JP2016137249A - 放射線画像撮影装置、放射線の照射開始の検出感度の制御方法およびプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】外来ノイズの影響が及ぶノイズ環境下においても、放射線の照射開始の誤検出を防止することができる放射線画像撮影装置、放射線の照射開始の検出感度の制御方法およびプログラムを提供する。
【解決手段】照射された放射線の照射線量に応じた出力信号を生成するセンサ部と、出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部と、検出部が照射開始の検出に用いる出力信号に基づいて出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成部と、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきの程度に応じて検出部における放射線の照射開始の検出感度を制御する制御部と、検出部によって放射線の照射開始が検出された後に放射線画像を撮影する撮影部と、を含む放射線画像撮影装置。
【選択図】図９

Description

本発明は、被写体を透過した放射線により示される放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置、放射線の照射開始の検出感度の制御方法およびプログラムに関する。

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電子カセッテ等の放射線画像撮影装置が実用化されている。この放射線検出器には、放射線を電気信号に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によって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を含む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。

ＦＰＤを備えた放射線画像撮影装置は、放射線源が放射線を照射する照射タイミングに合わせて、ＦＰＤが信号電荷を蓄積する蓄積動作を開始するように、ＦＰＤと放射線源との間で同期制御を行う必要がある。放射線画像撮影装置を制御するコンソール等の制御装置は、放射線の照射が開始されるタイミングとＦＰＤが信号電荷の蓄積動作を開始するタイミングとを同期させるために、放射線源に接続された照射スイッチが発生する照射開始信号を受信し、これを同期信号として放射線画像撮影装置に供給する。放射線画像撮影装置は、この同期信号を受信すると、蓄積動作へ移行して撮影を開始する。

しかし、放射線画像撮影装置と放射線源とを含む撮影システムを構成する場合において、放射線画像撮影装置やそのコンソールに標準で装備されている同期制御用のインターフェース（ケーブルやコネクタの規格、同期信号の形式等）が、放射線源のインターフェースと適合しない場合もある。このような事情から、同期信号を用いることなく放射線画像撮影装置自身で放射線の照射開始を自動検出する自動放射線検出機能を有するものが開発されている。

例えば特許文献１には、複数の走査線と複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、放射線検出素子にバイアス電圧を印加するためのバイアス線に流れる電流を検出する電流検出手段と、電流検出手段が検出した電流の値に基づいて放射線の照射の開始を検出する制御手段と、各放射線検出素子のリセット処理の際に電流検出手段により検出される電流の変化プロファイルが予め記憶されたメモリとを備え、制御手段が各放射線検出素子のリセット処理の際に電流検出手段が検出した電流の値から変化プロファイル中の電流の値に対応する値を減じた値ΔＶに基づいて放射線の照射の開始を検出することが記載されている。

また、特許文献２には、放射線画像撮影装置に放射線が照射されていないことが確実な時点で、各放射線検出素子からの画像データｄ（オフセット補正値Ｏ）や各画像データｄの積算値Σｄ(n)や合計値Σｄ(m)を取得し、或いは、数フレーム分の各画像データｄや積算値Σｄ(n)、合計値Σｄ(m)を取得してそれらの各平均値を算出して、それらの値に所定値を加算して上乗せする等して、放射線画像撮影ごとに放射線の照射開始を検出するための閾値を設定することが記載されている。

特開２０１１−１８５６２２号公報 特開２０１１−１９３３０６号公報

上述した特許文献１に記載のような自動放射線検出機能を有する放射線画像撮影装置（以下、電子カセッテともいう）においては、放射線検出系に混入するノイズによる放射線照射開始の誤検出が問題となる。ノイズ源としては、例えば電子カセッテの内部で生じる暗電荷や、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置等の外部装置から発せられる磁場や電波、電子カセッテ設置台の振動などの外部に起因するものが考えられる。これらのノイズのうち、暗電荷などのようにノイズ源が電子カセッテ内部に存在するものにおいては、ノイズの発生状況が大きく変動することは少ないものと考えられる。すなわち、電子カセッテ内部で発生するノイズの振幅変動は比較的小さく、ノイズレベルのばらつきは比較的小さいものと考えられる。従って、放射線の照射開始を判定するための閾値にある一定のマージンを設ければ、上記の誤検出を回避することは可能である。

一方、外部装置等から発せられる電磁波や振動などに起因するノイズのように、ノイズ源が電子カセッテの外部に存在する場合、電子カセッテの放射線検出系に混入するノイズのレベルは、電子カセッテが設置される場所や、時間帯などによって大きく変動することが想定される。すなわち、外部要因で発生する外来ノイズの振幅変動は比較的大きく、ノイズレベルのばらつきは比較的大きいものと考えられる。従って、外部ノイズ源の影響が及ぶノイズ環境に電子カセッテが設置された場合、放射線の照射開始を判定するための閾値に対して上記したように一定のマージンを設けたとしても、マージン分を超えるレベルのノイズが発生することが想定される。この場合、放射線の照射開始を誤検出してしまうことになる。このように、電子カセッテが外部ノイズ源の影響が及ぶノイズ環境に設置された場合には、ノイズによる放射線の照射開始の誤検出が頻発するおそれがあり、適切なタイミングで蓄積動作に移行することができず放射線画像の撮影が適切に行えないといった結果となる。

また、特許文献２に記載されているように、放射線画像撮影装置に放射線が照射されていないことが確実な時点で取得した画像データｄや各画像データｄの積算値Σｄ(n)や合計値Σｄ(m)等の平均値を算出し、その算出値に所定値を加算したものを放射線の照射開始を検出するための閾値とした場合でも、閾値の設定後にノイズレベルが大きく変動することが想定され、その場合には、やはり放射線の照射開始を誤検出してしまうおそれがある。

本発明は、上記した点に鑑みてなされたものであり、ノイズ環境下においても放射線の照射開始の誤検出を防止することができる放射線画像撮影装置、放射線の照射開始の検出感度の制御方法およびプログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明に係る放射線画像撮影装置は、照射された放射線の照射線量に応じた出力信号を生成するセンサ部と、出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部と、検出部が照射開始の検出に用いる出力信号に基づいて出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成部と、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきの程度に応じて検出部における放射線の照射開始の検出感度を制御する制御部と、検出部によって放射線の照射開始が検出された後に放射線画像を撮影する撮影部と、を含む。

本発明の放射線画像撮影装置の制御部は、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきが大きい程、検出部における放射線の照射開始の検出感度を低くしてもよい。

本発明の放射線画像撮影装置の検出部は、出力信号に基づいて生成される電気信号のレベルが閾値を超えた場合に放射線の照射開始を検出し、制御部は、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきが大きい程、閾値を高く設定することにより検出部における放射線の照射開始の検出感度を低くしてもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、ノイズのレベルのばらつきの大きさを示すばらつき指標値をノイズ情報として生成し、制御部は、ばらつき指標値に基づいて閾値を導出してもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、センサ部から逐次供給される出力信号に基づいてノイズ情報を逐次更新し、制御部は、最新のノイズ情報に基づいて閾値を導出してもよい。

本発明の放射線画像撮影装置の検出部は、出力信号を増幅する増幅回路を含み、制御部は、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきが大きい程、増幅回路のゲインを小さくすることにより検出部による放射線の照射開始の検出感度を低くしてもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、センサ部から逐次供給される出力信号に基づいてノイズ情報を逐次更新し、制御部は、最新のノイズ情報に基づいてゲインを導出してもよい。

本発明の放射線画像撮影装置の検出部は、センサ部から出力信号として出力される電荷を蓄積するためのキャパシタを含んで構成されてキャパシタに蓄積された電荷量に応じた電気信号を生成するチャージアンプを含み、制御部は、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきが大きい程、キャパシタの電荷蓄積時間を長くしてもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、センサ部から逐次供給される出力信号に基づいてノイズ情報を逐次更新し、制御部は、最新のノイズ情報に基づいて電荷蓄積時間を導出してもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、放射線の非照射状態におけるセンサ部からの出力信号に応じた電気信号のレベルをサンプリングして得た複数のサンプリング値に基づいてノイズ情報を生成してもよい。

