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Abstract
Description
本発明は、動画撮影と静止画撮影とを可能とする放射線撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus that enables moving image shooting and still image shooting.
放射線撮影装置は、対向配置された放射線源と放射線検出器との間に配置された被検体に対して放射線（例えば、Ｘ線）を照射し、被検体を透過した放射線を検出して、被検体内の情報を画像化するものである。 The radiation imaging apparatus irradiates a subject (for example, X-rays) that is disposed between a radiation source and a radiation detector that are arranged opposite to each other, detects the radiation that has passed through the subject, and detects the subject. Information in the specimen is imaged.
放射線撮影装置は、医療分野で広く用いられており、患者に対する検査は、透視（動画撮影）と撮影（静止画撮影）とに分類される。動画撮影は、低線量で行われ、撮影前の患者の位置決めや、病変部の探索等に使用される。静止画撮影は、高線量で行われ、病変部のより鮮明な放射線画像を得るために使用される。一般に、静止画撮影時の線量は、動画撮影時の線量の１００倍程度である。 Radiation imaging apparatuses are widely used in the medical field, and examinations on patients are classified into fluoroscopy (moving image shooting) and shooting (still image shooting). Movie shooting is performed at a low dose, and is used for positioning a patient before imaging, searching for a lesion, and the like. Still image shooting is performed at a high dose and is used to obtain a clearer radiographic image of the lesion. Generally, the dose during still image shooting is about 100 times the dose during moving image shooting.
特許文献１では、放射線源から射出される動画撮影用の低線量パルスと静止画撮影用の高線量パルスとを放射線検出器側で監視し、低線量パルスから高線量パルスに移行するタイミングに合わせて、放射線検出器を動画撮影モードから静止画撮影モードに切り替えることが提案されている。これにより、放射線源と放射線検出器との間で同期信号の享受を行わずに放射線検出器の撮影モードを放射線の線量に合わせて切り替えることができる。 In Patent Document 1, a low-dose pulse for moving image shooting and a high-dose pulse for still image shooting, which are emitted from a radiation source, are monitored on the radiation detector side, and synchronized with the timing of shifting from a low-dose pulse to a high-dose pulse. Thus, it has been proposed to switch the radiation detector from the moving image shooting mode to the still image shooting mode. Thereby, the imaging mode of the radiation detector can be switched according to the radiation dose without receiving the synchronization signal between the radiation source and the radiation detector.
特許文献１では、同一の放射線検出器で動画撮影と静止画撮影を行っているため、動画と静止画との間で画質や視野範囲等の特性を変更することができない。これに対して、特許文献２，３では、静止画撮影を行う第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器より小視野でかつ動画撮影を行う第２の放射線検出器とを設け、静止画撮影には、第２の放射線検出器を放射線照射領域から退避させて、第１の放射線検出器により静止画撮影を行うことが提案されている。 In Patent Document 1, since moving image shooting and still image shooting are performed with the same radiation detector, characteristics such as image quality and field-of-view range cannot be changed between the moving image and the still image. On the other hand, in Patent Documents 2 and 3, a first radiation detector that performs still image capturing and a second radiation detector that performs moving image capturing with a smaller field of view than the first radiation detector are provided. For still image shooting, it has been proposed to retract the second radiation detector from the radiation irradiation region and perform still image shooting with the first radiation detector.
しかしながら、特許文献２，３に記載の構成では、動画撮影を行っている間に静止画撮影を行う場合には、第２の放射線検出器を放射線照射領域から退避させる機械的な動作が必要であるため、動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことができず、撮影好機を逃してしまう恐れがある。 However, in the configurations described in Patent Documents 2 and 3, when still image shooting is performed while moving image shooting is performed, a mechanical operation for retracting the second radiation detector from the radiation irradiation region is required. For this reason, still image shooting cannot be performed quickly during moving image shooting, and there is a possibility of missing a shooting opportunity.
本発明の目的は、第１及び第２の放射線検出器を用い、動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことを可能とする放射線撮影装置を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus that uses the first and second radiation detectors and can perform still image shooting quickly during moving image shooting.
上記課題を解決するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から射出された放射線を検出して画像データを生成する第１の放射線検出器と、前記第１の放射線検出器を透過した放射線を検出して画像データを生成する第２の放射線検出器と、前記第１の放射線検出器を駆動して動画撮影を実行させ、前記第２の放射線検出器を駆動して静止画撮影を実行させる制御部と、を備えるものである。 In order to solve the above-described problems, a radiation imaging apparatus of the present invention transmits a first radiation detector that detects radiation emitted from a radiation source and generates image data, and passes through the first radiation detector. A second radiation detector that detects radiation and generates image data, and the first radiation detector is driven to perform moving image shooting, and the second radiation detector is driven to perform still image shooting. And a control unit to be executed.
放射線源から射出された放射線を検出する照射検出用放射線検出器と、放射線源から射出された放射線パルスの線量を判定する線量判定部とを備え、前記制御部は、前記線量判定部により所定の閾値より小さい低線量パルスが検出された場合には、前記第１の放射線検出器を駆動して動画撮影を実行させ、前記線量判定部により前記閾値より大きい高線量パルスが検出された場合には、前記第２の放射線検出器を駆動して静止画撮影を実行させることが好ましい。 An irradiation detection radiation detector for detecting radiation emitted from the radiation source; and a dose determination unit for determining a dose of the radiation pulse emitted from the radiation source. When a low-dose pulse smaller than a threshold is detected, the first radiation detector is driven to perform moving image shooting, and when a high-dose pulse larger than the threshold is detected by the dose determination unit Preferably, the second radiation detector is driven to perform still image shooting.
前記第１の放射線検出器は、前記第２の放射線検出器より画素部の配置密度が小さいことが好ましい。また、前記第１の放射線検出器は、前記第２の放射線検出器より画素部の数が少ないことが好ましい。 The first radiation detector preferably has a smaller arrangement density of pixel portions than the second radiation detector. Further, it is preferable that the first radiation detector has a smaller number of pixel portions than the second radiation detector.
前記第１の放射線検出器は、前記第２の放射線検出器よりフレームレートが高いことが好ましい。また、前記第１の放射線検出器は、前記第２の放射線検出器より視野範囲が小さいことが好ましい。 The first radiation detector preferably has a higher frame rate than the second radiation detector. The first radiation detector preferably has a smaller visual field range than the second radiation detector.
