JP5702704B2 - 放射線画像検出装置、及び放射線画像撮影システム - Google Patents

Description

この発明は、人体を透過した放射線を検出する放射線画像検出装置、及び放射線画像撮影システムに関する。

医療分野においては、人体を透過した放射線の強度を検出することで人体内部の撮像を行うＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の可搬性の放射線画像検出装置が用いられている。このＦＰＤ（以下、電子カセッテという。）は患者をベッド等に乗せたまま撮像することができ、電子カセッテの位置を変更することにより撮像箇所も調整することができるため、動けない患者に対しても柔軟に対処することができる。

この場合、放射線画像検出装置として、照射された放射線により光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像検出装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換された電磁波によりフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像検出装置が種々開発されている。

これらの放射線画像検出装置では、通常、ガラス基板あるいはフレキシブル基板等の基板上に複数の走査線と複数の信号線とが互いに交差するように配設され、走査線や信号線で区画された基板上の各領域に光電変換素子を設け、放射線や放射線から変換された電磁波の照射により各光電変換素子に蓄積された電荷を、信号線を介して取り出すことで、各光電変換素子すなわち各画素の電気信号を読み出すようになっている。

このようなＦＰＤ型の放射線画像検出装置では、照射される放射線の線量に応じて各光電変換素子に蓄積される電荷量が異なり、特に低線量では、前記電気信号の振幅が小さくなり、広いダイナミックレンジを確保することができない。

特許文献１に、この問題を解決しようとする技術が開示されている。この技術では、前記光電変換素子にバイアスをかけるバイアス線に前記光電変換素子から流れるバイアス電流量が放射線の線量に応じて変化することに着目し、放射線の線量を算出し、算出した放射線の線量に基づいて、光電変換素子からの電気信号の読み出し時における増幅回路のゲインを設定するように構成している。

特開２００９−２１９５３８号公報（［００３８］、［００３９］、［００７３］、［００７９］、図６、図７）

ところで、前記のバイアス電流量を算出する際、バイアス電流がμＡオーダーと微弱な値であるため、特許文献１では、各光電変換素子の各バイアス電流が流れるバイアス線を合成し、合成した結線に直列に抵抗値が１００［ｋΩ］や１［ＭΩ］等の大きな抵抗器を挿入し、挿入した抵抗器の両端子間に発生する電圧を差動アンプにより測定する構成を採用している。

しかしながら、光電変換素子の受光感度（以下、単に感度という。）は、バイアス電圧により変化するので、前記抵抗器の両端子間に電圧降下が発生すると、光電変換素子の受光感度が低下し、その分、電気信号（電圧信号）が低下し、結局、ダイナミックレンジを確保することができなくなり、改良の余地がある。

この発明は、このような従来技術の問題点を考慮してなされたものであり、光電変換素子のバイアス電流量を検出する抵抗器の両端子間に電圧降下が発生した場合においても、適切な出力電気信号を得ることができる放射線画像検出装置及び画質低下が抑制された放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。

この項では、理解の容易化のために添付図面中の符号を付けて説明する。したがって、この項に記載した内容がその符号を付けたものに限定して解釈されるものではない。

請求項１記載の発明に係る放射線画像検出装置は、例えば、図１１、図１２、図１３に示すように、放射線（１６）の照射により電荷を発生させる複数の光電変換素子（４８）と、前記各光電変換素子（４８）にバイアス電圧を供給するバイアス線（９２、９４）と、前記バイアス線（９２、９４）を介して前記光電変換素子（４８）に前記バイアス電圧を印加する電源（６４）と、前記バイアス線（９２、９４）のうち、少なくとも一部のバイアス線（９４）を流れるバイアス電流を、当該少なくとも一部のバイアス線（９４）に挿入した抵抗器（６２ａ）に生じる電圧降下により検出する電流検出手段（６２）と、前記電流検出手段（６２）が接続された前記光電変換素子（４８）から信号線（５２）を通じて前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線（１６）の照射時に前記電流検出手段（６２）で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第１増幅回路（第４増幅回路７１Ｂ）と、前記電流検出手段（６２）が接続されていない前記光電変換素子（４８）から信号線（５２）を通じて前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線（１６）の照射時に前記電流検出手段（６２）で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第２増幅回路（第５増幅回路７１Ｃ）と、前記電圧降下による前記光電変換素子（４８）の感度の低下に応じて低下する前記第１増幅回路（第４増幅回路７１Ｂ）の前記電気信号を補正する制御手段（６６）と、を備えることを特徴とする。

この場合、請求項２に係る発明は、例えば、図９、図１１に示すように、前記制御手段（６６）は、前記第１増幅回路（第４増幅回路７１Ｂ）の前記ゲイン設定を変えることにより前記電気信号を補正することを特徴とする。

また、請求項３に係る発明は、例えば、図１０、図１３に示すように、前記制御手段（６６）は、前記第１増幅回路（第４増幅回路７１Ｂ）の前記電気信号のＡＤ変換されたデジタル値を、前記第２増幅回路（第５増幅回路７１Ｃ）の前記電気信号の前記ＡＤ変換されたデジタル値に基づき補正するデジタル処理手段（８５Ａ）を備えることを特徴とする。

この場合、請求項４に係る発明は、例えば、図５、図９、図１０に示すように、前記第１増幅回路（第３増幅回路）（７１、７１Ａ）は、オペアンプ（７１ａ）と、当該オペアンプ（７１ａ）に並列に接続された容量値可変手段（７１ｂ）とを備えるチャージアンプの構成とされることを特徴とする。

また、請求項５に係る発明は、例えば、図４、図７、図１１、図１３に示すように、前記制御手段（６６）は、前記電流検出手段（６２）により検出された前記バイアス線（５８、９４）を流れる電流の増加及び減少に基づいて前記放射線（１６）の照射の開始及び／又は終了を検出することを特徴とする。

請求項６記載の発明に係る放射線画像撮影システムは、例えば、図１、図９、図１１、図１３に示すように、放射線画像検出装置（２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、２０Ｄ）と、前記電気信号の読み出し時に、前記放射線画像検出装置（２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、２０Ｄ）から出力されてきた前記各光電変換素子（４８）から読み出され増幅された各電気信号に基づいて放射線画像を形成する画像処理装置（２４）と、を備えることを特徴とする。

この場合、請求項７に係る発明は、前記放射線画像検出装置（２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、２０Ｄ）と前記画像処理装置（２４）とは無線接続により接続されることを特徴とする。

この発明によれば、光電変換素子から電気信号を読み出す際に、放射線の照射時に発生するバイアス電流による電圧降下により電流検出手段で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第１増幅回路と、前記第１増幅回路の出力側に接続される第２増幅回路と、を備え、前記第２増幅回路のゲインを、前記電圧降下による前記光電変換素子の感度の低下に応じて増加させることにより適切な出力電気信号を得ることができる。