本発明の放射線画像撮影装置のノイズ情報生成部は、複数のサンプリング値に基づいてヒストグラムを生成してもよい。

また、上記目的を達成するために、本発明に係るプログラムは、コンピュータを、センサ部からの出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部が照射開始の検出に用いる出力信号に基づいて出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成部と、検出部における放射線の照射開始の検出感度を、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきの程度に応じて制御する制御部と、として機能させるためのものである。

また、上記目的を達成するために、本発明に係る放射線の照射開始の検出感度の制御方法は、センサ部からの出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部が照射開始の検出に用いる出力信号に基づいて出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成ステップと、検出部における放射線の照射開始の検出感度を、ノイズ情報によって示されるノイズのレベルのばらつきの程度に応じて制御する制御ステップと、を含む。

本発明によれば、ノイズ環境下においても放射線の照射開始の誤検出を防止することができる放射線画像撮影装置、放射線の照射開始の検出方法およびプログラムを提供することが可能となる。

本発明の実施形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。 本発明の実施形態に係る放射線検出器の概略構成を示す断面図である。 本発明の実施形態に係る放射線検出器の信号出力部の構成を概略的に示した断面図である。 本発明の実施形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す図である。 本発明の実施形態に係る放射線検出用画素の配置を示す平面図である。 本発明の実施形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 本発明の実施形態に係る電子カセッテの構成を示す断面図である。 本発明の実施形態に係る放射線画像撮影システムの電気系の要部構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態に係る第２信号処理部の構成を示す図である。 本発明の実施形態に係る第２信号処理部におけるノイズレベルのサンプリング処理を示す図である。 本発明の実施形態に係るノイズ情報生成部によって生成されるノイズレベルのヒストグラムである。 本発明の実施形態に係る放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の実施形態に係る初期情報入力画面の一例を示す概略図である。 本発明の実施形態に係るカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の実施形態に係るノイズ情報生成処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであす。 本発明の実施形態に係る閾値設定処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 放射線画像の表面読取方式と裏面読取方式を説明するための断面側面図である。 本発明の第２の実施形態に係る第２信号処理部の構成を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係る第２信号処理部における処理に供する参照テーブルを示す図である。 本発明の第３の実施形態に係る第２信号処理部の構成を示す図である。 本発明の第３の実施形態に係る第２信号処理部における処理に供する参照テーブルを示す図である。 本発明の他の実施形態に係る電子カセッテの構成を示す図である。 本発明の他の実施形態に係る放射線検出用画素の配置を示す平面図である。

[第１の実施形態]
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、以下の説明においては、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を例示する。

図１は、本発明の実施形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ」（Radiology Information System）という。）１００の構成を示す図である。

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。

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（図示せず）も接続されている。

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、放射線画像の撮影依頼や撮影予約を行うためのものである。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を介して相互通信に接続されている。

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。

データベース１５０Ａは、患者（被写体）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９も参照。）から曝射条件に従った線量のＸ線等の放射線Ｘ（図７も参照。）を患者（被写体）に照射する放射線発生装置１２０を備えている。また、撮影システム１０４は、患者（被写体）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７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。

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ＨＤＤ（Hard Disk Drive）１１６（図９参照。）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。

図２は、本発明の実施形態に係る撮影システム１０４を構成する各装置の放射線撮影室１８０における配置状態を例示した図である。

図２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とが設置されている。立位台１６０の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の患者（被写体）の撮影位置１７０とされる。臥位台１６４の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の患者（被写体）の撮影位置１７２とされている。

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。

また、放射線撮影室１８０には、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。これにより、単一の放射線源１２１を用いて立位および臥位での放射線撮影が可能となっている。

クレードル１３０は、電子カセッテ４０を収納可能な収容部１３０Ａを有する。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る。

撮影システム１０４において、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が行われる。

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される。

次に、電子カセッテ４０に内蔵される放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本発明の実施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図である。

図３に示すように、放射線検出器２０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、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形成される。信号出力部１４およびセンサ部１３により画素が構成されている。

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、入射する放射線を光に変換して発光する蛍光体を含む。すなわち、シンチレータ８は、患者（被写体）を透過した放射線を吸収して発光する。

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、放射線検出器２０によってモノクロ撮影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。

放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、シンチレータ８に用いる蛍光体としては、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４００ｎｍ〜７００ｎｍ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。

センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、およびこれらの電極間に設けられた光電変換膜４を含んで構成されている。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。

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されることが好ましい。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;TransparentConducting 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、ＳｎＯ_２、ＴｉＯ_２、ＺｎＯ_２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、画素毎に分割されていてもよい。

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、吸収した光の量に応じた電荷を発生する。有機光電変換材料を含む光電変換膜４は、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殆どない。従って、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。

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。

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。

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。

図４に示すように、信号出力部１４は、下部電極２に移動した電荷を蓄積するキャパシタ９と、キャパシタ９に蓄積された電荷を後述するデータ配線３６（図５参照）に読み出す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を含んでいる。キャパシタ９および薄膜トランジスタ１０は、平面視において下部電極２と重なるように配置されている。すなわち、各画素において信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有する。なお、放射線検出器２０（画素）の面積を小さくするために、キャパシタ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。

キャパシタ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キャパシタ９に移動させることができる。

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。

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。

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ＩｎＧａＯ_３（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、ＩｎＧａＺｎＯ_４がより好ましい。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

図５は、放射線検出器２０を構成するＴＦＴ基板３０の構成を示す平面図である。図５に示すように、ＴＦＴ基板３０には、各々がセンサ部１３、キャパシタ９および薄膜トランジスタ１０を含んで構成される複数の画素３２が一定方向（図５の行方向）、および一定方向に対する交差方向（図５の列方向）に２次元状に配列されている。

ＴＦＴ基板３０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。センサ部１３の各々には、図示しないバイアス線を介してバイアス電圧が供給されている。

ＴＦＴ基板３０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。

ＴＦＴ基板３０は、放射線の照射の有無を検出するために用いられる画素３２と、放射線画像を撮影するための画素３２とを含んでいる。以下では、放射線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を放射線画像撮影用画素３２Ｂという。本実施形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出用画素３２Ａを用いて放射線の照射開始を検出している。

放射線検出用画素３２Ａを構成するキャパシタ９と薄膜トランジスタ１０との接続部は、直接読出配線３８が接続されている。放射線検出用画素３２Ａにより得られた放射線検出用の画素情報は、この直接読出配線３８を介して後述する第２信号処理部５５（図９、図１０参照。）に伝送され、第２信号処理部５５によって放射線の照射開始を検出するための処理がなされる。

なお、放射線検出用画素３２Ａは、ＴＦＴ基板３０上において、均一に分布するように配置されていてもよい。また、一例として図６に示すように、撮影領域の中央部を含む一部領域（本実施の形態では、放射線検出器２０の撮影領域の中央部を中心とする矩形領域）２０Ａにおいて放射線検出用画素３２Ａを比較的低密度で配置し、その周辺の領域において、比較的高密度で配置してもよい。放射線検出用画素３２Ａをこのように配置することで、撮影時において放射線検出用画素３２Ａが撮影対象部位と重ならない露出部分の面積を大きくすることができるので、放射線の照射開始の検出をより的確に行うことが可能となる。

ＴＦＴ基板３０において、撮影領域内に配置された放射線検出用画素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、ＴＦＴ基板３０では、放射線検出用画素３２Ａが撮影領域内に分散するように配置され、コンソール１１０により、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、放射線検出用画素３２Ａの周囲に位置する放射線画像撮影用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間する欠陥画素補正処理が実行される。