第１の放射線検出器は、放射線により光を発生する発光部と、前記発光部の放射線入射側に配置されると共に、前記発光部により発生された光を検出する第１の光検出部とにより構成され、第２の放射線検出器は、前記発光部と、前記発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、前記発光部により発生された光を検出する第２の光検出部とにより構成されていることが好ましい。 The first radiation detector includes: a light emitting unit that generates light by radiation; and a first light detection unit that is disposed on a radiation incident side of the light emitting unit and detects light generated by the light emitting unit. A second radiation detector configured to detect the light generated by the light emitting unit and the light emitting unit, the second radiation detector being disposed on a side opposite to the radiation incident side of the light emitting unit; It is preferable that it is comprised by these.
前記発光部は、柱状結晶蛍光体を備え、前記柱状結晶蛍光体の先端部が前記第１の光検出部に対向していることが好ましい。 It is preferable that the light emitting portion includes a columnar crystal phosphor, and a tip portion of the columnar crystal phosphor faces the first light detection portion.
前記第１の光検出部は、前記発光部より面積が小さくてもよい。 The first light detection unit may have a smaller area than the light emitting unit.
前記第２の光検出部は、前記発光部より面積が小さく、前記発光部と前記第２の光検出部との間に、前記発光部から放出された光を前記第２の光検出部に集光するためのフレネルレンズを備えることも好ましい。 The second light detection unit is smaller in area than the light emission unit, and light emitted from the light emission unit is transmitted to the second light detection unit between the light emission unit and the second light detection unit. It is also preferable to provide a Fresnel lens for condensing light.
前記第１の放射線検出器は、放射線により光を発生する第１の発光部と、前記第１の発光部の放射線入射側に配置されると共に、前記第１の発光部により発生された光を検出する第１の光検出部とにより構成され、前記第２の放射線検出器は、前記第１の発光部及び前記第１の光検出部を透過した放射線により光を発生する第２の発光部と、前記第２の発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、前記第２の発光部により発生された光を検出する第２の光検出部とにより構成されていることも好ましい。 The first radiation detector is disposed on a radiation incident side of the first light emitting unit that generates light by radiation, and emits light generated by the first light emitting unit. A second light emitting unit configured to generate light by radiation transmitted through the first light emitting unit and the first light detecting unit. And a second light detection unit that is disposed on the opposite side to the radiation incident side of the second light emitting unit and that detects light generated by the second light emitting unit. preferable.
この場合、前記第１の発光部と前記第２の発光部との一方が柱状結晶蛍光体を備え、他方がＧＯＳ蛍光体またはＢａＦＸ蛍光体を備えることが好ましい。 In this case, it is preferable that one of the first light emitting unit and the second light emitting unit includes a columnar crystal phosphor, and the other includes a GOS phosphor or a BaFX phosphor.
本発明の放射線撮影装置によれば、放射線源から射出された放射線を検出して画像データを生成する第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器を透過した放射線を検出して画像データを生成する第２の放射線検出器とを設け、第１の放射線検出器を動画撮影用、第２の放射線検出器を静止画撮影用として用いるので、動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことができる。 According to the radiation imaging apparatus of the present invention, the first radiation detector that detects the radiation emitted from the radiation source and generates image data, and the radiation transmitted through the first radiation detector detects the image data. And the second radiation detector is used for moving image shooting, and the second radiation detector is used for still image shooting, so that still image shooting can be performed quickly during moving image shooting. be able to.
図１において、放射線情報システム（ＲＩＳ：Radiology Information System）１０は、病院内の放射線科部門における診療予約や診断記録等の情報管理を行うためのシステムである。ＲＩＳ１０は、複数の端末装置１１、ＲＩＳサーバ１２、病院内の各放射線撮影室（或いは手術室）に設置された放射線撮影システム１３が、有線又は無線で病院内ネットワークＮＷに接続されることにより構成されている。
In FIG. 1, a radiology information system (RIS) 10 is a system for managing information such as medical appointments and diagnostic records in a radiology department in a hospital. The RIS 10 is configured by connecting a plurality of
端末装置１１は、パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）等であり、医師や放射線技師によって操作される。医師や放射線技師は、端末装置１１を介して診断情報や施設予約の入力・閲覧を行う。放射線画像の撮影依頼（撮影予約）も端末装置１１を介して入力される。
The
