JP2010112866A

JP2010112866A - Portable type radiographic image photographing apparatus, and radiographic image photographing system

Info

Publication number: JP2010112866A
Application number: JP2008286329A
Authority: JP
Inventors: Koji Amitani; 幸二網谷
Original assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Current assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Priority date: 2008-11-07
Filing date: 2008-11-07
Publication date: 2010-05-20

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a portable type radiographic image photographing apparatus capable of correcting properly image data by an offset correction value or a gain correction value corresponding to the temperature of a radiation detection element without providing a temperature measuring means, and without narrowing a photographable domain. <P>SOLUTION: This portable type radiographic image photographing apparatus 1 includes first and second characteristic tables LUT1, LUT2 for correlating a plurality of radiation detection elements (x, y) with the temperature T of the radiation detection elements and the offset correction value O(x, y) or the gain correction value G(x, y), estimates based on the first characteristic table LUT1, the temperature T corresponding to the offset correction value O(x, y) calculated from a result of a dark reading processing performed once or more before or after radiographic image photographing, and corrects photographed image data F(x, y) by using the offset correction value O(x, y) and the gain correction value G(x, y) corresponding to the estimated temperature T deduced from the second characteristic table LUT2, to thereby generate the final image data F<SB>O</SB>(x, y). <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は、可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムに関するものである。 The present invention relates to a portable radiographic imaging device and a radiographic imaging system.

病気診断等を目的として、Ｘ線画像に代表される放射線を用いて撮影された放射線画像が広く用いられている。こうした医療用の放射線画像は、従来からスクリーンフィルムを用いて撮影されていたが、放射線画像のデジタル化を図るために輝尽性蛍光体シートを用いたＣＲ（Computed Radiography）装置が開発され、最近では、照射された放射線を、二次元状に配置された放射線検出素子で検出して、デジタル画像データとして取得する放射線画像撮影装置が開発されている。 For the purpose of disease diagnosis and the like, radiographic images taken using radiation typified by X-ray images are widely used. Conventionally, such medical radiographic images have been taken using a screen film. In order to digitize radiographic images, CR (Computed Radiography) devices using stimulable phosphor sheets have been developed recently. Then, a radiation image capturing apparatus has been developed in which irradiated radiation is detected by a radiation detection element arranged in a two-dimensional form and acquired as digital image data.

このタイプの放射線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来はブッキー装置と一体的に形成されていた（例えば特許文献１参照）。しかし、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納して可搬とされた可搬型放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている（例えば特許文献２参照）。また、このような可搬型の放射線画像撮影装置では、バッテリを内蔵し、信号やデータ等の送受信をアンテナ装置を介した電波のやりとりで行う放射線画像撮影装置が開発されている（例えば特許文献３等参照）。 This type of radiographic imaging device is known as an FPD (Flat Panel Detector), and has been conventionally formed integrally with a Bucky device (see, for example, Patent Document 1). However, in recent years, a portable radiographic imaging device in which a radiation detection element or the like is accommodated in a housing has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Document 2). In such portable radiographic imaging apparatuses, a radiographic imaging apparatus that has a built-in battery and transmits and receives signals and data by exchanging radio waves via an antenna apparatus has been developed (for example, Patent Document 3). Etc.).

また、放射線画像撮影装置では、放射線検出素子を常時駆動状態とすると素子の寿命が短くなることが知られており、放射線画像撮影を行わない場合には、放射線検出素子への電力の供給を停止して駆動が停止されるように構成されることが多い（例えば特許文献４等参照）。 Also, in radiographic imaging devices, it is known that the lifetime of the radiation detection element will be shortened if the radiation detection element is always driven, and power supply to the radiation detection element is stopped when radiographic imaging is not performed. In many cases, the driving is stopped (see, for example, Patent Document 4).

特に、バッテリが内蔵された可搬型の放射線画像撮影装置では、上記のように放射線検出素子の寿命の長期化を図るとともに、さらにバッテリの消耗を避けること等を目的として、放射線検出素子等に対する電力の供給状態を、放射線検出素子等に電力を供給して放射線画像撮影を可能とする撮影可能モードと、放射線検出素子等への電力の供給を停止して必要な部材にのみ電力を供給するスリープモードとの間で切り替えることができるように構成されている場合も多い。スリープモードでは、放射線検出素子等に電力を供給しないため消費電力を抑制することができるが、放射線画像撮影を行うことはできない。 In particular, in a portable radiographic imaging device with a built-in battery, the power to the radiation detection element etc. is intended for the purpose of extending the life of the radiation detection element as described above and further avoiding the consumption of the battery. The power supply state is a radiographable mode that allows radiographic imaging by supplying power to the radiation detection element, etc., and a sleep that stops power supply to the radiation detection element and supplies power only to the necessary members It is often configured to be able to switch between modes. In the sleep mode, since power is not supplied to the radiation detection element or the like, power consumption can be suppressed, but radiographic imaging cannot be performed.

一方、いわゆる直接型および間接型の放射線画像撮影装置では、放射線画像撮影時に照射された放射線に起因して放射線検出素子内に電荷が蓄積され、それが読み出され、電気信号に変換されて画像データとして検出される。しかし、放射線検出素子内には、照射された放射線に起因する電荷だけでなくいわゆる暗電荷も蓄積される。 On the other hand, in so-called direct-type and indirect-type radiographic imaging devices, charges are accumulated in the radiation detection element due to the radiation irradiated at the time of radiographic imaging, read out, converted into electrical signals, and imaged. Detected as data. However, in the radiation detection element, not only charges due to the irradiated radiation but also so-called dark charges are accumulated.

そして、放射線検出素子から読み出される電荷には暗電荷が含まれるため、放射線検出素子から読み出された電荷に基づく生の画像データ（以下、実写画像データＦという。）には、暗電荷に起因する信号値が含まれている。そのため、照射された放射線の線量のみに起因する真の画像データＦ_Ｏを得るためには、放射線検出素子ごとに、実写画像データＦから暗電荷に対応するオフセット分であるオフセット補正値Ｏを差し引いて補正することが必要となる。 Since the charges read from the radiation detection elements include dark charges, the raw image data based on the charges read from the radiation detection elements (hereinafter referred to as actual image data F) is caused by dark charges. The signal value to be included. Therefore, in order to obtain a true image data F _O due only to the dose of radiation irradiated is subtracted for each radiation detection element, the offset correction value O is offset corresponding to the dark charges from the photographed image data F Correction is necessary.

すなわち、複数の放射線検出素子が二次元状に配列された放射線画像撮影装置の検出部における各放射線検出素子の位置座標を（ｘ，ｙ）と表し、この放射線検出素子（ｘ，ｙ）から取得される実写画像データをＦ（ｘ，ｙ）、この放射線検出素子（ｘ，ｙ）についてのオフセット補正値をＯ（ｘ，ｙ）、補正されて得られる画像データをＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）と表すと、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）は、
Ｆ_Ｏ（ｘ，ｙ）＝（Ｆ（ｘ，ｙ）−Ｏ（ｘ，ｙ））×Ｇ（ｘ，ｙ） …（１）
の演算によって得ることができる。ここで、Ｇ（ｘ，ｙ）は放射線検出素子（ｘ，ｙ）についてのゲイン補正値である。 That is, the position coordinates of each radiation detection element in the detection unit of the radiation imaging apparatus in which a plurality of radiation detection elements are arranged in a two-dimensional form are represented as (x, y) and acquired from this radiation detection element (x, y). F (x, y) for the actual captured image data to be obtained, O (x, y) for the offset correction value for the radiation detection element (x, y), and F _O (x, y) for the image data obtained by the correction. The final image data F _O (x, y) is expressed as
F _O (x, y) = (F (x, y) −O (x, y)) × G (x, y) (1)
Can be obtained by the following calculation. Here, G (x, y) is a gain correction value for the radiation detection element (x, y).

このように、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正して最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を得るために、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）やゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を取得することが必要となる。そのため、放射線画像撮影装置に対してキャリブレーションを定期的に行い、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）やオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）、或いはその両者を更新するのが一般的である。 Thus, in order to correct the actual image data F (x, y) to obtain the final image data F _O (x, y), the offset correction value O (x, y) and the gain correction value G (x , Y) need to be obtained. For this reason, it is common to periodically calibrate the radiographic imaging apparatus and update the gain correction value G (x, y), the offset correction value O (x, y), or both.

放射線検出素子ごとのオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を得る手法としては、キャリブレーション時に、放射線画像撮影装置に対して放射線を照射しない状態で放射線検出素子に暗電荷を蓄積させ、蓄積された暗電荷を読み取る、いわゆるダーク読取処理が行われるのが一般的である。 As a method of obtaining an offset correction value O (x, y) for each radiation detection element, dark charges are accumulated in the radiation detection element in a state where radiation is not irradiated to the radiation imaging apparatus during calibration. In general, a so-called dark reading process for reading dark charges is performed.

その際、ダーク読取処理で放射線検出素子ごとに取得されるダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）は、種々の電気ノイズで信号値にゆらぎ（ばらつき）が生じるため、ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）をそのままオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）とすることは必ずしも好ましくなく、ダーク読取処理を複数回行って各ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の平均値を算出し、その平均値をオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）として採用することがしばしば行われる（例えば特許文献５〜７等参照）。 At this time, since the dark read value D (x, y) acquired for each radiation detection element in the dark read process varies (varies) in the signal value due to various electric noises, the dark read value D (x, y) ) As the offset correction value O (x, y) as it is is not preferable, the dark reading process is performed a plurality of times, the average value of each dark reading value D (x, y) is calculated, and the average value is offset. The correction value O (x, y) is often adopted (see, for example, Patent Documents 5 to 7).

ところで、放射線画像撮影装置の電源がオンされた直後や、上記のように放射線検出素子等に対する電力供給状態を撮影可能モードとスリープモードとの間で切り替え可能に構成された放射線画像撮影装置で、電力供給状態がスリープモードから撮影可能モードに切り替えられた際などには、放射線検出素子等への電力の供給が開始されて放射線検出素子等の温度が上昇していく。 By the way, immediately after the radiographic imaging apparatus is turned on, or as described above, the radiographic imaging apparatus is configured to be able to switch the power supply state for the radiation detection element and the like between the radiographable mode and the sleep mode. When the power supply state is switched from the sleep mode to the imaging enabled mode, the supply of power to the radiation detection element or the like is started and the temperature of the radiation detection element or the like rises.

そして、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正するためのオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）算出の基礎となるダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）は、放射線検出素子等の温度に依存して信号値が変化する。また、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）も放射線検出素子等の温度に依存してその値が変化することが知られている。 The dark read value D (x, y) that is the basis for calculating the offset correction value O (x, y) for correcting the actual image data F (x, y) depends on the temperature of the radiation detection element or the like. Changes the signal value. It is also known that the gain correction value G (x, y) also changes depending on the temperature of the radiation detection element or the like.

そこで、例えば特許文献８に記載の放射線画像撮影装置では、放射線検出素子が二次元状に配列された検出部等に温度センサ等の温度検出手段を取り付けておき、放射線画像撮影が行われた際の放射線検出素子等の温度を実際に測定し、測定された温度に対応するオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）やゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を算出して実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正して最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を得ることが提案されている。 Therefore, for example, in the radiographic image capturing apparatus described in Patent Document 8, when a radiographic image is captured by attaching temperature detection means such as a temperature sensor to a detection unit or the like in which radiation detection elements are two-dimensionally arranged. Is actually measured, and an offset correction value O (x, y) and a gain correction value G (x, y) corresponding to the measured temperature are calculated to obtain actual image data F (x, It has been proposed to obtain final image data F _O (x, y) by correcting y).

また、例えば特許文献９に記載の放射線画像撮影装置では、複数の放射線検出素子が二次元状に配列された検出部のうち、放射線画像撮影の際に、放射線が照射された領域の放射線検出素子から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）等を取得し、放射線が照射されなかった領域の放射線検出素子からダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）やオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）等を取得する手法が提案されている。
特開平９−７３１４４号公報特開２００６−０５８１２４号公報特開２００３−２１０４４４号公報特開２０００−１３９８８９号公報米国特許第５４５２３３８号明細書米国特許第６２２２９０１号明細書米国特許第７０４１９５５号明細書特開平１０−２６０４８７号公報米国特許第６７３７６５４号明細書 For example, in the radiographic imaging device described in Patent Document 9, among the detection units in which a plurality of radiation detection elements are arranged two-dimensionally, the radiation detection element in the region irradiated with radiation during radiographic imaging The real image data F (x, y) and the like are acquired from the image, and the dark read value D (x, y), the offset correction value O (x, y), and the like are acquired from the radiation detection element in the area where the radiation is not irradiated. A method has been proposed.
JP-A-9-73144 JP 2006-058124 A JP 2003-210444 A JP 2000-139889 A US Pat. No. 5,452,338 US Pat. No. 6,222,901 U.S. Pat. No. 7,041,955 JP-A-10-260487 US Pat. No. 6,737,654

しかしながら、特許文献８に記載の放射線画像撮影装置のように、温度検出手段を設けると、特に可搬型の放射線画像撮影装置では温度検出手段を設ける分だけ装置のサイズが大型化してしまうという問題があった。また、温度センサ等を設けると、部品点数が増えて製造コストが増大するうえ、温度センサ等を稼働させるために装置に内蔵されたバッテリの電力がより多く消費されてしまうという問題もあった。さらに、特定の部分の温度で全領域の温度を見なし制御するので、補正精度に問題があり、これに対処するために、所定の領域ごとに温度検出手段を増加すると、ますます部品点数が増加するものとなっていた。 However, when the temperature detection unit is provided as in the radiographic image capturing device described in Patent Document 8, there is a problem that the size of the device is increased by the provision of the temperature detection unit particularly in the portable radiographic image capturing device. there were. In addition, when a temperature sensor or the like is provided, the number of parts increases and the manufacturing cost increases. In addition, there is a problem that more power is consumed by a battery built in the apparatus to operate the temperature sensor or the like. In addition, since the temperature of the entire area is controlled without checking the temperature of a specific part, there is a problem in the correction accuracy.To cope with this, increasing the temperature detection means for each predetermined area will increase the number of parts. It was supposed to be.

また、特許文献９に記載の放射線画像撮影装置のように、複数の放射線検出素子が二次元状に配列された検出部で、例えば、物理的に放射線の照射から放射線検出素子を遮蔽するための遮蔽部材を設け、遮蔽部材に遮蔽された放射線検出素子からはダーク読取値等のみを取得するように構成すると、その放射線検出素子を放射線画像撮影に用いることができなくなるため、放射線画像撮影の際に放射線の照射を受けることができ、実写画像データを出力し得る放射線検出素子の領域、すなわち撮影可能領域が狭くなってしまうという問題がある。 Further, as in the radiographic imaging device described in Patent Document 9, a detection unit in which a plurality of radiation detection elements are arranged in a two-dimensional manner, for example, for physically shielding the radiation detection elements from radiation irradiation If a shielding member is provided and only a dark reading value or the like is obtained from the radiation detection element shielded by the shielding member, the radiation detection element cannot be used for radiographic imaging. However, there is a problem that the area of the radiation detection element that can receive radiation and can output actual image data, that is, the imageable area becomes narrow.

また、そのような遮蔽部材を設けずに、実際に放射線の照射を受けた放射線検出素子から実写画像データを取得し、放射線が照射されなかった放射線検出素子からダーク読取値を取得するように構成すると、放射線検出素子が放射線の照射を受けたか否かを判定する処理構成が必要となり、制御が煩雑になる。 Further, without providing such a shielding member, it is configured to acquire actual image data from a radiation detection element that has actually been irradiated with radiation, and to acquire a dark reading value from a radiation detection element that has not been irradiated with radiation. Then, a processing configuration for determining whether or not the radiation detection element has been irradiated with radiation is necessary, and the control becomes complicated.

特に、放射線画像撮影装置をブッキー装置等に装填せずに、例えばベッド等の上に載置した状態で、その放射線入射面上に被写体（すなわち患者の患部部分等）を載せたり接近させたりして放射線画像撮影を行うような場合、放射線画像撮影装置の検出部のどの位置に放射線検出素子が放射線の照射を受け、或いは放射線の照射を受けないかが予め特定できないため、上記の判定処理が必要となるといった問題があった。 In particular, an object (that is, an affected part of a patient) is placed on or brought close to the radiation incident surface in a state where the radiographic imaging device is not loaded on a bucky device or the like but is placed on a bed or the like. When performing radiographic imaging, it is not possible to specify in advance where the radiation detection element will receive radiation or will not receive radiation. There was a problem of becoming.

本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、温度測定手段を設けず、撮影可能領域を狭めることなく、放射線検出素子等の温度に対応したオフセット補正値やゲイン補正値を割り出して画像データを適切に補正可能な可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and provides an offset correction value and a gain correction value corresponding to the temperature of a radiation detection element and the like without providing a temperature measurement unit and without narrowing the imageable region. It is an object of the present invention to provide a portable radiographic image capturing apparatus and a radiographic image capturing system that can appropriately correct image data.

前記の問題を解決するために、本発明の可搬型放射線画像撮影装置は、
放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記ダーク読取値に基づいてオフセット補正値を算出するとともに、前記各放射線検出素子から読み出された電荷に基づく前記実写画像データを補正して最終的な画像データを生成する演算手段と、
前記放射線検出素子の温度と前記オフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが保存された記憶手段と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御する制御手段と、
を備え、
前記演算手段は、算出した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする。 In order to solve the above problem, the portable radiographic imaging device of the present invention is:
A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A calculation means for calculating an offset correction value based on the dark read value and correcting the actual image data based on the electric charges read from the radiation detection elements to generate final image data;
Storage means storing a first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with the offset correction value, and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for controlling to perform at least one dark reading process for reading the dark reading value before or after radiographic imaging;
With
The calculation means estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the calculated offset correction value based on the first characteristic table, and stores the gain correction value corresponding to the estimated temperature in the second characteristic table. The final image data is generated by correcting the actual image data with the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements.

また、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御する制御手段と、
前記実写画像データおよび前記ダーク読取値を送信可能な通信手段と、
を備える可搬型放射線画像撮影装置と、
前記実写画像データおよび前記ダーク読取値を受信可能な通信手段と、
前記放射線検出素子の温度とオフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが、前記可搬型放射線画像撮影装置ごとに保存された記憶手段と、
が接続されたコンソールと、
を備え、
前記コンソールは、前記ダーク読取値に基づいて前記オフセット補正値を算出し、算出した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記可搬型放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする。 Moreover, the radiographic imaging system of the present invention is
A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for controlling to perform at least one dark reading process for reading the dark reading value before or after radiographic imaging;
Communication means capable of transmitting the actual image data and the dark reading value;
A portable radiographic imaging device comprising:
Communication means capable of receiving the actual image data and the dark reading value;
A first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with an offset correction value and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value are stored for each portable radiographic imaging device. Storage means,
With a console connected to
With
The console calculates the offset correction value based on the dark reading value, estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the calculated offset correction value based on the first characteristic table, and estimates the estimated temperature The gain correction value corresponding to is determined based on the second characteristic table, and the photographed image data is corrected by the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements of the portable radiographic imaging device. Then, the final image data is generated.

また、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御するとともに、前記ダーク読取値に基づいてオフセット補正値を算出する制御手段と、
前記実写画像データおよび前記オフセット補正値を送信可能な通信手段と、
を備える可搬型放射線画像撮影装置と、
前記実写画像データおよび前記オフセット補正値を受信可能な通信手段と、
前記放射線検出素子の温度と前記オフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが、前記可搬型放射線画像撮影装置ごとに保存された記憶手段と、
が接続されたコンソールと、
を備え、
前記コンソールは、受信した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記可搬型放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする。 Moreover, the radiographic imaging system of the present invention is
A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for performing dark reading processing for reading the dark reading value at least once before or after radiographic imaging, and calculating an offset correction value based on the dark reading value;
Communication means capable of transmitting the actual image data and the offset correction value;
A portable radiographic imaging device comprising:
Communication means capable of receiving the actual image data and the offset correction value;
A first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with the offset correction value and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value are stored for each portable radiographic imaging apparatus. Stored storage means,
With a console connected to
With
The console estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the received offset correction value based on the first characteristic table, and based on the second characteristic table the gain correction value corresponding to the estimated temperature. The final image data is generated by correcting the actual image data with the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements of the portable radiographic imaging device. To do.