また、この発明によれば、光電変換素子のバイアス線に挿入した抵抗器に生じる電圧降下による前記光電変換素子の感度の低下に応じて低下する第１増幅回路の電気信号の振幅を補正する制御手段を備えるので、前記第１増幅回路の電気信号の振幅と、バイアス線に抵抗器を挿入しないので感度低下のない第２増幅回路の電気信号の振幅とを一致させることができ、結果として各光電変換素子に係る適切な出力電気信号を得ることができる。

さらに、この発明によれば、この発明に係る放射線画像検出装置と、電気信号の読み出し時に、前記放射線画像検出装置から出力されてきた各光電変換素子から読み出され増幅された各電気信号に基づいて放射線画像を形成する画像処理装置と、を備えるので、画質低下が抑制された良好な放射線画像を得ることができる。

この実施形態に係る放射線画像撮影システムの構成図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置を示す一部破断斜視図である。 図２の基板上の小領域に形成された光電変換素子と薄膜トランジスタ等の構成を示す拡大図である。 この実施形態に係る放射線画像撮影システムの回路図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置の１画素分についての回路図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置の制御手段により実施されるフローチャートである。 電流検出手段で電流から変換され出力される電圧値の時間変化の一例を表すグラフである。 増幅回路から出力される電圧値の時間変化の一例を表すグラフである。 変形例１に係る回路図である。 変形例２に係る回路図である。 変形例３に係る回路図である。 変形例３に係る領域分割を示す説明図である。 変形例４に係る回路図である。

以下、この発明に係る放射線画像検出装置及び放射線画像撮影システムについて、好適な実施形態を掲げ、添付の図面を参照しながら詳細に説明する。

図１は、この実施形態の放射線画像撮影システム１０の構成図である。放射線画像撮影システム１０は、ベッド等の撮影台１２に横臥した被写体１４である患者に対して、放射線１６を照射する放射線装置１８と、被写体１４を透過した放射線１６を検出して放射線画像に変換する電子カセッテ（放射線画像検出装置）２０と、画像処理装置として機能するとともに放射線画像撮影システム１０全体を制御するシステムコントローラ２４と、医師又は技師等（以下、ユーザという）の入力操作を受け付けるコンソール２６と、撮影した放射線画像等を表示する表示装置２８とを備える。

システムコントローラ２４と、電子カセッテ２０と、表示装置２８との間には、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ Ｗｉｄｅ Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１．ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ、又は、ミリ波等を用いた無線通信により信号の送受信が行われる。なお、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよい。

システムコントローラ２４には、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する放射線科情報システム（ＲＩＳ）３０が接続され、ＲＩＳ３０には、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）３２が接続されている。

放射線装置１８は、放射線１６を照射する放射線源３４と、放射線源３４を制御する放射線制御装置３６と、放射線スイッチ３８とを備える。放射線源３４は、電子カセッテ２０に対して放射線１６を照射する。放射線源３４が照射する放射線１６は、Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線等であってもよい。放射線スイッチ３８は、２段階のストロークを持つように構成され、放射線制御装置３６は、放射線スイッチ３８がユーザによって半押されると放射線１６の照射準備を行い、全押されると放射線源３４から放射線１６を照射させる。放射線制御装置３６は、図示しない入力装置を有し、ユーザは、前記入力装置を操作することで、放射線１６の照射時間、管電圧、管電流等の値を設定することができる。放射線制御装置３６は、設定された照射時間等に基づいて、放射線源３４から放射線１６を照射させる。

図２は、図１に示す電子カセッテ２０の斜視図である。

この実施形態に係る電子カセッテ２０は、ケーシング４２内にシンチレータ４４や基板４６等が収納されたカセッテ型の装置として構成されている。

なお、この実施形態では、照射された放射線１６（図１参照）をシンチレータ４４で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換された電磁波により後述する光電変換素子４８（放射線検出素子）で電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出装置について説明する。シンチレータ４４を用いず、照射された放射線により光電変換素子（放射線検出素子）で直接電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる直接型の放射線画像検出装置にも同様に適用可能である。

ケーシング４２は、少なくとも放射線１６の照射を受ける側の面４２ａが放射線１６を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。ケーシング４２の内部には、シンチレータ４４や基板４６の他にも必要な部材や装置が内蔵されている。また、この実施形態では、例えばケーシング４２の側壁部に、無線によりシステムコントローラ２４との情報の送受信を行うための図示しないアンテナ装置が埋め込まれている。

シンチレータ４４は、基板４６の検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。シンチレータ４４は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００〜８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光線を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。

基板４６はガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４６のシンチレータ４４に対向する側の面４６ａ上には、複数のゲート線（走査線）５０と複数の信号線５２とが互いに交差するように配設されている。基板４６の面４６ａ上の複数のゲート線５０と複数の信号線５２により区画された各小領域Ｒには、それぞれ光電変換素子４８が設けられている。また、光電変換素子４８が設けられた小領域Ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示す領域が検出部Ｐとされている。光電変換素子４８は、基板４６に二次元マトリクス状に配列されている。

この実施形態では、光電変換素子４８としてｐｉｎ型のフォトダイオードが用いられているが、この他にも、フォトトランジスタ等を用いることも可能である。各光電変換素子４８は、図４に示すように、スイッチ素子である薄膜トランジスタ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｔｏｒ；ＴＦＴ）５４に接続されており、ＴＦＴ５４を介して信号線５２に接続されている。

基板４６の面４６ａ上に、ＡｌやＣｒ等からなるＴＦＴ５４のゲート電極（単に、ゲートともいう。）Ｇがゲート線５０と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極Ｇ上及び面４６ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層上のゲート電極Ｇの上方部分に、アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等からなる半導体層を介して、光電変換素子４８のカソード電極（単に、カソードともいう。）と接続されたソース電極（単に、ソースともいう。）Ｓと、信号線５２と一体的に形成されるドレイン電極（単に、ドレインともいう。）Ｄと、が積層されて形成されている。なお、光電変換素子４８やＴＦＴ５４の構造は、例えば、特許文献１の段落［００２４］〜［００３０］に示されるように公知であるので省略する。基板４６は、この実施形態ではガラス基板を用いているが、可撓性のある樹脂基板、いわゆるフレキシブル基板を用いることもできる。

光電変換素子４８のアノード電極の上面には、このアノード電極を介して光電変換素子４８に逆バイアス電圧を印加するためのバイアス線５６が接続されている。

この実施形態では、図４に示すように、それぞれ列状に配置された複数の光電変換素子４８に１本のバイアス線５６が接続されており、各バイアス線５６はそれぞれ信号線５２に平行に配設されている。また、各バイアス線５６は、基板４６の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線（バイアス線又は共通バイアス線ともいう。）５８に接続されている。バイアス線５６や結線５８は電気抵抗が小さい金属線で形成されている。

