WO2013136598A1 - 画像撮影装置、放射線画像撮影システム、画像撮影方法、及び画像撮影プログラム - Google Patents

画像撮影装置、放射線画像撮影システム、画像撮影方法、及び画像撮影プログラム Download PDF

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WO2013136598A1
WO2013136598A1 PCT/JP2012/080095 JP2012080095W WO2013136598A1 WO 2013136598 A1 WO2013136598 A1 WO 2013136598A1 JP 2012080095 W JP2012080095 W JP 2012080095W WO 2013136598 A1 WO2013136598 A1 WO 2013136598A1
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WO
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digital signal
period
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digital
converted
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PCT/JP2012/080095
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岩切　直人
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富士フイルム株式会社
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    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/71—Charge-coupled device [CCD] sensors; Charge-transfer registers specially adapted for CCD sensors
    • H04N25/75—Circuitry for providing, modifying or processing image signals from the pixel array

Definitions

  • the present invention relates to an image capturing device, a radiation image capturing system, an image capturing method, and an image capturing program.
  • radiation detectors such as FPD (Flat Panel Detector) that can arrange radiation sensitive layers on TFT (Thin Film Transistor) active matrix substrates and convert radiation dose into digital data (electrical signals) (referred to as “electronic cassettes”)
  • FPD Fluor Deposition Detector
  • TFT Thin Film Transistor
  • electrospray cassettes a radiation image capturing apparatus that captures a radiation image represented by the amount of irradiated radiation using this radiation detector has been put into practical use.
  • Such a radiation detector has a charge amplifier that accumulates and reads out charges corresponding to the radiation dose, and converts the output of the charge amplifier from parallel to serial by an analog multiplexer while holding the output of the charge amplifier in a sample-and-hold circuit. (A / D conversion) is performed.
  • the speed of A / D converters that perform digital conversion has progressed, but the speed of low-noise and high-precision multiplexers that are analog circuits has not progressed compared to A / D converters.
  • the switching speed due to waiting for the convergence of the transient response is rate limiting, and the reading speed cannot be improved.
  • the high-speed A / D converter has slightly lower S / N than the low-speed A / D converter even with the same number of bits.
  • the present invention has been made in consideration of the above facts, and provides an image capturing apparatus, a radiographic image capturing system, an image capturing method, and an image capturing program for achieving high-speed and high-quality A / D conversion.
  • a plurality of pixels configured to include a sensor unit that generates electric charge according to irradiated radiation or light and a switching element for reading out electric charge generated by the sensor unit are arranged.
  • Transient response characteristics for serially converting each charge signal held by a plurality of holding means for holding a charge signal generated by each sensor unit of the image detector and read by the switching element.
  • Excluding excluding means the converted digital signal values in between and a.
  • the radiographic imaging device of the present invention in the image detector, a plurality of pixels each including a sensor unit and a switching element are arranged, and charges corresponding to the irradiated radiation or light are generated in the sensor unit. The charge is read by the switching element.
  • the respective charge signals held in the plurality of holding means for holding the charge signals generated by the respective sensor units of the image detector and read out by the switching elements are serially converted.
  • each analog signal corresponding to each of the holding means that has been serial-converted and output by the serial conversion means is converted into a digital signal value a plurality of times.
  • the exclusion means excludes the digital signal value converted in the period corresponding to the transient response of the serial conversion means from among the plurality of digital signal values obtained by the multiple conversions of the digital conversion means. That is, since the digital signal value in the period corresponding to the transient response of the conversion means is excluded, one cause of noise can be removed.
  • high-speed digital conversion means can be used by converting each analog signal corresponding to each holding means into a plurality of digital signal values, so that A / D conversion is speeded up. . Accordingly, it is possible to achieve high speed and high image quality for A / D conversion.
  • the excluding unit reads a plurality of digital signal values obtained by a plurality of conversions of the digital conversion unit and then discards the digital signal value corresponding to the period, or the digital signal value corresponding to the period.
  • the digital signal values converted in the period may be excluded by reading the plurality of digital signal values to be excluded.
  • the image capturing apparatus of the present invention may further include processing means for performing a process of adding a plurality of digital signal values from which the digital signal values converted into the period by the exclusion means are excluded.