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７は、本発明の実施形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図である。

図７に示すように、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場合、血液や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。

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、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、患者（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。

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撮影領域４１Ａとされている。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、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。

一方、図７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９参照。）を収容するケース４２が配置されている。

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。

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。

図８は、電子カセッテ４０の構成を示す断面図である。図８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が配置されている。放射線検出器２０および鉛板４３は、支持体４４と天板４１Ｂとの間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。

図８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。

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。

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いる。放射線検出器２０を天板４１Ｂに貼り付けたり、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。

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から剥離して異物を除去できるからである。

図９は、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を示す図である。図９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を構成するＴＦＴ基板３０の隣り合う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。放射線検出器２０を構成する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。

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、電源部７０を備えている。

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される。

第１信号処理部５４は、図示しないチャージアンプ、サンプルホールド回路、マルチプレクサおよびＡ／Ｄ変換器を含んで構成されている。チャージアンプは、個々のデータ配線３６を介してセンサ部１３から読み出された電荷の量に応じた電圧レベルを有する電気信号に生成する。チャージアンプによって生成された電気信号の信号レベルは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各々の出力端子には、共通のマルチプレクサに接続される。マルチプレクサは、サンプルホールド回路で保持された信号レベルをシリアルデータに変換してこれをＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器に供給する。Ａ／Ｄ変換器は、マルチプレクサから供給されるアナログの電気信号をデジタル信号である画像データに変換する。

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。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、電子カセッテ４０全体の動作を統括的に制御する。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を備えている。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、外部機器との間での無線通信による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。

電子カセッテ４０には電源部７０が設けられており、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、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）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９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。

第２信号処理部５５は、ＴＦＴ基板３０を間に挟んでゲート線ドライバ５２の反対側に配置されている。第２信号処理部５５は、放射線検出用画素３２Ａの各々に接続された直接読出配線３８が接続されている。放射線検出用画素３２Ａにより得られた放射線検出用の画素情報は、この直接読出配線３８を介して第２信号処理部５５に伝送される。第２信号処理部５５は、放射線検出用画素３２Ａから供給される画素情報に基づいて放射線の照射開始を検出するための処理を行う。

図１０は、第２信号処理部５５の構成を示す図である。図１０に示すように、第２信号処理部５５は、直接読出配線３８の各々に接続されたチャージアンプ９２を含んでいる。チャージアンプ９２は、反転入力端子が直接読出配線３８に接続され、非反転入力端子が接地電位に接続されたオペアンプ（演算増幅回路）９２Ａと、オペアンプ９２Ａの反転入力端子に一方の端子が接続され、オペアンプ９２Ａの出力端子に他方の端子が接続されたキャパシタ９２Ｂと、キャパシタ９２Ｂに並列接続されたリセットスイッチ９２Ｃとを含んでいる。

放射線検出用画素３２Ａの各々において生成された電荷は、直接読出配線３８を介してチャージアンプ９２のキャパシタ９２Ｂに蓄積される。チャージアンプ９２は、放射線検出用画素３２Ａから供給され、キャパシタ９２Ｂに蓄積された電荷の量に応じた信号レベルを有する電気信号を生成し、これをサンプルホールド回路９３に供給する。チャージアンプ９２から出力される電気信号は、カセッテ制御部５８から供給される制御信号に応じてリセットスイッチ９２Ｃがオン状態となることによりリセットされる。

サンプルホールド回路９３は、カセッテ制御部５８から供給される制御信号に応じてチャージアンプ９２から供給される電気信号の信号レベルを保持し、その保持している信号レベルをＡ／Ｄ変換器９４に供給する。すなわち、サンプルホールド回路９３は、カセッテ制御部５８から供給される制御信号に応じて所定のサンプリング周期でチャージアンプ９２から出力される電気信号の信号レベルをサンプリングする。

Ａ／Ｄ変換器９４は、サンプルホールド回路９３から順次供給される電気信号の信号レベルをデジタル信号に変換し、これによって得られたデジタル値を加算処理部９５に供給する。

加算処理部９５は、Ａ／Ｄ変換器９４の各々から供給されるデジタル信号値を合算し、これによって得られた合算値をコンパレータ９９およびノイズ情報生成部９６に供給する。すなわち、加算処理部９５は、放射線検出用画素３２Ａの各々で生じた電荷の量の総和に応じた信号値を上記サンプリング周期毎に生成する。なお、チャージアンプのリセット周期と、サンプルホールド回路９３のサンプリング周期と、Ａ／Ｄ変換器９４および加算処理部９５の動作は互いに同期している。

コンパレータ９９は、加算処理部９５から出力される信号値と、閾値生成部９８から出力される閾値とを比較し、加算処理部９５から出力される信号値が閾値を超えた場合にハイレベルの出力信号を生成する。コンパレータ９９の出力端子は、カセッテ制御部５８に接続されている。カセッテ制御部５８は、コンパレータ９９からハイレベルの信号を受信すると、放射線源１２１から放射線の曝射が開始されたものと判断する。

閾値生成部９８は、コンパレータ９９による比較処理に供される閾値を生成する。閾値生成部９８から出力される閾値は、閾値制御部９７によって導出された値に設定される。

ここで、放射線検出用画素３２Ａは、放射線源１２１から出射された放射線の照射線量に応じた信号電荷を生成する他、放射線の入射の有無に関わらず暗電荷を生成する。これにより、放射線検出用画素３２Ａに接続された直接読出配線３８には暗電荷に起因するノイズ成分が混入する。また、電子カセッテ４０が磁場、電波、振動等の外部ノイズ源の影響が及ぶノイズ環境に設置された場合、直接読出配線３８には、外部ノイズ源に起因するノイズ成分が混入する場合もある。放射線源１２１から放射線が出射されていない非照射状態において、第２信号処理部５５を駆動することにより、図１１に示すように、暗電荷や外部ノイズ源に起因するノイズのレベルのサンプリング値が、サンプリング周期毎に加算処理部９５から出力されることとなる。

ノイズ情報生成部９６は、マイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ、ＲＯＭおよびＲＡＭを備えている（いずれも図示せず）。ノイズ情報生成部９６は、放射線源１２１から放射線が出射される前の非照射状態において加算処理部９５からサンプリング周期毎に逐次供給される信号値をノイズレベルのサンプリング値として収集して、サンプリング値の統計値をノイズの状態を示すノイズ情報として生成する。

ノイズ情報生成部９６は、放射線の非照射状態において加算処理部９５から逐次供給される信号値（ノイズレベルのサンプリング値）から、図１２に例示するようなヒストグラムを生成する。図１２において横軸は、ノイズレベルの階級であり、縦軸は頻度である。ノイズ情報生成部９６は、このようなヒストグラムを生成した上で、サンプリングした値について、最大値Ａｍａｘ、最小値Ａｍｉｎ、平均値μ、分散σ^２、標準偏差σを含む統計値を上述したノイズ情報として生成する。

なお、本実施形態において、ノイズ情報生成部９６は、放射線の照射開始が検出されるまでノイズレベルのサンプリングを継続させ、ヒストグラムおよびノイズ情報の生成に供するサンプリング数を累積させる。ノイズ情報生成部９６は、これに伴って新たなサンプリング値が加わる度にヒストグラムおよびノイズ情報を逐次更新する。

また、第２信号処理部５５は、放射線の照射開始が検出されるまでの間、無制限にノイズレベルをサンプリングするのではなく、ノイズレベルのサンプリングの開始から所定時間が経過するまでの一定期間内においてノイズレベルのサンプリングを行ってもよい。ノイズ情報生成部９６は、当該期間においてサンプリングされたサンプリング値に基づいてヒストグラムおよびノイズ情報を生成する。