ＲＩＳサーバ１２は、ＲＩＳデータベース（ＤＢ）を記憶する記憶部１２Ａを備えたコンピュータである。ＤＢには、患者の属性情報（患者の氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、患者ＩＤ等）や、病歴、受診歴、放射線画像撮影の履歴、過去に撮影した放射線画像のデータ等の患者に関する他の情報、個々の放射線撮影システム１３の電子カセッテ１５に関する情報（識別番号、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位、使用開始年月日、使用回数等）が登録されている。ＲＩＳサーバ１２は、ＤＢに登録されている情報に基づいて、ＲＩＳ１０全体を管理する処理（例えば、各端末装置１１からの撮影依頼を受け付け、各放射線撮影システム１３の撮影スケジュールを管理する処理）を行う。
The RIS
放射線撮影システム１３は、ＲＩＳサーバ１２から指示された放射線画像の撮影を、医師や放射線技師の操作に従って行うシステムである。放射線撮影システム１３は、放射線を発生する放射線発生装置１４、患者を透過した放射線を検出し放射線画像を生成する電子カセッテ１５、電子カセッテ１５を充電するためのクレードル１６、及び上記各機器の動作を制御するコンソール１７を備えている。
The
図２において、撮影室には、放射線発生装置１４の放射線源１４０と、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台２０と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台２１とが設置されている。立位台２０の前方空間は、立位で放射線撮影を行う際の患者の撮影位置２０Ａである。臥位台２１の上方空間は、臥位で放射線撮影を行う際の患者の撮影位置２１Ａである。立位台２０には、電子カセッテ１５を保持する保持部２２が設けられている。立位で放射線画像の撮影を行う際には電子カセッテ１５が保持部２２に保持される。臥位で放射線画像の撮影を行う際には、臥位台２１の収容部２３に電子カセッテ１５が載置される。
In FIG. 2, the radiographing room includes a
また、撮影室には、１つの放射線源１４０によって立位及び臥位での放射線撮影を可能とするために支持移動機構２４が設けられている。支持移動機構２４は、放射線源１４０を、水平な軸回り（矢印Ａ方向）に回動可能、鉛直方向（矢印Ｂ方向）に移動可能、かつ水平方向（矢印Ｃ方向）に移動可能に支持する。
In addition, a
支持移動機構２４は、放射線源１４０を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１４０を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１４０を水平方向に移動させる駆動源（何れも図示省略）を備えている。支持移動機構２４は、撮影条件情報で指定された撮影時姿勢に応じて、電子カセッテ１５に対向する位置に放射線源１４０を移動させる。
The
クレードル１６には、電子カセッテ１５を収納可能な収容部１６Ａが形成されている。電子カセッテ１５は、非使用時には収容部１６Ａに収納され、この状態で内蔵バッテリの充電が行われる。放射線画像の撮影時には、電子カセッテ１５は、放射線技師等によってクレードル１６から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台２０の保持部２２に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台２１の収容部２３に載置される。
The
図３において、電子カセッテ１５は、筐体３０と、筐体３０内に放射線の進行方向に沿って順に配置された照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２、発光部３３、第２の光検出部３４、及び基台３５と、収納ケース３６を備える。
In FIG. 3, the
筐体３０は、放射線透過性材料により形成され、全体形状が直方体状である。筐体３０の天板３０Ａは、カーボン等の放射線低吸収材で形成され、患者の体を透過して照射された放射線を透過させる。筐体３０のうち、天板３０Ａ以外の部分は、ＡＢＳ樹脂等で形成されている。
The
天板３０Ａには、複数個のＬＥＤで構成され、電子カセッテ１５の動作モード（例えば「レディ状態」や「データ送信中」等）やバッテリの残容量等の動作状態を表示するための表示部３７が設けられている。表示部３７は、ＬＥＤ以外の発光素子や、液晶ディスプレイや有機ＥＬディスプレイ等の表示装置で構成してもよい。また、表示部３７は、天板３０Ａ以外の部分に配置してもよい。
The
収納ケース３６は、天板３０Ａの長手方向一端側に沿って設けられている。収納ケース３６は、マイクロコンピュータを含む各種の電子回路や、充電かつ着脱可能なバッテリ（二次電池）を収容する。照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２、第２の光検出部３４を含む電子カセッテ１５の各種電子回路は、バッテリから供給される電力によって動作する。これらの各種電子回路が放射線の照射に伴って損傷することを回避するため、収納ケース３６の天板３０Ａ側には鉛板等の放射線遮蔽部材（図示せず）が設けられている。
The
図４において、第１の光検出部３２は、光電変換部３２１、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Thin Film Transistor）３２２、及びキャパシタ３２３を備えた画素部３２４を、絶縁性基板３２５にマトリクス状に複数形成することにより構成されている。
In FIG. 4, the first
絶縁性基板３２５と、ＴＦＴ３２２及びキャパシタ３２３が形成された層とは、いわゆるＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、ＴＦＴ基板という）３２Ａを構成している。ＴＦＴ３２２は、アモルファスシリコンにより形成されている。絶縁性基板３２５は、石英基板、ガラス基板、樹脂基板等の光透過性を有し、かつ放射線の吸収が少ない材料で形成されている。
The insulating
光電変換部３２１は、第１の電極３２１Ａ及び第２の電極３２１Ｂと、これらの間に、配置された光電変換膜３２１Ｃとを備える。光電変換膜３２１Ｃは、アモルファスシリコンにより形成されており、放射線の照射を受けて発光部３３から放出された光を吸収して電荷を発生する。光電変換部３２１は、ＰＩＮ型またはＭＩＳ型のフォトダイオードを構成しており、ＴＦＴ基板３２Ａ上に設けられている。ＴＦＴ基板３２Ａ上には、光電変換部３２１を覆うように、窒化シリコンや酸化シリコン等により形成された平坦化層３２６が設けられている。平坦化層３２６は、放射線の入射側と反対側の面が平坦化されている。
The
第２の光検出部３４は、第１の光検出部３２と同様な構成であり、光電変換部３４１、ＴＦＴ３４２、及びキャパシタ３４３を備えた画素部３４４が、絶縁性基板３４５にマトリクス状に複数形成されている。光電変換部３４１は、第１の電極３４１Ａ及び第２の電極３４１Ｂと、これらの間に配置された光電変換膜３４１Ｃとにより構成されている。また、光電変換部３４１を覆うように平坦化層３４６が設けられており、平坦化層３４６は、放射線の入射側の面が平坦化されている。絶縁性基板３４５と、ＴＦＴ３４２及びキャパシタ３４３が形成された層とがＴＦＴ基板３４Ａを構成している。
The second
第２の光検出部３４は、放射線の入射方向に対する各部の構成順序が、第１の光検出部３２の各部の構成順序とは逆である。すなわち、第１の光検出部３２の平坦化層３２６と、第２の光検出部３４の平坦化層３４６とが対向しており、これらの間に発光部３３が配置されている。第１の光検出部３２の平坦化層３２６と発光部３３とは、透光性を有する接着層３２７によって接着されている。同様に、第２の光検出部３４の平坦化層３４６と発光部３３とは、透光性を有する接着層３４７によって接着されている。また、第２の光検出部３４の絶縁性基板３４５は、基台３５に接着層３４８によって接着されている。
In the second
第１の光検出部３２の放射線入射側には、照射検出用光検出部３１が形成されている。照射検出用光検出部３１は、絶縁性基板３２５上に、配線層３１１、絶縁層３１２、光電変換部３１３、保護層３１４が順に形成されている。配線層３１１は、絶縁性基板３１５上に後述する配線７３（図７参照）がパターニングされた層である。光電変換部３１３は、発光部３３から放出され第１の光検出部３２を透過した光を検出する素子であり、絶縁層３１２上にマトリクス状に複数形成されている。照射検出用光検出部３１の厚みは、０．０５ｍｍ程度である。
An irradiation detection
光電変換部３１３は、第１の電極３１３Ａ及び第２の電極３１３Ｂと、これらの間に配置された光電変換膜３１３Ｃとを備える。光電変換膜３１３Ｃは、有機光電変換材料で形成されている。光電変換膜３１３Ｃは、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料を第２の電極３１３Ｂ上に塗布することで形成される。
The
図５において、発光部３３は、蒸着基板３３１、シンチレータ３３２、及び防湿保護膜３３３により構成されている。蒸着基板３３１は、石英基板、ガラス基板、樹脂基板等の光透過性を有する基板である。シンチレータ３３２は、蒸着基板３３１上にタリウム活性化ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）を蒸着することにより形成されたものであり、非柱状結晶３３２Ａと、この非柱状結晶３３２Ａ上に立設した複数の柱状結晶３３２Ｂとにより形成されている。防湿保護膜３３３は、ポリパラキシリレン等の防湿性材料により形成されており、シンチレータ３３２の周囲を覆って封止している。