  • the processing means may further perform a process of averaging the addition result of the plurality of digital signal values excluding the digital signal values converted in the period for each analog signal.
  • the processing means may add 2 n (n: natural number) power digital signal values.
  • the processing means may exclude at least one digital signal value corresponding to immediately after the start of conversion by the serial conversion means from among the plurality of digital signal values as the digital signal value converted in the period. .
  • the processing means may further adjust the bias current of the serial conversion means so that the digital signal value in the period becomes one.
  • it may further comprise a detecting means for detecting the transient response, and the excluding means may exclude the digital signal value converted in the period based on a detection result of the detecting means.
  • the image capturing apparatus of the present invention further includes an amplifying unit that amplifies the charge signal read by the switching element at a predetermined amplification factor, the amplifying unit, the holding unit, the serial converting unit, and An IC chip in which the digital conversion means is integrated may be used.
  • the present invention may be a radiographic imaging system including the above imaging device and radiation irradiating means for irradiating the image detector with radiation through a subject.
  • a plurality of pixels configured to include a sensor unit that generates a charge according to irradiated radiation or light and a switching element for reading out the charge generated by the sensor unit are arranged.
  • serial conversion means having a transient response characteristic, serially converting each charge signal held in a plurality of holding means for holding the charge signal generated by each sensor unit of the image detector and read out by the switching element.
  • a digital conversion means for converting each of the analog signals corresponding to each of the holding means that are serially converted and output in the conversion step into a digital signal value a plurality of times And a plurality of data obtained by a plurality of conversions of the digital conversion step.
  • Tal signal value having a exclude exclusion step digital signal value converted to a period corresponding to the transient response of the serial converter.
  • the conversion step includes a sensor unit that generates a charge corresponding to the irradiated radiation or light and a switching element for reading out the charge generated by the sensor unit.
  • serial conversion means for serially converting the respective charge signals held in the plurality of holding means for holding the charge signals generated by the respective sensor units in the radiation detector in which a plurality of pixels are arranged and read out by the switching element. Perform conversion.
  • digital conversion is performed by digital conversion means that converts each analog signal corresponding to each of the holding means that has been serially converted and output in the conversion step into a digital signal value a plurality of times.
  • the digital signal value converted in the period corresponding to the transient response of the serial conversion means is excluded from the plurality of digital signal values obtained by the plurality of conversions in the digital conversion step. That is, since the digital signal value in the period corresponding to the transient response of the serial conversion means is excluded, a cause of noise can be removed.
  • each analog signal corresponding to each holding means can be converted into a plurality of digital signal values, so that A / D conversion is speeded up. . Accordingly, it is possible to achieve high speed and high image quality for A / D conversion.
  • the excluding step after reading a plurality of digital signal values obtained by a plurality of conversions of the digital conversion means, the digital signal values corresponding to the period are discarded, or the digital signal values corresponding to the period The digital signal values converted in the period may be excluded by reading the plurality of digital signal values excluding.
  • the image capturing method of the present invention may further include a processing step of performing a process of adding a plurality of digital signal values from which the digital signal values converted in the period in the exclusion step are excluded.
  • a processing step a process of averaging the addition result of the plurality of digital signal values excluding the digital signal values converted in the period for each analog signal may be further performed.
  • 2 n (n: natural number) digital signal values may be added.
  • the bias current of the serial conversion means may be further adjusted so that the digital signal value in the period becomes one.
  • a detection step of detecting the transient response by a detection means for detecting the transient response is further included, and in the exclusion step, the digital signal value converted into the period is excluded based on a detection result in the detection step. You may make it do.
  • a plurality of pixels each including a sensor unit that generates a charge corresponding to irradiated radiation or light and a switching element for reading out the charge generated by the sensor unit are arranged.
  • serial conversion means having a transient response characteristic, serially converting each charge signal held in a plurality of holding means for holding the charge signal generated by each sensor unit of the image detector and read out by the switching element.
  • the processing including the computer.
  • the conversion step is configured to include a sensor unit that generates charges according to the irradiated radiation or light and a switching element for reading out the charges generated by the sensor unit.