また、第２信号処理部５５におけるノイズレベルのサンプリングの開始時点と終了時点を、手動により設定することとしてもよい。例えば、ノイズレベルのサンプリングの開始時点および終了時点をカセッテ制御部５８に通知するためのサンプリングスタートボタンおよびサンプリングストップボタン（いずれも図示せず）が電子カセッテ４０に設けられていてもよい。この場合、撮影者がサンプリングスタートボタンを押下すると、カセッテ制御部５８は第２信号処理部５５に制御信号を供給してノイズレベルのサンプリングを開始させる。一方、撮影者がサンプリングストップボタンを押下すると、カセッテ制御部５８は第２信号処理部５５に制御信号を供給してノイズレベルのサンプリングを終了させる。ノイズ情報生成部９６は、サンプリングスタートボタンが押下されてからサンプリングストップボタンが押下されるまでの間に取得したサンプリング値に基づいてヒストグラムおよびノイズ情報を生成する。なお、ノイズレベルのサンプリングの開始時点と終了時点をリモートコントローラ（図示せず）を用いて指示することとしてもよい。

このように、ノイズレベルのサンプリング期間を制限することにより、電子カセッテ４０における消費電力を削減する効果が期待できる。

また、ノイズ情報生成部９６は、所定のサンプリング数ｎについてヒストグラムおよびノイズ情報を生成してもよい。この場合、ノイズ情報生成部９６は、加算処理部９５から新たなサンプリング値が供給される毎にヒストグラムおよびノイズ情報を更新してもよいし、加算処理部９５から新たなｎ個のサンプリング値が供給された時点でヒストグラムおよびノイズ情報を更新してもよい。

閾値制御部９７は、マイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ、ＲＯＭおよびＲＡＭを備えている（いずれも図示せず）。閾値制御部９７は、ノイズ情報生成部９６によって生成されたノイズ情報に基づいて、コンパレータ９９による放射線の照射開始の判定を行うための閾値を導出する。閾値制御部９７は、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、より高い閾値を導出する。閾値制御部９７は、ノイズレベルのばらつきの大きさを示すばらつき指標値として、サンプリング値の最小値Ａｍｉｎと最大値Ａｍａｘの差分値を使用してもよいし、分散σ^２または標準偏差σを使用してもよい。閾値制御部９７は、これらのばらつき指標値が大きいほど、より高い閾値を導出し、放射線の照射開始の検出感度を低く設定する。

本実施形態において、閾値制御部９７は、ノイズ情報生成部９６によって生成されたノイズ情報からノイズレベルの平均値μおよび標準偏差σを抽出して、μ＋ｍσ（ｍは１以上の値）を閾値として導出する。ノイズレベルの分布が正規分布に従う場合、仮にｍ＝４とした場合（すなわち閾値はμ＋４σ）、放射線の非照射状態において加算処理部９５から順次出力される信号値のうちの９９．９９３７％が閾値以下に収まることになり、ノイズによる放射線の照射開始の誤検出をほぼ完全に防止することができる。

閾値制御部９７は、上記のようにして導出した閾値となるように閾値生成部９８の閾値を制御する。ノイズ情報生成部９６によってヒストグラムおよびノイズ情報が更新されると、閾値制御部９７はこれに応じて新たな閾値を導出する。すなわち、閾値制御部９７は、最新のノイズ情報に基づいて閾値を導出することにより、ノイズの発生状況に応じて閾値を適応的に変化させる。

図９に示すように、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。

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ＨＤＤ１１６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。

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。

また、第２信号処理部５５のノイズ情報生成部９６において生成されたヒストグラムおよびノイズ情報は、無線通信部１１９を介してコンソール１１０に送信され、ディスプレイ１１１に表示されるようになっている。

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を制御する制御部１２２と、を備えている。

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、曝射時間等の情報が含まれている。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。

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。

まず、図１３を参照して、放射線画像の撮影を行う際のコンソール１１０の作用を説明する。なお、図１３は、操作パネル１１２を介して放射線画像撮影を実行する旨の指示入力が行われた際にコンソール１１０のＣＰＵ１１３によって実行される放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。当該プログラムはＲＯＭ１１４の所定領域に予め記憶されている。

図１３のステップ３００では、ＣＵＰ１１３は、予め定められた初期情報入力画面をディスプレイ１１１により表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御し、次のステップ３０２にて所定情報の入力待ちを行う。

図１４には、上記ステップ３００の処理によってディスプレイ１１１により表示される初期情報入力画面の一例が示されている。図１３に示すように、本実施の形態に係る初期情報入力画面では、これから放射線画像の撮影を行う患者（被写体）の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および撮影時の放射線Ｘの曝射条件（本実施の形態では、放射線Ｘを曝射する際の管電流、管電圧および曝射時間）の入力を促すメッセージと、これらの情報の入力領域が表示される。

図１４に示す初期情報入力画面がディスプレイ１１１に表示されると、撮影者は、撮影対象とする患者（被写体）の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および曝射条件を、各々対応する入力領域に操作パネル１１２を介して入力する。

そして、撮影者は、患者（被写体）と共に放射線撮影室１８０に入室し、撮影時の姿勢が立位または臥位である場合は、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、患者（被写体）を所定の撮影位置に位置（ポジショニング）させる。これに対し、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、撮影者は、撮影対象部位を撮影可能な状態に患者（被写体）、電子カセッテ４０、および放射線源１２１を位置決め（ポジショニング）する。

その後、撮影者は、放射線撮影室１８０を退室し、上記初期情報入力画面の下端近傍に表示されている終了ボタンを、操作パネル１１２を介して指定する。撮影者によって終了ボタンが指定されると、上記ステップ３０２が肯定判定となってステップ３０４に移行する。

ステップ３０４では、ＣＰＵ１１３は、上記初期情報入力画面において入力された情報（以下、「初期情報」という。）を電子カセッテ４０に無線通信部１１９を介して送信した後、次のステップ３０６にて、上記初期情報に含まれる曝射条件を放射線発生装置１２０へ無線通信部１１９を介して送信することにより曝射条件を設定する。これに応じて放射線発生装置１２０の制御部１２２は、受信した曝射条件での曝射準備を行う。

次のステップ３０８では、ＣＰＵ１１３は、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。

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の放射線Ｘの出射を開始する。放射線源１２１から出射された放射線Ｘは、患者（被写体）を透過した後に電子カセッテ４０に到達する。

一方、電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８は、上記曝射開始を指示する指示情報を受信すると、放射線検出用画素３２Ａによって検出された放射線の線量が、放射線の照射が開始されたことを検出するための値として予め定められた閾値以上となるまで待機する。電子カセッテ４０は、放射線検出用画素３２Ａによって検出された放射線の線量が上記の閾値以上となったものと判定すると放射線画像の撮影動作を開始する。電子カセッテ４０は、放射線の照射開始から所定の蓄積時間が経過した後、放射線の撮影動作を終了し、撮影によって得られた画像データをコンソール１１０に送信する。

そこで、次のステップ３１０では、ＣＰＵ１１３は、上記画像データが電子カセッテ４０から受信されるまで待機し、次のステップ３１２にて、受信した画像データに対し、前述した欠陥画素補正処理を施した後、シェーディング補正等の各種の補正を行う画像処理を実行する。

次のステップ３１４では、ＣＰＵ１１３は、上記画像処理が行われた画像データ（以下、「補正画像データ」という。）をＨＤＤ１１６に記憶し、次のステップ３１６にて、補正画像データにより示される放射線画像を、確認等を行うためにディスプレイ１１１によって表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御する。

次のステップ３１８では、ＣＰＵ１１３は、補正画像データをＲＩＳサーバ１５０へ病院内ネットワーク１０２を介して送信し、その後に本放射線画像撮影処理プログラムを終了する。なお、ＲＩＳサーバ１５０へ送信された補正画像データはデータベース１５０Ａに格納され、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。