本発明のような方式の放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムによれば、放射線画像撮影装置に各放射線検出素子の温度を測定する温度測定手段を設けなくても、第１特性テーブルを用いてオフセット補正値から温度を推定し、第２特性テーブルを用いてその温度に対応するゲイン補正値を的確に割り出すことが可能となる。 According to the radiographic imaging apparatus and radiographic imaging system of the system as in the present invention, the first characteristic table is used even if the radiographic imaging apparatus is not provided with temperature measuring means for measuring the temperature of each radiation detection element. The temperature can be estimated from the offset correction value, and the gain correction value corresponding to the temperature can be accurately determined using the second characteristic table.

そのため、放射線画像撮影時の各放射線検出素子の温度に的確に対応したオフセット補正値およびゲイン補正値を得ることが可能となり、それらに基づいて実写画像データを適切に補正してより高精細な画像データを生成することが可能となるとともに、温度測定手段を設ける必要がないため、可搬型の放射線画像撮影装置のサイズが大型化したり、部品点数が増えて製造コストが増大したり、温度測定手段を稼働させるために装置に内蔵されたバッテリの電力がより多く消費されるということも回避することが可能となる。 Therefore, it is possible to obtain an offset correction value and a gain correction value that accurately correspond to the temperature of each radiation detection element at the time of radiographic imaging, and based on these, the actual image data is appropriately corrected to obtain a higher-definition image. Since it is possible to generate data and there is no need to provide a temperature measurement means, the size of the portable radiographic imaging device increases, the number of parts increases, the manufacturing cost increases, and the temperature measurement means It is also possible to avoid that the power of the battery built in the apparatus for operating the device is consumed more.

また、放射線画像撮影装置の検出部に二次元状に配列された全ての放射線検出素子を用いて被写体の放射線画像を撮影することが可能となるため、前述した従来技術のように撮影可能領域が狭くなるという問題を生じない。また、各放射線検出素子がそれぞれ放射線の照射を受けたか否かの判定を行う必要もないため、制御構成の複雑化したり煩雑化することを回避することが可能となる。 In addition, since it is possible to capture a radiographic image of a subject using all of the radiation detection elements arranged in a two-dimensional manner in the detection unit of the radiographic image capturing apparatus, there is an imageable area as in the conventional technique described above. The problem of narrowing does not occur. Further, since it is not necessary to determine whether or not each radiation detection element has been irradiated with radiation, it is possible to avoid complicated or complicated control configuration.

以下、本発明に係る可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。ただし、本発明は以下の図示例のものに限定されるものではない。 Embodiments of a portable radiographic imaging device and a radiographic imaging system according to the present invention will be described below with reference to the drawings. However, the present invention is not limited to the following illustrated examples.

なお、以下、可搬型放射線画像撮影装置を単に放射線画像撮影装置と表す。また、以下では、放射線画像撮影装置として、シンチレータ等を備え、放射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置について説明するが、本発明は、シンチレータ等を介さずに放射線を放射線検出素子で直接検出する、いわゆる直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することができる。 Hereinafter, the portable radiographic imaging device is simply referred to as a radiographic imaging device. In the following description, a so-called indirect radiographic imaging apparatus that includes a scintillator or the like as a radiographic imaging apparatus and converts the emitted radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal will be described. The present invention can also be applied to a so-called direct type radiographic imaging apparatus that directly detects radiation with a radiation detection element without using a scintillator or the like.

［放射線画像撮影装置］
まず、本実施形態に係る放射線画像撮影装置について説明する。図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図２は、図１のＡ−Ａ線に沿う断面図である。本実施形態に係る放射線画像撮影装置１は、図１や図２に示すように、筐体状のハウジング２内にシンチレータ３や基板４等が収納されたカセッテ型の可搬型放射線画像撮影装置として構成されている。 [Radiation imaging equipment]
First, the radiographic imaging device according to the present embodiment will be described. FIG. 1 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. The radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment is a cassette-type portable radiographic imaging apparatus in which a scintillator 3, a substrate 4, and the like are housed in a housing 2 as shown in FIGS. 1 and 2. It is configured.

ハウジング２は、少なくとも放射線の照射を受ける側の面Ｒ（以下、放射線入射面Ｒという。）が放射線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。なお、図１や図２では、ハウジング２がフレーム板２Ａとバック板２Ｂとで形成された、いわば弁当箱型である場合が示されているが、ハウジング２を一体的に形成する、例えば特開２００２−３１１５２６号公報に記載されたＸ線画像撮影装置のような、いわばモノコック型とすることも可能である。 The housing 2 is formed of a material such as a carbon plate or plastic that transmits radiation at least on a surface R (hereinafter referred to as a radiation incident surface R) that receives radiation. 1 and 2 show a case where the housing 2 is a lunch box type formed by the frame plate 2A and the back plate 2B, but the housing 2 is formed integrally, for example, A so-called monocoque type, such as the X-ray imaging apparatus described in Japanese Unexamined Patent Publication No. 2002-31526, can also be used.

ハウジング２の内部の基板４の下方側には、図２に示すように、基台３１が配置されており、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４等が取り付けられている。また、本実施形態では、基台３１やＰＣＢ基板３３の下面側には、放射線画像撮影装置１の放射線入射面Ｒ側から入射し、シンチレータ３や基板４、基台３１等を透過した放射線を検出して、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されたことを検出する放射線センサ３５が取り付けられている。なお、本実施形態では、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒ側には、それらを保護するためのガラス基板３６が配設されている。 As shown in FIG. 2, a base 31 is disposed on the lower side of the substrate 4 inside the housing 2, and the base 31 includes a PCB substrate 33 on which electronic components 32 and the like are disposed, and a buffer member. 34 etc. are attached. Further, in the present embodiment, the radiation that has entered the lower surface side of the base 31 and the PCB substrate 33 from the radiation incident surface R side of the radiographic imaging apparatus 1 and has passed through the scintillator 3, the substrate 4, the base 31, and the like. A radiation sensor 35 is attached to detect and detect that the radiation imaging apparatus 1 has been irradiated with radiation. In the present embodiment, a glass substrate 36 for protecting the substrate 4 and the scintillator 3 on the radiation incident surface R side is disposed.

シンチレータ３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。シンチレータ３は、基板４の後述する検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。 The scintillator 3 is, for example, a phosphor whose main component is converted into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm, that is, an electromagnetic wave centered on visible light when it receives radiation, and that is output. The scintillator 3 is attached to a detection unit P, which will be described later, of the substrate 4.

基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各小領域ｒには、それぞれ本実施形態では光電変換素子である放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。このように、放射線検出素子７は、基板４上に二次元状に配列されており、複数の放射線検出素子７が設けられた領域ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。 In the present embodiment, the substrate 4 is formed of a glass substrate. As shown in FIG. 3, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. In each of the small regions r defined by the plurality of scanning lines 5 and the plurality of signal lines 6 on the surface 4a of the substrate 4, radiation detection elements 7 that are photoelectric conversion elements in the present embodiment are provided. In this way, the radiation detection elements 7 are two-dimensionally arranged on the substrate 4, and the entire region r in which the plurality of radiation detection elements 7 are provided, that is, the region indicated by the alternate long and short dash line in FIG. P.

本実施形態では、放射線検出素子７として、放射線入射面Ｒから入射した放射線がシンチレータ３で変換されて出力される電磁波の光量（シンチレータ３に入射した放射線の照射線量に応じて増加する。）に応じて電荷を発生させるフォトダイオードが用いられているが、この他にも、例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、図３や図４の拡大図に示すように、スイッチ素子である薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor。以下、ＴＦＴという。）８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。 In the present embodiment, as the radiation detection element 7, the radiation incident from the radiation incident surface R is converted by the scintillator 3 and output as an amount of electromagnetic waves (increased according to the irradiation dose of the radiation incident on the scintillator 3). A photodiode that generates a charge in response to this is used, but in addition to this, for example, a phototransistor or the like can also be used. Each radiation detection element 7 is connected to a source electrode 8s of a thin film transistor (hereinafter referred to as TFT) 8 which is a switching element, as shown in the enlarged views of FIG. 3 and FIG. The drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.

そして、ＴＦＴ８は、オン状態とされることにより、すなわちゲート電極８ｇに信号読み出し用の電圧が印加されてＴＦＴ８のゲートが開かれることにより、放射線検出素子７に蓄積された電荷を信号線６に放出させるようになっている。ここで、本実施形態における放射線検出素子７やＴＦＴ８の構造について、図５に示す断面図を用いて簡単に説明する。図５は、図４におけるＸ−Ｘ線に沿う断面図である。 When the TFT 8 is turned on, that is, when a voltage for signal readout is applied to the gate electrode 8g and the gate of the TFT 8 is opened, the charge accumulated in the radiation detection element 7 is applied to the signal line 6. It is supposed to be released. Here, the structure of the radiation detection element 7 and the TFT 8 in this embodiment will be briefly described with reference to the cross-sectional view shown in FIG. FIG. 5 is a sectional view taken along line XX in FIG.

基板４の面４ａ上に、ＡｌやＣｒ等からなるＴＦＴ８のゲート電極８ｇが走査線５と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極８ｇ上および面４ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮ_ｘ）等からなるゲート絶縁層８１上のゲート電極８ｇの上方部分に、水素化アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等からなる半導体層８２を介して、放射線検出素子７の第１電極７４と接続されたソース電極８ｓと、信号線６と一体的に形成されるドレイン電極８ｄとが積層されて形成されている。 A gate electrode 8g of a TFT 8 made of Al, Cr or the like is formed on the surface 4a of the substrate 4 so as to be integrally laminated with the scanning line 5, and silicon nitride (laminated on the gate electrode 8g and the surface 4a). The first electrode 74 of the radiation detecting element 7 is connected to the upper portion of the gate electrode 8g on the gate insulating layer 81 made of SiN _x ) or the like via the semiconductor layer 82 made of hydrogenated amorphous silicon (a-Si) or the like. The formed source electrode 8s and the drain electrode 8d formed integrally with the signal line 6 are laminated.

ソース電極８ｓとドレイン電極８ｄとは、窒化シリコン（ＳｉＮ_ｘ）等からなる第１パッシベーション層８３によって分割されており、さらに第１パッシベーション層８３は両電極８ｓ、８ｄを上側から被覆している。また、半導体層８２とソース電極８ｓやドレイン電極８ｄとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたオーミックコンタクト層８４ａ、８４ｂがそれぞれ積層されている。以上のようにしてＴＦＴ８が形成されている。 The source electrode 8s and the drain electrode 8d are divided by a first passivation layer 83 made of silicon nitride (SiN _x ) or the like, and the first passivation layer 83 covers both the electrodes 8s and 8d from above. In addition, ohmic contact layers 84a and 84b formed in an n-type by doping hydrogenated amorphous silicon with a group VI element are stacked between the semiconductor layer 82 and the source electrode 8s and the drain electrode 8d, respectively. The TFT 8 is formed as described above.

また、放射線検出素子７の部分では、基板４の面４ａ上に前記ゲート絶縁層８１と一体的に形成される絶縁層７１の上にＡｌやＣｒ等が積層されて補助電極７２が形成されており、補助電極７２上に前記第１パッシベーション層８３と一体的に形成される絶縁層７３を挟んでＡｌやＣｒ、Ｍｏ等からなる第１電極７４が積層されている。第１電極７４は、第１パッシベーション層８３に形成されたホールＨを介してＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。 In the radiation detecting element 7, an auxiliary electrode 72 is formed by laminating Al, Cr, or the like on the insulating layer 71 formed integrally with the gate insulating layer 81 on the surface 4 a of the substrate 4. A first electrode 74 made of Al, Cr, Mo or the like is laminated on the auxiliary electrode 72 with an insulating layer 73 formed integrally with the first passivation layer 83 interposed therebetween. The first electrode 74 is connected to the source electrode 8 s of the TFT 8 through the hole H formed in the first passivation layer 83.

第１電極７４の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたｎ層７５、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるｉ層７６、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてｐ型に形成されたｐ層７７が下方から順に積層されて形成されている。なお、ｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の積層の順番は上下逆であってもよい。 On the first electrode 74, an n layer 75 formed in an n-type by doping a hydrogenated amorphous silicon with a group VI element, an i layer 76 which is a conversion layer formed of hydrogenated amorphous silicon, and a hydrogenated amorphous A p layer 77 formed by doping a group III element into silicon and forming a p-type layer is formed by laminating sequentially from below. The order of stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 may be reversed.

ｐ層７７の上には、ＩＴＯ等の透明電極とされた第２電極７８が積層されて形成されており、照射された電磁波がｉ層７６等に到達するように構成されている。以上のようにして放射線検出素子７が形成されている。なお、本実施形態では、上記のように、放射線検出素子７としてｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５が積層されて形成されたいわゆるｐｉｎ型の放射線検出素子を用いる場合を説明したが、放射線検出素子７は、このようなｐｉｎ型の放射線検出素子に限定されない。 On the p layer 77, a second electrode 78 made of a transparent electrode such as ITO is laminated and formed so that the irradiated electromagnetic wave reaches the i layer 76 and the like. The radiation detection element 7 is formed as described above. In the present embodiment, as described above, a case where a so-called pin type radiation detection element formed by stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 is used as the radiation detection element 7 has been described. The radiation detection element 7 is not limited to such a pin-type radiation detection element.

また、放射線検出素子７の第２電極７８の上面には、第２電極７８を介して放射線検出素子７に逆バイアス電圧を印加するバイアス線９が接続されている。なお、放射線検出素子７の第２電極７８やバイアス線９、ＴＦＴ８側に延出された第１電極７４、ＴＦＴ８の第１パッシベーション層８３等、すなわち放射線検出素子７とＴＦＴ８の上面部分は、その上方側から窒化シリコン（ＳｉＮ_ｘ）等からなる第２パッシベーション層７９で被覆されている。 A bias line 9 for applying a reverse bias voltage to the radiation detection element 7 is connected to the upper surface of the second electrode 78 of the radiation detection element 7 via the second electrode 78. The second electrode 78 and the bias line 9 of the radiation detection element 7, the first electrode 74 extended to the TFT 8 side, the first passivation layer 83 of the TFT 8, that is, the upper surfaces of the radiation detection element 7 and the TFT 8 are A second passivation layer 79 made of silicon nitride (SiN _x ) or the like is covered from above.

図３や図４に示すように、本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、基板４の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線１０に結束されている。バイアス線９や結線１０は、電気抵抗が小さい金属線で形成されている。 As shown in FIGS. 3 and 4, in this embodiment, one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and each bias line 9 is connected to a signal line 6. Are arranged in parallel with each other. In addition, each bias line 9 is bound to one connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4. The bias line 9 and the connection 10 are formed of a metal wire having a small electric resistance.

本実施形態では、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう）１１に接続されている。各入出力端子１１には、図６に示すように、ＩＣ１２ａ等のチップが組み込まれたＣＯＦ（Chip On Film）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。 In the present embodiment, the connection lines 10 of the scanning lines 5, the signal lines 6, and the bias lines 9 are respectively connected to input / output terminals (also referred to as pads) 11 provided near the edge of the substrate 4. As shown in FIG. 6, a COF (Chip On Film) 12 in which a chip such as an IC 12a is incorporated in each input / output terminal 11 is an anisotropic conductive adhesive film (Anisotropic Conductive Film) or anisotropic conductive paste (Anisotropic paste). It is connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as Conductive Paste).

また、ＣＯＦ１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置１の基板４部分が形成されている。 The COF 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side. Thus, the board | substrate 4 part of the radiographic imaging apparatus 1 is formed.

一方、図１に示すように、ハウジング２の一方側の短辺側側面部には、放射線画像撮影装置１の電源スイッチ３７や各種の操作状況等を表示するインジケータ３８等が設けられている。また、この側面部には、図示しない内蔵バッテリの交換用の蓋部材３９が設けられており、蓋部材３９には、放射線画像撮影装置１が外部装置とデータや信号等の送受信を無線方式で行うためのアンテナ装置４０が埋め込まれて設けられている。 On the other hand, as shown in FIG. 1, a power switch 37 of the radiographic imaging apparatus 1, an indicator 38 for displaying various operation statuses, and the like are provided on one side of the short side of the housing 2. Further, a cover member 39 for replacing an internal battery (not shown) is provided on the side surface portion, and the radiographic image capturing apparatus 1 transmits and receives data, signals, and the like to and from an external device in a wireless manner on the cover member 39. An antenna device 40 for performing is embedded and provided.

なお、アンテナ装置４０を設ける箇所は、本実施形態のようにハウジング２の１つの短辺側側面部に限定されず、他の位置に設けることも可能である。また、アンテナ装置４０の個数は必ずしも１つに限定されず、必要な数だけ適宜設けられる。 The location where the antenna device 40 is provided is not limited to one short side surface portion of the housing 2 as in the present embodiment, and may be provided at another position. Further, the number of antenna devices 40 is not necessarily limited to one, and a necessary number is provided as appropriate.

ここで、放射線画像撮影装置１の回路構成について説明する。図７は本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の等価回路図である。 Here, the circuit configuration of the radiation image capturing apparatus 1 will be described. FIG. 7 is an equivalent circuit diagram of the radiation image capturing apparatus 1 according to the present embodiment.

前述したように、基板４の検出部Ｐの各放射線検出素子７は、その第２電極７８がそれぞれバイアス線９および結線１０に接続されており、結線１０は逆バイアス電源１４に接続されている。逆バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７に印加する逆バイアス電圧を供給するようになっている。また、逆バイアス電源１４は制御手段２２に接続されており、制御手段２２は、逆バイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加する逆バイアス電圧を制御するようになっている。 As described above, each radiation detection element 7 of the detection unit P of the substrate 4 has the second electrode 78 connected to the bias line 9 and the connection 10, respectively, and the connection 10 is connected to the reverse bias power supply 14. . The reverse bias power supply 14 supplies a reverse bias voltage to be applied to each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9. The reverse bias power supply 14 is connected to the control means 22, and the control means 22 controls the reverse bias voltage applied to each radiation detection element 7 from the reverse bias power supply 14.

各放射線検出素子７の第１電極７４はＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図７中ではＳと表記されている。）に接続されており、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇ（図７中ではＧと表記されている。）は走査駆動回路１５から延びる各走査線５にそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄ（図７中ではＤと表記されている。）は各信号線６にそれぞれ接続されている。 The first electrode 74 of each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s (denoted as S in FIG. 7) of the TFT 8, and the gate electrode 8g of each TFT 8 (denoted as G in FIG. 7). Is connected to each scanning line 5 extending from the scanning drive circuit 15. Further, the drain electrode 8 d (denoted as D in FIG. 7) of each TFT 8 is connected to each signal line 6.

走査線５を介して走査駆動回路１５からＴＦＴ８のゲート電極８ｇに信号読み出し用の電圧が印加されるとＴＦＴ８のゲートがオン状態とされて、放射線検出素子７に蓄積された電荷がＴＦＴ８のソース電極８ｓを介してドレイン電極８ｄから信号線６に読み出されるようになっている。 When a signal readout voltage is applied from the scanning drive circuit 15 to the gate electrode 8g of the TFT 8 via the scanning line 5, the gate of the TFT 8 is turned on, and the charge accumulated in the radiation detection element 7 is supplied to the source of the TFT 8. The signal is read out from the drain electrode 8d to the signal line 6 through the electrode 8s.