  • Serially converted by serial conversion means for serially converting the respective charge signals held in the plurality of holding means for holding the charge signals generated by the respective sensor units in the radiation detector in which a plurality of pixels are arranged and read out by the switching element. Perform conversion.
  • digital conversion is performed by digital conversion means that converts each analog signal corresponding to each of the holding means that has been serially converted and output in the conversion step into a digital signal value a plurality of times.
  • the digital signal value converted in the period corresponding to the transient response of the serial conversion means is excluded from the plurality of digital signal values obtained by the plurality of conversions in the digital conversion step. That is, since the digital signal value in the period corresponding to the transient response of the serial conversion means is excluded, a cause of noise can be removed.
  • each analog signal corresponding to each holding means can be converted into a plurality of digital signal values, so that A / D conversion is speeded up. . Accordingly, it is possible to achieve high speed and high image quality for A / D conversion.
  • the excluding step after reading a plurality of digital signal values obtained by a plurality of conversions of the digital conversion means, the digital signal values corresponding to the period are discarded, or the digital signal values corresponding to the period The digital signal values converted in the period may be excluded by reading the plurality of digital signal values excluding.
  • the image capturing method of the present invention may further include a processing step of performing a process of adding a plurality of digital signal values from which the digital signal values converted in the period in the exclusion step are excluded.
  • a processing step a process of averaging the addition result of the plurality of digital signal values excluding the digital signal values converted in the period for each analog signal may be further performed.
  • 2 n (n: natural number) digital signal values may be added.
  • the bias current of the serial conversion means may be further adjusted so that the digital signal value in the period becomes one.
  • a detection step of detecting the transient response by a detection means for detecting the transient response is further included, and in the exclusion step, the digital signal value converted into the period is excluded based on a detection result in the detection step. You may make it do.
  • analog signals are converted into digital signal values a plurality of times, and digital signal values in a period corresponding to the transient response of the conversion means are excluded, so that A / D conversion can be performed at high speed and high image quality. It has an excellent effect that it can be achieved.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a radiation information system (hereinafter referred to as “RIS” (Radiology Information System)) 10 according to the present embodiment.
  • the RIS 10 can shoot moving images in addition to still images.
  • the definition of a moving image means that still images are displayed one after another at a high speed and recognized as a moving image.
  • the still image is shot, converted into an electric signal, transmitted, and the still image is reproduced from the electric signal. This process is repeated at high speed. Therefore, the so-called “frame advance” in which the same area (part or all) is photographed a plurality of times within a predetermined time and continuously reproduced depending on the degree of the “high speed” is also included in the moving image.
  • frame advance in which the same area (part or all) is photographed a plurality of times within a predetermined time and continuously reproduced depending on the degree of the “high speed” is also included in the moving image.
  • the RIS 10 is a system for managing information such as medical appointments and diagnosis records in the radiology department, and constitutes a part of a hospital information system (hereinafter referred to as “HIS” (Hospital Information System)).
  • HIS Hospital Information System
  • the RIS 10 includes a plurality of radiographic imaging systems installed individually in a plurality of imaging request terminal devices (hereinafter referred to as “terminal devices”) 12, a RIS server 14, and a radiographic room (or operating room) in a hospital.
  • terminal devices hereinafter referred to as “terminal devices”
  • RIS server a radiographic room (or operating room) in a hospital.
  • imaging system which are connected to an in-hospital network 18 composed of a wired or wireless LAN (Local Area Network) or the like.
  • the hospital network 18 is connected to an HIS server (not shown) that manages the entire HIS.
  • the imaging system 16 may be single or three or more facilities. In FIG. 1, the imaging system 16 is installed for each imaging room, but two or more imaging systems 16 are arranged in a single imaging room. May be.
  • the terminal device 12 is used by doctors and radiographers to input and view diagnostic information and facility reservations, and radiographic image capturing requests and imaging reservations are performed via the terminal device 12.
  • Each terminal device 12 includes a personal computer having a display device, and is capable of mutual communication via the RIS server 14 and the hospital network 18.
  • the RIS server 14 receives an imaging request from each terminal device 12 and manages a radiographic imaging schedule in the imaging system 16, and includes a database 14A.