次に、図１５を参照して、コンソール１１０から上記初期情報を受信した際の電子カセッテ４０の作用を説明する。図１５は、初期情報を受信した際に電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８のＣＰＵ５８Ａにより実行されるカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。カセッテ撮影処理プログラムはカセッテ制御部５８の記憶部５８Ｃの所定領域に予め記憶されている。

ステップ４００では、ＣＰＵ５８Ａは、コンソール１１０からの前述した曝射開始を指示する指示情報の受信待ちを行う。ＣＰＵ５８Ａは、上記指示情報を受信すると、処理をステップ４０２に移行させる。

ステップ４０２では、ＣＰＵ５８Ａは、第２信号処理部５５を起動させるべく第２信号処理部５５に対して制御信号を供給する。これにより、第２信号処理部５５の各構成部が起動する。この時点では、放射線源１２１からは放射線が出射されていないので、各放射線検出用画素３２Ａのセンサ部１３に蓄積された暗電荷によるノイズ成分および直接読出配線３８に混入した外部ノイズ源からのノイズ成分のみが第２信号処理部５５によって読み出される。第２信号処理部５５のチャージアンプ９２、サンプルホールド回路９３、Ａ／Ｄ変換器９４および加算処理部９５が互いに同期して動作することにより、各直接読出配線３８に現れるノイズ成分のレベルは、所定のサンプリング周期でデジタル値に変換され、加算処理される。加算処理部９５にて逐次生成される合算値は、ノイズレベルのサンプリング値としてノイズ情報生成部９６に供給される。

ノイズ情報生成部９６は、第２信号処理部５５が起動すると、自身の記憶領域に格納されたノイズ情報生成処理プログラムを実行する。図１６は、かかるノイズ情報生成処理プログラムにおける処理の流れを示すフローチャートである。ステップ４５０では、ノイズ情報生成部９６は、加算処理部９５において生成されるノイズレベルのサンプリング値を順次取り込む。ステップ４５１では、ノイズ情報生成部９６は、取り込んだ複数のノイズレベルのサンプリング値についてヒストグラムを生成する。ステップ４５２では、ノイズ情報生成部９６は、取り込んだ複数のノイズレベルのサンプリング値の最大値Ａｍａｘ、最小値Ａｍｉｎ、平均値μ、分散σ^２、標準偏差σ等の統計値をノイズ情報として生成する。生成されたノイズ情報は、順次閾値制御部９７に供給される。ステップ４５３では、ノイズ情報生成部９６は、コンパレータ９９の出力に基づいて放射の照射が開始されたか否かを判断する。ステップ４５３において、ノイズ情報生成部９６は、放射線の照射が開始されていないものと判断した場合には、処理をステップ４５０に戻し、新たなノイズレベルのサンプリング値の取り込みを行いヒストグラムおよびノイズ情報を更新させる。一方、ステップ４５３において、ノイズ情報生成部９６は、放射線の照射が開始されたものと判断した場合には、本ルーチンを終了させる。

閾値制御部９７は、第２信号処理部５５が起動すると、自身の記憶領域に格納された閾値設定処理プログラムを実行する。図１７は、かかる閾値設定処理プログラムにおける処理の流れを示すフローチャートである。ステップ４６０では、閾値制御部９７は、ノイズ情報生成部９６において生成されるノイズ情報を取り込む。ステップ４６１では、閾値制御部９７は、取り込んだノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきに応じた閾値を導出する。より具体的には、閾値制御部９７は、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、より高い閾値を導出し、放射線の照射開始の検出感度を低下させる。本実施形態において、閾値制御部９７は、ノイズ情報生成部９６によって生成されたノイズ情報から平均値μおよび標準偏差σを抽出し、μ＋ｍσを閾値として導出する（ｍは１以上の値）。ステップ４６２では、閾値制御部９７は閾値生成部９８の出力値を先のステップ４６１で導出した値に設定する。これにより、閾値生成部９８は、閾値制御部９７にて導出された閾値を生成し、生成した閾値をコンパレータ９９の一方の入力に供給する。ステップ４６３では、閾値制御部９７は、コンパレータ９９の出力に基づいて放射の照射が開始されたか否かを判断する。ステップ４６３において、閾値制御部９７は、放射線の照射が開始されていないものと判断した場合には、処理をステップ４６０に戻し、更新されたノイズ情報の取り込みを行う。一方、ステップ４６３において、閾値制御部９７は、放射線の照射が開始されたものと判断した場合には、本ルーチンを終了させる。

このようにノイズ情報生成部９６は、放射線の照射が開始されるまでの間、加算処理部９５から新たな信号値を取得する毎にヒストグラムおよびノイズ情報を更新する。閾値制御部９７は、更新された最新のノイズ情報に基づいて、新たな閾値を導出し、閾値生成部９８は、閾値制御部９７において新たに導出された閾値を生成する。すなわち、閾値生成部９８において生成される閾値は、刻々と変化するノイズのレベル変動に追従するように制御される。かかる制御は、放射線の照射開始が検出されるまで継続される。なお、ノイズ情報生成部９６は、放射線の照射が開始されるまでの間、ノイズレベルを無制限にサンプリングするのではなく、所定のサンプリング数ｎについてヒストグラムおよびノイズ情報を生成してもよい。この場合、ノイズ情報生成部９６は、加算処理部９５から新たなサンプリング値が供給される毎にヒストグラムおよびノイズ情報を更新してもよいし、加算処理部９５から新たなｎ個のサンプリング値が供給された時点でヒストグラムおよびノイズ情報を更新してもよい。

このように、メインルーチンのステップ４０２では、第２信号処理部５５が起動されることにより放射線源１２１からの放射線の非照射状態の下で、放射線の照射開始を検出するための閾値の設定が行われる。

次のステップ４０４では、ＣＰＵ５８Ａは、第２信号処理部５５のコンパレータ９９の出力がハイレベルとなるまで待機する。この間第２信号処理部５５では、上述したノイズレベルのばらつきに応じた閾値調整を行いつつ放射線の照射開始の検出動作を継続する。放射線源１２１から放射線が出射されると、閾値生成部９８において生成される閾値よりも大きい値の信号値が加算処理部９５からコンパレータ９９に入力される。これによりコンパレータ９９は、ハイレベルの出力信号を生成し、これをカセッテ制御部５８のＣＰＵ５８Ａに供給する。ＣＰＵ５８Ａは、コンパレータ９９からハイレベルの出力信号を受信すると、放射線源１２１から放射線の曝射が開始されたものとみなしてステップ４０６に移行する。なお、ＣＰＵ５８Ａは、放射線の照射開始を検出するまでの間、所定期間毎に放射線画像撮影用画素３２Ｂに蓄積された暗電荷を放出するためのリセット動作を実施するべく制御信号をゲート線ドライバ５２に供給してもよい。かかる制御信号を受信したゲート線ドライバ５２は、ゲート配線３４に順次駆動信号を供給し、薄膜トランジスタ１０を１ラインずつオンさせる。これにより、放射線画像撮影用画素３２Ｂに蓄積された暗電荷がデータ配線３６に放出され、各画素のリセットが行われる。

次のステップ４０６では、ＣＰＵ５８Ａは、ゲート線ドライバ５２に全ての薄膜トランジスタ１０をオフ状態とすべく制御信号を供給する。これにより、放射線画像撮影用画素３２Ｂでは、放射線の照射に応じて発生した電荷の蓄積が開始され、放射線画像の撮影動作に移行する。

次のステップ４０８では、ＣＰＵ５８Ａは、蓄積動作に移行してから所定の蓄積時間が経過したか否かを判断する。ＣＰＵ５８Ａは、蓄積動作に移行後、所定の蓄積時間が経過したと判断すると、処理をステップ４１０に移行する。