In FIG. 5, the
なお、蒸着基板３３１を剥離して、シンチレータ３３２を第２の光検出部３４に直接接合してもよい。さらには、シンチレータ３３２を第２の光検出部３４上に直接蒸着してもよい。また、ＣｓＩ：Ｔｌに代えて、ナトリウム活性化ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｎａ）等の蛍光体材料を用いてもよい。
Note that the
シンチレータ３３２は、柱状結晶３３２Ｂの先端部３３２Ｃが第１の光検出部３２に対向するように配置されている。蒸着基板３３１は、接着剤等で第２の光検出部３４に接合されている。複数の柱状結晶３３２Ｂは、互いに空隙ＧＰを介して離間されている。各柱状結晶３３２Ｂの径は、数μｍ〜１０μｍ程度である。
The
シンチレータ３３２は、放射線源１４０から射出され、患者、天板３０Ａ、照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２等を透過して発光部３３に入射した放射線を吸収して光（可視光）を生成する。放射線は、第１の光検出部３２の側からシンチレータ３３２に入射するため、シンチレータ３３２内での発光は、主に柱状結晶３３２Ｂの先端部３３２Ｃ側で生じる。シンチレータ３３２で発生した光は、柱状結晶３３２Ｂのライトガイド効果によって、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４に向かって進行する。
The
第１の光検出部３２に向かって進行した光は、先端部３３２Ｃから射出され、防湿保護膜３３３を透過して第１の光検出部３２に入射し、第１の光検出部３２の光電変換部３２１により検出される。また、第１の光検出部３２に入射した光の一部は、第１の光検出部３２を透過して照射検出用光検出部３１に入射する。照射検出用光検出部３１に入射した光は、光電変換部３１３により検出される。
The light traveling toward the first
一方、第２の光検出部３４に向かって進行した光は、非柱状結晶３３２Ａに入射し、非柱状結晶３３２Ａによって一部が反射されるが、大半は蒸着基板３３１を透過して第２の光検出部３４に入射する。第２の光検出部３４に入射した光は、光電変換部３４１により検出される。
On the other hand, the light traveling toward the second
図６に示すように、発光部３３と第１の光検出部３２とにより、第１の放射線検出器４０が構成されている。第１の放射線検出器４０は、放射線の進行方向に沿って、第１の光検出部３２、発光部３３の順に配置されている。このような配置方式は、ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）型と呼ばれる。また、発光部３３と第２の光検出部３４とにより、第２の放射線検出器４１が構成されている。第２の放射線検出器４１は、放射線の進行方向に沿って、発光部３３、第２の光検出部３４の順に配置される。このような配置方式は、ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）型と呼ばれる。
As shown in FIG. 6, the
さらに、発光部３３と照射検出用光検出部３１とにより、ＩＳＳ型の照射検出用放射線検出器４２が構成されている。前述のように、発光部３３のシンチレータ３３２内での発光は、第１の光検出部３２の近傍で生じるため、第１の放射線検出器４０は、放射線に対する感度が高い。
Further, the
第１の放射線検出器４０は、動画撮影に用いられる。第２の放射線検出器４１は、静止画撮影に用いられる。第１の放射線検出器４０は、画素部３２４の配列ピッチが第２の放射線検出器４２の画素部３４４の配列ピッチより大きく（配置密度が小さく）、画素部３２４の数（有効画素数）が少ないため、第２の放射線検出器４２より高フレームレートで駆動される。照射検出用放射線検出器４２は、放射線源１４０から電子カセッテ１５に照射される放射線パルスの種別を検出するために用いられる。放射線源１４０は、動画撮影用の低線量パルスと、静止画撮影用の高線量パルスとを、撮影者の操作に従って射出する。
The
図７において、第１の放射線検出器４０の第１の光検出部３２には、行方向に沿って延在され各ＴＦＴ３２２をオン／オフさせるための複数本のゲート配線５０と、行方向と交差する列方向に沿って延在され、キャパシタ３２３に蓄積された電荷をオン状態のＴＦＴ３２２を介して読み出すための複数本のデータ配線５１が設けられている。
In FIG. 7, the
ゲート配線５０はゲート線ドライバ５２に接続されており、データ配線５１は信号処理部５３に接続されている。被検体（患者）を透過した放射線（被検体の画像情報を担持した放射線）が電子カセッテ１５に照射されると、発光部３３からは、放射線の照射量に応じた光量の光が放出される。各画素部３２４の光電変換部３２１では、入射光量に応じた大きさの電荷が発生する。この電荷がキャパシタ３２３に蓄積される。
The
キャパシタ３２３に電荷が蓄積されると、ＴＦＴ３２２は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線５０を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。ＴＦＴ３２２がオンされた画素部３２４のキャパシタ３２３に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線５１を伝送されて信号処理部５３に入力される。このように、各画素部３２４のキャパシタ３２３に蓄積された電荷は行単位で順に読み出される。
When charges are accumulated in the
信号処理部５３は、データ配線５１毎に設けられた増幅器及びサンプルホールド回路を備えている。各データ配線５１を伝送された電気信号は、増幅器で増幅された後、サンプルホールド回路に保持される。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変換器が順に接続されている。各サンプルホールド回路に保持された電気信号は、マルチプレクサにより選択され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データに変換される。信号処理部５３には、画像メモリ５４が接続されており、信号処理部５３のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは、画像メモリ５４に記憶される。
The
第２の放射線検出器４１において、第２の光検出部３４には、同様に、複数本のゲート配線６０と、複数本のデータ配線６１が設けられている。ゲート配線６０はゲート線ドライバ６２に接続されており、データ配線６１は信号処理部６３に接続されている。そして、信号処理部６３には、画像メモリ６４が接続されている。
In the
前述のように、第１の光検出部３２は、画素部３２４の配置密度が小さいため、ゲート配線５０及びデータ配線５１の本数が、第２の光検出部３４のゲート配線６０及びデータ配線６１の本数より少ない。また、第１の放射線検出器４０は動画撮影用であるため、信号処理部５３の増幅器のゲインは、第２の放射線検出器４１における信号処理部６３の増幅器のゲインより大きな値に設定されている。これ以外の第２の放射線検出器４１の構成は、第１の放射線検出器４０の構成と同一であるため、詳しい説明は省略する。
As described above, since the arrangement density of the
画像メモリ５４，６４は、電子カセッテ１５の全体の動作を制御するカセッテ制御部７０と接続されている。カセッテ制御部７０は、マイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ７０Ａ、ＲＯＭ及びＲＡＭを含むメモリ７０Ｂ、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）やフラッシュメモリ等の不揮発性の記憶部７０Ｃを備えている。
The
カセッテ制御部７０には、無線通信部７１が接続されている。無線通信部７１は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎ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７０は、無線通信部７１を介してコンソール１７と無線通信が可能とされており、コンソール１７との間で各種情報の送受信が可能とされている。
A
照射検出用放射線検出器４２の照射検出用光検出部３１には、光電変換部３１３と同数の配線７３が設けられている。各光電変換部３１３は、互いに異なる配線７３を介して信号検出部７４に接続されている。信号検出部７４は、各配線７３に設けられた増幅器、サンプルホールド回路、及びＡ／Ｄ変換器を備えており、カセッテ制御部７０及び線量判定部７５と接続されている。
The irradiation detection