各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。なお、読み出しＩＣ１６には所定個数の読み出し回路１７が設けられており、読み出しＩＣ１６が複数設けられることにより、信号線６の本数分の読み出し回路１７が設けられるようになっている。 Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16. Note that a predetermined number of readout circuits 17 are provided in the readout IC 16, and by providing a plurality of readout ICs 16, readout circuits 17 corresponding to the number of signal lines 6 are provided.

読み出し回路１７は、増幅回路１８と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路１９と、Ａ／Ｄ変換器２０とで構成されており、１本の信号線６ごとに１回路ずつ設けられているが、本実施形態では、Ａ／Ｄ変換器２０は、複数の回路で共通とされており、各相関二重サンプリング回路１９から出力された各電気信号がアナログマルチプレクサ２１を介して順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信され、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値に変換されるようになっている。 The readout circuit 17 includes an amplifier circuit 18, a correlated double sampling circuit 19, and an A / D converter 20, and one circuit is provided for each signal line 6. However, in the present embodiment, the A / D converter 20 is common to a plurality of circuits, and each electric signal output from each correlated double sampling circuit 19 is sequentially supplied to the A / D converter 21 via the analog multiplexer 21. The data is transmitted to the D converter 20 and is sequentially converted into a digital value by the A / D converter 20.

そして、読み出し回路１７では、放射線検出素子７から信号線６を通じて電荷が読み出され、放射線検出素子７ごとに電荷が電荷電圧変換されて増幅される等して電気信号に変換されるようになっている。なお、相関二重サンプリング回路１９は、図７中ではＣＤＳと表記されている。 In the readout circuit 17, charges are read from the radiation detection elements 7 through the signal lines 6, and the charges are converted into electric signals by performing charge-voltage conversion and amplification for each radiation detection element 7. ing. The correlated double sampling circuit 19 is represented as CDS in FIG.

制御手段２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等を備えたマイクロコンピュータや専用の制御回路で構成されており、放射線画像撮影装置１の各部材の動作等を制御するようになっている。また、制御手段２２には、ＲＡＭ（Random Access Memory）等で構成される記憶手段２３が接続されている。 The control means 22 is composed of a microcomputer equipped with a CPU (Central Processing Unit) or the like or a dedicated control circuit, and controls the operation of each member of the radiographic image capturing apparatus 1. The control means 22 is connected to a storage means 23 composed of a RAM (Random Access Memory) or the like.

前述したように、制御手段２２は、逆バイアス電源１４を制御して各放射線検出素子７に印加する逆バイアス電圧を制御したり、走査駆動回路１５から信号読み出し用の電圧を印加する走査線５を切り替えたり、或いは、各読み出し回路１７内の増幅回路１８や相関二重サンプリング回路１９等を制御して、各放射線検出素子７からの電気信号の読み出しを行うようになっている。 As described above, the control means 22 controls the reverse bias power supply 14 to control the reverse bias voltage applied to each radiation detection element 7 or the scanning line 5 for applying a signal readout voltage from the scanning drive circuit 15. Or by controlling the amplification circuit 18 and the correlated double sampling circuit 19 in each readout circuit 17 to read out the electrical signal from each radiation detection element 7.

また、制御手段２２には、前述したアンテナ装置４０が接続されており、さらに、各放射線検出素子７等の各部材に電力を供給するためのバッテリ４１が接続されている。このように、バッテリ４１は、放射線画像撮影装置１のハウジング２内に内蔵されており、バッテリ４１には、外部装置からバッテリ４１に電力を供給してバッテリ２１を充電する際の接続端子４２が取り付けられている。また、制御手段２２には、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されたことを検出する前述した放射線センサ３５が接続されている。 The control unit 22 is connected to the antenna device 40 described above, and is further connected to a battery 41 for supplying power to each member such as each radiation detection element 7. As described above, the battery 41 is built in the housing 2 of the radiographic imaging device 1, and the battery 41 has a connection terminal 42 for supplying power from the external device to the battery 41 to charge the battery 21. It is attached. The control unit 22 is connected to the radiation sensor 35 described above that detects that the radiation imaging apparatus 1 has been irradiated with radiation.

本実施形態では、制御手段２２は、操作者が電源スイッチ３７（図１参照）を操作する等して手動で、或いは、アンテナ装置４０を介して例えば後述する放射線画像撮影システム５０のコンソールＣ等の外部装置から送信された切り替え信号を受信した場合にはその切り替え信号に応じて、放射線検出素子７等に対する電力供給状態を、放射線検出素子７等に電力を供給して放射線画像撮影を可能とする撮影可能モードと、制御手段２２やアンテナ装置４０等の必要な部材にのみ電力を供給し、放射線検出素子７への電力の供給を停止して放射線画像撮影ができないスリープモードとの間で切り替えるようになっている。 In the present embodiment, the control means 22 is manually operated by an operator operating the power switch 37 (see FIG. 1) or the like, or via the antenna device 40, for example, a console C of a radiographic imaging system 50 described later. When the switching signal transmitted from the external device is received, the power supply state to the radiation detection element 7 or the like is supplied in accordance with the switching signal, and the radiographic imaging can be performed by supplying power to the radiation detection element 7 or the like. To switch between the imaging mode that can be performed and the sleep mode in which power is supplied only to necessary members such as the control unit 22 and the antenna device 40, and the supply of power to the radiation detection element 7 is stopped and radiographic imaging cannot be performed. It is like that.

また、制御手段２２は、上記のように電力供給状態を撮影可能モードに切り替えた後、放射線センサ３５が予め設定された所定時間内に放射線の照射を検出しない場合には、電力供給状態を撮影可能モードからスリープモードに切り替えて、電力が無駄に消費されることを防止するようになっている。 In addition, after the power supply state is switched to the photographing enable mode as described above, the control unit 22 captures the power supply state when the radiation sensor 35 does not detect radiation irradiation within a predetermined time set in advance. Switching from the possible mode to the sleep mode prevents power from being wasted.

ここで、放射線画像撮影時に、各放射線検出素子７から実写画像データを取得する際の制御手段２２による制御について説明する。 Here, the control by the control means 22 at the time of acquiring real image data from each radiation detection element 7 at the time of radiographic imaging will be described.

なお、本実施形態では、図８に示すように、各放射線検出素子７には、その検出部Ｐ上の行方向の位置ｘと列方向の位置ｙとを成分とする位置座標（ｘ，ｙ）が番号としてそれぞれ割り当てられており、以下、個々の放射線検出素子７を表す場合には放射線検出素子（ｘ，ｙ）と表す。また、放射線検出素子（ｘ，ｙ）から取得された実写画像データや後述するダーク読取値等を、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）やダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）（またはダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ））等と放射線検出素子（ｘ，ｙ）の番号（ｘ，ｙ）を付して表す。 In the present embodiment, as shown in FIG. 8, each radiation detection element 7 has a position coordinate (x, y) having a position x in the row direction and a position y in the column direction on the detection unit P as components. ) Are assigned as numbers, and hereinafter, each radiation detection element 7 is represented as a radiation detection element (x, y). In addition, actual image data acquired from the radiation detection element (x, y), a dark reading value, which will be described later, and the like are used as actual image data F (x, y) and dark reading value D (x, y) (or dark reading value). D _k (x, y)) and the like and the number (x, y) of the radiation detection element (x, y) are attached.

放射線画像撮影に先立って、制御手段２２は、まず、走査駆動回路１５（図７参照）から全ての走査線５に対して信号読み出し用の電圧を印加し、走査線５に接続された全てのＴＦＴ８をオン状態としてゲートを開く。また、読み出し回路１７にも所定の信号を送信する。このようにして、放射線検出素子（ｘ，ｙ）やＴＦＴ８、読み出し回路１７の増幅回路１８等に蓄積された余分な電荷を下流側に放出させて、放射線検出素子（ｘ，ｙ）や読み出し回路１７等のリセット処理を行う。続いて、制御手段２２は、走査駆動回路１５からの全走査線５に対する信号読み出し用の電圧の印加を停止して、各ＴＦＴ８をオフ状態としてゲートを閉じる。 Prior to radiographic image capturing, the control means 22 first applies a signal readout voltage to all the scanning lines 5 from the scanning drive circuit 15 (see FIG. 7), and all of the scanning lines 5 are connected to the scanning lines 5. The gate is opened with the TFT 8 turned on. A predetermined signal is also transmitted to the reading circuit 17. In this manner, excess charges accumulated in the radiation detection element (x, y), the TFT 8, the amplification circuit 18 of the readout circuit 17 and the like are discharged to the downstream side, and the radiation detection element (x, y) and the readout circuit are discharged. Reset processing such as 17 is performed. Subsequently, the control unit 22 stops applying the signal reading voltage to all the scanning lines 5 from the scanning driving circuit 15, turns off the TFTs 8, and closes the gates.

そして、放射線画像撮影が行われ、放射線画像撮影装置１に放射線入射面Ｒ側から放射線が照射されると、放射線画像撮影装置１では、被写体を透過した放射線がシンチレータ３に入射し、シンチレータ３で放射線が電磁波に変換されて、電磁波がその下方の放射線検出素子（ｘ，ｙ）に入射する。 Then, when radiographic imaging is performed and radiation is irradiated on the radiographic imaging apparatus 1 from the radiation incident surface R side, in the radiographic imaging apparatus 1, radiation that has passed through the subject enters the scintillator 3. The radiation is converted into an electromagnetic wave, and the electromagnetic wave enters the radiation detection element (x, y) below the electromagnetic wave.

そして、入射した電磁波が放射線検出素子（ｘ，ｙ）のｉ層７６（図５参照）に到達すると、ｉ層７６内で電子正孔対が発生し、逆バイアス電圧の印加により放射線検出素子（ｘ，ｙ）内に形成された所定の電位勾配に従って、発生した電子と正孔のうちの一方の電荷（本実施形態では正孔）がバイアス線９側に流出し、他方の電荷（本実施形態では電子）が放射線検出素子（ｘ，ｙ）内に蓄積される。 When the incident electromagnetic wave reaches the i layer 76 (see FIG. 5) of the radiation detection element (x, y), an electron-hole pair is generated in the i layer 76, and the radiation detection element ( In accordance with a predetermined potential gradient formed in x, y), one of the generated electrons and holes (holes in this embodiment) flows out to the bias line 9 side and the other charge (this embodiment) Electrons in the form are stored in the radiation detection element (x, y).

放射線画像撮影が終了すると、制御手段２２は、走査駆動回路１５から所定の１ライン目の走査線５に信号読み出し用の電圧を印加して、その走査線５に接続されているＴＦＴ８をオン状態として、ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から蓄積された電荷を信号線６に放出させる。放射線検出素子（ｘ，ｙ）から読み出された電荷は、読み出し回路１７で電荷電圧変換されて増幅される等して電気信号（この場合は実写画像データＦ（ｘ，ｙ））に変換され、アナログマルチプレクサ２１を介して順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信され、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値に変換されて制御手段２２に送信される。 When the radiographic image capturing is completed, the control unit 22 applies a signal readout voltage from the scanning drive circuit 15 to the predetermined first scanning line 5, and turns on the TFT 8 connected to the scanning line 5. As a result, the charge accumulated from each radiation detection element (x, y) is discharged to the signal line 6 through the TFT 8. The charge read from the radiation detection element (x, y) is converted into an electric signal (in this case, actual image data F (x, y)) by being amplified by charge voltage conversion by the readout circuit 17. Are sequentially transmitted to the A / D converter 20 via the analog multiplexer 21, converted into digital values sequentially by the A / D converter 20, and transmitted to the control means 22.

制御手段２２は、Ａ／Ｄ変換器２０から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）が順次送信されてくると、それらを放射線検出素子（ｘ，ｙ）と対応付けながら順次記憶手段２３に記憶させていく。 When the photographed image data F (x, y) is sequentially transmitted from the A / D converter 20, the control unit 22 sequentially stores them in the storage unit 23 while associating them with the radiation detection elements (x, y). To go.

そして、制御手段２２は、１ライン目の走査線５について処理を終了すると、走査駆動回路１５から信号読み出し用の電圧を印加する走査線５を順次切り替えながら（すなわち走査しながら）、上記の処理を繰り返して、全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）から電荷を読み出し、増幅する等して実写画像データＦ（ｘ，ｙ）に変換して放射線検出素子（ｘ，ｙ）と対応付けながら順次記憶手段２３に記憶させる。このようにして、制御手段２２は、放射線画像撮影時における各放射線検出素子（ｘ，ｙ）からの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の読み出し制御を行うようになっている。 When the control unit 22 finishes the process for the first scanning line 5, the above processing is performed while sequentially switching (that is, scanning) the scanning line 5 to which a signal reading voltage is applied from the scanning drive circuit 15. Are repeatedly read out from all the radiation detection elements (x, y), converted into real image data F (x, y) by amplification or the like, and sequentially associated with the radiation detection elements (x, y). The data is stored in the storage unit 23. In this way, the control means 22 performs readout control of the actual image data F (x, y) from each radiation detection element (x, y) at the time of radiographic image capturing.

一方、制御手段２２は、本実施形態では、放射線センサ３５により放射線画像撮影装置１に放射線が照射されたことが検出され、放射線画像撮影が終了したと判断すると、上記のように各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を読み出した後、複数回のダーク読取処理を行うようになっている。 On the other hand, in this embodiment, when the control unit 22 detects that the radiation image capturing apparatus 1 has been irradiated with radiation by the radiation sensor 35 and determines that the radiation image capturing has ended, each of the radiation detection elements as described above. After the photographed image data F (x, y) is read from (x, y), a plurality of dark reading processes are performed.

なお、本実施形態では、このように、放射線画像撮影の後にダーク読取処理を行う場合について説明するが、放射線画像撮影の前にダーク読取処理を行うように構成することも可能である。その場合には、操作者が手動で、或いは外部装置からダーク読取処理を行うように信号を送信して行わせるように構成される。 In the present embodiment, the case where the dark reading process is performed after the radiographic image capturing is described as described above, but the dark reading process may be performed before the radiographic image capturing. In that case, the operator is configured to transmit the signal manually or perform a dark reading process from an external device.

また、本実施形態では、ダーク読取処理を複数回行い、それにより得られた複数のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値をオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）として算出する場合について説明するが、バッテリの消耗を避けるために、ダーク読取処理を１回だけ（或いは２回程度）行うように構成することも可能である。ダーク読取処理を１回程度行ってオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する手法については、後で説明する。 In this embodiment, the dark reading process is performed a plurality of times, and the average value of the plurality of dark reading values D _k (x, y) obtained thereby is calculated as the offset correction value O (x, y). As will be described, the dark reading process may be performed only once (or twice) in order to avoid battery consumption. A method of calculating the offset correction value O (x, y) by performing the dark reading process about once will be described later.

以下、ダーク読取処理について説明する。ダーク読取処理では、上記の放射線画像撮影時の実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の取得処理の場合と同様に、制御手段２２は、まず、放射線検出素子（ｘ，ｙ）やＴＦＴ８、読み出し回路１７の増幅回路１８等に蓄積された余分な電荷を放出させて、それらのリセット処理を行う。 Hereinafter, the dark reading process will be described. In the dark reading process, as in the case of the acquisition process of the actual image data F (x, y) at the time of radiographic image shooting, the control means 22 first starts the radiation detection element (x, y), the TFT 8, and the readout circuit. Excess charges accumulated in the 17 amplification circuits 18 and the like are discharged, and reset processing is performed.

続いて、制御手段２２は、走査駆動回路１５からの全走査線５に対する信号読み出し用の電圧の印加を停止して、各ＴＦＴ８をオフ状態としてゲートを閉じた後、放射線画像撮影の場合とは異なり、放射線画像撮影装置１に放射線を照射させない状態に保つ（すなわち放置する）。そして、所定時間（通常は、放射線画像撮影における放射線照射時の放射線検出素子７への電荷蓄積時間と同じ時間）が経過した後、制御手段２２は、放射線画像撮影時の実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の取得処理の場合と同様にして各放射線検出素子（ｘ，ｙ）に蓄積された暗電荷を読み出してダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）を取得する。 Subsequently, the control means 22 stops applying the signal reading voltage to all the scanning lines 5 from the scanning drive circuit 15, closes the gates by turning off the respective TFTs 8, and then the case of radiographic imaging. In contrast, the radiation image capturing apparatus 1 is kept in a state not irradiated with radiation (that is, left unattended). Then, after a predetermined time (usually, the same time as the charge accumulation time in the radiation detection element 7 at the time of radiation irradiation in radiographic imaging) elapses, the control means 22 performs actual image data F (x , Y), the dark charge accumulated in each radiation detection element (x, y) is read out to obtain the dark read value D (x, y) in the same manner as in the acquisition process.

すなわち、所定時間が経過すると、制御手段２２は、走査駆動回路１５から所定の１ライン目の走査線５に信号読み出し用の電圧を印加して、その走査線５に接続されているＴＦＴ８をオン状態として、ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から蓄積された暗電荷を信号線６に放出させる。 That is, when a predetermined time elapses, the control means 22 applies a signal readout voltage from the scanning drive circuit 15 to the predetermined first scanning line 5 to turn on the TFT 8 connected to the scanning line 5. As a state, dark charges accumulated from each radiation detection element (x, y) are emitted to the signal line 6 via the TFT 8.

放射線検出素子（ｘ，ｙ）から読み出された暗電荷は、読み出し回路１７で電荷電圧変換されて増幅される等して電気信号（この場合はダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ））に変換され、アナログマルチプレクサ２１を介して順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信され、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値に変換されて制御手段２２に送信される。 The dark charge read out from the radiation detection element (x, y) is converted into an electric signal (in this case, a dark read value D (x, y)) by being amplified by charge voltage conversion in the readout circuit 17. Then, the signals are sequentially transmitted to the A / D converter 20 via the analog multiplexer 21, converted into digital values sequentially by the A / D converter 20, and transmitted to the control means 22.

制御手段２２は、Ａ／Ｄ変換器２０からダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）が順次送信されてくると、それらを放射線検出素子（ｘ，ｙ）と対応付けながら順次記憶手段２３に記憶させていく。そして、１ライン目の走査線５について処理を終了すると、走査駆動回路１５から信号読み出し用の電圧を印加する走査線５を順次切り替えながら（すなわち走査しながら）、上記の処理を繰り返して、全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）から暗電荷を読み出し、増幅する等してダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）に変換して放射線検出素子（ｘ，ｙ）と対応付けながら順次記憶手段２３に記憶させる。 When the dark read values D (x, y) are sequentially transmitted from the A / D converter 20, the control means 22 stores them in the storage means 23 sequentially in association with the radiation detection elements (x, y). To go. When the processing for the first scanning line 5 is completed, the above processing is repeated while sequentially switching (that is, scanning) the scanning line 5 to which a signal reading voltage is applied from the scanning drive circuit 15. The dark charges are read out from the radiation detection elements (x, y) of the light source, amplified, etc. to be converted into dark read values D (x, y) and associated with the radiation detection elements (x, y) and sequentially stored in the storage means 23. Remember.

このようにして、制御手段２２は、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）からのダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の読み出し制御を行うようになっている。 In this way, the control means 22 performs read control of the dark read value D (x, y) from each radiation detection element (x, y).

一方、制御手段２２は、上記のようにして取得した複数回分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）に基づいてそれらの平均値を算出する等してオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出するとともに、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を割り出し、これらのオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）とゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）により前述した（１）式に基づいて、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から読み出された電荷に基づく実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正して、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成する演算手段としても機能するようになっている。 On the other hand, the control means 22 calculates the average value of the dark reading values D _k (x, y) for a plurality of times obtained as described above, and calculates the offset correction value O (x, y). In addition to calculating, a gain correction value G (x, y) corresponding to the calculated offset correction value O (x, y) is determined, and these offset correction value O (x, y) and gain correction value G (x, y) are calculated. ) To correct the actual image data F (x, y) based on the electric charges read from each radiation detection element (x, y) based on the above-described equation (1), and obtain the final image data F _O. It also functions as a calculation means for generating (x, y).