次のステップ４１０では、ＣＰＵ５８Ａは、ゲート線ドライバ５２に制御信号を供給することによりゲート線ドライバ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、各ゲート配線３４に接続された各薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンさせる。これにより、各放射線画像撮影用画素３２Ｂのキャパシタ９に蓄積された電荷が各データ配線３６に読み出され、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。

次のステップ４１２では、ＣＰＵ５８Ａは、画像メモリ５６に記憶された画像データを読み出し、読み出した画像データを無線通信部６０を介してコンソール１１０に送信した後、本カセッテ撮影処理プログラムを終了する。

ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０において、図８に示すように、ＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように放射線検出器２０が配置されている。

ここで、放射線検出器２０は、図１８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、放射線の入射面とは反対側に設けられた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（ＰＳＳ：Penetration Side Sampling）とされた場合、シンチレータ８の同図上面側（ＴＦＴ基板３０との接合面とは反対側）でより強く発光する。一方、ＴＦＴ基板３０側から放射線が照射されて、放射線の入射面側に設けられた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（ＩＳＳ：Irradiation Side Sampling）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との接合面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。

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。

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、放射線がＴＦＴ基板３０を透過する表面読取方式（ＩＳＳ）の場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。

また、本実施の形態によれば、図８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。

以上の説明から明らかなように、本発明の第１の実施形態に係る電子カセッテ４０は、放射線検出用画素３２Ａのセンサ部１３で生じた電荷量に応じた電気信号の信号レベルが第２信号処理部５５における閾値生成部９８によって生成された閾値よりも大となった場合に、放射線の照射開始を検出する。第２信号処理部５５は、放射線の非照射状態において放射線検出用画素３２Ａから電荷の読み出し処理を行うことにより、直接読出配線３８等の検出系に混入するノイズのレベルのサンプリングを行う。ノイズ情報生成部９６は、ノイズレベルのサンプリング値からノイズレベルの最大値Ａｍａｘ、最小値Ａｍｉｎ、平均値μ、分散σ^２、標準偏差σ等の統計値をノイズ情報として生成する。閾値制御部９７は、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、より高い閾値を設定し、放射線の照射開始の検出感度を低下させる。閾値をより高く設定することにより、ノイズによる放射線の照射開始の誤検出が生じにくくなる方向に作用する。

このように、本実施形態に係る電子カセッテ４０では、実測されたノイズレベルのばらつきが大きい程、放射線の照射開始の検出感度を低下させる。すなわち、電磁波や振動等の外部ノイズ源からの影響が及ぶノイズ環境下では、混入するノイズのレベルは大きく変動することが想定されるが、実測されたノイズレベルのばらつきに応じた閾値設定を行うことで、例えば、比較的高い頻度で発生する小、中レベルのノイズのみならず、比較的低い頻度で発生する高レベルのノイズによる誤検出も効果的に防止することができる。このように、本実施形態に係る電子カセッテ４０によれば、外来ノイズの影響が及ぶノイズ環境下においても、放射線の照射開始の誤検出を防止することができる。

なお、上記の実施形態では、閾値制御部９７は、ノイズレベルのばらつきに応じた閾値としてμ＋ｍσを導出する場合を例示したが、これに限定されるものではない。ノイズ情報生成部９６は、以下のように閾値を導出してもよい。

ノイズ情報生成部９６が最初のｎ個のサンプリング値の最大値Ａｍａｘ１と、次のｎ個のサンプリング値の最大値Ａｍａｘ２（Ａｍａｘ１＜Ａｍａｘ２）をノイズ情報として閾値制御部９７に供給する。閾値制御部９７はＡｍａｘ１とＡｍａｘ２の差分値Ｄ（Ｄ＝Ａｍａｘ２−Ａｍａｘ１）をノイズレベルのばらつき指標値として使用して、例えば、閾値としてＡｍａｘ２＋ｋ・|Ｄ|を導出することとしてもよい。ここでｋは１以上の値である。このように、実測されたノイズレベルの最大値Ａｍａｘ２にノイズレベルのばらつきに応じた値ｋ・｜Ｄ｜を加算した値を閾値として設定することにより、最大レベルのノイズに対する誤検出をほぼ完全に防止することができる。

また、閾値制御部９７は、ノイズレベルの標準偏差σまたは分散σ^２等のばらつき指標値と閾値とを対応付けた参照テーブル（図示せず）を参照することにより閾値を導出することとしてもよい。この場合、標準偏差σまたは分散σ^２の値が大きくなる程、より高い閾値が導出されるように参照テーブルが構築され、参照テーブルは、閾値制御部９７の記憶領域に予め格納される。

[第２の実施形態]
以下に、本発明の第２の実施形態に係る電子カセッテについて説明する。上記した第１の実施形態に係る電子カセッテ４０は、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきの程度に応じて放射線の照射開始の判定を行うための閾値を調整することにより放射線の照射開始の検出感度を調整するものであった。これに対して、第２の実施形態に係る電子カセッテでは、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきの程度に応じてチャージアンプのゲインを調整することにより放射線の照射開始の検出感度を調整するものである。

図１９は、本発明の第２の実施形態に係る第２信号処理部５５Ａの構成を示す図である。以下において、本実施形態に係る第２信号処理部５５Ａが上記した第１の実施形態に係る第２信号処理部５５と相違する部分について説明する。なお、第２信号処理部５５Ａが上記した第１の実施形態に係る第２信号処理部５５と共通する部分には、同一の参照符号を付すことによりその説明を省略する。また、第２信号処理部５５Ａ以外の構成部分についても第１の実施形態と同様であるので、それらの説明は省略する。

第２信号処理部５５Ａは、ゲイン調整が可能なチャージアンプ９２´を有する。ゲイン調整を可能とするための構成としてチャージアンプ９２´にはスイッチ９２Ｄおよびキャパシタ９２Ｅからなる直列回路と、スイッチ９２Ｆおよびキャパシタ９２Ｇからなる直列回路が、キャパシタ９２Ｂに並列に接続されている。スイッチ９２Ｄおよびスイッチ９２Ｆのオンオフは、ゲイン制御部９７Ａから供給される制御信号によって切り替えられる。スイッチ９２Ｄおよびスイッチ９２Ｆのオンオフによってオペアンプ９２Ａの入出力端子間に接続される合成容量値が変化し、これによってチャージアンプ９２´のゲインが変化する。より具体的には合成容量値が大きくなる程（すなわち、キャパシタの接続数が増える程）、ゲインは小さくなる方向に変化する。なお、本実施形態では、スイッチとキャパシタからなる直列回路を２つ設け、ゲイン調整を３段階で行う場合を例示しているが、ゲインの調整範囲や調整ステップ数に応じてスイッチとキャパシタからなる直列回路の数を適宜増減することが可能である。

ゲイン制御部９７Ａは、ノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、各チャージアンプ９２´のゲインが小さくなるようにスイッチ９２Ｄおよび９２Ｆのオンオフを制御する。ゲイン制御部９７Ａは、ノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報からノイズレベルのばらつき指標値として例えば標準偏差σを取得する。ゲイン制御部９７Ａは自身に備える記憶領域に図２０に示すような、標準偏差σの範囲と、チャージアンプ９２´を構成するスイッチ９２Ｄおよび９２Ｆのオンオフの状態を対応付けた参照テーブル５００を有している。参照テーブル５００は、標準偏差σの値が大きくなる程、チャージアンプ９２´のゲインが小さくなるように、標準偏差σとスイッチ９２Ｄおよび９２Ｆの駆動状態との対応付けがなされている。ゲイン制御部９７Ａは、参照テーブル５００を検索することによりノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報に含まれる標準偏差σに対応するスイッチ９２Ｄおよび９２Ｆの駆動状態を導出する。そして、ゲイン制御部９７Ａは、導出した駆動状態となるようにチャージアンプ９２´に対して制御信号を供給してスイッチ９２Ｄおよび９２Ｆを切り替えることにより、チャージアンプ９２´のゲインを制御する。