信号検出部７４は、カセッテ制御部７０からの制御により、光電変換部３１３から配線７３を介して伝送される信号のサンプリングを所定の周期で行い、サンプリングした信号をデジタルデータに変換して線量判定部７５へ順次出力する。線量判定部７５は、信号検出部７４から入力されたデータに基づき、放射線源１４０から照射された放射線が、動画撮影用の低線量パルスであるか、静止画撮影用の高線量パルスであるかを判定する。この判定結果は、カセッテ制御部７０へ出力される。
The
電子カセッテ１５には電源部７７が設けられており、上述した各種電子回路と配線（図示省略）により接続されている。電源部７７は、電子カセッテ１５の可搬性を損なわないように、前述のバッテリ（二次電池）を内蔵しており、バッテリから各種電子回路へ電力を供給する。また、電源部７７は、カセッテ制御部７０に接続されている。カセッテ制御部７０は、第１の放射線検出器４０及び第２の放射線検出器４１への電力の供給を選択的にオン／オフすることを可能とする。
The
図８において、コンソール１７は、コンピュータで構成され、装置全体の動作を制御するＣＰＵ１７０、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ＲＯＭ１７１、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１７２、及び、各種データを記憶するＨＤＤ１７３を備え、これらはバス線ＢＬを介して互いに接続されている。また、バス線ＢＬには、通信Ｉ／Ｆ部１７４及び無線通信部１７５が接続され、ディスプレイ１７６がディスプレイドライバ１７７を介して接続されている。更に、バス線ＢＬには、操作部１７８が操作入力検出部１７９を介して接続されている。
In FIG. 8, a
通信Ｉ／Ｆ部１７４は、接続端子１７Ａ及び通信ケーブル７８を介して、放射線発生装置１４の接続端子１４Ａと接続されている。ＣＰＵ１７０は、放射線発生装置１４との間で、曝射条件等の各種情報の送受信を、通信Ｉ／Ｆ部１７４を介して行う。無線通信部１７５は、電子カセッテ１５の無線通信部７１と無線通信を行う。ＣＰＵ１７０は、電子カセッテ１５との間で、画像データ等の各種情報の送受信を、無線通信部１７５を介して行う。
The communication I /
ディスプレイドライバ１７７は、ディスプレイ１７６に各種情報を表示させるための信号を生成・出力する。ＣＰＵ１７０は、ディスプレイドライバ１７７を介して操作メニューや撮影された放射線画像等をディスプレイ１７６に表示させる。操作部１７８は、キーボード等により構成され、各種情報や操作指示が入力される。操作入力検出部１７９は、操作部１７８に対する操作を検出し、検出結果をＣＰＵ１７０に送信する。また、操作入力検出部１７９には、放射線撮影室の床上に配置され、動画撮影と静止画撮影との切り替えを行うために、足で踏み込むことによってオン／オフ動作を行うフットスイッチ（図示せず）が接続されている。
The
放射線発生装置１４は、放射線源１４０と、コンソール１７との間で曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信Ｉ／Ｆ部１４１と、コンソール１７から受信した曝射条件に基づいて放射線源１４０を制御する線源制御部１４２とを備えている。
The
次に、ＲＩＳ１０の作用について説明する。放射線画像の撮影を行う場合、端末装置１１は、医師又は放射線技師等の撮影者からの撮影依頼を受け付ける。当該撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位が指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。
Next, the operation of the RIS 10 will be described. When taking a radiographic image, the
端末装置１１は、受け付けた撮影依頼の内容をＲＩＳサーバ１２に通知する。ＲＩＳサーバ１２は、端末装置１１から通知された撮影依頼の内容を記憶部１２Ａに記憶する。コンソール１７は、ＲＩＳサーバ１２にアクセスすることにより、撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１７６に表示させる。
The
撮影者は、ディスプレイ１７６に表示された撮影依頼の内容に基づいて、放射線画像の撮影を行うための準備作業を行う。例えば、臥位台２１上に横臥した患者の患部の撮影を行う場合には、撮影部位に応じて臥位台２１と患者との間に電子カセッテ１５を配置する。
Based on the content of the imaging request displayed on the
撮影者は、上記の準備作業が完了すると、コンソール１７の操作部１７８を介して準備作業の完了を通知する操作を行う。コンソール１７は、この操作をトリガとして、電子カセッテ１５の動作モードをレディ状態とする。電子カセッテ１５は、レディ状態となると、カセッテ制御部７０により照射検出用放射線検出器４２及び線量判定部７５が駆動され、放射線源１４０から照射される放射線パルス（動画撮影用の低線量パルスまたは静止画撮影用の高線量パルス）を検出するための待ち受け動作を開始する。コンソール１７は、ディスプレイ１７６の表示を切り替えることで撮影可能状態になったことを撮影者へ通知する。
When the preparatory work is completed, the photographer performs an operation for notifying the completion of the preparatory work via the
この通知を確認した撮影者は、操作部１７８を介して撮影指示を行う。例えば、静止画撮影の場合には、コンソール１７は、曝射開始を指示する指示信号を放射線発生装置１４へ送信する。放射線発生装置１４は、コンソール１７から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線源１４０から静止画撮影用の高線量パルスを射出させる。
The photographer who has confirmed this notification issues a shooting instruction via the
電子カセッテ１５のカセッテ制御部７０は、照射検出用放射線検出器４２及び線量判定部７５により高線量パルスを検出すると、第２の放射線検出器４１を駆動して撮影動作を行い、第２の放射線検出器４１により得られた画像データを、無線通信部７１を介してコンソール１７に送信する。コンソール１７では、入力された画像データは、静止画像としてディスプレイ１７６に表示される。
The
循環器系の診断や処置を講ずる場合には、撮影者として数名の医師等がチームを組んで対処する。このチームは、患者の載置されている臥位台２１の位置を調整したり、患者の撮影部位に合わせて放射線源１４０を回転させたりする操作を担当する補助的な役割を担う者と、透視像（動画像）を観察しながら患者に挿入するカテーテルやガイドワイヤを操作する医師とにより構成される。この医師は、カテーテルやガイドワイヤを操作するために両手が塞がっているため、前述のフットスイッチを用いて動画撮影、静止画撮影の切り替えを行う。動画撮影は、患者の位置決めや、病変部の探索に使用される。静止画撮影は、病変部のより鮮明な放射線画像を得るために使用される。
When taking cardiovascular diagnosis and treatment, several doctors as a photographer form a team. This team has an auxiliary role in charge of operations such as adjusting the position of the prone table 21 on which the patient is placed and rotating the
次に、図９に示すタイミングチャートを用いて動画撮影中に行われる静止画撮影動作について説明する。動画撮影時には、放射線源１４０から動画撮影用の低線量パルスが所定の間隔で患者に向けて照射される。照射検出用放射線検出器４２は、この低線量パルスの照射間隔より短い間隔で放射線のサンプリングを行っている。線量判定部７５は、照射検出用放射線検出器４２により検出される放射線の立ち上がり時の放射線量を、所定の閾値と比較し、当該閾値より放射線量が小さい場合には、低線量パルスと判定する。
Next, a still image shooting operation performed during moving image shooting will be described using the timing chart shown in FIG. At the time of moving image shooting, a low-dose pulse for moving image shooting is emitted from the
線量判定部７５により低線量パルスが検出されると、カセッテ制御部７０は、低線量パルスに同期して第１の放射線検出器４０を駆動し、動画撮影動作ＭＰを実行させる。この動画撮影動作ＭＰでは、まず、ゲート線ドライバ５２により全てのゲート配線５０が一括選択されて全てのＴＦＴ３２２がオン状態となり、キャパシタ３２３に蓄積された電荷が破棄（リセット）される。