以下、演算手段としての制御手段２２において、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の割り出し、およびそれらに基づく実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の補正、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）の生成について説明するが、それらの説明の前に、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の割り出しに用いられる第１特性テーブルと第２特性テーブルについて説明する。 Hereinafter, in the control means 22 as the calculation means, the gain correction value G (x, y) corresponding to the calculated offset correction value O (x, y) is calculated, and the actual image data F (x, y) based on them. Correction and generation of final image data F _O (x, y) will be described. Before the description thereof, a gain correction value G (x, y) corresponding to the calculated offset correction value O (x, y) is described. The first characteristic table and the second characteristic table used for determining y) will be described.

第１特性テーブルＬＵＴ１は、図９に例示するような放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度とオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）とを対応付けるＬＵＴ（Lookup Table）であり、第２特性テーブルＬＵＴ２は、図１０に例示するような放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度とゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）に対する修正係数とを対応付けるＬＵＴである。 The first characteristic table LUT1 is an LUT (Lookup Table) that associates the temperature of the radiation detection element (x, y) and the offset correction value O (x, y) as illustrated in FIG. 9, and is a second characteristic table LUT2. Is an LUT for associating the temperature of the radiation detection element (x, y) as illustrated in FIG. 10 with a correction coefficient for the gain correction value G (x, y).

また、これらの第１特性テーブルＬＵＴ１および第２特性テーブルＬＵＴ２は、放射線画像撮影装置１の工場出荷時等に予め作成され、記憶手段２３に記憶されている。 The first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 are created in advance at the time of factory shipment of the radiographic image capturing apparatus 1 and stored in the storage unit 23.

なお、本実施形態では、図９に示す第１特性テーブルＬＵＴ１における縦軸のオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）は算出した値がそのまま用いられるようになっているが、図１０に示すように、第２特性テーブルＬＵＴ２における縦軸には、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）そのものの値ではなく、例えば２５℃における値を１とした場合の相対値が割り振られている。 In the present embodiment, the calculated value of the offset correction value O (x, y) on the vertical axis in the first characteristic table LUT1 shown in FIG. 9 is used as it is, but as shown in FIG. The vertical axis in the second characteristic table LUT2 is not a value of the gain correction value G (x, y) itself, but a relative value when a value at 25 ° C. is set to 1, for example.

そして、本実施形態では、第１特性テーブルＬＵＴ１は、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに１つずつ予め作成される。また、本実施形態では、第２特性テーブルＬＵＴ２については、全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について共通のテーブルが１つだけ予め作成される。それとともに、第２特性テーブルＬＵＴ２に基づいて割り出された温度Ｔに対するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数を乗算して、最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を算出するための各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに定数が割り当てられたゲイン補正値マップが、ゲインキャリブレーション時等に作成されるようになっている。なお、このゲイン補正値マップは、ゲインキャリブレーションを行うごとに、随時更新される。 In the present embodiment, one first characteristic table LUT1 is created in advance for each radiation detection element (x, y). In the present embodiment, as for the second characteristic table LUT2, only one common table is created in advance for all the radiation detection elements (x, y). At the same time, the final gain correction value G (x, y) is calculated by multiplying the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) for the temperature T calculated based on the second characteristic table LUT2. Therefore, a gain correction value map in which a constant is assigned to each radiation detection element (x, y) for the purpose is created at the time of gain calibration or the like. The gain correction value map is updated as needed every time gain calibration is performed.

また、放射線画像撮影装置１に設けられる放射線検出素子（ｘ，ｙ）は多数にのぼるため、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに第１特性テーブルＬＵＴ１を作成する代わりに、例えば、温度に対するオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）やゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の変化特性が同じ或いは似通った放射線検出素子（ｘ，ｙ）同士をそれぞれグループにまとめ、各グループごとに第１特性テーブルＬＵＴ１を作成してもよい。 In addition, since there are a large number of radiation detection elements (x, y) provided in the radiation image capturing apparatus 1, instead of creating the first characteristic table LUT1 for each radiation detection element (x, y), for example, for the temperature The radiation detection elements (x, y) having the same or similar change characteristics of the offset correction value O (x, y) and the gain correction value G (x, y) are grouped together, and the first characteristic table for each group. LUT1 may be created.

なお、より高精細な画像を得るために、第２特性テーブルＬＵＴ２についても、全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について共通とはせず、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の変化特性が同じ或いは似通った放射線検出素子（ｘ，ｙ）同士をそれぞれグループにまとめ、各グループごとに第２特性テーブルＬＵＴ２を作成しても良い。 In order to obtain a higher-definition image, the second characteristic table LUT2 is not common to all the radiation detection elements (x, y), and the change characteristic of the gain correction value G (x, y) is different. The same or similar radiation detection elements (x, y) may be grouped together, and the second characteristic table LUT2 may be created for each group.

また、放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の上記の変化特性が全体的に均質である場合には、全放射線検出素子（ｘ，ｙ）について共通の第１、第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２を１つずつ作成してもよい。 When the above change characteristics of the radiation detection elements (x, y) of the radiation image capturing apparatus 1 are entirely uniform, the first and second common to all the radiation detection elements (x, y). The characteristic tables LUT1 and LUT2 may be created one by one.

第１特性テーブルＬＵＴ１や第２特性テーブルＬＵＴ２の作成の際には、例えば放射線画像撮影装置１の基板４における検出部Ｐ（図２や図３等参照）の裏側、すなわち放射線入射面Ｒとは反対側に、図示しない複数の温度センサの端子を粘着テープ等で貼り付けて、放射線検出素子（ｘ，ｙ）等の温度Ｔを測定する。なお、非接触方式のサーモグラフィー等を使用してもよい。 When the first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 are created, for example, the back side of the detection unit P (see FIG. 2, FIG. 3, etc.) on the substrate 4 of the radiographic image capturing apparatus 1, that is, the radiation incident surface R On the opposite side, terminals of a plurality of temperature sensors (not shown) are attached with an adhesive tape or the like, and the temperature T of the radiation detection element (x, y) or the like is measured. A non-contact type thermography or the like may be used.

そして、第１特性テーブルＬＵＴ１の作成においては、前述した放射線画像撮影の前または後に少なくとも１回行われるダーク読取処理と全く同じ要領でダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）を取得してオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する。 In the creation of the first characteristic table LUT1, the dark correction value D (x, y) is acquired in exactly the same manner as the dark reading process performed at least once before or after the radiographic imaging described above, and the offset correction value is obtained. O (x, y) is calculated.

すなわち、本実施形態の場合には、放射線画像撮影の後に複数回の行われるダーク読取処理と同じ要領で、複数回（所定回）ダーク読取処理を行い、取得した複数回分（所定回数分）のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値を算出して、その平均値をオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）として算出する。そして、テーブル上で、ダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）を取得した際の放射線検出素子（ｘ，ｙ）等の温度Ｔに、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を対応付ける。 That is, in the case of this embodiment, the dark reading process is performed a plurality of times (predetermined times) in the same manner as the dark reading process that is performed a plurality of times after radiographic imaging, and the acquired multiple times (a predetermined number of times). An average value of the dark read values D _k (x, y) is calculated, and the average value is calculated as an offset correction value O (x, y). Then, the calculated offset correction value O (x, y) is associated with the temperature T of the radiation detection element (x, y) or the like when the dark read value D _k (x, y) is acquired on the table.

この作業を、放射線検出素子（ｘ，ｙ）等の温度Ｔを変化させながら行い、ダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）を取得した際の放射線検出素子（ｘ，ｙ）等の温度Ｔにオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を対応付けていくことで、第１特性テーブルＬＵＴ１を作成する。 This operation is performed while changing the temperature T of the radiation detection element (x, y) or the like, and the temperature T of the radiation detection element (x, y) or the like when the dark read value D _k (x, y) is acquired. The first characteristic table LUT1 is created by associating the offset correction value O (x, y).

また、第２特性テーブルＬＵＴ２の作成においては、被写体が存在しない状態で放射線画像撮影装置１に一定の放射線量の放射線を所定の時間照射し、例えば特定の１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）から出力された信号値ｆ（或いは特定の複数の放射線検出素子（ｘ，ｙ）から出力された信号値の平均値ｆ）をグラフ上にプロットし、温度Ｔを変えながらこのプロット動作を繰り返す。 In creating the second characteristic table LUT2, the radiation image capturing apparatus 1 is irradiated with a certain amount of radiation for a predetermined time in the absence of a subject, for example, one specific radiation detection element (x, y). The signal value f output from (or the average value f of the signal values output from a specific plurality of radiation detection elements (x, y)) is plotted on a graph, and this plotting operation is repeated while changing the temperature T.

そして、例えば２５℃における信号値ｆ^＊を基準値とした場合、各温度Ｔごとにｆ^＊／ｆ、すなわち各温度Ｔにおける信号値ｆに乗算して信号値をｆ^＊に変換するためのゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数を算出して各温度Ｔに対応付けていくことで、本実施形態では、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数と温度Ｔとを対応付ける第２特性テーブルＬＵＴ２を作成する。 For example, when the signal value f ^* at 25 ° C. is used as the reference value, f ^* / f for each temperature T, that is, a gain for multiplying the signal value f at each temperature T to convert the signal value to f ^*. By calculating the correction coefficient of the correction value G (x, y) and associating it with each temperature T, in this embodiment, the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) is associated with the temperature T. A two-characteristic table LUT2 is created.

このようにして、本実施形態では、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数とを対応付ける１つの第２特性テーブルＬＵＴ２が算出される。 In this way, in the present embodiment, one second characteristic table LUT2 that associates the temperature T of the radiation detection element (x, y) with the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) is calculated.

また、本実施形態の放射線画像撮影装置１では、放射線検出素子（ｘ，ｙ）に対する電力供給状態をスリープモードから撮影可能モードに切り替えると放射線検出素子（ｘ，ｙ）等の温度Ｔが上昇していく。そのため、第１、第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２の作成においては、室温から温度上昇がサチレートした状態での温度までの温度Ｔについては、電力供給状態のモード切り替えにより実現することができる。 Moreover, in the radiographic imaging device 1 of this embodiment, when the power supply state for the radiation detection element (x, y) is switched from the sleep mode to the imaging enable mode, the temperature T of the radiation detection element (x, y) and the like increases. To go. Therefore, in the creation of the first and second characteristic tables LUT1 and LUT2, the temperature T from the room temperature to the temperature when the temperature rise is saturated can be realized by switching the mode of the power supply state.

また、室温以下の温度Ｔや、温度上昇がサチレートした状態での温度以上の温度Ｔについては、例えば内部温度が可変のチャンバ内に放射線画像撮影装置１を入れた状態で上記の操作を行うことにより実現することが可能である。 For the temperature T below room temperature or the temperature T above the temperature when the temperature rise is saturated, for example, the above operation is performed with the radiographic apparatus 1 placed in a chamber having a variable internal temperature. Can be realized.

さらに、基板４の裏側等に貼り付けた温度センサは、第１、第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等の作成が終了した時点で放射線画像撮影装置１から取り外される。 Further, the temperature sensor attached to the back side of the substrate 4 is detached from the radiographic imaging apparatus 1 when the first and second characteristic tables LUT1, LUT2, etc. are completed.

以下、制御手段２２におけるオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）の算出、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）からのゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数割り出し、および最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）の生成について説明するとともに、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の作用について説明する。 Hereinafter, calculation of the offset correction value O (x, y) in the control means 22, calculation of the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) from the offset correction value O (x, y), and final image data F _{The generation of O} (x, y) will be described, and the operation of the radiation image capturing apparatus 1 according to the present embodiment will be described.

放射線画像撮影装置１の制御手段２２は、前述したように、放射線センサ３５からの検出信号に基づいて、放射線画像撮影装置１に放射線の照射が開始され、照射が終了したと判断すると、上記のように各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を読み出して記憶手段２３に記憶させる。 When the control means 22 of the radiographic image capturing apparatus 1 determines that the radiation image capturing apparatus 1 starts irradiating radiation and ends irradiation based on the detection signal from the radiation sensor 35, as described above, In this way, the real image data F (x, y) is read from each radiation detection element (x, y) and stored in the storage means 23.

そして、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の読み出しの際、蓄積された電荷が各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から信号線６に全て放出されずに放射線検出素子（ｘ，ｙ）内に残存している場合があるため、本実施形態では、制御手段２２は、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）のリセット処理（いわゆる空読み出し）を短時間に繰り返して行う。 Then, at the time of reading the real image data F (x, y), the accumulated electric charges are not released from the respective radiation detection elements (x, y) to the signal line 6 but in the radiation detection elements (x, y). In this embodiment, the control means 22 repeatedly performs reset processing (so-called empty reading) of each radiation detection element (x, y) in a short time because there is a case where it remains.

そして、所定回数の複数回のダーク読取処理を行い、所定回数分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）を記憶手段２３に記憶させ、それらの平均値を各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに算出して、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとのオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）として記憶手段２３に記憶させる。 Then, a predetermined number of times of dark reading processing is performed, the dark reading values D _k (x, y) for the predetermined number of times are stored in the storage means 23, and the average value thereof is stored in each radiation detection element (x, y). And is stored in the storage means 23 as the offset correction value O (x, y) for each radiation detection element (x, y).

制御手段２２は、続いて、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに、記憶手段２３に保存されている第１特性テーブルＬＵＴ１を参照して、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応する放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔを推定する。この温度Ｔは、放射線画像撮影が行われた時点の放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔに相当する。 Subsequently, the control means 22 refers to the first characteristic table LUT1 stored in the storage means 23 for each radiation detection element (x, y), and calculates the calculated offset correction value O (x, y). The temperature T of the corresponding radiation detection element (x, y) is estimated. This temperature T corresponds to the temperature T of the radiation detection element (x, y) at the time when the radiographic image is taken.

なお、放射線画像撮影が行われた時点と、その後ダーク読取処理が行われた時点では時間差があり、放射線画像撮影が行われた時点における放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔと、ダーク読取処理が行われた時点における放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとが異なる温度になる可能性がある。そこで、それらの温度Ｔの差が、許容される誤差範囲内に収まるように、放射線画像撮影の終了後、長い時間が経過しないうちに所定回数のダーク読取処理が行われることが好ましい。 Note that there is a time difference between the time when radiographic imaging is performed and the time when dark reading processing is performed, and the temperature T of the radiation detection element (x, y) at the time when radiographic imaging is performed and the dark reading. There is a possibility that the temperature T of the radiation detection element (x, y) at the time when the processing is performed becomes a different temperature. Therefore, it is preferable that the dark reading process is performed a predetermined number of times before the long time has elapsed after the radiographic image capturing is completed so that the difference between the temperatures T falls within an allowable error range.

また、後述するようにダーク読取処理を１回だけ行うように構成すれば、ダーク読取処理の間に温度Ｔが変化してしまうことを防止することが可能となる。 If the dark reading process is performed only once as will be described later, it is possible to prevent the temperature T from changing during the dark reading process.

制御手段２２は、第１特性テーブルＬＵＴ１を参照して、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応する放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔを推定すると、続いて、記憶手段２３に保存されている第２特性テーブルＬＵＴ２と各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに定数が割り当てられたゲイン補正値マップとを参照して、その温度Ｔに対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数を割り出し、それと各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の定数とを乗算して各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を算出する。 When the control means 22 estimates the temperature T of the radiation detection element (x, y) corresponding to the calculated offset correction value O (x, y) with reference to the first characteristic table LUT1, the storage means 23 continues. The gain correction value G (x, x, y) corresponding to the temperature T is referred to the second characteristic table LUT2 and the gain correction value map in which constants are assigned to the respective radiation detection elements (x, y). The correction coefficient of y) is calculated, and multiplied by a constant of each radiation detection element (x, y) to calculate a final gain correction value G (x, y) of each radiation detection element (x, y). .

そして、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）の実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を記憶手段２３から読み出し、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）およびゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を上記（１）式に代入して、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を算出して生成する。 Then, the real image data F (x, y) of the radiation detection element (x, y) is read from the storage unit 23, and the real image data F (x, y), the offset correction value O (x, y), and the gain correction are read out. Substituting the value G (x, y) into the above equation (1), the final image data F _O (x, y) is calculated and generated.

制御手段２２は、この演算処理を全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について行い、それぞれ最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する。このようにして、制御手段２２は、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）に対してオフセット補正およびゲイン補正を行って、当該放射線画像撮影による放射線画像を生成する。 The control means 22 performs this calculation process for all the radiation detection elements (x, y), and calculates final image data F _O (x, y), respectively. In this way, the control means 22 performs offset correction and gain correction on the actual captured image data F (x, y), and generates a radiographic image by radiographic imaging.

以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとオフセット補正値Ｏ（ｘ、ｙ）とを対応付ける第１特性テーブルＬＵＴ１と、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）修正係数とを対応付ける第２特性テーブルＬＵＴ２とを予め作成しておく。 As described above, according to the radiation imaging apparatus 1 according to the present embodiment, the first characteristic table LUT1 that associates the temperature T of the radiation detection element (x, y) with the offset correction value O (x, y), A second characteristic table LUT2 that associates the temperature T of the radiation detection element (x, y) with the gain correction value G (x, y) correction coefficient is created in advance.

そして、放射線画像撮影の前または後にダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行い、得られたダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）に基づいてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出し、第１特性テーブルＬＵＴ１を参照して算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応する放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔを推定する。そして、推定した温度Ｔに対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）修正係数を第２特性テーブルＬＵＴ２を参照して割り出し、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）をオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）およびゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）（修正係数と定数とを乗算した値）により補正して最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成する。 Then, the dark reading process for reading the dark reading value D (x, y) is performed at least once before or after the radiographic imaging, and the offset correction value O (x) is based on the obtained dark reading value D (x, y). , Y) and the temperature T of the radiation detection element (x, y) corresponding to the offset correction value O (x, y) calculated with reference to the first characteristic table LUT1 is estimated. Then, the gain correction value G (x, y) correction coefficient corresponding to the estimated temperature T is calculated with reference to the second characteristic table LUT2, and the actual image data F (x, y) is calculated as the offset correction value O (x, y). ) And a gain correction value G (x, y) (a value obtained by multiplying a correction coefficient and a constant) to generate final image data F _O (x, y).

そのため、放射線画像撮影装置１に各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔを測定する温度測定手段を設けなくても、算出したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）から温度Ｔを推定してその温度Ｔに対応するゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を的確に割り出すことが可能となる。 For this reason, the temperature T is estimated from the calculated offset correction value O (x, y) without providing the radiation image capturing apparatus 1 with a temperature measuring means for measuring the temperature T of each radiation detection element (x, y). It is possible to accurately determine the gain correction value G (x, y) corresponding to the temperature T.

また、それにより、放射線画像撮影時の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔに的確に対応したオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）およびゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を得ることが可能となり、それらに基づいて実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を適切に補正して、より高精細な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成することが可能となる。 Thereby, an offset correction value O (x, y) and a gain correction value G (x, y) corresponding to the temperature T of each radiation detection element (x, y) at the time of radiographic image capture can be obtained. It becomes possible to correct the photographed image data F (x, y) appropriately based on them, and to generate higher-definition image data F _O (x, y).

そして、温度測定手段を設ける必要がないため、可搬型の放射線画像撮影装置１のサイズが大型化したり、部品点数が増えて製造コストが増大するという問題も回避することが可能となる。 And since it is not necessary to provide a temperature measurement means, it becomes possible to avoid the problem that the size of the portable radiographic imaging device 1 is increased or the number of parts is increased and the manufacturing cost is increased.

また、放射線画像撮影装置１の検出部Ｐに二次元状に配列された全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）を用いて被写体の放射線画像を撮影することが可能となるため、前述した従来技術のように撮影可能領域が狭くなるという問題を生じない。また、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）がそれぞれ放射線の照射を受けたか否かの判定を行う必要もないため、制御構成の複雑化したり煩雑化することを回避することが可能となる。 In addition, since it is possible to capture a radiographic image of a subject using all the radiation detection elements (x, y) arrayed two-dimensionally in the detection unit P of the radiographic image capturing apparatus 1, the above-described conventional technology Thus, the problem that the imageable area becomes narrow does not occur. In addition, since it is not necessary to determine whether or not each radiation detection element (x, y) has been irradiated with radiation, it is possible to avoid complication or complexity of the control configuration.