  • the database 14A was photographed in the past as attribute information (name, gender, date of birth, age, blood type, weight, patient ID (Identification), etc.), medical history, medical history of the patient as the subject.
  • Information related to the patient such as a radiographic image, information related to the electronic cassette 20 used in the imaging system 16, such as an identification number (ID information), model, size, sensitivity, start date of use, number of times of use, etc.
  • ID information an identification number
  • model e.g., model, size, sensitivity, start date of use, number of times of use, etc.
  • an environment in which a radiographic image is taken using the electronic cassette 20 that is, an environment in which the electronic cassette 20 is used (for example, a radiographic room or an operating room).
  • medical-related data managed by medical institutions is stored almost permanently, and when necessary, a system (sometimes referred to as a “medical cloud”) that instantly retrieves data from the required location can be used outside the hospital. You may make it acquire the past personal information etc. of a patient (subject) from a server.
  • a system sometimes referred to as a “medical cloud”
  • the imaging system 16 captures a radiographic image by an operation of a doctor or a radiographer according to an instruction from the RIS server 14.
  • the imaging system 16 is a radiation generator that irradiates a subject with radiation X having a dose according to irradiation conditions from a radiation irradiation source 22A that irradiates radiation X under the control of a radiation irradiation control unit 22 (see FIG. 6). 24 and a radiation detector 26 (see FIG. 3) that generates radiation by absorbing the radiation X that has passed through the region to be imaged of the subject and generates image information indicating a radiation image based on the amount of the generated charge.
  • a built-in electronic cassette 20, a cradle 28 for charging a battery built in the electronic cassette 20, and a console 30 for controlling the electronic cassette 20 and the radiation generator 24 are provided.
  • the console 30 acquires various types of information included in the database 14A from the RIS server 14 and stores them in an HDD 88 (see FIG. 6) described later, and uses the information as necessary to use the electronic cassette 20 and the radiation generator 24. Control.
  • FIG. 2 shows an example of the arrangement state of each device in the radiation imaging room 32 of the imaging system 16 according to the present embodiment.
  • the radiation imaging room 32 there are a standing table 34 used when performing radiography in a standing position and a prone table 36 used when performing radiation imaging in a lying position. is set up.
  • the space in front of the standing table 34 is the imaging position of the subject 38 when performing radiography in the standing position, and the space above the supine table 36 is the subject 40 in performing radiography in the prone position. This is the shooting position.
  • the standing table 34 is provided with a holding unit 42 that holds the electronic cassette 20, and the electronic cassette 20 is held by the holding unit 42 when a radiographic image is taken in the standing position.
  • a holding unit 44 that holds the electronic cassette 20 is provided in the lying position table 36, and the electronic cassette 20 is held by the holding unit 44 when a radiographic image is taken in the lying position.
  • the radiation irradiation source 22A is arranged around a horizontal axis in order to enable radiation imaging in a standing position and in a supine position by radiation from a single radiation irradiation source 22A.
  • a support movement mechanism 46 that can be rotated in the direction of arrow A in FIG. 2, can move in the vertical direction (in the direction of arrow B in FIG. 2), and can move in the horizontal direction (in the direction of arrow C in FIG. 2). Is provided.
  • the drive source that moves (including rotation) in the directions of arrows A to C in FIG. 2 is built in the support moving mechanism 46, and is not shown here.
  • the cradle 28 is formed with an accommodating portion 28A capable of accommodating the electronic cassette 20.
  • the built-in battery is charged in a state of being accommodated in the accommodating portion 28A of the cradle 28.
  • the electronic cassette 20 is taken out of the cradle 28 by a radiographer or the like, and the photographing posture is established. If it is in the upright position, it is held in the holding part 42 of the standing table 34, and if it is in the upright position, it is held in the holding part 44 of the standing table 36.
  • various types of information are transmitted and received by radio communication between the radiation generator 24 and the console 30 and between the electronic cassette 20 and the console 30 (details will be described later). .
  • the electronic cassette 20 is not used only in the state of being held by the holding portion 42 of the standing base 34 or the holding portion 44 of the prone position base 36. When photographing, it can be used in a state where it is not held by the holding unit.
  • the electronic cassette 20 incorporates a radiation detector described later.