また、各ゲート線５０や各信号線５２、各バイアス線５６の結線５８は、それぞれ基板４６の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう。）６０に接続されている。各入出力端子６０には、基板４６上に形成乃至接続された駆動回路等が接続されている。

なお、電子カセッテ２０は、充電可能な内蔵のバッテリ（蓄電装置）により動作する可搬型の装置として構成されている。

ここで、電子カセッテ２０の回路構成について説明する。図４はこの実施形態に係る電子カセッテ２０の等価回路図であり、図５はその中の基板４６の検出部Ｐを構成する１画素分についての等価回路図である。

上述したように、基板４６の検出部Ｐの各光電変換素子４８は、アノード電極がそれぞれバイアス線５６に接続されており、各バイアス線５６は１本の結線５８に接続されている。結線５８は電流検出手段（電流検出回路）６２を介してバイアス電源（単に、電源ともいう。）６４に接続されている。バイアス電源６４は、電流検出手段６２及び各バイアス線５６を介して各光電変換素子４８に逆方向にバイアス電圧（逆バイアス電圧）Ｖｂｉａｓを印加するようになっている。

なお、この実施形態では、ｐｉｎ型の光電変換素子４８のｐ層側にアノード電極を介してバイアス線５６が接続されているので、バイアス電源６４からは、光電変換素子４８のアノード電極にバイアス線５６を介して逆バイアス電圧として負の電圧（カソード電極よりも所定電圧以上低い電圧であればよい。）が印加されるようになっている。

また、光電変換素子４８のｐｉｎ型の積層順を逆に形成して（光電変換素子４８の極性が逆となるように形成して）カソード電極にバイアス線５６を接続する場合には、バイアス電源６４からはカソード電極に逆バイアス電圧として正の電圧（アノード電極よりも所定電圧以上高い電圧であればよい。）が印加される。その場合には、図４や図５における光電変換素子４８のバイアス電源６４に対する接続の向きが逆向きになる。

図４、図５に示すように、電流検出手段６２は、各バイアス線５６が接続された結線５８内を流れる電流を検出するようになっている。電流検出手段６２は、結線５８に直列に接続される所定の抵抗値を有する抵抗器６２ａと、抵抗器６２ａの両端子間の電圧（電圧降下）Ｖを測定する差動アンプ６２ｂと、スイッチ６２ｃとを備えて構成されており、差動アンプ６２ｂで抵抗器６２ａの両端子間の電圧（電圧値又は電圧降下ともいう。）Ｖを測定することで結線５８を流れる電流を電圧値Ｖに変換して検出するようになっている。

各バイアス線５６や結線５８を流れる電流が微弱であるため、電流検出手段６２に備えられる抵抗器６２ａとして、有効な電圧値Ｖを得るために抵抗値が１００［ｋΩ］や１［ＭΩ］等の大きな抵抗値を有する抵抗器６２ａが用いられるようになっている。電流検出手段６２は、このようにして変換して検出した結線５８の電流値に相当する電圧値Ｖを制御手段６６に出力するようになっている。

制御手段６６は、マイクロコンピュータを含む計算機であり、ＣＰＵ（中央処理装置）、メモリであるＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭも含む。）、ＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）、その他、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器等の入出力装置、計時部としてのタイマ等を有しており、ＣＰＵがＲＯＭに記録されているプログラムを読み出し実行することで各種機能実現部（機能実現手段）、たとえば制御部、演算部、補正部及び処理部等として機能する。

抵抗器６２ａの抵抗値が大きいので、例えば放射線照射によって光電変換素子４８に蓄積された電荷を読み出す場合にバイアス線５６や結線５８等を流れる電流の大きな妨げになることから、電流検出手段６２には抵抗器６２ａの両端子間を電荷を読み出す際に短絡する前記のスイッチ６２ｃが設けられている。

各光電変換素子４８のカソード電極はＴＦＴ５４のソース電極Ｓに接続されており、各ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇはゲート駆動回路（走査駆動回路）６５から延びる各ゲート線５０にそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ５４のドレイン電極Ｄは各信号線５２にそれぞれ接続されている。

そして、ゲート線５０を介してゲート駆動回路６５からＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧が印加されるとＴＦＴ５４のゲートが開き、光電変換素子４８に蓄積された電荷、すなわち電気信号がＴＦＴ５４のソース電極Ｓを介してドレイン電極Ｄから信号線５２に読み出されるようになっている。

各信号線５２は、信号読出回路６８に接続されており、信号読出回路６８内の増幅回路７０に接続されている。この実施形態において、増幅回路７０は、各光電変換素子４８から読み出された電気信号を増幅する第１増幅回路７１と、第１増幅回路７１により増幅された電気信号の振幅を補正する第２増幅回路７２とから構成されている。

第１増幅回路７１は、チャージアンプ回路で構成されている。すなわち、第１増幅回路７１は、オペアンプ７１ａと、オペアンプ７１ａに並列に接続された可変コンデンサ（容量値可変手段）７１ｂとを備えており、さらに、可変コンデンサ７１ｂに並列に電荷リセット用スイッチＳＷ１が接続されて構成されている。可変コンデンサ７１ｂの容量値は制御手段６６により設定される。

なお、可変コンデンサ７１ｂは、例えば、固定コンデンサとスイッチの直列回路を並列に接続して、スイッチを切り替えるように構成してもよい（例えば、特許文献１の図７参照）。

第２増幅回路７２は、可変ゲイン非反転増幅回路で構成されている。すなわち、第２増幅回路７２は、オペアンプ７２ａと、オペアンプ７２ａに並列に接続される可変抵抗器（抵抗値可変手段）７２ｂと、オペアンプ７２ａの逆相入力と基準電位との間に接続される抵抗器７２ｃとを備えている。可変抵抗器７２ｂの抵抗値は制御手段６６により設定される。

第１増幅回路７１では、電荷リセット用スイッチＳＷ１がオフの状態で光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれると（すなわち、ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧が印加されると）、可変コンデンサ７１ｂに光電変換素子４８から読み出された電荷が蓄積され、蓄積される電荷量に応じてオペアンプ７１ａから出力される電圧値Ｖが増加するようになっている。

第２増幅回路７２では、光電変換時に光電変換素子４８に流れる電流値Ｉが制御手段６６に記憶され、電荷の読み出し時に、前記電流値Ｉに比例して、電圧値Ｖを増幅するゲインが大きくなるように可変抵抗器７２ｂが制御手段６６により制御される。

なお、電荷リセット用スイッチＳＷ１がオン状態とされると、第１増幅回路７１の入力側と出力側とが短絡され、可変コンデンサ７１ｂの電荷が放電される。

この実施形態では、制御手段６６は、例えば予め電流検出手段６２から出力される電圧値の範囲と可変コンデンサ７１ｂの設定量とを対応付けるテーブルを有しており、第１増幅回路７１のゲインを設定（可変コンデンサ７１ｂの容量値を設定）することができるようになっている。