なお、上記のように、取得した複数回分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値としてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する場合、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの複数回分のダーク読取値Ｄ_１（ｘ，ｙ）〜Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）を全て記憶手段２３に記憶させると、記憶手段２３の記憶容量の使用効率が低下してしまう可能性がある。 As described above, when the offset correction value O (x, y) is calculated as the average value of the acquired dark reading values D _k (x, y) for a plurality of times, for each radiation detection element (x, y). If all the dark read values D ₁ (x, y) to D _k (x, y) for a plurality of times are stored in the storage means 23, the use efficiency of the storage capacity of the storage means 23 may be reduced. .

そのような場合には、例えば、１回目のダーク読取処理で取得したダーク読取値Ｄ_１（ｘ，ｙ）を一旦記憶手段２３に記憶させ、２回目のダーク読取処理でダーク読取値Ｄ_２（ｘ，ｙ）を取得すると、１回目のダーク読取値Ｄ_１（ｘ，ｙ）を読み出して２回目のダーク読取値Ｄ_２（ｘ，ｙ）を加算して、その合計値Ｄ_１（ｘ，ｙ）＋Ｄ_２（ｘ，ｙ）を記憶手段２３に記憶させるように制御し、その後は、Ｋ回目のダーク読取処理でダーク読取値Ｄ_Ｋ（ｘ，ｙ）を取得すると、Ｋ−１回目までのダーク読取値の合計値Ｄ_１（ｘ，ｙ）＋…＋Ｄ_Ｋ−１（ｘ，ｙ）を読み出してそれにＫ回目のダーク読取値Ｄ_Ｋ（ｘ，ｙ）を加算して、その合計値Ｄ_１（ｘ，ｙ）＋…＋Ｄ_Ｋ（ｘ，ｙ）を記憶手段２３に記憶させるように制御する。 In such a case, for example, the dark reading value D ₁ (x, y) acquired in the first dark reading process is temporarily stored in the storage unit 23, and the dark reading value D ₂ ( When x, y) is acquired, the first dark read value D ₁ (x, y) is read out, the second dark read value D ₂ (x, y) is added, and the total value D ₁ (x, y) is added. y) + D ₂ (x, y) is controlled so as to be stored in the storage means 23. After that, when the dark read value D _K (x, y) is acquired in the K-th dark read process, until the K−1th time. The total dark reading value D ₁ (x, y) +... + D _K-1 (x, y) is read out, and the Kth dark reading value D _K (x, y) is added to the total value. Control is performed so that D ₁ (x, y) +... + D _K (x, y) is stored in the storage means 23.

そして、所定回数のダーク読取処理が終了して所定回数分のダーク読取値の合計値が記憶手段２３に記憶された時点で、その合計値を所定回数で除算して平均値を算出し、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）とするように構成すれば、記憶手段２３の記憶容量の使用効率の低下を防止しながら、的確に複数回分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値としてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出することが可能となる。 Then, when the predetermined number of dark reading processes are completed and the total value of the dark reading values for the predetermined number of times is stored in the storage means 23, the total value is divided by the predetermined number of times to calculate the average value, and the offset When the correction value O (x, y) is configured, the average value of the dark read values D _k (x, y) for a plurality of times is accurately obtained while preventing the use efficiency of the storage capacity of the storage unit 23 from being lowered. As a result, the offset correction value O (x, y) can be calculated.

また、上記のように、本実施形態では放射線画像撮影の後（または前）に複数回のダーク読取処理を行い、それにより得られた複数回分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値としてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する場合について説明した。 Further, as described above, in the present embodiment, the dark reading process is performed a plurality of times after (or before) the radiographic imaging, and the average of the dark reading values D _k (x, y) obtained by the plurality of times is obtained. The case where the offset correction value O (x, y) is calculated as a value has been described.

これは、図１１に示すように、同じ温度環境下にある場合でも、放射線検出素子（ｘ，ｙ）から得られるダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）は種々の電気ノイズで信号値にゆらぎ（ばらつき）が生じるため、それらの平均値Ｄ_ｋave（ｘ，ｙ）を算出することで、各信号値のゆらぎを緩和し、若しくは相殺して、より真のオフセット補正値Ｏ^＊（ｘ，ｙ）に近いオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を得ることを意図したものである。なお、図中、σ_Ｄｋ（ｘ，ｙ）はダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の分布の標準偏差を表す。 As shown in FIG. 11, the dark read value D _k (x, y) obtained from the radiation detection element (x, y) fluctuates in the signal value due to various electric noises even under the same temperature environment. (Variation) occurs, and by calculating the average value D _kave (x, y), fluctuations of the signal values are alleviated or offset, and a more true offset correction value O ^* (x, y ) Is intended to obtain an offset correction value O (x, y) close to. In the figure, σ _Dk (x, y) represents the standard deviation of the distribution of the dark read value D _k (x, y).

しかし、各ダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）のゆらぎを緩和し、若しくは相殺する手法としては、必ずしもダーク読取処理を複数回行う必要はない。以下、放射線画像撮影の前または後にダーク読取処理を１回（或いは２回程度）行って、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する手法について簡単に説明する。 However, as a technique for reducing or canceling the fluctuation of each dark read value D _k (x, y), it is not always necessary to perform the dark read processing a plurality of times. Hereinafter, a method for calculating the offset correction value O (x, y) by performing the dark reading process once (or about twice) before or after radiographic imaging will be briefly described.

この手法では、まず、放射線画像撮影装置１の検出部Ｐにおける１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）について、図１２に示すように、例えば当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）を中心とする５×５画素の領域ｒａ内の複数の放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）を予め対応付けておく。 In this method, first, with respect to one radiation detection element (x, y) in the detection unit P of the radiation imaging apparatus 1, for example, the one radiation detection element (x, y) is the center as shown in FIG. A plurality of radiation detection elements (x−2, y−2) to (x + 2, y + 2) in a 5 × 5 pixel region ra are associated in advance.

なお、図１３（Ａ）〜（Ｃ）に例示するように、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）が領域ｒａの中心にとれない場合には、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）の近傍に領域ｒａを設定する。また、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）に対応付ける他の複数の放射線検出素子は、図１２や図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示したような当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）を中心とする、或いはそれを含む正方形の領域ｒａ内に存在する放射線検出素子である必要はなく、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）から離れた位置に存在する放射線検出素子であってもよい。 As illustrated in FIGS. 13A to 13C, when the radiation detection element (x, y) cannot be centered on the region ra, the radiation detection element (x, y) is located near the radiation detection element (x, y). Set the region ra. Further, the other radiation detection elements associated with the one radiation detection element (x, y) are the radiation detection elements (x, y) as shown in FIG. 12 and FIGS. 13 (A) to (C). It is not necessary for the radiation detection element to exist in a square area ra centering on or including the radiation detection element, and may be a radiation detection element existing at a position away from the radiation detection element (x, y). .

また、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）に対応付ける他の複数の放射線検出素子は、１つの領域ｒａ内に存在している必要はなく、検出部Ｐに散在するように設定することも可能である。しかし、いずれの場合においても、１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）には、各処理において常に同じ複数の放射線検出素子が対応付けられることが必要である。 Further, the plurality of other radiation detection elements associated with the one radiation detection element (x, y) do not need to be present in one region ra, and may be set to be scattered in the detection unit P. Is possible. However, in any case, it is necessary that one radiation detection element (x, y) is always associated with the same plurality of radiation detection elements in each process.

ここで、制御手段２２は、放射線画像撮影装置１の工場出荷時やキャリブレーション時に、予め設定された温度Ｔの恒温環境下でダーク読取処理を複数回（以下Ｍ回とする。）行っておき、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）自体のＭ個のダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ，ｙ）の平均値δ（ｘ，ｙ）（以下、時間的平均値δ（ｘ，ｙ）という。）を算出しておく。 Here, the control means 22 performs the dark reading process a plurality of times (hereinafter referred to as M times) in a constant temperature environment at a preset temperature T at the time of factory shipment or calibration of the radiation image capturing apparatus 1. The average value δ (x, y) of the M dark reading values D _m (x, y) of the one radiation detection element (x, y) itself (hereinafter referred to as temporal average value δ (x, y)) )).

その際、算出されるＭ個のダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布は、例えば図１４のグラフのような分布となり、その分布の平均値が時間的平均値δ（ｘ，ｙ）となる。なお、図中、σ_Ｄ（ｘ，ｙ）はダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布の標準偏差を表す。 At that time, the calculated distribution of the M dark reading values D _m (x, y) is, for example, a distribution as shown in the graph of FIG. 14, and the average value of the distribution is the temporal average value δ (x, y). It becomes. In the figure, σ _D (x, y) represents the standard deviation of the distribution of the dark reading value D _m (x, y).

また、制御手段２２は、上記のＭ回のダーク読取処理において、各ダーク読取処理ごとに、図１２に示したような当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）とそれに対応付けられた他の複数の放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）についてそれらのダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ_ｍ（ｘ＋２，ｙ＋２）の平均値、すなわち、この場合は、

を当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）の空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）として算出しておく。なお、この場合、式（２）においてＮ＝２５である。 In addition, in the M dark reading processes described above, the control means 22 performs the one radiation detection element (x, y) as shown in FIG. 12 and another associated with it for each dark reading process. The average value of the dark reading values D _m (x−2, y−2) to D _m (x + 2, y + 2) for the plurality of radiation detection elements (x−2, y−2) to (x + 2, y + 2), that is, ,in this case,

Is calculated as the spatial average value W _m (x, y) of the one radiation detection element (x, y). In this case, N = 25 in equation (2).

そして、その空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）のＭ回分の時間的平均値ω（ｘ，ｙ）を算出しておく。その際、算出されるＭ個の空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布は、例えば図１４のグラフのような分布となり、その分布の平均値が時間的平均値ω（ｘ，ｙ）となる。なお、図中、σ_Ｗ（ｘ，ｙ）は空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布の標準偏差を表す。 Then, a temporal average value ω (x, y) for M times of the spatial average value W _m (x, y) is calculated in advance. At this time, the distribution of the calculated M spatial average values W _m (x, y) is, for example, a distribution as shown in the graph of FIG. 14, and the average value of the distribution is the temporal average value ω (x, y). ) In the figure, σ _W (x, y) represents the standard deviation of the distribution of the spatial average value W _m (x, y).

そして、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）自体のＭ個のダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ，ｙ）の平均値δ（ｘ，ｙ）と、空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）のＭ回分の時間的平均値ω（ｘ，ｙ）との差分ε（ｘ，ｙ）、すなわち、
ε（ｘ，ｙ）＝δ（ｘ，ｙ）−ω（ｘ，ｙ） …（３）
を算出して、差分ε（ｘ，ｙ）を放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに記憶手段２３に保存しておく。 Then, the average value δ (x, y) of the M dark read values D _m (x, y) of the one radiation detection element (x, y) itself and the spatial average value W _m (x, y). The difference ε (x, y) from the time average value ω (x, y) of M times, that is,
ε (x, y) = δ (x, y) −ω (x, y) (3)
And the difference ε (x, y) is stored in the storage unit 23 for each radiation detection element (x, y).

なお、この差分ε（ｘ，ｙ）の算出は全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について行われる。また、差分ε（ｘ，ｙ）はキャリブレーションを行うごとに算出されて更新される。 The calculation of the difference ε (x, y) is performed for all the radiation detection elements (x, y). Further, the difference ε (x, y) is calculated and updated every time calibration is performed.

制御手段２２は、上記のようにして予め準備処理を行う。そして、本番の放射線画像撮影の際には、その放射線画像撮影の前または後に１回（または２回程度）ダーク読取処理を行う。 The control means 22 performs preparatory processing in advance as described above. In the actual radiographic imaging, the dark reading process is performed once (or about twice) before or after the radiographic imaging.

そして、そのダーク読取処理で１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）とそれに対応付けられた他の複数の放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）から取得されたダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）について上記（２）式と同様の計算を行って、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）の空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）を算出する。 Then, dark acquired from one radiation detection element (x, y) and a plurality of other radiation detection elements (x-2, y-2) to (x + 2, y + 2) associated with the radiation detection element in the dark reading process. For the read values D (x−2, y−2) to D (x + 2, y + 2), the same calculation as in the above equation (2) is performed, and the spatial average value W of the one radiation detection element (x, y). Calculate (x, y).

この場合、ダーク読取処理を放射線画像撮影の直前または直後に行えば、ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）が読み出される際の放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔは、放射線画像撮影時の温度と同一と見なすことができる。しかし、放射線画像撮影時の放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔは、キャリブレーション時等に差分ε（ｘ，ｙ）を算出した際の温度Ｔ´とは必ずしも同じでなく、寧ろ異なる温度である場合が多い。 In this case, if the dark reading process is performed immediately before or after the radiographic image capturing, the temperature T of the radiation detecting element (x, y) when the dark read value D (x, y) is read is the same as that at the time of radiographic image capturing. It can be considered the same as temperature. However, the temperature T of the radiation detection element (x, y) at the time of radiographic imaging is not necessarily the same as the temperature T ′ when the difference ε (x, y) is calculated at the time of calibration or the like. In many cases.

しかし、当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）やそれに対応付けられた他の複数の放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）は互いに同じように温度変動すると考えられるため、仮に、放射線画像撮影時における当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）自体のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の分布や、ダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）の空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）の分布を考えた場合、それらの分布は、図１５に示すように、図１４に示したキャリブレーション時のダーク読取値Ｄ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布や空間的平均値Ｗ_ｍ（ｘ，ｙ）の分布を、それぞれグラフ上でその温度差に対応するように左右に平行移動させたような分布になると考えられる。 However, the one radiation detection element (x, y) and other radiation detection elements (x−2, y−2) to (x + 2, y + 2) associated with the radiation detection element (x, y) are considered to fluctuate in temperature in the same manner. Therefore, it is assumed that the distribution of the dark reading value D (x, y) of the one radiation detection element (x, y) itself at the time of radiographic image capturing and the dark reading value D (x−2, y−2) ˜ Considering the distribution of the spatial average value W (x, y) of D (x + 2, y + 2), as shown in FIG. 15, the distribution is the dark read value D _m at the time of calibration shown in FIG. It is considered that the distribution of (x, y) and the distribution of the spatial average value W _m (x, y) are translated to the left and right so as to correspond to the temperature difference on the graph.

従って、放射線画像撮影時における当該１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）自体のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の分布の平均値μ_Ｄ（ｘ，ｙ）や、ダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）の空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）の分布の平均値μ_Ｗ（ｘ，ｙ）を考えた場合、それらの平均値の差は上記差分ε（ｘ，ｙ）に等しくなる。すなわち、
ε（ｘ，ｙ）＝μ_Ｄ（ｘ，ｙ）−μ_Ｗ（ｘ，ｙ） …（４）
が成り立つ。 Accordingly, the average value μ _D (x, y) of the distribution of the dark read value D (x, y) of the one radiation detection element (x, y) itself at the time of radiographic imaging or the dark read value D (x− 2, y−2) to D (x + 2, y + 2), the average value μ _W (x, y) of the distribution of the spatial average values _W (x, y) is considered. equal to ε (x, y). That is,
ε (x, y) = μ _D (x, y) −μ _W (x, y) (4)
Holds.

一方、複数の各放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）から取得されるダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）は、１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）からのダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の場合と同様にそれぞれにゆらぎ（ばらつき）が生じ、それらの平均値である空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）にもゆらぎが生じる。 On the other hand, the dark read values D (x−2, y−2) to D (x + 2, y + 2) acquired from the plurality of radiation detection elements (x−2, y−2) to (x + 2, y + 2) are 1 As in the case of the dark reading value D (x, y) from the two radiation detection elements (x, y), fluctuations (variations) occur in each, and the spatial average value W (x, y) that is the average value thereof. Fluctuation also occurs.

しかし、空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）は各ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）が加算され平均化されたものであるから、ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）のゆらぎが相殺し合って緩和されるため、図１４や図１５に示すように、１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）から取得されるダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）のゆらぎの分布に比べて、空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）の分布は標準偏差が小さい分布になる。 However, since the spatial average value W (x, y) is obtained by adding the respective dark reading values D (x, y) and averaging them, fluctuations in the dark reading values D (x, y) cancel each other out. 14 and FIG. 15, the spatial average is compared with the fluctuation distribution of the dark read value D (x, y) obtained from one radiation detection element (x, y). The distribution of the value W (x, y) is a distribution with a small standard deviation.

そこで、放射線画像撮影時に得られたダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）の空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）は、その分布の平均値μ_Ｗ（ｘ，ｙ）にほぼ等しくなるため、
Ｗ（ｘ，ｙ）＝μ_Ｗ（ｘ，ｙ） …（５）
とする。 Therefore, the spatial average value W (x, y) of the dark read values D (x−2, y−2) to D (x + 2, y + 2) obtained at the time of radiographic imaging is the average value μ _W ( x, y) is almost equal to
W (x, y) = μ _W (x, y) (5)
And

また、図１５におけるダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の分布の平均値μ_Ｄ（ｘ，ｙ）は、図１１の分布と比較して分かるように、複数回行われたダーク読取処理で得られた複数のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）の平均値Ｄ_ｋave（ｘ，ｙ）としてのオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に等しい。すなわち、
μ_Ｄ（ｘ，ｙ）＝Ｏ（ｘ，ｙ） …（６）
が成り立つ。 Further, the average value μ _D (x, y) of the distribution of the dark reading values D (x, y) in FIG. 15 is obtained by the dark reading processing performed a plurality of times, as can be seen from the distribution of FIG. It is equal to the offset correction value O (x, y) as an average value D _kave (x, y) of the _obtained dark read values D _k (x, y). That is,
μ _D (x, y) = O (x, y) (6)
Holds.

そして、上記（５）、（６）式を上記（４）式に代入すると、
ε（ｘ，ｙ）＝Ｏ（ｘ，ｙ）−Ｗ（ｘ，ｙ） …（７）
となる。 Substituting the above equations (5) and (6) into the above equation (4),
ε (x, y) = O (x, y) −W (x, y) (7)
It becomes.

従って、今回の放射線画像撮影における１つの放射線検出素子（ｘ，ｙ）のオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）は、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）とそれに対応付けられた他の複数の放射線検出素子（ｘ−２，ｙ−２）〜（ｘ＋２，ｙ＋２）から得られた各ダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）から算出される空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）と、記憶手段２３に保存されている差分ε（ｘ，ｙ）とを用いて、
Ｏ（ｘ，ｙ）＝ε（ｘ，ｙ）＋Ｗ（ｘ，ｙ） …（８）
に従って算出されることが分かる。 Accordingly, the offset correction value O (x, y) of one radiation detection element (x, y) in the current radiographic imaging is the radiation detection element (x, y) and a plurality of other radiations associated therewith. Spatial average value calculated from the dark read values D (x−2, y−2) to D (x + 2, y + 2) obtained from the detection elements (x−2, y−2) to (x + 2, y + 2). Using W (x, y) and the difference ε (x, y) stored in the storage means 23,
O (x, y) = ε (x, y) + W (x, y) (8)
It can be seen that it is calculated according to

そこで、制御手段２２は、上記のように、放射線画像撮影の前または後に１回（または２回程度）のダーク読取処理を行い、取得されたダーク読取値Ｄ（ｘ−２，ｙ−２）〜Ｄ（ｘ＋２，ｙ＋２）に基づいて当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）の空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）を算出すると、記憶手段２３から差分ε（ｘ，ｙ）を読み出して、上記（８）式に従って当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）のオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する。また、このオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）の算出を、全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について行う。 Therefore, as described above, the control means 22 performs the dark reading process once (or about twice) before or after the radiographic imaging, and the obtained dark reading value D (x−2, y−2). When the spatial average value W (x, y) of the radiation detection element (x, y) is calculated based on ~ D (x + 2, y + 2), the difference ε (x, y) is read from the storage means 23, and the above The offset correction value O (x, y) of the radiation detection element (x, y) is calculated according to the equation (8). Further, the offset correction value O (x, y) is calculated for all the radiation detection elements (x, y).