  • the built-in radiation detector is an indirect conversion method that converts radiation into light with a scintillator and then converts it into charges with a photoelectric conversion element such as a photodiode, and a direct conversion method that converts radiation into charges with a semiconductor layer such as amorphous selenium. Either may be used.
  • the direct conversion type radiation detector is configured by laminating a photoelectric conversion layer that absorbs radiation X and converts it into charges on a TFT active matrix substrate.
  • the photoelectric conversion layer is made of amorphous a-Se (amorphous selenium) containing, for example, selenium as a main component (for example, a content rate of 50% or more), and when irradiated with radiation X, a charge corresponding to the amount of irradiated radiation. By generating a certain amount of charge (electron-hole pairs) internally, the irradiated radiation X is converted into a charge.
  • An indirect conversion type radiation detector indirectly uses a phosphor material and a photoelectric conversion element (photodiode) instead of the radiation-to-charge conversion material that directly converts the radiation X such as amorphous selenium into an electric charge. It may be converted into an electric charge.
  • GOS gadolinium oxysulfide
  • CsI cesium iodide
  • FIG. 3A is a schematic cross-sectional view schematically showing the configuration of the four pixel portions of the radiation detector 26 provided in the electronic cassette 20, and FIG. 3B is a diagram showing the electrical configuration of the pixel portion of the radiation detector 26. It is.
  • a signal output unit 52, a sensor unit 54 (TFT substrate 74), and a scintillator 56 are sequentially laminated on an insulating substrate 50, and the signal output unit 52,
  • the sensor unit 54 constitutes a pixel group of the TFT substrate 74. That is, the plurality of pixels are arranged in a matrix on the substrate 50, and the signal output unit 52 and the sensor unit 54 in each pixel are configured to overlap each other.
  • An insulating film 53 is interposed between the signal output unit 52 and the sensor unit 54.
  • the scintillator 56 is formed on the sensor unit 54 via a transparent insulating film 58, and forms a phosphor that emits light by converting radiation incident from above (opposite side of the substrate 50) or below into light. It is what. Providing such a scintillator 56 absorbs radiation transmitted through the subject and emits light.
  • the wavelength range of light emitted by the scintillator 56 is preferably in the visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm), and in order to enable monochrome imaging by the radiation detector 26, the wavelength range of green is included. Is more preferable.
  • the phosphor used in the scintillator 56 preferably contains cesium iodide (CsI) when imaging using X-rays as radiation, and has an emission spectrum of 400 nm to 700 nm upon X-ray irradiation. It is particularly preferable to use CsI (Tl) (cesium iodide with thallium added). Note that the emission peak wavelength of CsI (Tl) in the visible light region is 565 nm.
  • CsI cesium iodide
  • ISS Irradiation Side Sampling
  • PSS Penetration Side Sampling
  • the light emission position of the scintillator is closer to each other, so that the resolution of the radiographic image obtained by imaging is higher, and the amount of light received by the TFT substrate is increased, and as a result, the sensitivity of the radiographic image is improved.
  • the sensor unit 54 includes an upper electrode 60, a lower electrode 62, and a photoelectric conversion film 64 disposed between the upper and lower electrodes.
  • the photoelectric conversion film 64 is made of an organic photoelectric conversion material that generates charges by absorbing light emitted from the scintillator 56.
  • the upper electrode 60 Since it is necessary for the upper electrode 60 to cause the light generated by the scintillator 56 to enter the photoelectric conversion film 64, it is preferable that the upper electrode 60 be made of a conductive material that is transparent at least with respect to the emission wavelength of the scintillator 56. It is preferable to use a transparent conductive oxide (TCO) having a high transmittance for visible light and a small resistance value. Although a metal thin film such as Au can be used as the upper electrode 60, the TCO is preferable because it tends to increase the resistance when it is desired to obtain a transmittance of 90% or more.
  • TCO transparent conductive oxide
  • the upper electrode 60 may have a single configuration common to all pixels, or may be divided for each pixel.
  • the photoelectric conversion film 64 includes an organic photoelectric conversion material, absorbs light emitted from the scintillator 56, and generates electric charge according to the absorbed light.