When the low dose pulse is detected by the
次に、全てのゲート配線５０が非選択とされて全てのＴＦＴ３２２がオフ状態となり、キャパシタ３２３が電荷蓄積状態となる。光電変換部３２１により、患者の撮影部位を透過した放射線に応じた電荷が発生され、キャパシタ３２３に蓄積される。そして、低線量パルスの照射終了後、ゲート線ドライバ５２によりゲート配線５０が順次に駆動されることにより、キャパシタ３２３に蓄積された電荷が読み出され、信号処理部５３により画像データが生成される。
Next, all the gate lines 50 are deselected, all the
この動画撮影動作ＭＰには、カセッテ制御部７０は、電源部７７から第２の放射線検出器４１の各部への電源電圧の供給を停止し、オフ状態（ＯＦＦ）とする。これにより、第１の放射線検出器４０の読み出し動作への電源ノイズの影響が低減される。
In this moving image photographing operation MP, the
低線量パルスが検出されるたびに動画撮影動作ＭＰが行われ、画像データが画像メモリ６４から無線通信部７１を介してコンソール１７に順次に送信される。コンソール１７では、入力された画像データは、動画像としてディスプレイ１７６に表示される。
Each time a low-dose pulse is detected, a moving image capturing operation MP is performed, and image data is sequentially transmitted from the
この動画撮影中に、フットスイッチ等の操作により静止画撮影指示がなされた場合には、放射線源１４０から静止画撮影用の高線量パルスが患者に向けて照射される。この高線量パルスの線量は、低線量パルスの１００倍程度である。線量判定部７５は、照射検出用放射線検出器４２により検出される放射線の立ち上がり時の放射線量を、所定の閾値と比較し、当該閾値より放射線量が大きい場合には、高線量パルスと判定する。
During the moving image shooting, when a still image shooting instruction is given by operating a foot switch or the like, a high-dose pulse for shooting a still image is emitted from the
線量判定部７５により高線量パルスが検出されると、カセッテ制御部７０は、高線量パルスに同期して第２の放射線検出器４１を駆動し、静止画撮影動作ＳＰを実行させる。この静止画撮影動作ＳＰは、上記の動画撮影動作ＭＰと同様であり、第２の放射線検出器４１により画像データが生成される。この画像データは、無線通信部７１を介してコンソール１７に送信され、コンソール１７では、静止画像としてディスプレイ１７６に表示される。なお、この静止画像を、ディスプレイ１７６以外の別のディスプレイに表示してもよい。
When the high dose pulse is detected by the
また、この静止画撮影動作ＳＰには、カセッテ制御部７０は、電源部７７から第１の放射線検出器４０の各部への電源電圧の供給を停止し、オフ状態（ＯＦＦ）とする。これにより、第２の放射線検出器４１の読み出し動作への電源ノイズの影響が低減される。
Further, in this still image shooting operation SP, the
以上のように、第２の放射線検出器４１は、画素部３４４の配置密度が大きいため、高精細な静止画像が得られる。これに対して、第１の放射線検出器４０は、画素部３２４の配置密度が小さく、画素部３２４の数が少ないため、高速駆動され、高フレームレートで動画像が生成される。
As described above, since the
また、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは放射線の進行方向に積層され、第２の放射線検出器４１は第１の放射線検出器４０を透過した放射線を検出するように構成されているため、動画撮影から静止画撮影に切り替える際に、第２の放射線検出器４１を移動させる必要はなく、迅速に静止画撮影を行うことができる。
In addition, the
次に、電子カセッテの他の構成について説明する。図１０に示す構成は、照射検出用光検出部３１、発光部３３、第２の光検出部３４が上記実施形態と同一の構成であるが、第１の光検出部３２が発光部３３及び第２の光検出部３４より小面積（視野範囲が小さい）である点が上記実施形態と異なる。この場合においても、第１の光検出部３２は、画素部３２４の配列ピッチが第２の光検出部３４の画素部３４４の配列ピッチより大きい（配置密度が小さい）ことが好ましい。
Next, another configuration of the electronic cassette will be described. In the configuration shown in FIG. 10, the irradiation detection
このような小面積の第１の光検出部３２を用いた場合には、第１の光検出部３２の形状（特にエッジ部分）が第２の光検出部３４により得られる画像データに写り込んでしまう可能性があるが、この写り込みは固定パターンとなるため、信号処理部６３または外部の画像処理装置（図示せず）において固定パターンの補正処理を施すことにより、該写り込みを除去すればよい。
When the first
図１１に示す構成は、小面積の第１の光検出部３２を複数個敷詰めて発光部３３及び第２の光検出部３４と同等の面積としたものである。この場合、第１の光検出部３２により得られる放射線画像には、隣接する第１の光検出部３２間に対応する隙間が生じてしまうが、この隙間部分には補間処理を施せばよい。この放射線画像は動画像として用いられるため、診断への影響は少ない。
In the configuration shown in FIG. 11, a plurality of first
図１２に示す構成は、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４を発光部３３より小さく小面積とすると共に、第２の光検出部３４と発光部３３との間にフレネルレンズ８０を配置したものである。発光部３３から第２の光検出部３４の方向へ放出される光は、フレネルレンズ８０により集光され、第２の光検出部３４に入射するため、第２の光検出部３４は、発光部３３と同等の視野範囲を検出することができる。
In the configuration shown in FIG. 12, the first
この小面積の第２の光検出部３４として、シリコン基板や、炭化シリコン（ＳｉＣ）等のワイドギャップ半導体基板をベースとして構成されたＣＭＯＳ型イメージセンサやＣＣＤ型イメージセンサを用いることが可能である。ＳｉＣ基板は、シリコン基板より５００倍程度放射線耐性に優れているため、ＳｉＣ基板を用いることが好ましい。なお、この例において、第１の光検出部３２を発光部３３と同等の大きさとしてもよいことは言うまでもない。
As the second
図１３に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２、第１の発光部３３Ａ、第２の光検出部３４、第２の発光部３３Ｂを順に配置したものである。第１の発光部３３Ａ及び第２の発光部３３Ｂは、前述の発光部３３と同一の構成である。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＩＳＳ型である。この場合、第１の発光部３３Ａの放射線入射側とは反対側の面に光反射層８１Ａを形成し、第２の発光部３３Ｂの放射線入射側とは反対側の面に光反射層８１Ｂを形成することが好ましい。光反射層８１Ａ，８１Ｂは、アルミニウム等の金属膜により形成される。
The configuration shown in FIG. 13 includes an irradiation detection
図１４に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、照射検出用光検出部３１、第１の発光部３３Ａ、第１の光検出部３２、第２の発光部３３Ｂ、第２の光検出部３４の順に配置したものである。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＰＳＳ型である。この場合、第１の発光部３３Ａの放射線入射側の面に光反射層８１Ａを形成し、第２の発光部３３Ｂの放射線入射側の面に光反射層８１Ｂを形成することが好ましい。
The configuration shown in FIG. 14 includes an irradiation detection
図１５に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２、第１の発光部３３Ａ、第２の発光部３３Ｂ、第２の光検出部３４を順に配置したものである。この構成は、図６に示す構成において、発光部３３を第１の発光部３３Ａと第２の発光部３３Ｂとで構成したものである。第１の放射線検出器４０は、第１の発光部３３Ａと第１の光検出部３２とで構成されたＩＳＳ型放射線検出器であり、第２の放射線検出器４１は、第２の発光部３３Ｂと第２の光検出部３４とで構成されたＰＳＳ型放射線検出器である。