このようにして、放射線画像撮影の前または後にダーク読取処理を１回（或いは２回程度）だけ行って、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出することができる。なお、このオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）の算出は、放射線画像撮影時だけでなく、工場出荷時等に行われる前述した第１特性テーブルＬＵＴ１の作成の際にも同様にして行われる。 In this manner, the offset correction value O (x, y) can be calculated by performing the dark reading process once (or about twice) before or after radiographic imaging. The calculation of the offset correction value O (x, y) is performed not only at the time of radiographic image capturing but also at the time of creating the above-described first characteristic table LUT1 performed at the time of factory shipment or the like.

［放射線画像撮影システム］
上記の実施形態の放射線画像撮影装置１では、放射線画像撮影装置１の制御手段２２が演算手段として、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出したり、第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２（およびゲイン補正値マップ）を参照してオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）から温度Ｔを推定してゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）修正係数を割り出して、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正して最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成する場合について説明した。 [Radiation imaging system]
In the radiographic image capturing apparatus 1 of the above-described embodiment, the control unit 22 of the radiographic image capturing apparatus 1 calculates the offset correction value O (x, y) as the calculation unit, or the first and second characteristic tables LUT1, LUT2. (And gain correction value map), the temperature T is estimated from the offset correction value O (x, y), the gain correction value G (x, y) correction coefficient is calculated, and the actual image data F (x, y) is calculated. ) Is corrected to generate the final image data F _O (x, y).

しかし、放射線画像撮影装置１から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）やダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）等をコンソール等の外部装置に送信して、コンソール等で実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を補正して最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成するように構成することも可能である。そこで、以下、コンソールで最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を生成するように構成された放射線画像撮影システムの実施形態について説明する。 However, the radiographic image capturing apparatus 1 transmits the actual image data F (x, y), the dark read value D (x, y), the offset correction value O (x, y), etc. to an external device such as a console, and the console. The final image data F _O (x, y) can be generated by correcting the actual photographed image data F (x, y) or the like. Accordingly, an embodiment of a radiographic imaging system configured to generate final image data F _O (x, y) at the console will be described below.

本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０は、病院や医院内で行われる放射線画像撮影を想定したシステムであり、図１６に示すように、複数の撮影室Ｒと、複数のコンソールＣと、データ管理サーバＳ等で構成されている。 The radiographic image capturing system 50 according to the present embodiment is a system assuming radiographic image capturing performed in a hospital or clinic, and as illustrated in FIG. 16, a plurality of imaging rooms R, a plurality of consoles C, and data The management server S is configured.

なお、図１６では、撮影室がＲ１〜Ｒ４まで４室設けられ、コンソールがＣ１〜Ｃ３まで３機設けられる場合が示されているが、これに限定されない。また、本発明は、撮影室ＲとコンソールＣとが予め１対１に対応付けられているシステムや、複数の撮影室Ｒに１つのコンソールＣが共有に設けられているようなシステムにも適用される。 FIG. 16 shows a case where four shooting rooms are provided from R1 to R4 and three consoles are provided from C1 to C3. However, the present invention is not limited to this. The present invention is also applicable to a system in which the shooting room R and the console C are associated with each other in a one-to-one correspondence or a system in which one console C is provided in common in the plurality of shooting rooms R. Is done.

本実施形態では、図１７に示すように、各撮影室Ｒには、前述した放射線画像撮影装置１（可搬型放射線画像撮影装置１）を装填可能なブッキー装置５１や、放射線を発生させる図示しないＸ線管球を備える放射線発生装置５２、放射線画像撮影装置１と無線通信可能な無線アンテナ５３を備えた基地局５４と、基地局５４を介して放射線画像撮影装置１とコンソールＣとが無線通信する際にこれらの通信を中継する無線アクセスポイント５５等が設けられている。 In the present embodiment, as shown in FIG. 17, each radiographing room R has a bucky device 51 in which the above-described radiographic image capturing device 1 (portable radiographic image capturing device 1) can be loaded, or radiation is not illustrated. The radiological image capturing apparatus 1 and the console C communicate with each other via the base station 54, the radiation generating apparatus 52 including the X-ray tube, the base station 54 including the radio antenna 53 capable of wireless communication with the radiographic image capturing apparatus 1. In this case, a wireless access point 55 or the like that relays these communications is provided.

本実施形態では、ブッキー装置５２として、立位撮影用のブッキー装置５１Ａと臥位撮影用のブッキー装置５１Ｂが設けられている場合が想定されている。各ブッキー装置５１には、放射線画像撮影装置１を所定の位置に保持するためのカセッテ保持部５１ａが設けられており、カセッテ保持部５１ａに放射線画像撮影装置１が装填できるようになっている。 In the present embodiment, it is assumed that a bucky device 52A for standing position photography and a bucky device 51B for standing position photography are provided as the bucky device 52. Each bucky device 51 is provided with a cassette holding unit 51a for holding the radiographic image capturing device 1 in a predetermined position, and the radiographic image capturing device 1 can be loaded into the cassette holding unit 51a.

また、本実施形態では、放射線画像撮影装置１に対して放射線を照射する放射線発生装置５２が撮影室Ｒごとに１機ずつ設けられており、立位撮影用および臥位撮影用のブッキー装置５１Ａ、５１Ｂに対して１つの放射線発生装置５２が共用されるようになっている。なお、各ブッキー装置５１Ａ、５１Ｂに、別々の放射線発生装置を対応付けて設けるように構成することも可能である。 In the present embodiment, one radiation generator 52 for irradiating radiation to the radiographic imaging apparatus 1 is provided for each radiographing room R, and a bucky apparatus 51A for standing position imaging and lying position imaging. , 51B, one radiation generator 52 is shared. It should be noted that it is also possible to configure each of the bucky devices 51A and 51B in association with a separate radiation generating device.

前室Ｒａには、放射線発生装置５２からの放射線の照射開始を指示するためのスイッチ手段５６等を備えた放射線の照射を制御する操作卓５７が設けられている。操作卓５７は、ＣＰＵを備えるコンピュータや専用のプロセッサ（processor）を備えるコンピュータで構成されている。また、操作卓５７は、スイッチ手段５６や放射線発生装置５２と接続されるとともに、ネットワークＮ（図１６参照）を介してコンソールＣにも接続されている。 The front chamber Ra is provided with a console 57 for controlling radiation irradiation, which includes a switch means 56 for instructing the start of radiation irradiation from the radiation generator 52. The console 57 is configured by a computer having a CPU or a computer having a dedicated processor. The console 57 is connected to the switch means 56 and the radiation generator 52, and is also connected to the console C via the network N (see FIG. 16).

また、本実施形態では、放射線画像撮影装置１には、前述した構成のほか、図示しないＲＦＩＤ（Radio Frequency IDentification）タグと呼ばれるタグが用いられており、タグには、タグの各部を制御する制御回路や放射線画像撮影装置１の固有情報を記憶する記憶部がコンパクトに内蔵されている。 In the present embodiment, in addition to the above-described configuration, the radiographic image capturing apparatus 1 uses a tag called an RFID (Radio Frequency IDentification) tag (not shown), and the tag is controlled to control each part of the tag. The memory | storage part which memorize | stores the specific information of a circuit and the radiographic imaging apparatus 1 is contained compactly.

そして、前室Ｒａの出入口付近には、ＲＦＩＤの技術を用いて放射線画像撮影装置１と情報をやりとりするタグリーダ５８（図１７参照）が設置されている。タグリーダ５８は、内蔵する図示しないアンテナを介して電波等に所定の指示情報を乗せて発信し、前室Ｒａや撮影室Ｒに入室し或いは退室する放射線画像撮影装置１を検出するようになっている。そして、タグリーダ５８は、検出した放射線画像撮影装置１のＲＦＩＤタグに記憶された固有情報を読み取り、読み取った固有情報を操作卓５７に送信するようになっている。 A tag reader 58 (see FIG. 17) for exchanging information with the radiation imaging apparatus 1 using RFID technology is installed near the entrance of the front chamber Ra. The tag reader 58 transmits predetermined instruction information on radio waves or the like via a built-in antenna (not shown), and detects the radiographic imaging apparatus 1 that enters or leaves the front room Ra or the imaging room R. Yes. The tag reader 58 reads the unique information stored in the detected RFID tag of the radiographic imaging apparatus 1 and transmits the read unique information to the console 57.

操作卓５７は、タグリーダ５８から放射線画像撮影装置１の固有情報を受信すると、図示しない記憶手段に登録されている放射線画像撮影装置１のリストを参照して、リスト中に当該放射線画像撮影装置１の情報が登録されていなければ持ち込まれたものとして登録し、リスト中に当該放射線画像撮影装置１の情報が登録されていれば持ち出されたものとして当該放射線画像撮影装置１の情報をリストから抹消して、撮影室Ｒ内等に持ち込まれ或いは持ち出される放射線画像撮影装置１を把握して管理するようになっている。 When the console 57 receives the specific information of the radiographic imaging device 1 from the tag reader 58, the console 57 refers to the list of the radiographic imaging device 1 registered in a storage unit (not shown), and the radiographic imaging device 1 is included in the list. If the information of the radiographic imaging apparatus 1 is not registered, it is registered as brought in, and if the information of the radiographic imaging apparatus 1 is registered in the list, the information of the radiographic imaging apparatus 1 is deleted from the list as being taken out. Thus, the radiographic imaging device 1 brought into or taken out from the imaging room R or the like is grasped and managed.

また、操作卓５７は、コンソールＣから放射線画像撮影装置１のリストの送信要求を受信すると、そのコンソールＣに対してリストを送信するようになっている。なお、タグリーダ５８で検出した放射線画像撮影装置１の固有情報や撮影室ＲのＩＤ等をネットワークＮを介してデータ管理サーバＳに送信し、データ管理サーバＳで撮影室Ｒ１〜Ｒ４にどの放射線画像撮影装置１が存在するかを管理するように構成することも可能である。 In addition, when the console 57 receives a transmission request for the list of the radiation imaging apparatus 1 from the console C, the console 57 transmits the list to the console C. In addition, the specific information of the radiographic imaging device 1 detected by the tag reader 58, the ID of the radiographing room R, and the like are transmitted to the data management server S via the network N, and the radiographic image is sent to the radiographing rooms R1 to R4 by the data management server S It may be configured to manage whether or not the photographing apparatus 1 exists.

図１６に示すように、ネットワークＮには、各撮影室Ｒの操作卓５７のほか、データ管理サーバＳや複数のコンソールＣが接続されており、さらに、各撮影室Ｒの無線アクセスポイント５５を介して放射線画像撮影装置１から送信され、或いは放射線画像撮影装置１に送信されるデータや信号を送受信するための無線通信手段Ｉが接続されている。 As shown in FIG. 16, in addition to the console 57 of each shooting room R, a data management server S and a plurality of consoles C are connected to the network N, and a wireless access point 55 of each shooting room R is connected to the network N. A wireless communication means I for transmitting and receiving data and signals transmitted from the radiographic imaging apparatus 1 or transmitted to the radiographic imaging apparatus 1 is connected.

データ管理サーバＳは、図示しないＣＰＵやＲＯＭ、ＲＡＭ、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータで構成されており、ＲＯＭに格納される所定のプログラムを読み出してＲＡＭの作業領域に展開してプログラムに従って各種処理を実行してデータを管理するとともに、放射線画像撮影システム５０全体の制御も行うようになっている。 The data management server S is composed of a computer in which a CPU, ROM, RAM, input / output interface, etc. (not shown) are connected to the bus. The data management server S reads a predetermined program stored in the ROM and expands it in the work area of the RAM. Various processes are executed according to the program to manage the data, and the entire radiographic imaging system 50 is also controlled.

また、各コンソールＣもコンピュータで構成されており、コンソールＣで複数の撮影室Ｒ１〜Ｒ４の中から１つの撮影室Ｒを指定することで、当該コンソールＣと指定された撮影室Ｒとが１対１に対応するようになっている。そして、コンソールＣから指定した撮影室Ｒの操作卓５７に対して当該撮影室Ｒで行われる予定の放射線画像撮影に関する情報が送信されるようになっている。 Each console C is also configured by a computer, and by specifying one shooting room R from the plurality of shooting rooms R1 to R4 by the console C, the console C and the specified shooting room R are set to one. It corresponds to one-on-one. Information regarding radiographic imaging scheduled to be performed in the imaging room R is transmitted from the console C to the console 57 of the imaging room R specified.

前述したように、コンソールＣは、指定した撮影室Ｒの操作卓５７に放射線画像撮影装置１のリストの送信要求を送信して、その撮影室Ｒ内に存在する放射線画像撮影装置１のリストを入手できるようになっている。 As described above, the console C transmits a transmission request for the list of the radiographic imaging devices 1 to the console 57 of the designated radiographic room R, and the list of the radiographic imaging devices 1 existing in the radiographic room R is displayed. It can be obtained.

また、本実施形態では、コンソールＣは、撮影室Ｒ内に存在する放射線画像撮影装置１を指定して、無線通信手段Ｉや無線アクセスポイント５５等を介して当該放射線画像撮影装置１に覚醒信号を送信することで、アンテナ装置４０を介して当該放射線画像撮影装置１に覚醒信号を受信させて、当該放射線画像撮影装置１の放射線検出素子７の電力供給状態をスリープモードから撮影可能モードに切り替えることができるようになっている。 In the present embodiment, the console C designates the radiographic image capturing apparatus 1 existing in the radiographing room R, and sends a wake-up signal to the radiographic image capturing apparatus 1 via the wireless communication means I, the wireless access point 55, or the like. Is transmitted to the radiographic imaging device 1 via the antenna device 40, and the power supply state of the radiation detection element 7 of the radiographic imaging device 1 is switched from the sleep mode to the radiographable mode. Be able to.

また、前述したように、本実施形態では、放射線画像撮影装置１は、電力供給状態を撮影可能モードに切り替えた後、所定時間内に放射線が照射されない場合には、自動的に電力供給状態を撮影可能モードからスリープモードに切り替えるようになっている。 In addition, as described above, in the present embodiment, the radiographic image capturing apparatus 1 automatically switches the power supply state when the radiation is not irradiated within a predetermined time after the power supply state is switched to the photographing enable mode. The camera is switched from the photographable mode to the sleep mode.

しかし、放射線画像撮影装置１がこのように構成されていない場合でも、コンソールＣが、放射線画像撮影装置１に対して覚醒信号を送信した後、予め設定された所定時間内に放射線が照射されない場合には、当該放射線画像撮影装置１に信号を送信して、その電力供給状態を撮影可能モードから前記スリープモードに切り替えることができるように構成することが可能である。このように構成すれば、放射線画像撮影装置１で電力が無駄に消費されることを防止することができる。 However, even when the radiographic image capturing apparatus 1 is not configured in this way, after the console C transmits a wake-up signal to the radiographic image capturing apparatus 1, no radiation is irradiated within a predetermined time set in advance. In this case, it is possible to transmit the signal to the radiation image capturing apparatus 1 so that the power supply state can be switched from the image capturing enable mode to the sleep mode. If comprised in this way, it can prevent that electric power is consumed in the radiographic imaging apparatus 1 wastefully.

コンソールＣには、それぞれＨＤＤ（Hard Disk Drive）等からなる記憶手段Ｍが接続されており、記憶手段Ｍには、前述した放射線画像撮影装置１の記憶手段２３に記憶されているものと同様の、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）とを対応付ける第１特性テーブルＬＵＴ１と、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）とを対応付ける第２特性テーブルＬＵＴ２とが保存されている。 The console C is connected with storage means M each composed of an HDD (Hard Disk Drive) or the like, and the storage means M is the same as that stored in the storage means 23 of the radiation imaging apparatus 1 described above. The first characteristic table LUT1 that associates the temperature T of the radiation detection element (x, y) with the offset correction value O (x, y), the temperature T of the radiation detection element (x, y), and the gain correction value G (x , Y) is stored in the second characteristic table LUT2.

なお、上記の放射線画像撮影装置１の実施形態の場合と同様に、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０の記憶手段Ｍには、第２特性テーブルＬＵＴ２については、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数とを対応付ける第２特性テーブルＬＵＴ２と、放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに定数が割り当てられたゲイン補正値マップとが保存されている。 As in the case of the embodiment of the radiographic imaging apparatus 1 described above, the storage means M of the radiographic imaging system 50 according to the present embodiment includes a radiation detection element (x, y) for the second characteristic table LUT2. ) And the second characteristic table LUT2 that associates the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) with each other, and a gain assigned with a constant for each radiation detection element (x, y) of the radiation imaging apparatus 1 A correction value map is stored.

この第１特性テーブルＬＵＴ１と第２特性テーブルＬＵＴ２は、それぞれ各放射線画像撮影装置１ごとに保存されていてもよいが、特に第２特性テーブルＬＵＴ２に関しては、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔとゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数とを対応付ける第２特性テーブルＬＵＴ２を用いる場合には、各放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）でゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数の温度依存性がほぼ等しいため、全ての放射線画像撮影装置１の全放射線検出素子（ｘ，ｙ）について共通の１つの第２特性テーブルＬＵＴ２を用いることができる。その場合、共通の１つの第２特性テーブルＬＵＴ２と、各放射線画像撮影装置１のゲイン補正値マップが記憶手段Ｍに保存される。 The first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 may be stored for each radiographic image capturing apparatus 1, but particularly with respect to the second characteristic table LUT2, the temperature of the radiation detection element (x, y). When the second characteristic table LUT2 that associates T with the correction coefficient of the gain correction value G (x, y) is used, the gain correction value G (in each radiation detection element (x, y) of each radiographic imaging device 1 is used. Since the temperature dependence of the correction coefficient of x, y) is substantially equal, one common second characteristic table LUT2 can be used for all the radiation detection elements (x, y) of all the radiographic imaging apparatuses 1. In that case, one common second characteristic table LUT2 and the gain correction value map of each radiographic image capturing apparatus 1 are stored in the storage means M.

また、各コンソールＣ１〜Ｃ３の記憶手段Ｍ１〜Ｍ３にそれぞれ全ての放射線画像撮影装置１に関する第１特性テーブルＬＵＴ１と第２特性テーブルＬＵＴ２が保存されている必要はなく、いずれかの記憶手段Ｍに保存されていればよい。 Further, it is not necessary to store the first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 related to all the radiographic imaging apparatuses 1 in the storage units M1 to M3 of the respective consoles C1 to C3. It only has to be stored.

その場合、コンソールＣは、指定した放射線画像撮影装置１に関する第１特性テーブルＬＵＴ１と第２特性テーブルＬＵＴ２が自らに接続された記憶手段Ｍに保存されていない場合には、他のコンソールＣに接続された記憶手段Ｍから当該放射線画像撮影装置１に関する第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２の情報を入手するようになっている。第２特性テーブルＬＵＴ２が全放射線検出素子（ｘ，ｙ）共通とされている場合には、併せて当該放射線画像撮影装置１のゲイン補正マップも入手する。このように構成すれば、各コンソールＣの記憶手段Ｍの記憶容量を効率よく活用することが可能となる。 In this case, the console C is connected to another console C if the first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 related to the designated radiographic image capturing apparatus 1 are not stored in the storage means M connected to itself. The information of the first and second characteristic tables LUT1, LUT2 related to the radiation image capturing apparatus 1 is obtained from the stored storage means M. When the second characteristic table LUT2 is common to all radiation detection elements (x, y), the gain correction map of the radiation image capturing apparatus 1 is also obtained. If comprised in this way, it will become possible to utilize the memory capacity of the memory | storage means M of each console C efficiently.

