニングによって振動検出部６１により検出される振動が小さい。
Here, when shooting is performed with the
このため、撮影条件に含まれる保持状態情報に基づき、電子カセッテ４０を保持部に保持させた状態での撮影と電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態での撮影かを判定し、ポジショニングが終了したとみなすことができる状態の条件を変えてもよい。
Therefore, based on the holding state information included in the shooting conditions, it is determined whether the shooting is performed with the
例えば、所定時間（例えば、５秒）の間で振動検出部６１により検出される振動値の変動量が所定の閾値以下となった場合にポジショニングが終了したとみなすものとした場合、電子カセッテ４０を保持部に保持させた状態での撮影よりも電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態での撮影で、閾値の値を小さく変更するようにしてもよい。
For example, when it is assumed that the positioning is completed when the fluctuation amount of the vibration value detected by the
次のステップ１４では、第２信号処理部５５による各直接読出配線３８のサンプリングを開始させる。
In the
これにより、第２信号処理部５５は、所定の周期で各直接読出配線３８のサンプリングを行って各直接読出配線３８を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部５８へ出力する。
Thus, the second
次のステップＳ１６では、第２信号処理部５５から入力する各直接読出配線３８のデジタルデータの値をそれぞれ予め定めた放射線照射検知用のしきい値と比較し、何れかのデジタルデータの値が放射線照射検知用のしきい値以上となったか否かにより放射線の照射開始の検出を行っており、何れかのデジタルデータの値が放射線照射検知用のしきい値以上となった場合は放射線の照射が開始されたものとしてステップＳ１８へ移行し、何れのデジタルデータの値も放射線照射検知用のしきい値未満の場合はステップＳ１６へ再度移行して、放射線の照射開始待ちを行う。
In the next step S16, the digital data value of each
次のステップＳ１８では、ゲート線ドライバ５２を制御してゲート線ドライバ５２から各ゲート配線３４に各画素３２の薄膜トランジスタ１０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。これにより、各画素３２では、照射された放射線量に応じた電荷が蓄積される。
In the next step S18, the
次のステップＳ２０では、上記ステップＳ１６において放射線の照射開始を検出した時点から曝射条件により示される照射期間を経過したか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ２２へ移行し、否定判定となった場合は再度ステップＳ２０へ移行する。 In the next step S20, it is determined whether or not the irradiation period indicated by the exposure condition has elapsed since the start of radiation irradiation in step S16, and if the determination is affirmative, the process proceeds to step S22. When it becomes negative determination, it transfers to step S20 again.
ステップＳ２２では、ゲート線ドライバ５２を制御してゲート線ドライバ５２から１ラインずつ順に各ゲート配線３４にオン信号を出力させる。
In step S <b> 22, the
放射線検出器２０は、各ゲート配線３４にオン信号が入力すると、各ゲート配線３４に接続された各画素３２の薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンされ、１ラインずつ順に各画素３２のコンデンサ９に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線３６に流れ出す。各データ配線３６に流れ出した電気信号は第１信号処理部５４でデジタルの画像データに変換されて、画像メモリ５６に記憶される。これにより、画像メモリ５６には、放射線検出器２０の各放射線検出用画素３２Ａによる放射線画像を示す画像データが記憶される。
When an ON signal is input to each
次のステップＳ２４では、第２信号処理部５５による各直接読出配線３８のサンプリングを停止させる。
In the next step S24, sampling of each
ところで、本実施の形態に係る放射線検出器２０には、放射線画像取得用画素３２Ｂと共に放射線検出用画素３２Ａが設けられている。放射線検出用画素３２Ａは、発生した電荷が直接読出配線３８に流れ出す。このため、画像データにより示される放射線画像において、放射線検出用画素３２Ａに対応する画素は、欠陥画素となる。
By the way, the
そこで、ステップＳ２６では、画像メモリ５６に記憶された放射線画像に対して補間処理を行い、各放射線検出用画素３２Ａに対応する各画素のデータをそれぞれ放射線検出用画素３２Ａの周囲の放射線画像取得用画素３２Ｂのデータから補間により生成する。
Therefore, in step S26, interpolation processing is performed on the radiation image stored in the image memory 56, and the data of each pixel corresponding to each
次のステップＳ２８では、上記ステップＳ２６で補間処理された放射線画像の画像データをコンソール４２へ送信し、処理終了となる。
In the next step S28, the image data of the radiographic image interpolated in step S26 is transmitted to the
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、図７に示すように、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。
Incidentally, in the
ここで、放射線検出器２０は、図１０に示すように、シンチレータ８が形成された側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の裏面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式とされた場合、シンチレータ８の同図上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板３０側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の表面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる表面読取方式とされた場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線がシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器２０は、表面読取方式とされた場合の方が裏面読取方式とされた場合よりもＴＦＴ基板３０に対するシンチレータ８の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高い。