The configuration shown in FIG. 15 includes an irradiation detection
図１３〜図１５に示す構成では、第１の発光部３３Ａと第２の発光部３３Ｂとを、特性の異なる蛍光体で構成してもよい。例えば、第２の発光部３３Ｂに、ＣｓＩ：ＴｌやＣｓＩ：Ｎａ等の柱状結晶構造を有する柱状結晶蛍光体を用い、第１の発光部３３Ａに、ハロゲン化バリウム系（ＢａＦＸ（Ｘ＝Ｂｒ，Ｃｌ，Ｉ））蛍光体を用いる。この場合、柱状結晶蛍光体の先端部を第２の光検出部３４に対向させること好ましい。
In the configurations shown in FIGS. 13 to 15, the first
柱状結晶蛍光体は、分解能が高く高性能である反面、ＢａＦＸ蛍光体に比べて高価であるため、高画質の撮影を必要とする静止画撮影用の第２の放射線検出器４１の第２の発光部３３Ｂに柱状結晶蛍光体を用い、高画質が必要とされない動画撮影用の第１の放射線検出器４０の第１の発光部３３ＡにＢａＦＸ蛍光体を用いている。これにより、所望される性能を犠牲とすることなくコストを削減することができる。また、柱状結晶蛍光体は、厚みが厚いほど耐衝撃性が劣化するが、本構成では柱状結晶蛍光体を薄くすることができるため、耐衝撃性が向上する。
Although the columnar crystal phosphor has high resolution and high performance, it is more expensive than the BaFX phosphor, so that the
第１の発光部３３Ａは、ＢａＦＸ蛍光体により、柱状結晶蛍光体を有する第２の発光部３３Ｂより相対的に低いエネルギーの放射線（Ｘ線）を吸収する。この構成は、動画撮影と静止画撮影とで放射線源１４０の管電圧を変え、高コントラストの静止画像を得るために静止画撮影時の管電圧を高くする場合に有効である。
33 A of 1st light emission parts absorb the radiation (X-ray | X_line) of energy relatively lower than the 2nd
また、図１３〜図１５に示す構成において、第１の発光部３３Ａに酸化ガドリニウム（ＧＯＳ）蛍光体を用い、第２の発光部３３Ｂに柱状結晶蛍光体を用いてもよい。この場合、第１の発光部３３Ａは、ＧＯＳ蛍光体により、柱状結晶蛍光体を有する第２の発光部３３Ｂより相対的に高いエネルギーの放射線（Ｘ線）を吸収する。ＣｓＩ等の柱状結晶蛍光体は、放射線の累積照射により感度が次第に低下するという特性を有するため、柱状結晶蛍光体の吸収エネルギーより高圧側の放射線を第１の発光部３３Ａで吸収することにより、第２の発光部３３Ｂの感度低下が抑制される。
13 to 15, a gadolinium oxide (GOS) phosphor may be used for the first
図１５に示す構成において、ＧＯＳ蛍光体は、第１の光検出部３２に、塗布または貼り合せを行うことにより形成される。柱状結晶蛍光体は、第２の光検出部３４に、蒸着または貼り合せを行ことにより形成される。柱状結晶蛍光体の蒸着には、直接蒸着と間接蒸着とがある。間接蒸着とは、蒸着基板に柱状結晶蛍光体を蒸着し、柱状結晶蛍光体を第２の光検出部３４に貼り合せた後、蒸着基板を剥離する方法である。柱状結晶蛍光体とＧＯＳ蛍光体との接合は、貼り合せ、または両者を押し当てた状態でパウチ加工することにより行う。また、柱状結晶蛍光体を、ＧＯＳ蛍光体上に直接蒸着または間接蒸着した後、柱状結晶蛍光体と第２の光検出部３４とを貼り合せてもよい。
In the configuration shown in FIG. 15, the GOS phosphor is formed by applying or bonding to the first
図１６に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、照射検出用光検出部３１、第１の光検出部３２、第２の光検出部３４、発光部３３を順に配置したものである。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＩＳＳ型である。この場合、発光部３３の放射線入射側とは反対側の面に光反射層８２を形成することが好ましい。
In the configuration shown in FIG. 16, the irradiation detection
また、上記実施形態では、第１の放射線検出器４０において、第１の光検出部３２の光電変換膜３２１Ｃをアモルファスシリコンによって構成しているが、光電変換膜３２１Ｃを、有機光電変換材料を含む材料で構成してもよい。この場合には、主に可視光域で高い吸収を示す吸収スペクトルが得られ、光電変換膜３２１Ｃではシンチレータ３３２から放出された光以外の電磁波の吸収が殆どない。これにより、放射線が光電変換膜３２１Ｃで吸収されることで発生するノイズが抑制される。
Moreover, in the said embodiment, in the
また、有機光電変換材料からなる光電変換膜３２１Ｃは、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料をＴＦＴ基板３２Ａ上に付着させることで形成することができ、ＴＦＴ基板３２Ａに含まれる絶縁性基板３２５には、耐熱性は要求されない。このため、絶縁性基板３２５をガラス以外の材質とすることができる。
The
光電変換膜３２１Ｃを有機光電変換材料で構成した場合、光電変換膜３２１Ｃで放射線が殆ど吸収されないので、第１の光検出部３２を透過することによる放射線の減衰が抑制される。従って、光電変換膜３２１Ｃを有機光電変換材料で構成することは、第１の放射線検出器４０がＩＳＳ型である場合に好適である。
When the
光電変換膜３２１Ｃを構成する有機光電変換材料は、シンチレータ３３２から放出された光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ３３２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３３２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３３２から放出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３３２の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 that constitutes 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、キナクリドン系有機化合物やフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。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３３２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であり、シンチレータ３３２で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
Organic photoelectric conversion materials that can satisfy such conditions include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds. 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
光電変換膜３２１Ｃ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。有機ｐ型化合物は、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であり、電子を供与しやすい性質を有する。より詳しくは、有機ｐ型化合物は、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である。ドナー性有機半導体としては、電子供与性を有するものであれば如何なる有機化合物も使用可能である。有機ｎ型化合物は、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であり、電子を受容し易い性質を有する。より詳しくは、有機ｎ型化合物は、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である。アクセプター性有機半導体としては、電子受容性を有するものであれば如何なる有機化合物も使用可能である。
The
また、光電変換部３２１は、少なくとも電極３２１Ａ，３２１Ｂと光電変換膜３２１Ｃと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及び正孔ブロッキング膜の少なくとも何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。