なお、各撮影室Ｒに設けられた放射線発生装置５２が互いに異なるメーカー製である等して、同じ放射線画像撮影装置１の同じ放射線検出素子（ｘ，ｙ）であっても放射線発生装置５２ごとに設定されるべき定数（ゲイン補正値マップ）が異なる場合がある。そのような場合には、放射線画像撮影装置１に関する第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等を、さらに放射線発生装置５２ごとに作成して、予め各コンソールＣのいずれかの記憶手段Ｍに保存しておくことも可能である。 In addition, even if it is the same radiation detection element (x, y) of the same radiographic imaging device 1 because the radiation generating device 52 provided in each radiographic room R is made from a mutually different manufacturer, etc. The constant (gain correction value map) to be set to may be different. In such a case, the first and second characteristic tables LUT1, LUT2, etc. relating to the radiation image capturing apparatus 1 are further created for each radiation generator 52 and stored in advance in any storage means M of each console C. It is also possible to keep it.

その際、第２特性テーブルＬＵＴ２が全放射線画像撮影装置１の全放射線検出素子（ｘ，ｙ）について共通とされている場合には、第２特性テーブルＬＵＴ２と各放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに定数が割り当てられたゲイン補正値マップのほかに、さらに放射線発生装置５２ごとの定数マップを作成し、全てまたはいずれかのコンソールＣの記憶手段Ｍに保存しておくことが好ましい。 At this time, if the second characteristic table LUT2 is common to all radiation detection elements (x, y) of the total radiation image capturing apparatus 1, the second characteristic table LUT2 and each radiation image capturing apparatus 1 each radiation. In addition to the gain correction value map in which a constant is assigned to each detection element (x, y), a constant map for each radiation generator 52 is created and stored in the storage means M of all or any console C. It is preferable to keep it.

この場合、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数割り出し処理においては、放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔから第２特性テーブルＬＵＴ２に基づいてゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数を割り出し、それに各放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの定数（ゲイン補正値マップから求められる）を乗算し、さらに、用いられた放射線発生装置５２に割り当てられた定数が乗算されて、最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）が算出される。 In this case, in the correction coefficient calculation process of the gain correction value G (x, y), the gain correction value G (x, y) is calculated from the temperature T of the radiation detection element (x, y) based on the second characteristic table LUT2. A correction coefficient is calculated, multiplied by a constant (obtained from the gain correction value map) for each radiation detection element (x, y) of each radiation imaging apparatus 1, and further assigned to the used radiation generation apparatus 52. The final gain correction value G (x, y) is calculated by multiplying the constants.

また、各放射線画像撮影装置１に関する第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等の情報を、各コンソールＣの記憶手段Ｍに保存しておく代わりに、データ管理サーバＳ等の図示しない記憶手段に保存しておくように構成することも可能である。 Further, instead of storing information such as the first and second characteristic tables LUT1, LUT2 and the like relating to each radiation image capturing apparatus 1 in the storage means M of each console C, the information is stored in storage means (not shown) such as the data management server S. It can also be configured to be stored.

さらに、本実施形態では、放射線画像撮影装置１に関する第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等の情報を各コンソールＣのいずれかの記憶手段Ｍに保存しておけばよいため、各放射線画像撮影装置１の記憶手段２３に第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等の情報が保存されている必要はない。 Furthermore, in the present embodiment, information such as the first and second characteristic tables LUT1, LUT2 and the like relating to the radiation image capturing apparatus 1 may be stored in any storage means M of each console C. Information such as the first and second characteristic tables LUT1, LUT2 need not be stored in the storage means 23 of the apparatus 1.

次に、上記のように構成された放射線画像撮影システム５０における処理について説明するとともに、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０の作用について説明する。 Next, processing in the radiographic imaging system 50 configured as described above will be described, and an operation of the radiographic imaging system 50 according to the present embodiment will be described.

放射線技師等の操作者は、コンソールＣ１〜Ｃ３のいずれかのコンソールＣを操作して、複数の撮影室Ｒ１〜Ｒ４の中から１つの撮影室Ｒを指定する。すると、コンソールＣから、指定した撮影室Ｒの操作卓５７に放射線画像撮影装置１のリストの送信要求が送信され、操作卓５７からその撮影室Ｒ内に存在する放射線画像撮影装置１のリストがコンソールＣに送信される。 An operator such as a radiologist operates one of the consoles C1 to C3 to designate one imaging room R from among the plurality of imaging rooms R1 to R4. Then, a transmission request for the list of the radiographic imaging devices 1 is transmitted from the console C to the console 57 of the designated radiographing room R, and the list of the radiographic imaging devices 1 existing in the radiographing room R is transmitted from the console 57. Sent to console C.

撮影室Ｒ内に存在する放射線画像撮影装置１の情報は、例えば、コンソールＣの図示しない表示画面上にアイコン等の形で表示される。操作者は、使用する放射線画像撮影装置１の情報が表示されていれば、画面上でそれを選択して指定する。その際、指定すると同時に、コンソールＣから当該放射線画像撮影装置１に自動的に覚醒信号を送信するように構成してもよく、操作者が改めて当該放射線画像撮影装置１に覚醒信号を送信するように操作することにより覚醒信号を送信するように構成してもよい。 Information of the radiographic imaging device 1 existing in the imaging room R is displayed in the form of an icon or the like on a display screen (not shown) of the console C, for example. If the information of the radiation image capturing apparatus 1 to be used is displayed, the operator selects and designates it on the screen. At that time, it may be configured so that the wake-up signal is automatically transmitted from the console C to the radiographic image capturing apparatus 1 simultaneously with the designation, and the operator transmits the wake-up signal to the radiographic image capturing apparatus 1 again. It may be configured to transmit a wake-up signal by operating to.

また、使用する放射線画像撮影装置１の情報がコンソールＣの表示画面上に表示されない場合には、操作者は当該放射線画像撮影装置１が撮影室Ｒ内に存在しないと判断し、当該放射線画像撮影装置１を撮影室Ｒ内に持参して搬入する。その際、当該放射線画像撮影装置１にコンソールＣから覚醒信号を送信して覚醒させてもよいが、当該放射線画像撮影装置１を撮影室Ｒに持参する間に操作者が電源スイッチ３７（図１参照）を操作する等して手動で容易に当該放射線画像撮影装置１を覚醒させることができる。 When the information on the radiographic imaging device 1 to be used is not displayed on the display screen of the console C, the operator determines that the radiographic imaging device 1 does not exist in the radiographing room R, and the radiographic imaging Bring the device 1 into the photographing room R and carry it in. At that time, an awakening signal may be transmitted from the console C to the radiographic imaging apparatus 1 to be awakened, but the operator switches the power switch 37 (FIG. 1) while bringing the radiographic imaging apparatus 1 into the imaging room R. The radiographic imaging device 1 can be easily awakened manually by operating (see).

放射線画像撮影装置１は、覚醒信号を受信したり、電源スイッチ３７が操作されることにより、放射線検出素子７の電力供給状態を、スリープモードから撮影可能モードに切り替える。 The radiographic image capturing apparatus 1 switches the power supply state of the radiation detection element 7 from the sleep mode to the radiographable mode by receiving an awakening signal or operating the power switch 37.

また、操作者は、放射線画像撮影装置１をブッキー装置５２のカセッテ保持部５１ａ（図１７参照）に装填する等して、放射線画像撮影の準備を行う。放射線画像撮影装置１で放射線画像撮影の前に少なくとも１回のダーク読取処理を行う場合には、例えば、この段階でダーク読取が行われる。 In addition, the operator prepares for radiographic imaging by loading the radiographic imaging apparatus 1 into the cassette holding unit 51a (see FIG. 17) of the bucky apparatus 52. When the radiographic image capturing apparatus 1 performs at least one dark reading process before radiographic image capturing, for example, dark reading is performed at this stage.

操作者は、ブッキー装置５２に放射線画像撮影装置１を装填して、患者を立位撮影用のブッキー装置５１Ａの所定の位置に立たせたり、臥位撮影用のブッキー装置５１Ｂの上面上に寝かせる等して撮影位置を定めた後、前室Ｒａに移動して操作卓５７のスイッチ手段５６を操作する。 The operator loads the radiographic imaging device 1 in the bucky device 52 and places the patient on a predetermined position of the bucky device 51A for standing imaging, or lies on the upper surface of the bucky device 51B for standing imaging. Then, after determining the shooting position, it moves to the front room Ra and operates the switch means 56 of the console 57.

その際、通常、スイッチ手段５６の図示しないボタンをそのストローク方向に半分程度押し込んで、いわゆる半押しの状態にすると、その情報が操作卓５７に送信され、操作卓５７から放射線発生装置５２に起動信号が送信される。放射線発生装置５２は、起動信号を受信すると、Ｘ線管球の図示しない陽極の回転を開始する等して起動する。そして、スイッチ手段５６のボタンがそのストローク方向にさらに押し込まれて、いわゆる全押しされると、その情報が操作卓５７に送信され、操作卓５７から放射線発生装置５２に照射信号が送信される。放射線発生装置５２は、照射信号を受信すると、Ｘ線管球から放射線を照射する。 At that time, normally, when a button (not shown) of the switch means 56 is pressed halfway in the stroke direction so as to be in the so-called half-pressed state, the information is transmitted to the console 57 and activated from the console 57 to the radiation generator 52. A signal is transmitted. When receiving the activation signal, the radiation generator 52 is activated by starting rotation of an anode (not shown) of the X-ray tube. Then, when the button of the switch means 56 is further pushed in the stroke direction and is fully pushed, the information is transmitted to the console 57, and an irradiation signal is transmitted from the console 57 to the radiation generator 52. When receiving the irradiation signal, the radiation generator 52 emits radiation from the X-ray tube.

操作者が、スイッチ手段５６のボタンを半押しした後、全押しするまでの間には、通常、１秒程度の時間間隔があるため、その１秒程度の時間間隔の間に、放射線画像撮影装置１で放射線画像撮影の前に少なくとも１回のダーク読取処理を行うように構成することも可能である。 Since there is usually a time interval of about 1 second after the operator half-presses the button of the switch means 56 until it is fully pressed, radiographic imaging is performed during the time interval of about 1 second. The apparatus 1 may be configured to perform at least one dark reading process before radiographic imaging.

放射線画像撮影装置１の制御手段２２（図７参照）は、前述したように、放射線センサ３５からの検出信号に基づいて、放射線画像撮影装置１に放射線の照射が開始され、照射が終了したと判断すると、上記のように各放射線検出素子（ｘ，ｙ）から実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を読み出して記憶手段２３に記憶させる。 As described above, the control means 22 (see FIG. 7) of the radiographic image capturing apparatus 1 starts radiation irradiation to the radiographic image capturing apparatus 1 based on the detection signal from the radiation sensor 35 and completes the irradiation. When the determination is made, the photographed image data F (x, y) is read from each radiation detection element (x, y) and stored in the storage means 23 as described above.

そして、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）のリセット処理（いわゆる空読み出し）を繰り返し行って、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）の読み出し後も各放射線検出素子（ｘ，ｙ）内に残存する余分な電荷を各放射線検出素子（ｘ，ｙ）内から除去した後、本実施形態では、少なくとも１回の所定回数のダーク読取処理を行い、所定回数分のダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）を記憶手段２３に記憶させる。なお、放射線画像撮影の前に少なくとも１回の所定回数のダーク読取処理を行う場合には、この放射線画像撮影の後のダーク読取処理は行われない。 Then, reset processing (so-called empty reading) of each radiation detection element (x, y) is repeatedly performed, and remains in each radiation detection element (x, y) even after the real image data F (x, y) is read. In this embodiment, after removing excess charges from each radiation detection element (x, y), at least one predetermined number of times of dark reading processing is performed, and a predetermined number of times of dark reading values D _k (x, y) are obtained. ) Is stored in the storage means 23. Note that when the dark reading process is performed at least once a predetermined number of times before the radiographic image capturing, the dark reading process after the radiographic image capturing is not performed.

ここで、上記の放射線画像撮影装置１の実施形態では、放射線画像撮影装置１の内部でダーク読取値Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）に基づくオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）の算出やゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の割り出し、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）の生成が行われたが、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０では、これらの処理をコンソールＣで行うようになっている。 Here, in the embodiment of the radiation image capturing apparatus 1 described above, calculation of the offset correction value O (x, y) based on the dark read value D _k (x, y) and the gain correction value within the radiation image capturing apparatus 1. G (x, y) is calculated and final image data F _O (x, y) is generated. In the radiographic imaging system 50 according to the present embodiment, these processes are performed by the console C. It has become.

その際、上記の変形例のように、放射線画像撮影の前または後に１回だけダーク読取処理を行う場合には、放射線画像撮影装置１から放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）とダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）を送信し、コンソールＣで各ダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）に基づいて空間的平均値Ｗ（ｘ，ｙ）を算出し、上記（８）式に従ってオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出するように構成することが可能である。 At that time, as in the above-described modification, when the dark reading process is performed only once before or after the radiographic image capturing, the actual image data F for each radiation detection element (x, y) is transmitted from the radiographic image capturing device 1. (X, y) and the dark reading value D (x, y) are transmitted, and the console C calculates a spatial average value W (x, y) based on each dark reading value D (x, y). The offset correction value O (x, y) can be calculated according to the equation (8).

しかし、放射線画像撮影の前または後に複数回のダーク読取処理を行うように構成した場合に、放射線画像撮影装置１から、放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）と、複数回分のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）を送信すると、データの送信時間が長くなるとともに、データ送信のために放射線画像撮影装置１のバッテリ４１の電力消費量が大きくなる。 However, in the case where the dark reading process is performed a plurality of times before or after radiographic imaging, the actual image data F (x, y) for each radiation detection element (x, y) is received from the radiographic imaging apparatus 1. If the dark read values D (x, y) for a plurality of times are transmitted, the data transmission time becomes longer and the power consumption of the battery 41 of the radiation imaging apparatus 1 increases for data transmission.

そのため、そのような場合には、放射線画像撮影装置１で複数回分のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）に基づいてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出し、放射線画像撮影装置１から、放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）とオフセット値Ｏ（ｘ，ｙ）を送信するように構成することも可能である。 Therefore, in such a case, the radiographic image capturing apparatus 1 calculates an offset correction value O (x, y) based on the dark reading values D (x, y) for a plurality of times, and the radiographic image capturing apparatus 1 It is also possible to transmit the real image data F (x, y) and the offset value O (x, y) for each radiation detection element (x, y).

なお、その場合、複数回分のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）に基づいてオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する際にも、放射線画像撮影装置１のバッテリ４１の電力が消費されるため、バッテリ４１の電力消費量や、データ送信のために許容される時間等の観点から、上記のいずれの構成とするかは、適宜決められる。 In this case, when the offset correction value O (x, y) is calculated based on the dark reading values D (x, y) for a plurality of times, the power of the battery 41 of the radiographic image capturing apparatus 1 is consumed. Thus, from the viewpoint of the power consumption of the battery 41, the time allowed for data transmission, and the like, which of the above configurations is determined as appropriate.

上記のようにして、放射線画像撮影が終了すると、放射線画像撮影装置１から、そのアンテナ装置４０を介して、放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）とダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）のデータ、或いは実写画像データＦ（ｘ，ｙ）とオフセット値Ｏ（ｘ，ｙ）のデータが送信され、送信されたデータは、撮影室Ｒの基地局５４や無線アクセスポイント５５で中継され、無線通信手段Ｉに受信される。なお、基地局５４や無線アクセスポイント５５は、中継するデータに撮影室Ｒの撮影室ＩＤを付加して中継する。 When the radiographic imaging is completed as described above, the real image data F (x, y) and the dark reading for each radiation detection element (x, y) are transmitted from the radiographic imaging apparatus 1 via the antenna apparatus 40. Data of value D (x, y) or real image data F (x, y) and offset value O (x, y) is transmitted, and the transmitted data is transmitted to the base station 54 of the photographing room R or wirelessly. It is relayed by the access point 55 and received by the wireless communication means I. The base station 54 and the wireless access point 55 relay the data to be relayed by adding the shooting room ID of the shooting room R.

無線通信手段Ｉに受信されたデータは、一旦データ管理サーバＳに送られ、データ管理サーバＳで撮影室ＩＤが確認されて、当該撮影室Ｒを指定したコンソールＣにデータが送信される。コンソールＣは、データを受信すると、そのデータを自らの記憶手段Ｍに格納する。なお、撮影室とコンソールが１：１に構成されている場合は、データ管理サーバＳを介することなく、直接コンソールに送信されることとしてもよい。 The data received by the wireless communication means I is once sent to the data management server S, the shooting room ID is confirmed by the data management server S, and the data is transmitted to the console C specifying the shooting room R. When the console C receives the data, the console C stores the data in its own storage means M. In addition, when the photographing room and the console are configured to be 1: 1, it may be transmitted directly to the console without going through the data management server S.

そして、コンソールＣは、送信されてきたデータが放射線画像撮影装置１の放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）と複数回分のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）のデータであれば、複数回分のダーク読取値Ｄ（ｘ，ｙ）の平均値を算出してオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する。 The console C then transmits the captured image data F (x, y) for each radiation detection element (x, y) of the radiation image capturing apparatus 1 and the dark reading value D (x, y) for a plurality of times. In the case of the above data, the average value of the dark reading values D (x, y) for a plurality of times is calculated to calculate the offset correction value O (x, y).

コンソールＣは、続いて、当該放射線画像撮影装置１に関する第１特性テーブルＬＵＴ１や第２特性テーブルＬＵＴ２等、或いは、当該放射線画像撮影装置１に関する第１特性テーブルＬＵＴ１や第２特性テーブルＬＵＴ２等が撮影室Ｒの放射線発生装置５２ごとに作成されている場合には当該撮影室Ｒの放射線発生装置５２および当該放射線画像撮影装置１に関する第１特性テーブルＬＵＴ１や第２特性テーブルＬＵＴ２等が、自らの記憶手段Ｍに保存されているか否かを確認する。そして、保存されていなければ、他のコンソールＣの記憶手段Ｍから当該第１および第２特性テーブルＬＵＴ１、ＬＵＴ２等の情報を入手する。 Subsequently, the console C captures images of the first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 related to the radiographic image capturing apparatus 1, or the first characteristic table LUT1 and the second characteristic table LUT2 related to the radiographic image capturing apparatus 1. In the case where each radiation generator 52 in the room R is created, the first characteristic table LUT1, the second characteristic table LUT2, and the like related to the radiation generator 52 in the imaging room R and the radiographic image capturing apparatus 1 are stored in its own memory. It is confirmed whether or not it is stored in the means M. If not stored, information such as the first and second characteristic tables LUT1, LUT2 is obtained from the storage means M of the other console C.

そして、コンソールＣは、放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに、第１特性テーブルＬＵＴ１を参照してオフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）に対応する放射線検出素子（ｘ，ｙ）の放射線画像撮影が行われた時点での温度Ｔを推定する。コンソールＣは、続いて、第２特性テーブルＬＵＴ２を参照して（本実施形態では第２特性テーブルＬＵＴ２とゲイン補正値マップとを参照して）、その温度Ｔに対応する最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を割り出す。 Then, the console C refers to the first characteristic table LUT1 for each radiation detection element (x, y) of the radiation image capturing apparatus 1, and detects the radiation detection element (x corresponding to the offset correction value O (x, y). , Y) The temperature T at the time when the radiographic imaging is performed is estimated. Subsequently, the console C refers to the second characteristic table LUT2 (refer to the second characteristic table LUT2 and the gain correction value map in the present embodiment), and the final gain correction value corresponding to the temperature T. G (x, y) is determined.

そして、当該放射線検出素子（ｘ，ｙ）の実写画像データＦ（ｘ，ｙ）を記憶手段Ｍから読み出し、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）およびゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を上記（１）式に代入して、最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を算出して生成する。 Then, the actual image data F (x, y) of the radiation detection element (x, y) is read from the storage means M, and the actual image data F (x, y), the offset correction value O (x, y), and the gain correction are read out. Substituting the value G (x, y) into the above equation (1), the final image data F _O (x, y) is calculated and generated.