なお、ノイズ情報生成部９６は、ヒストグラムおよびノイズ情報を、第１の実施形態の場合と同様、逐次更新させる。ノイズ情報が更新されるとゲイン制御部９７Ａはこれに応じて新たなゲイン設定を導出する。すなわち、ゲイン制御部９７Ａは、最新のノイズ情報に基づいてゲイン設定を導出することにより、ノイズの発生状況に応じてゲイン設定を適応的に変化させる。

本実施形態に係る第２信号処理部５５Ａでは、第１の実施形態の場合と同様、放射線の非照射状態において放射線検出用画素３２Ａから電荷の読み出し処理を行うことにより、直接読出配線３８等の検出系に混入するノイズのレベルのサンプリングを行う。ノイズ情報生成部９６は、ノイズレベルのサンプリング値からノイズレベルの最大値Ａｍａｘ、最小値Ａｍｉｎ、平均値μ、分散σ^２、標準偏差σ等の統計値をノイズ情報として生成する。ゲイン制御部９７Ａは、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、チャージアンプ９２´のゲインが小さくなるように制御することにより、放射線の照射開始の検出感度を低下させる。チャージアンプ９２´は、直接読出配線３８を流れる信号電荷とともに直接読出配線３８に混入するノイズレベルをも増幅する。従ってチャージアンプ９２´のゲインを小さくすることにより、コンパレータ９９に入力されるノイズレベルを小さくすることができるので、ノイズによる放射線の照射開始の誤検出が生じにくくなる方向に作用する。

このように、本実施形態に係る電子カセッテにおいては、上記した第１の実施形態に係る電子カセッテ４０と同様、ノイズレベルのサンプリング値のばらつきが大きくなる程、放射線の照射開始の検出感度を低下させる。すなわち、電磁波や振動等の外部ノイズ源からの影響が及ぶノイズ環境下では、混入するノイズのレベルは大きく変動することが想定されるが、実測されたノイズレベルのばらつきの大きさに応じたチャージアンプ９２´のゲイン設定を行うことで、発生頻度の比較的低い高レベルのノイズによる誤検出も効果的に防止することができる。このように、本実施形態に係る電子カセッテによれば、外来ノイズの影響が及ぶノイズ環境下においても、放射線の照射開始の誤検出を防止することができる。

なお、本実施形態では、ノイズレベルの標準偏差σに応じてチャージアンプ９２´のゲイン設定を行う場合を例示したが、標準偏差σ以外の他のばらつき指標値（例えば分散σ^２や最大値Ａｍａｘと最小値Ａｍｉｎの差分値など）に応じてチャージアンプ９２´のゲイン設定を行うこととしてもよい。

[第３の実施形態]
以下に、本発明の第３の実施形態に係る電子カセッテについて説明する。上記した第１の実施形態に係る電子カセッテ４０は、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきの程度に応じて放射線の照射開始の判定を行うための閾値を調整することにより放射線の照射開始の検出感度を調整するものであった。これに対して、第３の実施形態に係る電子カセッテでは、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきの程度に応じてチャージアンプ９２における電荷蓄積時間を調整することにより放射線の照射開始の検出感度を調整するものである。

図２１は、本発明の第３の実施形態に係る第２信号処理部５５Ｂの構成を示す図である。以下において、本実施形態に係る第２信号処理部５５Ｂが上記した第１の実施形態に係る第２信号処理部５５と相違する部分について説明する。なお、第２信号処理部５５Ｂが上記した第１の実施形態に係る第２信号処理部５５と共通する部分には、同一の参照符号を付すことによりその説明を省略する。また、第２信号処理部５５Ｂ以外の構成部分については、第１の実施形態と同様であるので、それらの説明は省略する。

蓄積時間制御部９７Ｂは、ノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、チャージアンプ９２における電荷蓄積時間が長くなるようにリセットスイッチ９２Ｃの駆動タイミングを制御する。蓄積時間制御部９７Ｂは、ノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報からノイズレベルのばらつき指標値として例えば標準偏差σを取得する。蓄積時間制御部９７Ｂは自身に備える記憶領域に図２２に示すような、標準偏差σの範囲と、チャージアンプ９２の電荷蓄積時間とを対応付けた参照テーブル５０１を有している。参照テーブル５０１は、標準偏差σの値が大きくなる程、チャージアンプ９２における電荷蓄積時間が長くなるように、標準偏差σと電荷蓄積時間との対応付けがなされている。蓄積時間制御部９７Ｂは、参照テーブル５０１を検索することによりノイズ情報生成部９６から供給されるノイズ情報に含まれる標準偏差σに対応する電荷蓄積時間を導出する。そして、蓄積時間制御部９７Ｂは、導出した電荷蓄積時間となるようにチャージアンプ９２に対して制御信号を供給してリセットスイッチ９２Ｃのオンオフのタイミングを制御することにより、チャージアンプ９２における電荷蓄積時間（すなわち、リセット周期）を制御する。

なお、ノイズ情報生成部９６は、ヒストグラムおよびノイズ情報を第１の実施形態の場合と同様、逐次更新させる。ノイズ情報が更新されると蓄積時間制御部９７Ｂはこれに応じて新たな電荷蓄積時間を導出する。すなわち、蓄積時間制御部９７Ｂは、最新のノイズ情報に基づいて電荷蓄積時間を導出することにより、ノイズの発生状況に応じて電荷蓄積時間を適応的に変化させる。

本実施形態に係る第２信号処理部５５Ｂでは、第１の実施形態の場合と同様、放射線の非照射状態において放射線検出用画素３２Ａから電荷の読み出し処理を行うことにより、直接読出配線３８等の検出系に混入するノイズのレベルのサンプリングを行う。ノイズ情報生成部９６は、ノイズレベルのサンプリング値からノイズレベルの最大値Ａｍａｘ、最小値Ａｍｉｎ、平均値ｓ、分散σ^２、標準偏差σを含む統計値をノイズ情報として生成する。蓄積時間制御部９７Ｂは、ノイズ情報によって示されるノイズレベルのばらつきが大きい程、チャージアンプ９２における電荷蓄積時間を長くして放射線の照射開始の検出感度が高くなるように制御する。

チャージアンプ９２は、キャパシタ９２Ｂに蓄積された電荷量に応じた信号レベルの電気信号を生成する。従って、電荷蓄積時間が長くなる程、キャパシタ９２Ｂに蓄積される電荷量は多くなり、チャージアンプ９２から出力される電気信号の信号レベルは大きくなる。すなわち、チャージアンプ９２における電荷蓄積時間を長くなる程、放射線検出用画素３２Ａにおいて生じた信号電荷に基づく信号レベルをノイズレベルに対して大きくすることができる。つまり、チャージアンプ９２の電荷蓄積時間が長くなる程、ＳＮ比が向上し、放射線の照射開始の検出感度が向上する。このように、チャージアンプ９２の蓄積時間を長くすることにより、ノイズレベルに対する信号レベルを高めることができるので、ノイズによる放射線の照射開始の誤検出が生じにくくなる方向に作用する。

このように、本実施形態に係る電子カセッテにおいては、ノイズレベルのサンプリング値のばらつきが大きくなる程チャージアンプ９２における電荷蓄積時間を長くすることにより放射線の照射開始の検出感度を高く設定する。すなわち、電磁波や振動等の外部ノイズ源からの影響が及ぶノイズ環境下では、混入するノイズのレベルは大きく変動することが想定されるが、実測されたノイズレベルのばらつきに応じたチャージアンプ９２の電荷蓄積時間の設定を行うことで、発生頻度の比較的低い高レベルのノイズによる誤検出も効果的に防止することができる。このように、本実施形態に係る電子カセッテによれば、外来ノイズの影響が及ぶノイズ環境下においても、放射線の照射開始の誤検出を防止することができる。