Here, as shown in FIG. 10, the
また、放射線検出器２０は、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。表面読取方式では、放射線がＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線の減衰を少なく抑えることができるため、表面読取方式に適している。
In the
また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。
In addition, both the amorphous oxide constituting the
また、本実施の形態によれば、図７に示すように、放射線検出器２０をＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように筐体４１内の天板４１Ｂに貼り付けているが、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体の剛性が高いため、筐体４１の天板４１Ｂを薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体が可撓性を有するため、撮影領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０が破損しづらい。
Further, according to the present embodiment, as shown in FIG. 7, the
以上詳細に説明したように、本実施の形態では、ポジショニングが完了したかにより撮影準備が完了したと判断し、撮影準備が完了したと判断した場合に放射線の検出を開始し、放射線が検出された場合に放射線画像の撮影を行うことにより、撮影者の手間も省くと共に電力消費を抑えつつ放射線を照射する放射線発生装置と放射線の照射タイミングの同期を必要とせずに照射された放射線による放射線画像を撮影できる。 As described above in detail, in the present embodiment, it is determined that the preparation for imaging is completed depending on whether the positioning is completed, and when it is determined that the preparation for imaging is completed, the detection of radiation is started, and the radiation is detected. In this case, by taking a radiographic image, the radiation image of the radiation applied without the need to synchronize the irradiation timing with the radiation generating apparatus that irradiates the radiation while saving the power consumption and reducing the power consumption. Can be taken.
また、本実施の形態では、振動状態に基づいてポジショニングが完了したか否か判定することにより、ポジショニングの完了を精度良く検出でき、適切なタイミングで放射線の検出を開始できる。 In the present embodiment, it is possible to accurately detect the completion of positioning by determining whether or not the positioning is completed based on the vibration state, and it is possible to start the detection of radiation at an appropriate timing.
また、本実施の形態では、放射線検出器２０に放射線検出手段として放射線検出用画素３２Ａを形成することにより、放射線検出器２０とは別に放射線を検出する手段を設ける必要がないため、製造コストを低減することができる。
Further, in the present embodiment, by forming the
また、本実施の形態では、複数の放射線検出用画素３２Ａから蓄積された電荷を読み出すための直接読出配線３８を備えているので、放射線画像の撮影動作とは無関係に放射線の照射状態を検出することができる結果、より高速に放射線画像の撮影を行うことができる。
In the present embodiment, since the
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。 As mentioned above, although this invention was demonstrated using embodiment, the technical scope of this invention is not limited to the range as described in the said embodiment. Various modifications or improvements can be added to the above-described embodiment without departing from the gist of the invention, and embodiments to which such modifications or improvements are added are also included in the technical scope of the present invention.
また、上記の実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。 The above embodiments do not limit the invention according to the claims (claims), and all the combinations of features described in the embodiments are essential for the solution means of the invention. Is not limited. The embodiments described above include inventions at various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. Even if some constituent requirements are deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment, as long as an effect is obtained, a configuration from which these some constituent requirements are deleted can be extracted as an invention.