また、制御手段６６は、例えば予め電流検出手段６２から出力される電圧値と可変抵抗器７２ｂの調整値との組み合わせとを対応づけるテーブルを有しており、第２増幅回路７２のゲインを設定（可変抵抗器７２ｂの抵抗値を設定）することができるようになっている。

さらに、制御手段６６は、電荷リセット用スイッチＳＷ１に電荷リセット信号を印加して電荷リセット用スイッチＳＷ１のオン／オフを制御するようになっている。

なお、第１増幅回路７１における可変コンデンサ７１ｂの容量設定値は、電子カセッテ２０に求められる性能等に応じて適宜設定される。また、この実施形態では、電荷リセット用スイッチＳＷ１がＦＥＴで構成されている。

増幅回路７０の出力側端子には、相関二重サンプリング（Ｃｏｒｒｅｌａｔｅｄ Ｄｏｕｂｌｅ Ｓａｍｐｌｉｎｇ；以下ＣＤＳという。）回路８０が接続されている。ＣＤＳ回路８０における相関二重サンプリングは以下のようにして行われるようになっている。

すなわち、信号読み出しのために各光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれる前の段階で、電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態として各コンデンサに蓄積された電荷をリセットした後、電荷リセット用スイッチＳＷ１がオフ状態とされて信号読み出しのスタンバイ状態となるが、ＣＤＳ回路８０は、まずその段階で増幅回路７０の出力側端子から出力される暗電流等による電圧値（雑音成分）を保持する。

そして、各光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれて光電変換素子４８から電気信号が読み出され、増幅回路７０の選択された各コンデンサに電荷が蓄積された後、ＴＦＴ５４のゲートが閉じられた段階で、再度、増幅回路７０の出力側端子から出力される電圧値（雑音成分＋信号成分）を保持する。ＣＤＳ回路８０は、このようにして保持した２つの電圧値の差を算出して雑音成分を除去し当該光電変換素子４８からの電気信号のアナログ値（信号成分）を出力するようになっている。ＣＤＳ回路８０は、このようにして、コンデンサのリセット時の雑音を低減するようになっている。

ＣＤＳ回路８０から出力された電気信号は、マルチプレクサ８２（図４参照）を介して順次ＡＤ変換器８４に送出され、ＡＤ変換器８４でデジタル値に変換されるようになっている。ＡＤ変換器８４は、デジタル値に変換した各光電変換素子４８の電気信号を制御手段６６に順次出力するようになっている。

制御手段６６は、図４や図５では図示が省略されているが、光電変換素子４８に逆バイアス電圧を供給するバイアス電源６４のオン／オフ制御や図示しない他の装置や回路を含む他の部材の制御を行うようになっている。また、制御手段６６には、通信部７６が接続されている。

次に、基本的には以上のように構成される放射線画像撮影システム１０の動作を説明するとともに、制御手段６６の制御動作を図６に示すフローチャートに従って説明する。また、それとあわせてこの実施形態に係る電子カセッテ２０の作用について説明する。

コンソール２６は、ユーザの図示しない入力部の操作により撮影部位及び診断部位が選択されたか否かを判断する。このとき、システムコントローラ２４は、ユーザが撮影部位及び診断部位を選択するための画像を表示装置２８に表示させる。ユーザは、表示された画像を見ながら、これから放射線撮影の対象となる患者（被写体１４）の撮影部位及び診断部位を選択することができる。

コンソール２６が、撮影部位及び診断部位がユーザに選択されたと判断すると、システムコントローラ２４は、ユーザによって選択された撮影部位及び診断部位に応じた撮影条件を自身のデータベースのテーブルから読み出し、該読み出した撮影条件をこれから行う放射線撮影の撮影条件として設定する。このとき、システムコントローラ２４は、該設定した撮影条件を、表示装置２８に表示させてもよい。これにより、ユーザは、設定された撮影条件の内容を視認することができる。

ユーザは、設定した撮影条件で放射線源３４から放射線１６が照射されるようにするために、放射線制御装置３６に設けられた図示しない入力装置を操作することで、システムコントローラ２４側で設定した撮影条件と同一の撮影条件を放射線制御装置３６にも設定させる。例えば、放射線装置１８に、前記テーブルと同一のテーブルを持たせて、ユーザが撮影部位及び診断部位を選択することで、同一の撮影条件を設定しても良く、ユーザが直接、管電圧、照射時間、管電流、ｍＡｓ値等を入力してもよい。

撮影条件を設定すると、システムコントローラ２４は、自身の通信部（不図示）を介して、電子カセッテ２０の通信部７６に起動信号を送信することで、電子カセッテ２０を起動させる。

電子カセッテ２０の制御手段６６は、放射線装置１８からの放射線１６の照射に先立って、まず、全ての増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態とし、また、各ゲート線５０を介してゲート駆動回路６５から全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧を印加して全ＴＦＴ５４をオン状態とする。

また、制御手段６６は、同時に、電流検出手段６２内の抵抗器６２ａの両端子間を短絡するスイッチ６２ｃもオン状態とする。この処理により、光電変換素子４８の内部や各信号線５２、増幅回路７０の可変コンデンサ７１ｂ、バイアス線５６、電流検出手段６２等に蓄積されている不要な電荷を放電して取り除き、初期状態に設定する（ステップＳ１）。

続いて、制御手段６６は、全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに対する信号読み出し用の電圧の印加を停止して、全ＴＦＴ５４をオフ状態とするとともに、電流検出手段６２内のスイッチ６２ｃもオフ状態とする（ステップＳ２）。

この状態で、制御手段６６は、電流検出手段６２の状態を監視し、ユーザによる放射線スイッチ３８の押下に基づく放射線１６の照射開始を検出し（ステップＳ３）、予め撮影部位及び診断部位に応じて定められている照射時間に応じた放射線１６の照射終了を検出する（ステップＳ４）。この放射線１６の照射開始から照射終了までの間に被写体１４に対する放射線画像撮影が行われる。

なお、人体等の被写体１４を介して電子カセッテ２０に放射線１６を照射する放射線源３４やそれを制御する放射線制御装置３６からこの放射線１６の照射開始や照射終了に関する情報や信号を入手してそれらを利用するように構成することも可能である。このように構成された放射線画像検出装置やそれを用いた放射線画像撮影システムにも本発明を適用することができる。

しかし、この実施形態では、以下に述べる増幅回路７０のゲイン調整に用いられる電流検出手段６２からの電流値Ｉの情報を用いて、電子カセッテ２０が自ら放射線１６の照射開始や照射終了を検出するように構成されている。以下、放射線１６の照射開始、終了の検出及び増幅回路７０のゲイン調整について説明する。