コンソールＣは、この演算処理を当該放射線画像撮影装置１の全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）について行い、それぞれ最終的な画像データＦ_Ｏ（ｘ，ｙ）を算出する。このようにして、コンソールＣは、実写画像データＦ（ｘ，ｙ）に対してオフセット補正およびゲイン補正を行って、当該放射線画像撮影装置１を用いて行われた当該放射線画像撮影による放射線画像を生成する。 The console C performs this calculation process on all the radiation detection elements (x, y) of the radiation image capturing apparatus 1 and calculates final image data F _O (x, y), respectively. In this way, the console C performs offset correction and gain correction on the real image data F (x, y), and obtains a radiographic image obtained by radiographic imaging performed using the radiographic imaging device 1. Generate.

以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０によれば、上記の放射線画像撮影装置１で全ての処理を行う場合と同様に、放射線画像撮影装置１に各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔを測定する温度測定手段を設けなくても、コンソールＣで、オフセット補正値Ｏ（ｘ，ｙ）から温度Ｔを推定してその温度Ｔに対応する最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）を的確に割り出すことが可能となる。 As described above, according to the radiation image capturing system 50 according to the present embodiment, each radiation detection element (x, Even without providing a temperature measuring means for measuring the temperature T of y), the console C estimates the temperature T from the offset correction value O (x, y), and a final gain correction value G corresponding to the temperature T. It is possible to accurately determine (x, y).

そして、温度測定手段を設ける必要がないため、可搬型の放射線画像撮影装置１のサイズが大型化したり、部品点数が増えて製造コストが増大したり、温度測定手段を稼働させるために装置に内蔵されたバッテリ４１の電力がより多く消費されるということも回避することが可能となる。 Since there is no need to provide a temperature measuring means, the size of the portable radiographic imaging device 1 is increased, the number of parts is increased, the manufacturing cost is increased, or the temperature measuring means is built in to operate the temperature measuring means. It is also possible to avoid that the power of the battery 41 is consumed more.

また、放射線画像撮影装置１の検出部Ｐに二次元状に配列された全ての放射線検出素子（ｘ，ｙ）を用いて被写体の放射線画像を撮影することが可能となるため、前述した従来技術のように放射線画像撮影装置１における撮影可能領域が狭くなるという問題を生じない。また、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）がそれぞれ放射線の照射を受けたか否かの判定を行う必要もないため、システムの制御構成が複雑化したり煩雑化することを回避することが可能となる。 In addition, since it is possible to capture a radiographic image of a subject using all the radiation detection elements (x, y) arrayed two-dimensionally in the detection unit P of the radiographic image capturing apparatus 1, the above-described conventional technology As described above, there is no problem that the radiographable area in the radiographic imaging apparatus 1 becomes narrow. In addition, since it is not necessary to determine whether or not each radiation detection element (x, y) has been irradiated with radiation, it is possible to prevent the system control configuration from becoming complicated or complicated. .

なお、上記の放射線画像撮影装置１や放射線画像撮影システム５０の実施形態において、第２特性テーブルＬＵＴ２とともに用いられる各放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）ごとに定数が割り当てられたゲイン補正値マップや放射線発生装置５２ごとの定数マップは、放射線画像撮影装置１が工場から出荷された後、放射線画像撮影システム５０内で用いられるようになった場合に行われるゲインキャリブレーション時に較正され、更新される。 In the embodiment of the radiation image capturing apparatus 1 and the radiation image capturing system 50 described above, a constant is assigned to each radiation detection element (x, y) of each radiation image capturing apparatus 1 used together with the second characteristic table LUT2. The gain correction value map and the constant map for each radiation generation device 52 are used when gain calibration is performed when the radiation image capturing device 1 is used in the radiation image capturing system 50 after being shipped from the factory. Calibrated and updated.

ゲインキャリブレーション時には、所定の放射線発生装置５２との組み合わせで各定数マップが作成されるが、この時の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）からの実写画像データＦ（ｘ，ｙ）自体は、放射線発生装置５２の特性影響を含んだ値である。このゲインキャリブレーション実行時の各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の温度Ｔと実際の撮影時の温度Ｔとに差分が生じた場合、この温度差に基づく特性変化分の補正（修正）を施す必要がある。この温度変動に基づく各放射線検出素子（ｘ，ｙ）の特性変化（ゲイン値Ｇ（ｘ，ｙ）の変動）は、放射線発生装置５２には依存せず、放射線検出素子（ｘ，ｙ）自体に起因するものである。 At the time of gain calibration, each constant map is created in combination with a predetermined radiation generation device 52. The actual image data F (x, y) itself from each radiation detection element (x, y) at this time is: This value includes the influence of the characteristics of the radiation generator 52. If there is a difference between the temperature T of each radiation detection element (x, y) at the time of gain calibration execution and the temperature T at the time of actual imaging, correction (correction) of the characteristic change based on this temperature difference is performed. There is a need. The characteristic change of each radiation detection element (x, y) based on this temperature fluctuation (variation in gain value G (x, y)) does not depend on the radiation generator 52, and the radiation detection element (x, y) itself. This is due to

従って、上記のように、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数として第２特性テーブルＬＵＴ２を保存しておくことで、ゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）の修正係数に、任意の放射線発生装置５２との組み合わせでキャリブレーション時に較正された定数マップに基づく定数（特性変化度合）を乗算することで、温度特性変動を相殺した最終的なゲイン補正値Ｇ（ｘ，ｙ）が得られる。 Therefore, as described above, by storing the second characteristic table LUT2 as the correction coefficient of the gain correction value G (x, y), any radiation can be added to the correction coefficient of the gain correction value G (x, y). By multiplying a constant (degree of characteristic change) based on a constant map calibrated at the time of calibration in combination with the generator 52, a final gain correction value G (x, y) that cancels the temperature characteristic variation is obtained. .

なお、本発明が上記の実施形態や変形例に限定されず、適宜変更可能であることはいうまでもない。 Needless to say, the present invention is not limited to the above-described embodiments and modifications, and can be changed as appropriate.

本実施形態に係る放射線画像撮影装置を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment. 図１におけるＡ−Ａ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the AA line in FIG. 本実施形態に係る基板の構成を示す平面図である。It is a top view which shows the structure of the board | substrate which concerns on this embodiment. 図３の基板上の小領域に形成された撮像素子と薄膜トランジスタ等の構成を示す拡大図である。FIG. 4 is an enlarged view showing a configuration of an imaging element, a thin film transistor, and the like formed in a small region on the substrate of FIG. 3. 図４におけるＸ−Ｘ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the XX line in FIG. ＣＯＦやＰＣＢ基板等が取り付けられた基板を説明する側面図である。It is a side view explaining the board | substrate with which COF, a PCB board | substrate, etc. were attached. 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の等価回路図を表す図である。It is a figure showing the equivalent circuit schematic of the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment. 光電変換素子に割り当てられた番号を説明する図である。It is a figure explaining the number allocated to the photoelectric conversion element. 本実施形態における第１特性テーブルの一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the 1st characteristic table in this embodiment. 本実施形態における第２特性テーブルの一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the 2nd characteristic table in this embodiment. 同じ温度環境下でも得られるダーク読取値にゆらぎが生じることを説明するグラフである。It is a graph explaining that fluctuation occurs in the dark reading value obtained even under the same temperature environment. 放射線検出素子に対応付ける複数の放射線検出素子のとり方の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of how to take the some radiation detection element matched with a radiation detection element. （Ａ）〜（Ｃ）は１つの放射線検出素子が正方領域の中心ではない位置に位置するように設定された領域の例を示す図である。(A)-(C) is a figure which shows the example of the area | region set so that one radiation detection element may be located in the position which is not the center of a square area | region. キャリブレーション時等の複数回のダーク読取ごとに出力されるダーク読取値の分布および空間的平均値の分布の例を示すグラフである。It is a graph which shows the example of distribution of the dark reading value output for every multiple times of dark reading at the time of calibration etc., and distribution of a spatial average value. 放射線画像撮影の前または後に行われる１回のダーク読取で放射線検出素子から出力されるダーク読取値や空間的平均値の仮想的な分布の例を示すグラフである。It is a graph which shows the example of the virtual distribution of the dark reading value and spatial average value which are output from a radiation detection element by one dark reading performed before or after radiographic imaging. 本実施形態に係る放射線画像撮影システムの全体構成を示す図である。It is a figure which shows the whole structure of the radiographic imaging system which concerns on this embodiment. 本実施形態に係る放射線画像撮影システムにおける各撮影室の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of each imaging room in the radiographic imaging system which concerns on this embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

１放射線画像撮影装置（可搬型放射線画像撮影装置）
７、（ｘ，ｙ）放射線検出素子
１７読み出し回路
２２制御手段（制御手段、演算手段）
２３記憶手段
４０アンテナ装置（通信手段）
４１バッテリ
５０放射線画像撮影システム
５２放射線発生装置
Ｃコンソール
Ｄ（ｘ，ｙ）、Ｄ_ｋ（ｘ，ｙ）ダーク読取値
Ｆ（ｘ、ｙ）実写画像データ
Ｆ_Ｏ（ｘ，ｙ）最終的な画像データ
Ｇ（ｘ，ｙ）ゲイン補正値
Ｉ無線通信手段（通信手段）
ＬＵＴ１第１特性テーブル
ＬＵＴ２第２特性テーブル
Ｍ記憶手段
Ｎネットワーク
Ｏ（ｘ，ｙ）オフセット補正値
Ｐ検出部
Ｔ放射線検出素子の温度 1 Radiographic imaging device (portable radiographic imaging device)
7, (x, y) Radiation detection element 17 Reading circuit 22 Control means (control means, calculation means)
23 Storage means 40 Antenna device (communication means)
41 Battery 50 Radiation imaging system 52 Radiation generator C Console D (x, y), D _k (x, y) Dark reading value F (x, y) Actual image data F _O (x, y) Final image Data G (x, y) Gain correction value I Wireless communication means (communication means)
LUT1 First characteristic table LUT2 Second characteristic table M Storage means N Network O (x, y) Offset correction value P Detection unit T Temperature of radiation detection element

Claims

放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記ダーク読取値に基づいてオフセット補正値を算出するとともに、前記各放射線検出素子から読み出された電荷に基づく前記実写画像データを補正して最終的な画像データを生成する演算手段と、
前記放射線検出素子の温度と前記オフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが保存された記憶手段と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御する制御手段と、
を備え、
前記演算手段は、算出した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする可搬型放射線画像撮影装置。 A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A calculation means for calculating an offset correction value based on the dark read value and correcting the actual image data based on the electric charges read from the radiation detection elements to generate final image data;
Storage means storing a first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with the offset correction value, and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for controlling to perform at least one dark reading process for reading the dark reading value before or after radiographic imaging;
With
The calculation means estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the calculated offset correction value based on the first characteristic table, and stores the gain correction value corresponding to the estimated temperature in the second characteristic table. A portable radiographic image capturing device characterized in that the final image data is generated by correcting the actual captured image data with the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements. .

前記制御手段は、前記放射線検出素子に対する電力供給状態を、前記放射線検出素子に電力を供給して放射線画像撮影を可能とする撮影可能モードと、必要な部材にのみ電力を供給して前記放射線検出素子への電力の供給を停止して放射線画像撮影ができないスリープモードとの間で切り替えることを特徴とする請求項１に記載の可搬型放射線画像撮影装置。 The control means is configured to supply power to the radiation detection element, a radiographable mode that enables radiographic imaging by supplying power to the radiation detection element, and supplies the power only to necessary members to detect the radiation. The portable radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the portable radiographic image capturing apparatus is switched between a sleep mode in which power supply to the element is stopped and radiographic image capturing is not possible.

前記制御手段は、前記放射線検出素子に対する電力供給状態を前記撮影可能モードに切り替えた後、予め設定された所定時間内に放射線が照射されない場合には、前記電力供給状態を前記撮影可能モードから前記スリープモードに切り替えることを特徴とする請求項２に記載の可搬型放射線画像撮影装置。 The control means switches the power supply state from the radiographable mode to the radiographing element when the radiation is not irradiated within a predetermined time after switching the power supply state to the radiographic detection element to the radiographable mode. The portable radiographic image capturing apparatus according to claim 2, wherein the portable radiographic image capturing apparatus is switched to a sleep mode.

放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御する制御手段と、
前記実写画像データおよび前記ダーク読取値を送信可能な通信手段と、
を備える可搬型放射線画像撮影装置と、
前記実写画像データおよび前記ダーク読取値を受信可能な通信手段と、
前記放射線検出素子の温度とオフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが、前記可搬型放射線画像撮影装置ごとに保存された記憶手段と、
が接続されたコンソールと、
を備え、
前記コンソールは、前記ダーク読取値に基づいて前記オフセット補正値を算出し、算出した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記可搬型放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする放射線画像撮影システム。 A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for controlling to perform at least one dark reading process for reading the dark reading value before or after radiographic imaging;
Communication means capable of transmitting the actual image data and the dark reading value;
A portable radiographic imaging device comprising:
Communication means capable of receiving the actual image data and the dark reading value;
A first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with an offset correction value and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value are stored for each portable radiographic imaging device. Storage means,
With a console connected to
With
The console calculates the offset correction value based on the dark reading value, estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the calculated offset correction value based on the first characteristic table, and estimates the estimated temperature The gain correction value corresponding to is determined based on the second characteristic table, and the photographed image data is corrected by the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements of the portable radiographic imaging device. And producing the final image data.

放射線の照射線量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子が二次元状に配列された検出部と、
前記放射線検出素子から前記電荷を読み出して前記放射線検出素子ごとに前記電荷を実写画像データに変換するとともに、放射線を照射しない状態では前記各放射線検出素子に蓄積された暗電荷を前記放射線検出素子ごとに読み出してダーク読取値に変換可能な読み出し回路と、
前記各部材に電力を供給するバッテリと、
放射線画像撮影の前または後に前記ダーク読取値を読み取るダーク読取処理を少なくとも１回行うように制御するとともに、前記ダーク読取値に基づいてオフセット補正値を算出する制御手段と、
前記実写画像データおよび前記オフセット補正値を送信可能な通信手段と、
を備える可搬型放射線画像撮影装置と、
前記実写画像データおよび前記オフセット補正値を受信可能な通信手段と、
前記放射線検出素子の温度と前記オフセット補正値とを対応付ける第１特性テーブルと、前記放射線検出素子の温度とゲイン補正値とを対応付ける第２特性テーブルとが、前記可搬型放射線画像撮影装置ごとに保存された記憶手段と、
が接続されたコンソールと、
を備え、
前記コンソールは、受信した前記オフセット補正値に対応する前記放射線検出素子の温度を前記第１特性テーブルに基づいて推定し、推定した前記温度に対応する前記ゲイン補正値を前記第２特性テーブルに基づいて割り出し、前記可搬型放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとに、前記実写画像データを前記オフセット補正値および前記ゲイン補正値により補正して前記最終的な画像データを生成することを特徴とする放射線画像撮影システム。 A detection unit in which radiation detection elements that generate charges according to the radiation dose are arranged in a two-dimensional manner;
The charge is read from the radiation detection element and converted into real image data for each radiation detection element, and the dark charge accumulated in each radiation detection element is converted for each radiation detection element in a state where no radiation is irradiated. A readout circuit that can read out and convert to a dark readout value;
A battery for supplying power to each member;
Control means for performing dark reading processing for reading the dark reading value at least once before or after radiographic imaging, and calculating an offset correction value based on the dark reading value;
Communication means capable of transmitting the actual image data and the offset correction value;
A portable radiographic imaging device comprising:
Communication means capable of receiving the actual image data and the offset correction value;
A first characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with the offset correction value and a second characteristic table that associates the temperature of the radiation detection element with a gain correction value are stored for each portable radiographic imaging apparatus. Stored storage means,
With a console connected to
With
The console estimates the temperature of the radiation detection element corresponding to the received offset correction value based on the first characteristic table, and based on the second characteristic table the gain correction value corresponding to the estimated temperature. The final image data is generated by correcting the actual image data with the offset correction value and the gain correction value for each of the radiation detection elements of the portable radiographic imaging device. Radiation imaging system.

前記可搬型放射線画像撮影装置は、前記放射線検出素子に対する電力供給状態を、前記放射線検出素子に電力を供給して放射線画像撮影を可能とする撮影可能モードと、必要な部材にのみ電力を供給して前記放射線検出素子への電力の供給を停止して放射線画像撮影ができないスリープモードとの間で切り替えることができるように構成されており、
前記コンソールは、前記可搬型放射線画像撮影装置に覚醒信号を送信することで、当該可搬型放射線画像撮影装置の前記電力供給状態を前記スリープモードから前記撮影可能モードに切り替え可能に構成されていることを特徴とする請求項４または請求項５に記載の放射線画像撮影システム。 The portable radiographic imaging device supplies power to the radiation detection element, a radiographable mode that enables radiographic imaging by supplying power to the radiation detection element, and supplies power only to necessary members. The power supply to the radiation detection element is stopped, and it is configured to be able to switch between a sleep mode in which radiation image capturing is not possible,
The console is configured to be able to switch the power supply state of the portable radiographic imaging device from the sleep mode to the radiographable mode by transmitting an awakening signal to the portable radiographic imaging device. The radiographic image capturing system according to claim 4, wherein:

前記コンソールは、前記可搬型放射線画像撮影装置に対して前記覚醒信号を送信した後、予め設定された所定時間内に放射線が照射されない場合には、当該可搬型放射線画像撮影装置の前記電力供給状態を前記撮影可能モードから前記スリープモードに切り替えることを特徴とする請求項６に記載の放射線画像撮影システム。 After the console transmits the awakening signal to the portable radiographic imaging device, if no radiation is irradiated within a predetermined time set in advance, the power supply state of the portable radiographic imaging device The radiographic image capturing system according to claim 6, wherein the radiographing mode is switched from the radiographable mode to the sleep mode.

さらに、前記可搬型放射線画像撮影装置に対して放射線を照射し得る放射線発生装置を複数備え、
前記記憶手段には、前記可搬型放射線画像撮影装置ごとの前記第１特性テーブルおよび前記第２特性テーブルが、前記放射線発生装置ごとに保存されており、
前記コンソールは、放射線画像撮影に用いられた前記可搬型放射線画像撮影装置および前記放射線発生装置の情報を受信し、当該可搬型放射線画像撮影装置の当該放射線発生装置に対応する前記第１特性テーブルおよび前記第２特性テーブルを用いて、前記オフセット補正値から前記ゲイン補正値を割り出すことを特徴とする請求項４から請求項７のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。 Further, the portable radiographic imaging device comprises a plurality of radiation generating devices that can irradiate radiation,
In the storage means, the first characteristic table and the second characteristic table for each portable radiographic image capturing device are stored for each radiation generating device,
The console receives information on the portable radiographic imaging device and the radiation generating device used for radiographic imaging, the first characteristic table corresponding to the radiation generating device of the portable radiographic imaging device, and The radiographic imaging system according to any one of claims 4 to 7, wherein the gain correction value is calculated from the offset correction value using the second characteristic table.

複数の前記コンソールおよび前記記憶手段がネットワークを介して接続されており、
前記コンソールは、前記可搬型放射線画像撮影装置に関する前記第１特性テーブルおよび前記第２特性テーブルが自らに接続された前記記憶手段に保存されていない場合には、前記ネットワークを介して他の前記記憶手段から当該可搬型放射線画像撮影装置に関する前記第１特性テーブルおよび前記第２特性テーブルの情報を入手することを特徴とする請求項４から請求項８のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。 A plurality of the consoles and the storage means are connected via a network;
When the first characteristic table and the second characteristic table related to the portable radiographic image capturing apparatus are not stored in the storage unit connected to the console, the console stores the other storage via the network. The radiographic imaging system according to any one of claims 4 to 8, wherein information on the first characteristic table and the second characteristic table related to the portable radiographic imaging apparatus is obtained from a means. .