また、上記実施の形態では、一例として図１１（Ａ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａとして放射線画像取得用画素３２Ｂの一部を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、一例として図１１（Ｂ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａを、放射線画像取得用画素３２Ｂの間隙に設ける形態としてもよい。この場合、放射線検出用画素３２Ａが設けられた位置に対応する放射線画像取得用画素３２Ｂの面積が小さくなるため、当該画素の感度は低減するものの、当該画素も放射線画像の検出用として用いることができるため、放射線画像の品質を向上させることができる。また、放射線の照射の検出する手段としては、特許文献１のようにバイアス電流をモニターし、バイアス電流の変化から放射線の照射を検出してもよい。また、第１信号処理部５４に内蔵された、各データ配線３６を流れる電気信号を増幅する増幅回路へ供給されるアンプ電流をモニターし、アンプ電流の変化から放射線照射を検出してもよい。また、放射線の照射により各画素３２から漏れ出す漏れ電流も変化するため、各画素３２から漏れ出す漏れ電流をモニターすることによって、アンプ電流の変化から放射線照射を検出してもよい。また、２次元状に複数設けた画素３２を全て放射線画像取得用画素３２Ｂとし、画素３２の間に放射線検出用の検出素子を配置し、検出素子による検出結果から放射線照射を検出してもよい。さらに上記実施の形態では図９を元に動作を説明したが同様の機能を実現できれば動作の順番や内容を適宜修正してもよい。
In the above embodiment, as an example, as shown in FIG. 11A, the case where a part of the radiation image acquisition pixel 32B is applied as the
また、上記実施の形態では、放射線検出器２０に設けられた画素３２の一部を放射線検出用画素３２Ａとして用いる場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、放射線検出用画素３２Ａを、画素３２とは別層として放射線検出器２０に積層して放射線検出部とする形態としてもよい。この場合、欠陥画素が生じることがないため、上記実施の形態に比較して、放射線画像の品質を向上させることができる。また、放射線検出用画素３２Ａや放射線検出部は、それぞれ個別に電荷を読み出せるように構成してもよい。
In the above embodiment, the case where a part of the
また、上記実施の形態では、放射線の照射開始を検出した時点から曝射条件により示される照射期間を経過した時点で放射線検出器２０から電荷の読み出しを行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、放射線の照射開始を検出した以降も、放射線照射検知用のしきい値以上となった直接読出配線３８のデジタルデータの値を放射線照射検知用のしきい値と比較し続け、当該直接読出配線３８のデジタルデータの値が放射線照射検知用のしきい値未満となった時点で放射線の照射が終了したものとして放射線検出器２０から電荷の読み出しを行うものとしてもよい。また、例えば、コンソール１１０は、曝射条件と共に最適な濃度が得られる放射線量を電子カセッテ４０へ送信するものとし、電子カセッテ４０は、放射線の照射開始を検出した以降、第２信号処理部５５から入力する各直接読出配線３８のデジタルデータの値を累計して記憶し、累計された放射線量の累積値が、最適な濃度が得られる放射線量に応じた値となった場合に放射線の照射終了をコンソール１１０へ通知すると共に、放射線検出器２０から電荷の読み出しを行うものとしてもよい。コンソール１１０は、電子カセッテ４０から放射線の照射終了が通知された場合、放射線発生装置１２０からの放射線の照射を停止させるように制御するものとしてもよい。
In the above-described embodiment, the case where the charge is read from the
また、上記実施の形態では、錯綜を回避するために、放射線検出用画素３２Ａに蓄積された電荷を放電することに関しては特に言及しなかったが、放射線の照射開始を検出したタイミングで、放射線検出用画素３２Ａによって蓄積された電荷を放電させた後に放射線の照射終了を検出する形態としてもよい。これにより、放射線の照射終了を検出する際の上記放射線量の飽和を防止することができる。
In the above-described embodiment, in order to avoid complications, no particular mention was made regarding discharging the charge accumulated in the
また、上記実施の形態では、センサ部１３が、シンチレータ８で発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されている場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、センサ部１３として有機光電変換材料を含まずに構成されたものを適用する形態としてもよい。
In the above embodiment, the case where the
また、上記実施の形態では、電子カセッテ４０の筐体４１の内部にカセッテ制御部５８や電源部７０を収容するケース４２と放射線検出器２０とを重ならないように配置した場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、放射線検出器２０とカセッテ制御部５８や電源部７０を重なるように配置してもよい。
Moreover, although the said embodiment demonstrated the case where it arrange | positions so that the
また、上記実施の形態では、電子カセッテ４０とコンソール１１０との間、放射線発生装置１２０とコンソール１１０との間で、無線にて通信を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、これらの少なくとも一方を有線にて通信を行う形態としてもよい。
Moreover, although the said embodiment demonstrated the case where it communicated by radio | wireless between the