この実施形態では、図４に示した光電変換素子４８のアノード電極に、バイアス線５６を介して逆バイアス電圧である負の電圧が印加されると、光電変換素子４８内に電位勾配が生じる。この状態で、放射線源３４から放射線１６が照射され、放射線１６の照射を受けたシンチレータ４４により放射線１６から変換された電磁波が光電変換素子４８に入射すると、電子正孔対が発生する。

そして、発生した電子正孔対のうち、電子は電位勾配に従って高電位であるカソード電極側に移動するが、ＴＦＴ５４のゲートが閉じているため、電子はカソード電極近傍に蓄積される。したがって、光電変換素子４８内には、入射した電磁波の量に応じた量の電子が蓄積される。

一方、発生した電子正孔対のうち、正孔は電位勾配に従って低電位であるアノード電極側に移動し、アノード電極を通ってバイアス線５６に流れ出る。図４や図５に示すように、この光電変換素子４８から流れ出てバイアス線５６を流れる正孔が電流として電流検出手段６２で検出される。

すなわち、入射した電磁波の量に応じて光電変換素子４８内に蓄積された電子の量と同量の正孔がバイアス線５６内を流れるようになる。各バイアス線５６を流れる電流は結線５８に集められ、結線５８中を電流検出手段６２に向かって流れる。

放射線１６又は電磁波が光電変換素子４８に入射しない放射線照射の前段階では、理想的にはバイアス線５６や結線５８内には電流は流れないが、実際には光電変換素子４８で暗電流が発生し、電流検出手段６２で微量の電流が検出される。

前述したように、この実施形態では、電流検出手段６２は結線５８を流れる電流を電圧値に変換して出力するため、放射線１６又は電磁波が光電変換素子４８に入射されない放射線照射の前段階においても、図７における時点ｔａに示されるように、電流検出手段６２から制御手段６６に微量ではあるが０ではない電圧値Ｖａが入力される。

そして、放射線源３４からの放射線１６の照射が開始されると、各光電変換素子４８内で電子正孔対が発生し、バイアス線５６や結線５８を通じて正孔が電流検出手段６２に運ばれる。そのため、図７における時点ｔｂに示されるように、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが増加する。そこで、この実施形態では、制御手段６６は、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが大きく増加し始めたことを検出することで、放射線１６の照射開始を検出するようになっている（ステップＳ３）。

電圧値Ｖの増加による放射線１６の照射開始については、電圧値Ｖが所定の閾値Ｖｔｈを越えた時点ｔｃに放射線照射が開始されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Ｖの時間微分値が所定の閾値を越えた時点ｔｄに放射線照射が開始されたとして検出するように構成することも可能である。

また、放射線源３４からの放射線１６の照射が終了すると、今度は、各光電変換素子４８内での電子正孔対の発生が停止し、バイアス線５６に正孔が供給されなくなる。そのため、図７における時点ｔｅに示されるように、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが減少し始める。そこで、この実施形態では、制御手段６６は、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが減少したことを検出することで、放射線１６の照射終了を検出するようになっている（ステップＳ４）。

電圧値Ｖの減少による放射線１６の照射終了については、電圧値Ｖが前述した所定の閾値Ｖｔｈを下回った時点ｔｆに放射線照射が終了されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Ｖの時間微分値が所定の負の値の閾値をより負側に越えた時点ｔｇに放射線照射が終了されたとして検出するように構成することも可能である。なお、以下、放射線１６の照射開始時点が時点ｔｃであり、放射線１６の照射終了時点が時点ｔｆであるものとして説明する。

一方、前述したように、光電変換素子４８に入射した放射線１６や電磁波の光子の数に比例して電子正孔対が発生し、入射した電磁波の量に応じた正孔が光電変換素子４８からバイアス線５６に流れ出るため、結線５８を流れた電流値の総量を測ることで、放射線１６の照射開始から照射終了までに電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量を算出することができる。

この実施形態では、より簡単に放射線１６の線量を算出するために、制御手段６６がピークホールド機能を有するように構成されている。そして、制御手段６６は、放射線１６の照射の開始及び終了の時間間隔ｔｆ−ｔｃと、電流検出手段６２で検出された結線５８を流れる電流のピーク値とに基づいて、照射された放射線１６の線量を算出するように構成されている（ステップＳ５）。

具体的には、制御手段６６は、照射開始時点ｔｃから照射終了時点ｔｆまでに検出される電圧値のピーク値Ｖｐを検出し、下記（１）式に従って、ピーク値Ｖｐに、放射線１６の照射開始から終了までの時間間隔ｔｆ−ｔｃから定数αを減じた値を乗じた値に基づいて、電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量の近似値Ｍを算出するようになっている。なお、上記（１）式においてａは定数である。
Ｍ＝ａ×Ｖｐ×（ｔｆ−ｔｃ−α） …（１）

この放射線１６の線量の近似値Ｍは、図７における照射開始時点ｔｃ以後の立ち上がり部分から照射終了時点ｔｆ以前の立ち下がり部分までの電圧値Ｖを矩形状に近似してその面積に比例する値として求めるものであり、照射開始時点ｔｃ及び照射終了時点ｔｆを検出し、ピーク値Ｖｐを検出するだけで簡単に算出できるという利点を有するものである。

なお、積分回路等を用いて、図７に示した照射開始時点ｔｃから照射終了時点ｔｆまでの電圧値Ｖ（あるいは電圧値Ｖからノイズに相当する一定値を減じた値）の積分値を算出して、電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量を算出するように構成することも可能である。このように構成すれば、より正確な放射線１６の線量を算出することが可能となる。

また、ノイズ成分をより的確に除去するため、積分回路等に、所定の範囲の周波数帯のデータのみを通過させて他の周波数のデータは減衰させて通さないバンドパスフィルタ（帯域通過フィルタ）を構成し、電流検出手段６２から出力される電流値に相当する電圧値にバンドパスフィルタ処理を施して積分して放射線１６の線量を算出するように構成することも可能である。

制御手段６６は、続いて、算出した放射線１６の線量（近似値Ｍである場合を含む。）に基づいて、各光電変換素子４８からの電気信号の読み出し時における第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２のゲインを設定するようになっている（ステップＳ６）。

この実施形態では、制御手段６６は、上記のようにして算出した放射線１６の線量と、第１増幅回路７１のゲインすなわち第１増幅回路７１の可変コンデンサ７１ｂの容量の合計値とを対応付けるテーブルを図示しないメモリ中に保持している。例えば、０．５［ｐＦ］〜４［ｐＦ］まで０．５ｐＦ刻み（８段階）で設定する。