In addition, the
また、ＴＦＴ３２２の活性層としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む非晶質酸化物（例えば、Ｉｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む非晶質酸化物（例えば、Ｉｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む非晶質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、ｍ＝４であることがより好ましい。
The active layer of the
また、ＴＦＴ３２２の活性層を有機半導体材料で形成してもよい。この場合、有機半導体材料としては、特開２００９−２１２３８９号公報に記載された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が挙げられる。
Further, the active layer of the
ＴＦＴ３２２の活性層を、非晶質酸化物や有機半導体材料によって形成すれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、或いは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生が効果的に抑制される。
If the active layer of the
また、ＴＦＴ３２２の活性層をカーボンナノチューブで形成してもよい。この場合、ＴＦＴ３２２のスイッチング速度が高速化する。また、ＴＦＴ３２２における可視光域の光の吸収度合いを低下させることができる。なお、活性層をカーボンナノチューブで形成する場合、活性層にごく微量の金属性不純物が混入しただけでＴＦＴ３２２の性能が著しく低下するため、遠心分離等により非常に純度の高いカーボンナノチューブを分離・抽出して活性層の形成に用いる必要がある。
Further, the active layer of the
ＴＦＴ３２２の活性層を構成する非晶質酸化物や有機半導体材料、光電変換膜３２１Ｃ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、絶縁性基板３２５としては、石英基板、ガラス基板等の耐熱性の高い基板に限られず、合成樹脂製の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることができる。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。このような合成樹脂製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもできる。なお、絶縁性基板３２５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。
The amorphous oxide and organic semiconductor material constituting the active layer of the
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）と透明樹脂とを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型化できる。 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. Thinner.
なお、以上のように構成された第１の光検出部３２と同様に第２の光検出部３４を構成してもよい。
In addition, you may comprise the 2nd
また、上記実施形態では、第１の放射線検出器４０、第２の放射線検出器４１、照射検出用放射線検出器４２は、いずれも放射線をシンチレータで光に変換し、この光を電荷に変換する間接変換型の放射線検出器であるが、アモルファスセレン等の光導電性層により放射線を電荷に直接変換する直接変換型の放射線検出器としてもよい。
In the above embodiment, each of the
また、上記実施形態では、照射検出用光検出部３１を、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４より放射線の上流側に配置しているが、これに代えて、照射検出用光検出部３１を、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４より放射線の下流側に配置してもよい。さらには、照射検出用光検出部３１を、第１の光検出部３２または第２の光検出部３４に組み込んでもよい。
Moreover, in the said embodiment, although the irradiation detection
上記実施形態では、放射線撮影装置として電子カセッテを例示したが、電子カセッテに代えて、マンモグラフィ装置等の放射線検出装置にも本発明を適用可能である。 In the above embodiment, an electronic cassette is exemplified as the radiation imaging apparatus, but the present invention can be applied to a radiation detection apparatus such as a mammography apparatus instead of the electronic cassette.
１５ 電子カセッテ
３１ 照射検出用光検出部
３２ 第１の光検出部
３３ 発光部
３４ 第２の光検出部
４０ 第１の放射線検出器
４１ 第２の放射線検出器
４２ 照射検出用放射線検出器
３２１，３４１ 光電変換部
３２４，３４４ 画素部
３３２ シンチレータ
３３２Ａ 非柱状結晶
３３２Ｂ 柱状結晶
３３２Ｃ 先端部
３３３ 防湿保護膜
DESCRIPTION OF
Claims (12)
前記第１の放射線検出器を透過した放射線を検出して画像データを生成する第２の放射線検出器と、
前記第１の放射線検出器を駆動して動画撮影を実行させ、前記第２の放射線検出器を駆動して静止画撮影を実行させる制御部と、
を備える放射線撮影装置。 A first radiation detector that detects radiation emitted from the radiation source and generates image data;
A second radiation detector that detects radiation transmitted through the first radiation detector and generates image data;
A controller that drives the first radiation detector to perform moving image shooting, and drives the second radiation detector to perform still image shooting;
A radiographic apparatus comprising:
放射線源から射出された放射線パルスの線量を判定する線量判定部とを備え、
前記制御部は、前記線量判定部により所定の閾値より小さい低線量パルスが検出された場合には、前記第１の放射線検出器を駆動して動画撮影を実行させ、前記線量判定部により前記閾値より大きい高線量パルスが検出された場合には、前記第２の放射線検出器を駆動して静止画撮影を実行させる
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。 A radiation detector for detecting radiation for detecting radiation emitted from the radiation source;
A dose determination unit for determining a dose of a radiation pulse emitted from a radiation source,
When the low dose pulse smaller than a predetermined threshold is detected by the dose determination unit, the control unit drives the first radiation detector to execute moving image shooting, and the dose determination unit performs the threshold The radiographic apparatus according to claim 1, wherein when a larger high-dose pulse is detected, the second radiation detector is driven to perform still image imaging.
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