また、上記実施の形態では、振動検出部６１により振動を検出する場合について説明したが、これに限定されるものではない。放射線検出器２０を用いて振動を検出してもよい。放射線検出器２０は、振動により電荷の発生したりや流れる電流量に変化が生じる場合があるため、放射線検出器２０からの信号や流れる電流量をモニタすることにより、振動検出することができる。例えば、センサ部１３は、上部電極６と下部電極２の間にバイアス電圧が印加されるが、振動によりバイアス電圧が変化する。そこで、バイアス電圧を検出する電圧検出部を設け、電圧検出部により検出されるバイアス電圧の変化から振動を検出するものとしてもよい。また、暗電流によりセンサ部１３に蓄積される電荷量も振動により変化する。そこで、リセット動作で各放射線画像取得用画素３２Ｂから読み出される電荷量の変化から振動を検出するものとしてもよい。また、放射線の照射の検出と同様に、放射線検出用画素３２Ａの電荷変化や、第１信号処理部５４に内蔵された増幅回路へアンプ電流の変化から振動を検出するものとしてもよい。放射線検出用画素３２Ａや放射線を検出する放射線検出部をそれぞれ個別に電荷を読み出せるように構成した場合、ポジショニング完了を検知するために放射線検出用画素３２Ａや放射線検出部を全てのオンにする必要はなく、振動検知するためであれば一部のみをオンすればよい。その上で、ポジショニング完了を判断した後、放射線検出用画素３２Ａや放射線検出部を全てをオンして、放射線の照射状態へ検出する状態へ移行させてもよい。なお、放射線の照射の検出を行う場合、放射線検出用画素３２Ａや放射線検出部を全てをオンにする必要はなく、撮影部位に応じた部分のみオンするようにしてもよい。
Moreover, although the said embodiment demonstrated the case where a vibration was detected by the
また、上記実施の形態では、ゲート線ドライバ５２から各ゲート配線３４にオン信号を出力させて放射線画像を読み出し、撮影終了したタイミングで放射線の検出を停止させる場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、振動検出部６１により再度振動が検出されて撮影準備であると判断された場合に放射線の検出を停止させるようにしてもよい。
In the above embodiment, the case where the
さらに、放射線検出器２０を用いた振動の検出と加速度センサ等の振動検出部６１を用いた振動の検出とを併用してもよい。これにより、ポジショニング完了判断後に振動が発生して、その振動により、例えば、放射線検出用画素３２Ａに電荷が発生して直接読出配線３８に電気信号が流れて放射線照射と誤って検知される場合でも、振動検出部６１による振動の検出と併用することにより、誤検出も防ぐことができる。
Furthermore, vibration detection using the
また、上記実施の形態では、振動が収まった場合に第２信号処理部５５による各直接読出配線３８のサンプリングを開始させる場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、電子カセッテ４０は、未使用時にはクレードル１３０の収容部１３０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル１３０から取り出されるため、クレードル１３０から取り出されたことタイミングで各直接読出配線３８のサンプリングを開始させるものとしてもよい。電子カセッテ４０がクレードル１３０から取り出されたことの検出は、例えば、電子カセッテ４０にセンサを設けて収容部１３０Ａに収納されているか否かを検出してもよい。また、例えば、電子カセッテ４０が収容部１３０Ａに収納された際に端子を接触させて充電を行う場合、端子の接触の有無により検出してもよい。また、例えば、電子カセッテ４０が収容部１３０Ａに収納された際に無線給電により充電を行う場合、給電の有無により検出してもよい。
In the above-described embodiment, the case where the sampling of each
また、上記実施の形態では、放射線としてＸ線を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、γ線等の他の放射線を適用する形態としてもよい。 In the above embodiment, the case where X-rays are applied as radiation has been described. However, the present invention is not limited to this, and other radiation such as γ-rays may be applied.
その他、上記実施の形態で説明したＲＩＳ１００の構成（図１参照。）、放射線撮影室の構成（図２参照。）、電子カセッテ４０の構成（図３〜図７参照。）、撮影システム１０４の構成（図８参照。）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。
In addition, the configuration of the
また、上記実施の形態で説明した初期情報の構成も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な情報を削除したり、新たな情報を追加したりすることができることは言うまでもない。 The configuration of the initial information described in the above embodiment is also an example, and it goes without saying that unnecessary information can be deleted or new information can be added without departing from the gist of the present invention. Yes.
また、上記実施の形態で説明した撮影制御処理プログラムの処理の流れ（図９参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。 Further, the flow of processing of the photographing control processing program described in the above embodiment (see FIG. 9) is also an example, and unnecessary steps can be deleted or new steps can be made without departing from the gist of the present invention. Needless to say, can be added or the processing order can be changed.