そのため、テーブルは、放射線１６の線量をその大きさに応じて８段階に区分し、各段階に対して可変コンデンサ７１ｂの容量値を設定している。テーブルでは、放射線１６の線量が大きくなるに従って設定する第１増幅回路７１のゲインが低くなるように対応付けられている。

制御手段６６は、放射線１６の線量を算出すると、このテーブルを参照して第１増幅回路７１のゲイン調整を行うようになっている。

その一方、制御手段６６は、第１増幅回路７１のゲイン調整と同時に、第２増幅回路７２のゲイン調整を行う。

この第２増幅回路７２のゲイン調整では、例えば、バイアス電源６４のバイアス電圧値をＶｂｉａｓとすれば、感度補正値Ｓｃは、感度（蓄積電荷量／放射線照射量）がバイアス電圧値Ｖｂｉａｓに略比例することを考慮すれば、次の（２）式により求めることができる。
Ｓｃ＝Ｖｂｉａｓ／（Ｖｂｉａｓ−Ｖｐ） …（２）

すなわち、第２増幅回路７２のゲイン調整は、感度調整（感度補正）であるので、測定したピーク値Ｖｐに基づき、ゲインをＶｂｉａｓ／（Ｖｂｉａｓ−Ｖｐ）倍に設定すればよい。

制御手段６６は、上述のように設定した第１及び第２増幅回路７１、７２のゲインの情報を、通信部７６（図４参照）を介してシステムコントローラ２４に送信するようになっている（ステップＳ６）。

続いて、制御手段６６は、各光電変換素子４８からの電気信号の通常の読み出し処理を行う。読み出しに先立って、電流検出手段６２のスイッチ６２ｃをオン状態とする。これにより、電流検出手段６２の抵抗器６２ａの影響を取り除いて読み出すことが可能となる。

この状態で、制御手段６６は、まず、各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とした後（ステップＳ７）、ＣＤＳ回路８０に信号を送信する。信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図８に示すように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｉｎを保持する。

そして、制御手段６６は、ゲート駆動回路６５（図４参照）から１本のゲート線５０に信号読み出し用の電圧を印加して、そのゲート線５０にゲート電極Ｇが接続されているＴＦＴ５４のゲートを開く。そして、これらのＴＦＴ５４が接続されている各光電変換素子４８から蓄積された電荷（この実施形態の場合は電子）が電気信号として各信号線５２にそれぞれ読み出され、上記のようにゲインが設定された第１増幅回路７１で電気信号が増幅され、増幅電気信号の振幅が第２増幅回路７２で補正される（前記増幅電気信号がさらに増幅される）（ステップＳ８）。

続いて、第１増幅回路７１の可変コンデンサ７１ｂに電荷が蓄積された後、制御手段６６は、ゲート駆動回路６５に信号の読み出しを行わない（すなわち信号を保持する）電圧をゲート線５０に印加する信号を出力して各ＴＦＴ５４のゲートを閉じる。ＣＤＳ回路８０にもこの信号が送信され、信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図８に示すように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｏｕｔを保持する。そして、それらの差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎ（相関二重サンプリング処理）を算出して出力する（ステップＳ９）。

各ＣＤＳ回路８０から出力された電気信号、すなわち前記差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎは、マルチプレクサ８２（図４参照）を介して順次ＡＤ変換器８４に送信され、すなわち各光電変換素子４８の各電気信号ごとにＡＤ変換器８４に送信され、ＡＤ変換器８４で順次デジタル値に変換される（ステップＳ１０）。

そして、ＡＤ変換器８４から各光電変換素子４８ごとの電気信号が送信されてくると、制御手段６６はそれらを順次通信部７６を介してシステムコントローラ２４に送信する（ステップＳ１１）。その際、各光電変換素子４８ごとの電気信号を電子カセッテ２０内又は電子カセッテ２０に接続された図示しないメモリに保存するように構成してもよい。また、全てのデータをメモリに保存し、終了処理時に一括して送信するように構成してもよい。

続いて、制御手段６６は、全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しを終了していなければ（ステップＳ１２；ＮＯ）、第１増幅回路７１の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態として（ステップＳ１３）、第１増幅回路７１の可変コンデンサ７１ｂに蓄積されている電荷を放電して除去した後、再び各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とし、ゲート駆動回路６５から信号読み出し用の電圧を印加するゲート線５０を替えてステップＳ７以降の処理を繰り返す。

また、全てのゲート線５０に対して信号読み出し用の電圧の印加を終えて、全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しが終了していれば（ステップＳ１２；ＹＥＳ）、制御手段６６は、各光電変換素子４８や各増幅回路７０等に残っている電荷を放電する等の必要な処理を行って（ステップＳ１４）、処理を終了する。

［放射線画像撮影システム］
この実施形態に係る放射線画像撮影システム１０は、図１、図４に示すように、上記の電子カセッテ２０と、システムコントローラ２４とを備えて構成されている。

電子カセッテ２０で放射線画像撮影が終了し、第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２のゲインが設定されて、各光電変換素子４８からそれぞれ電気信号が読み出され、各電気信号の情報が順次通信部７６を介して送信されてくると、それらの情報がシステムコントローラ２４に入力されるようになっている。

システムコントローラ２４は、受信した各電気信号の情報に必要な画像処理を施して、電子カセッテ２０における各光電変換素子４８の配列に相当するようにそれらの各電気信号の情報を配列して放射線画像を得るようになっている。得られた放射線画像は、コンソール２６から入力された操作内容に従って、表示装置２８に表示されたり、あるいは例えば図示しないイメージャによりフィルム等の画像記録媒体に記録されたりするようになっている。

以上のように、この実施形態に係る電子カセッテ２０によれば、放射線１６や放射線１６から変換された電磁波の照射を受けると、各光電変換素子４８中では電子正孔対が発生し、一方の電荷は光電変換素子４８内に蓄積されるが、他方の電荷はバイアス線５６に流れ出す。その際、各光電変換素子４８からは放射線１６や電磁波の照射を受けた分だけ電荷が流れ出す。

そのため、このバイアス線５６に流れ出す電荷による電流を測定することで、電子カセッテ２０に照射された実際の放射線１６の線量を的確に把握することが可能となる。そして、的確に把握された放射線１６の線量に基づいて第１増幅回路７１のゲインを的確に設定し、且つ第２増幅回路７２の補正ゲインを的確に設定することが可能となる。

また、非破壊読み出しのように事前の電気信号の読み出しを必要とせず、放射線１６の照射と同時にその線量を検出して第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２のゲインを設定するため、放射線１６の照射後、直ちに電気信号の読み出しを開始することが可能となる。そのため、時間が経過するに従って増加する暗電流等によるノイズの増加を抑制することが可能となり、ＳＮ比の低下を抑制することが可能となる。