  • the photoelectric conversion film 64 including the organic photoelectric conversion material has a sharp absorption spectrum in the visible region, and electromagnetic waves other than light emitted by the scintillator 56 are hardly absorbed by the photoelectric conversion film 64, and X-rays are obtained.
  • the noise generated by the radiation such as being absorbed by the photoelectric conversion film 64 can be effectively suppressed.
  • the organic photoelectric conversion material constituting the photoelectric conversion film 64 is preferably such that its absorption peak wavelength is closer to the emission peak wavelength of the scintillator 56 in order to absorb light emitted by the scintillator 56 most efficiently.
  • the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material matches the emission peak wavelength of the scintillator 56, but if the difference between the two is small, the light emitted from the scintillator 56 can be sufficiently absorbed.
  • the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material and the emission peak wavelength with respect to the radiation of the scintillator 56 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.
  • the organic photoelectric conversion material examples include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
  • quinacridone organic compounds since the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm, if quinacridone is used as the organic photoelectric conversion material and CsI (Tl) is used as the material of the scintillator 56, the difference in peak wavelength can be made within 5 nm. Thus, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 64 can be substantially maximized.
  • the photoelectric conversion film 64 including an organic photoelectric conversion material is described as an example. However, the present invention is not limited thereto, and the photoelectric conversion film 64 may be a material that absorbs light and generates charges. For example, other materials such as amorphous silicon may be applied. When the photoelectric conversion film 64 is composed of amorphous silicon, it can be configured to absorb light emitted from the scintillator over a wide wavelength range.
  • the sensor unit 54 constituting each pixel only needs to include at least the lower electrode 62, the photoelectric conversion film 64, and the upper electrode 60.
  • the electron blocking film 66 and the hole blocking film are used. It is preferable to provide at least one of 68, and it is more preferable to provide both.
  • the electron blocking film 66 can be provided between the lower electrode 62 and the photoelectric conversion film 64.
  • a bias voltage is applied between the lower electrode 62 and the upper electrode 60, electrons are transferred from the lower electrode 62 to the photoelectric conversion film 64. It is possible to suppress the dark current from increasing due to the injection of.
  • An electron donating organic material can be used for the electron blocking film 66.
  • the hole blocking film 68 can be provided between the photoelectric conversion film 64 and the upper electrode 60. When a bias voltage is applied between the lower electrode 62 and the upper electrode 60, the hole blocking film 68 is transferred from the upper electrode 60 to the photoelectric conversion film 64. It is possible to suppress the increase in dark current due to the injection of holes.
  • An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 68.
  • the signal output unit 52 corresponds to the lower electrode 62, a capacitor 70 that accumulates the electric charge transferred to the lower electrode 62, and a field effect thin film transistor (Thin) that converts the electric charge accumulated in the capacitor 70 into an electric signal and outputs it.
  • Film-Transistor (hereinafter sometimes simply referred to as a thin film transistor) 72 is formed.
  • the region in which the capacitor 70 and the thin film transistor 72 are formed has a portion that overlaps the lower electrode 62 in plan view. With this configuration, the signal output unit 52 and the sensor unit 54 in each pixel are thick. There will be overlap in the vertical direction. In order to minimize the plane area of the radiation detector 26 (pixel), it is desirable that the region where the capacitor 70 and the thin film transistor 72 are formed is completely covered with the lower electrode 62.
  • the signal output units 52 in the pixels arranged in a matrix are extended in a certain direction (the scanning line direction in FIG. 3B, hereinafter also referred to as “row direction”), and the thin film transistors 72 of the individual pixels.
  • a plurality of gate wirings G for turning on and off, and extending in a direction intersecting with the gate wiring G (signal wiring direction in FIG. 3B, hereinafter also referred to as “column direction”), and turned on through the thin film transistor 72 that is turned on.
  • a plurality of data wirings D for reading out the accumulated charges from the capacitor 70 are provided.
  • Individual gate lines G are connected to a gate line driver 71, and individual data lines D are connected to a signal processing unit 73.
  • the thin film transistors 72 of the individual pixel units are sequentially turned on in units of rows by a signal supplied from the gate line driver 71 via the gate wiring G.