１３ センサ部
２０ 放射線検出器（撮影部）
３０ ＴＦＴ基板
３２ 画素
３２Ａ 放射線検出用画素（放射線検出手段）
３２Ｂ 放射線画像取得用画素
４０ 電子カセッテ
５５ 第２信号処理部
５８ カセッテ制御部（制御手段、判断手段）
５８Ａ ＣＰＵ
６１ 振動検出部
13
30
32B Radiation
58A CPU
61 Vibration detector
Claims (8)
放射線を検出する放射線検出手段と、
撮影準備が完了したか否か判断する判断手段と、
前記判断手段により撮影準備が完了したと判断した場合に前記放射線検出手段による放射線の検出を開始し、前記放射線検出手段により放射線が検出された場合に放射線画像を撮影するように前記撮影部を制御する制御手段と、
を有する放射線画像撮影装置。 An imaging unit capable of capturing a radiographic image of the emitted radiation;
Radiation detection means for detecting radiation;
A judging means for judging whether or not the shooting preparation is completed;
Control of the imaging unit to start radiation detection by the radiation detection unit when the determination unit determines that preparation for imaging is completed, and to capture a radiographic image when radiation is detected by the radiation detection unit Control means to
A radiographic imaging apparatus having
前記判断手段は、前記振動検出手段により検出される振動がポジショニングが終了したとみなすことができる所定状態に収まった場合に撮影準備が完了したと判断する
請求項１記載の放射線画像撮影装置。 It further comprises vibration detection means for detecting vibration,
The radiographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the determination unit determines that imaging preparation is completed when the vibration detected by the vibration detection unit falls within a predetermined state in which positioning can be regarded as completed.
請求項２記載の放射線画像撮影装置。 The radiographic imaging apparatus according to claim 2, wherein the vibration detection unit is any one of an acceleration sensor, a gyro sensor, a strain gauge, a gravity sensor, and a geomagnetic sensor.
前記振動検出手段は、バイアス電圧の変化、及びセンサ部に蓄積される暗電流量の変化の少なくとも一方に基づいて振動を検出する
請求項２記載の放射線画像撮影装置。 The imaging unit includes a radiation detector formed with a plurality of sensor units to which a bias voltage is applied and a charge is generated by radiation or light converted from radiation,
The radiographic imaging apparatus according to claim 2, wherein the vibration detection unit detects vibration based on at least one of a change in bias voltage and a change in dark current amount accumulated in the sensor unit.
請求項２記載の放射線画像撮影装置。 The radiographic imaging according to claim 2, wherein the vibration detection unit is a gravity sensor or a geomagnetic sensor, and detects vibration based on a gravity direction detected by the gravity sensor and a change in the geomagnetic direction detected by the geomagnetic sensor. apparatus.
請求項１〜請求項５の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。 The said control means stops the detection of the radiation by the said radiation detection means after completion | finish of imaging | photography of the radiographic image by the said imaging | photography part, or when it is judged that it is an imaging preparation by the said judgment means. The radiographic imaging apparatus of any one of Claims.
撮影準備が完了したと判断した場合に放射線を検出する放射線検出手段による放射線の検出を開始し、
放射線を検出する放射線検出手段により放射線が検出された場合に、放射線画像を撮影するように撮影部を制御する
放射線画像撮影方法。 Determine if the shooting preparation is complete,
When it is determined that the preparation for imaging has been completed, the radiation detection means for detecting radiation is started,
A radiation image capturing method for controlling an image capturing unit so as to capture a radiation image when radiation is detected by a radiation detecting means for detecting radiation.
撮影準備が完了したと判断した場合に放射線を検出する放射線検出手段による放射線の検出を開始するステップと、
放射線を検出する放射線検出手段により放射線が検出された場合に、放射線画像を撮影するように撮影部を制御するステップと、
を含む処理をコンピュータに実行させるための放射線画像撮影制御処理プログラム。 Determining whether the preparation for shooting is completed;
A step of starting detection of radiation by a radiation detecting means for detecting radiation when it is determined that preparation for imaging is completed;
A step of controlling the imaging unit to capture a radiation image when radiation is detected by a radiation detection means for detecting radiation; and
A radiographic imaging control processing program for causing a computer to execute processing including:
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