さらに、非破壊読み出しのように事前の電気信号の読み出しを必要とせず、直ちに放射線画像の撮影を開始することが可能となるため、事前の電気信号の読み出し等で余分な電力が消費されてしまうということも防止できる。

また、電流検出手段６２により検出された電流の減少に基づいて放射線１６の照射の終了を検出することができるため、放射線１６の照射の終了の情報を外部から入力しなくても、電子カセッテ２０が自ら放射線１６の照射の終了を検出して、放射線１６の照射後、直ちに電気信号の読み出しを開始することが可能となる。

一方、この実施形態に係る放射線画像撮影システム１０によれば、上記のように、電子カセッテ２０で、撮影開始までの時間がかからず撮影後も直ちに電気信号の読み出しを開始できることでＳＮ比の低下が抑制され、しかも、得られた電気信号が増幅回路７０（第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２）のゲインが的確に設定された状態で増幅されるため、ノイズが低減されてダイナミックレンジが確保され画質低下が抑制された良好な放射線画像を得ることが可能となる。

また、電子カセッテ２０において、第１増幅回路７１をオペアンプ７１ａとそれに並列に接続された可変コンデンサ７１ｂで構成し、第１増幅回路７１のゲインを設定することで、第１増幅回路７１のゲインを容易且つ適切に設定することが可能となる。同様に、第２増幅回路７２をオペアンプ７２ａとそれに並列に接続された可変抵抗器７２ｂと基準電位と逆相入力間に接続された抵抗器７２ｃで構成し、第２増幅回路７２のゲインを設定することで、第２増幅回路７２のゲインを容易且つ適切に設定することが可能となる。

しかも、第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２のゲインを容易に設定することができるため、放射線撮影後、直ちに第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２のゲインを設定することが可能となる。

また、ＣＤＳ回路８０で相関二重サンプリングの手法によりノイズ成分を除去することで、少なくとも増幅回路７０のコンデンサの熱雑音等のノイズを適切に除去することが可能となり、得られる放射線画像のＳＮ比をより良好にすることが可能となる。

また、バイアス線５６を流れる電流の増加や減少に基づいて放射線１６の照射開始や照射終了を検出することで、放射線画像検出装置が放射線源等から放射線１６の照射開始や照射終了の情報が得られない場合でも的確にそれらのタイミングを検出することが可能となり、照射された放射線１６の線量等を適切に検出することが可能となる。

［変形例１］
上記の実施形態に係る電子カセッテ２０では、バイアス電流により電流検出手段６２の抵抗器６２ａに発生する電圧降下に基づき光電変換素子４８に印加されるバイアス電圧が低下し、それにより光電変換素子４８の感度が低下する補正を、非反転増幅回路型とした第２増幅回路７２のゲインを上記（２）式に応じて設定することで補正する技術について説明した。

この場合、図９の電子カセッテ２０Ａに示すように、図５に示した第１増幅回路７１のゲインと第２増幅回路７２のゲインとは同時に設定されることを考慮して、これら第１増幅回路７１及び第２増幅回路７２を、一つの第３増幅回路７１Ａ（第１増幅回路７１と同一の回路構成）にまとめ、制御手段６６により両方のゲインを掛け算したゲインを第３増幅回路７１Ａに設定する（可変コンデンサ７１ｂの容量値を可変設定する。）ように構成を変更することもできる。

［変形例２］
上述した実施形態のように、光電変換素子４８の感度が低下する補正を図５に示したアナログ回路（第２増幅回路７２）による処理で行うことなく、図１０の電子カセッテ２０Ｂに示すように、第２増幅回路７２を省略して第３増幅回路７１Ａ（第１増幅回路７１と同一の回路構成）とＣＤＳ回路８０を直結に接続し、ＡＤ変換器８４の後段に第１デジタル乗算器８５（この変形例２では、制御手段６６の一機能として実現しているが、別途設けてもよい。）を配設する構成とする。

この図１０例の構成においては、図５に示した第２増幅回路７２による補正処理に代替して、制御手段６６内の第１デジタル乗算器８５において、ＡＤ変換器８４の出力画像データに対し上記（２）式に基づく感度補正値Ｓｃをデジタル的に乗算して振幅を増加させる（デジタル値を大きくする）補正を行えばよい。

［変形例３］
上記の実施形態及び変形例１、２では、光電変換素子４８の感度がバイアス電圧値Ｖｂｉａｓに略比例することを前提として補正（感度補正）するようにしていたが、これらの技術に限らず、図１１に示す電子カセッテ２０Ｃのように検出部Ｐの領域を領域Ａ、Ｂに分割した構成に変形して対応することもできる。

この変形例３において、上記の実施形態に係る電子カセッテ２０と同じ構成や機能を有する部材については同じ符号を付けて説明する。

電子カセッテ２０Ｃの基板４６の検出部Ｐの中央の領域Ａに配設された各光電変換素子４８に接続された各バイアス線８８と、基板４６の検出部Ｐの両側部の領域Ｂ（図１２参照）に配設された各光電変換素子４８に接続された各バイアス線９０は、それぞれ別の結線（それぞれバイアス線又は共通バイアス線ともいう。）９２、９４に接続されている。結線９２は、バイアス電源６４に直接接続され、結線９４は、電流検出手段６２を介してバイアス電源６４に接続されている。

このように構成すれば、結線９２及び各バイアス線８８を通じてバイアス電源６４に直接接続された光電変換素子４８、換言すれば、電流検出手段６２が接続されていない中央の領域Ａに配設された光電変換素子４８については、放射線１６の照射時にバイアス電流が流れても電圧降下が発生せず、したがって感度の低下が発生しない。

この場合、図５に示した増幅回路７０を、図１１に示すように、電流検出手段６２が接続された光電変換素子４８から信号線５２を通じて前記電荷による電気信号を読み出す際に、放射線１６の照射時に電流検出手段６２で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第４増幅回路７１Ｂ（例えば、第３増幅回路７１Ａと同一の回路構成）と、電流検出手段６２が接続されていない光電変換素子４８から前記電荷による電気信号を読み出す際に、放射線１６の照射時に電流検出手段６２で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第５増幅回路７１Ｃ（例えば、第３増幅回路７１Ａと同一の回路構成）と、に分ける。

制御手段６６は、電流検出手段６２による電圧降下が大きくなるほど、電流検出手段６２が接続されていてバイアス電流を検出する両側部の領域Ｂに配設された第４増幅回路７１Ｂの補正ゲインが大きくなるように設定する。電流検出手段６２が接続されていない中央部の領域Ａに配設された光電変換素子４８の電気信号を増幅する第５増幅回路７１Ｃのゲインは補正しない。

［変形例４］
この場合にも、図１０と同様に、図１３の電子カセッテ２０Ｄに示すように、全ての増幅回路を同一の回路構成（例えば、第３増幅回路７１Ａと同一の回路構成）で同一ゲインの第４増幅回路７１Ｂ及び第５増幅回路７１Ｃとする。