  • the electric charge accumulated in the capacitor 70 of the pixel portion in which the thin film transistor 72 is turned on is transmitted through the data wiring D as an analog electric signal and input to the signal processing unit 73. Therefore, the electric charges accumulated in the capacitors 70 of the individual pixel portions are sequentially read out in units of rows.
  • the gate line driver 71 sequentially outputs an on signal to each gate line G one line at a time in one image reading operation, and reads out the electric charge accumulated in the capacitor 70 of each pixel unit line by line.
  • an ON signal is sequentially output from the gate line driver 71 to each gate wiring G by a plurality of lines (for example, two lines or four lines) in a single image reading operation. It is possible to read out the charge accumulated in the capacitor 70 of each pixel unit (by combining and reading out the charges of the pixels read out simultaneously) by the binning readout method, and the image is sequentially transferred to the readout method and the binning readout method.
  • the reading method can be switched.
  • the sequential scanning method and the gate wiring G are divided into odd and even rows for each row, and an ON signal is output to the odd or even gate wiring G for each image reading operation.
  • the image reading method may be switched between an interlaced scanning method (so-called interlaced scanning method) that reads out charges accumulated in each pixel portion alternately for each line.
  • the signal processing unit 73 and the gate line driver 71 are connected to a cassette control unit 69, and the gate control unit 69 controls the gate line driver 71 and the signal processing unit 73.
  • the cassette control unit 69 is composed of a microcomputer including a CPU, ROM, RAM, HDD, fresh memory, and the like.
  • each pixel in the radiation detector 26 is not limited to the matrix arrangement arranged in rows and columns, and other arrangements such as a staggered arrangement may be applied.
  • the pixel shape may be a rectangular pixel shape or a polygonal shape such as a honeycomb shape.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a schematic configuration of a signal processing unit of the radiation detector 26 according to the present embodiment
  • FIG. 5 is an equivalent view focusing on one pixel portion of the radiation detector 26 according to the present embodiment. It is a figure which shows a circuit.
  • the electric charge photoelectrically converted by the scintillator 56 is read and output to the signal processing unit 73 when the thin film transistor 72 is turned on.
  • the signal processing unit 73 includes a charge amplifier 75 as an amplification unit, a sample hold circuit 76 as a holding unit, a multiplexer 77 as a serial conversion unit, and an A / D converter 78 as a digital conversion unit. It has.
  • the electric charge read out by the thin film transistor 72 is integrated by the charge amplifier 75, amplified by a predetermined amplification factor, held by the sample hold circuit, and output to the A / D converter 78 via the multiplexer 77. .
  • the analog signal is converted into a digital signal value by the A / D converter 78 so that image processing can be performed.
  • the source of the thin film transistor 72 is connected to the data line D, and the data line D is connected to the charge amplifier 75.
  • the drain of the thin film transistor 72 is connected to the capacitor 70, and the gate of the thin film transistor 72 is connected to the gate wiring G.
  • the charge amplifier 75 may be provided corresponding to each pixel (thin film transistor 72), may be provided for each column (data wiring D), or may be provided in a predetermined group (for example, 3). X3 pixels or the like) or may be provided for each predetermined column group (for example, a plurality of data lines D).
  • the charge signals transmitted through the individual data lines D are integrated by the charge amplifier 75 and held in the sample and hold circuit 76.
  • the charge amplifier 75 is provided with a reset switch 79. While the reset switch 79 is turned off, the charge is read out and the charge signal is held in the sample hold circuit 76. When the reading of the charge is completed, the reset switch 79 is turned on to release the charge remaining in the integrating capacitor C1 of the charge amplifier 75 and reset it.
  • the charge signal held in the sample hold circuit 76 is converted into an analog voltage, input to the multiplexer 77, serially converted, and converted into digital image information by the A / D converter 78.
  • the cassette control unit 69 controls on / off of the thin film transistor 72 and on / off of the reset switch 79 of the charge amplifier 75.
  • FIG. 6 is a control block diagram of the imaging system 16 according to the present embodiment.
  • the console 30 is configured as a server computer, and includes a display 80 that displays an operation menu, a captured radiographic image, and the like, and a plurality of keys, and an operation panel on which various information and operation instructions are input. 82.