なお、本実施形態では、ノイズレベルの標準偏差σに応じてチャージアンプ９２の電荷蓄積時間を設定する場合を例示したが、標準偏差σ以外の他のばらつき指標値（例えば分散σ^２や最大値Ａｍａｘと最小値Ａｍｉｎの差分値など）に応じてチャージアンプ９２の電荷蓄積時間の設定を行うこととしてもよい。

また、上記の各実施形態では、放射線検出用画素３２Ａにより得られた放射線検出用の画素情報を直接読出配線３８を介して第２信号処理部５５、５５Ａ、５５Ｂに伝送し、第２信号処理部５５、５５Ａ、５５Ｂによって放射線の照射開始を検出する場合を例示したが、このような構成に限定されるものではない。例えば図２３に示すように、薄膜トランジスタ１０のソースとドレインを短絡することにより、放射線検出用画素３２Ａにより得られた画素情報をデータ配線３６に読み出すこととしてもよい。このような構成の場合、上記各実施形態における第１信号処理部５４の機能（放射線画像撮影用画素３２Ｂから画素情報を読み出して放射線画像を生成する機能）と、第２信号処理部５５、５５Ａ、５５Ｂの機能（放射線の照射開始を検出する機能、ノイズ情報を生成する機能、ノイズ情報に応じて検出感度を設定する機能）は、信号処理部５４Ａに統合される。

また、上記の各実施形態では、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、上記実施の形態では、一例として図２４（Ａ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａとして放射線画像撮影用画素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２４（Ｂ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａを、放射線画像撮影用画素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撮影用画素３２Ｂの面積が小さくなるため、画素の感度は低減するものの、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、放射線検出用のセンサとして必ずしも放射線検出器２０の画素を適用する必要はなく、例えば、放射線検出器２０における各画素列の間や周辺部等の予め定められた位置に、放射線が照射されることによって電荷が発生する、放射線検出用の専用のセンサを設けておき、センサによって放射線の照射開始を検出する構成としてもよい。この場合、上記センサは、必ずしも放射線検出器２０に設ける必要はなく、放射線検出器２０とは別体として配置してもよい。

また、上記実施の形態では、放射線検出用画素３２Ａを放射線画像撮影用画素３２Ｂとは別に設け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、放射線検出用画素３２Ａを設けることなく、放射線画像撮影用画素３２Ｂを、放射線を検出したか否かを判定するためのセンサとして適用する形態、すなわち、センサを放射線画像撮影用画素３２Ｂと共用する形態としてもよい。この場合、センサを新たに設ける必要がなくなり、本発明を容易に実現することができる。

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。例えば、センサ部１３にアモルファスセレン等の半導体を使用し、放射線を電荷に直接変換する形態としてもよい。

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。

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。

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。

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８参照。）、撮影システム１０４の構成（図９参照。）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。

さらに、上記実施の形態で説明した各種プログラムの処理の流れ（図１３、図１５参照。）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。

また、上記各実施形態において示された、放射線の照射開始を検出する際の検出感度を調整するための各種の制御は、適宜組み合わせることが可能である。例えば、第１の実施形態において示された閾値を調整する制御と、第２の実施形態において示されたチャージアンプ９２のゲインを調整する制御を組み合わせて実施することも可能である。

なお、上記の実施形態では、ノイズのレベルのばらつきの程度に応じて、検出感度を制御する場合について説明したが、検出のアルゴリズムを変更してもよい。

１３ センサ部
２０ 放射線検出器
３０ ＴＦＴ基板
３２ 画素
３２Ａ 放射線検出用画素
３２Ｂ 放射線画像撮影用画素（撮影部）
４０ 電子カセッテ
５４ 第１信号処理部（撮影部）
５５、５５Ａ、５５Ｂ 第２信号処理部 （検出部）
５８ カセッテ制御部
５８Ａ ＣＰＵ
９２ チャージアンプ
９６ ノイズ情報生成部（ノイズ情報生成部）
９７ 閾値制御部（制御部）
９７Ａ ゲイン制御部（制御部）
９７Ｂ 蓄積時間制御部（制御部）
９８ 閾値生成部
１１０ コンソール
Ｘ 放射線

Claims (13)

1. 照射された放射線の照射線量に応じた出力信号を生成するセンサ部と、
   前記出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部と、
   前記検出部が照射開始の検出に用いる前記出力信号に基づいて前記出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成部と、
   前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきの程度に応じて前記検出部における放射線の照射開始の検出感度を制御する制御部と、
   前記検出部によって放射線の照射開始が検出された後に前記放射線画像を撮影する撮影部と、
   を含む放射線画像撮影装置。
2. 前記制御部は、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきが大きい程、前記検出部における放射線の照射開始の検出感度を低くする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
3. 前記検出部は、前記出力信号に基づいて生成される電気信号のレベルが閾値を超えた場合に放射線の照射開始を検出し、
   前記制御部は、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきが大きい程、前記閾値を高く設定することにより前記検出部における放射線の照射開始の検出感度を低くする請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
4. 前記ノイズ情報生成部は、前記ノイズのレベルのばらつきの大きさを示すばらつき指標値を前記ノイズ情報として生成し、
   前記制御部は、前記ばらつき指標値に基づいて前記閾値を導出する請求項３に記載の放射線画像撮影装置。
5. 前記ノイズ情報生成部は、前記センサ部から逐次供給される前記出力信号に基づいて前記ノイズ情報を逐次更新し、
   前記制御部は、最新のノイズ情報に基づいて前記閾値を導出する請求項４に記載の放射線画像撮影装置。
6. 前記検出部は、前記出力信号を増幅する増幅回路を含み、
   前記制御部は、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきが大きい程、前記増幅回路のゲインを小さくすることにより前記検出部による放射線の照射開始の検出感度を低くする請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
7. 前記ノイズ情報生成部は、前記センサ部から逐次供給される前記出力信号に基づいて前記ノイズ情報を逐次更新し、
   前記制御部は、最新のノイズ情報に基づいて前記ゲインを導出する請求項６に記載の放射線画像撮影装置。
8. 前記検出部は、前記センサ部から前記出力信号として出力される電荷を蓄積するためのキャパシタを含んで構成されて前記キャパシタに蓄積された電荷量に応じた電気信号を生成するチャージアンプを含み、
   前記制御部は、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきが大きい程、前記キャパシタの電荷蓄積時間を長くする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
9. 前記ノイズ情報生成部は、前記センサ部から逐次供給される前記出力信号に基づいて前記ノイズ情報を逐次更新し、
   前記制御部は、最新のノイズ情報に基づいて前記電荷蓄積時間を導出する請求項８に記載の放射線画像撮影装置。
10. 前記ノイズ情報生成部は、放射線の非照射状態における前記センサ部からの出力信号に応じた電気信号のレベルをサンプリングして得た複数のサンプリング値に基づいて前記ノイズ情報を生成する請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
11. 前記ノイズ情報生成部は、前記複数のサンプリング値に基づいてヒストグラムを生成する請求項１０に記載の放射線画像撮影装置。
12. コンピュータを、
    センサ部からの出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部が照射開始の検出に用いる前記出力信号に基づいて前記出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成部と、
    前記検出部における放射線の照射開始の検出感度を、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきの程度に応じて制御する制御部と、
    として機能させるためのプログラム。
13. センサ部からの出力信号に基づいて放射線画像を撮影する際に放射線源から照射される放射線の照射開始を検出する検出部が照射開始の検出に用いる前記出力信号に基づいて前記出力信号に混入するノイズに関するノイズ情報を生成するノイズ情報生成ステップと、
    前記検出部における放射線の照射開始の検出感度を、前記ノイズ情報によって示される前記ノイズのレベルのばらつきの程度に応じて制御する制御ステップと、
    を含む放射線の照射開始の検出感度の制御方法。