そして、電流検出手段６２が接続されていてバイアス電流を検出する両側部の領域Ｂに配設された光電変換素子４８についての第４増幅回路７１Ｂ及びＣＤＳ回路８０を通じＡＤ変換器８４によるＡＤ変換後の出力画像データの振幅（Ａｂという。）が、バイアス電流を検出していない中央の領域Ａの光電変換素子４８についての第５増幅回路７１ＣのＡＤ変換器８４によるＡＤ変換後の出力画像データの振幅（Ａａという。）と同一の振幅となるように第２デジタル乗算器８５Ａを備えるようにしてもよい。

第２デジタル乗算器８５Ａは、電流検出手段６２が接続されている光電変換素子４８の電荷を増幅した第４増幅回路７１Ｂの出力画像データの振幅Ａｂに対し、係数Ａａ／Ａｂを乗算するように構成すれば、バイアス電流が流れて電圧降下が発生し電圧が低下したバイアス電圧がかかっている光電変換素子４８の感度低下を補正することができる。

以上、この発明を実施の形態を用いて説明したが、この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。

例えば、上述したように、この発明では、シンチレータ４４を用いず、照射された放射線１６により光電変換素子で直接電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる直接型の放射線画像検出装置にも同様に適用可能である。

直接型の放射線画像検出装置に適用される光電変換素子としては、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体の他、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｃｄ_ｘＺｎ_１−ｘＴｅ、例えば、Ｃｄ_０．８Ｚｎ_０．２Ｔｅ、ＨｇＩ_２、ＰｂＩ_２、ＰｂＯ、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ、ＧａＰ、Ｂｉ_ｘＭＯ_ｙ｛ただし、Ｍは、Ｇｅ、Ｓｉ、Ｔｉ中の少なくとも１種であり、ｘは１０≦ｘ≦１４の条件を満たす数、ｙは上記Ｍ及びｘにより定められる化学量論的な酸素原子数を表す。例として、Ｂｉ_１２ＭＯ_２０（但し、ＭはＧｅ、Ｓｉ、Ｔｉ中の少なくとも１種）｝等の半導体を挙げることができる。

これらの直接型の光電変換素子では、公知のように、ガラス基板等上に形成された多数の画素電極と共通のバイアス電極との間に光電変換素子が挟持された構成とされ、各前記画素電極にＴＦＴと、一端が接地された蓄積容量と、が接続される。前記共通のバイアス電極にバイアス線の一端が接続され、他端がカレントミラーからなる電流検出手段を通じて、高電圧のバイアス電源に接続される。このバイアス電源から前記カレントミラー及び前記バイアス線を通じて前記共通のバイアス電極に正の高電圧を順方向に、いわゆる順バイアス電圧として印加して、使用に供する。

また、上述した実施形態では、図５に示したように、第２増幅回路７２は、可変ゲイン非反転増幅回路で構成しているが、これに代替して、反転増幅回路を２段（前段と後段）従属接続する構成の可変ゲイン非反転増幅回路としても良い。例えば、前段の増幅回路は、第１増幅回路７１から出力される電圧値Ｖを電流に変換するために抵抗器の一端を接続し、該抵抗器の他端をオペアンプ７２ａの逆相入力に接続する。オペアンプ７２ａの正相入力は、基準電位に接続する。オペアンプ７２ａの出力とオペアンプ７２ａの前記逆相入力との間に、前記制御手段６６により抵抗値が設定される可変抵抗器（抵抗値可変手段）７２ｂ（第２抵抗器）を接続する。このように構成される前段の可変ゲイン反転増幅回路の出力に、ゲインが固定の反転増幅回路である後段の増幅回路を接続すれば、第２増幅回路７２は、反転増幅回路の２段従属構成に代替できる。

このように、上記実施の形態に、多様な変更又は改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。その様な変更又は改良を加えた形態もこの発明の技術的範囲に含まれ得ることが、特許請求の範囲の記載から明らかである。

１０…放射線画像撮像システム １６…放射線
２０、２０Ａ〜２０Ｄ…電子カセッテ（放射線画像検出装置）
２４…システムコントローラ（画像処理装置）
４８…光電変換素子 ５６、８８、９０…バイアス線
６２…電流検出手段 ６２ａ…抵抗器
６４…電源（バイアス電源） ６６…制御手段
７０…増幅回路 ７１…第１増幅回路
７１Ａ…第３増幅回路 ７１Ｂ…第４増幅回路
７１Ｃ…第５増幅回路 ７２…第２増幅回路
８５…第１デジタル乗算器 ８５Ａ…第２デジタル乗算器

Claims (7)

1. 放射線の照射により電荷を発生させる複数の光電変換素子と、
   前記各光電変換素子にバイアス電圧を供給するバイアス線と、
   前記バイアス線を介して前記光電変換素子に前記バイアス電圧を印加する電源と、
   前記バイアス線のうち、少なくとも一部のバイアス線を流れるバイアス電流を、当該少なくとも一部のバイアス線に挿入した抵抗器に生じる電圧降下により検出する電流検出手段と、
   前記電流検出手段が接続された前記光電変換素子から信号線を通じて前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線の照射時に前記電流検出手段で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第１増幅回路と、
   前記電流検出手段が接続されていない前記光電変換素子から信号線を通じて前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線の照射時に前記電流検出手段で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される第２増幅回路と、
   前記電圧降下による前記光電変換素子の感度の低下に応じて低下する前記第１増幅回路の前記電気信号を補正する制御手段と、
   を備えることを特徴とする放射線画像検出装置。
2. 請求項１記載の放射線画像検出装置において、
   前記制御手段は、
   前記第１増幅回路の前記ゲイン設定を変えることにより前記電気信号を補正する
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
3. 請求項１記載の放射線画像検出装置において、
   前記制御手段は、
   前記第１増幅回路の前記電気信号のＡＤ変換されたデジタル値を、前記第２増幅回路の前記電気信号の前記ＡＤ変換されたデジタル値に基づき補正するデジタル処理手段を備える
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
4. 請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置において、
   前記第１増幅回路は、オペアンプと、当該オペアンプに並列に接続された容量値可変手段とを備えるチャージアンプの構成とされる
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置において、
   前記制御手段は、前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加及び減少に基づいて前記放射線の照射の開始及び／又は終了を検出する
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
6. 請求項１〜５のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置と、
   前記電気信号の読み出し時に、前記放射線画像検出装置から出力されてきた前記各光電変換素子から読み出され増幅された各電気信号に基づいて放射線画像を形成する画像処理装置と、
   を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
7. 請求項６記載の放射線画像撮影システムにおいて、
   前記放射線画像検出装置と前記画像処理装置とは無線接続により接続される
   ことを特徴とする放射線画像撮影システム。

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