  • the console 30 includes a CPU 84 that controls the operation of the entire apparatus, a ROM 86 that stores various programs including a control program in advance, a RAM 87 that temporarily stores various data, and various data.
  • An HDD (Hard Disk Drive) 88 that stores and holds, a display driver 92 that controls display of various types of information on the display 80, and an operation input detector 90 that detects an operation state of the operation panel 82 are provided. .
  • the console 30 transmits and receives various information such as irradiation conditions to be described later between the image processing device 23 and the radiation generation device 24 by wireless communication, and also various information such as image data with the electronic cassette 20.
  • various information such as irradiation conditions to be described later between the image processing device 23 and the radiation generation device 24 by wireless communication, and also various information such as image data with the electronic cassette 20.
  • I / F for example, a wireless communication unit
  • I / O 94 are provided with an I / O 94.
  • the CPU 84, ROM 86, RAM 87, HDD 88, display driver 92, operation input detection unit 90, I / O 94, and wireless communication unit 96 are connected to each other via a bus 98 such as a system bus or a control bus. Therefore, the CPU 84 can access the ROM 86, RAM 87, and HDD 88, controls display of various information on the display 80 via the display driver 92, and the radiation generator 24 via the wireless communication unit 96. Control of transmission and reception of various types of information with the electronic cassette 20 can be performed. Further, the CPU 84 can grasp the operation state of the user with respect to the operation panel 82 via the operation input detection unit 90.
  • the image processing device 23 includes an I / F (for example, a wireless communication unit) 100 that transmits and receives various types of information such as irradiation conditions to and from the console 30, and the electronic cassette 20 and the radiation generation device 24 based on the irradiation conditions. And an image processing control unit 102 for controlling. Further, the radiation generator 24 includes a radiation irradiation control unit 22 that controls radiation irradiation from the radiation irradiation source 22A.
  • I / F for example, a wireless communication unit
  • the radiation generator 24 includes a radiation irradiation control unit 22 that controls radiation irradiation from the radiation irradiation source 22A.
  • the image processing control unit 102 includes a system control unit 104, a panel control unit 106, and an image processing control unit 108, and exchanges information with each other via a bus 110.
  • the panel control unit 106 receives information from the electronic cassette 20 wirelessly or by wire, and the image processing control unit 108 performs image processing.
  • the system control unit 104 receives information such as tube voltage and tube current as irradiation conditions from the console 30, and irradiates radiation X from the radiation irradiation source 22A of the radiation irradiation control unit 22 based on the received irradiation conditions. Take control.
  • the charge signals held in the sample hold circuit 76 are sequentially (serially) output by the multiplexer 77, and the analog electric signal is converted into a digital electric signal by the A / D converter 78. Although converted into a signal, the A / D converter 78 is faster than the multiplexer 77.
  • the analog output of one time is A / D converted a plurality of times while holding the charge signal in the sample hold circuit 76, and the cassette control unit 69 as the averaging means is A / D converted.
  • the A / D conversion of the analog output of one time while the charge signal is held in the sample hold circuit 76 and averaging the digital signal values may be referred to as oversampling hereinafter. .
  • the signal in the transient response of the multiplexer 77 is averaged by oversampling to cause noise. Therefore, in this embodiment, the digital signal value corresponding to the drive pulse of the A / D converter 78 in the period in which the transient response is not converged among the pulse signals to be A / D converted is oversampled. I am trying not to target. That is, by over-sampling by excluding at least one digital signal value during the transient response of the multiplexer 77, the signal during the transient response of the multiplexer 77 is prevented from becoming noise as an averaging target during over-sampling. can do.
  • FIG. 7 is a block diagram for explaining portions related to the multiplexer 77 and the A / D converter 78 of the present invention.
  • the multiplexer 77 includes, for example, sample and hold circuits 76A, 76B, 76C, and 76C that hold the outputs of 1ch to 4ch charge amplifiers 75A, 75B, 75C, and 75D, respectively. It is connected.
  • the multiplexer 77 first outputs a 1ch analog signal in a state where the output of the 1ch charge amplifier 75A is held by the sample hold circuit 76A, and the A / D converter 78 performs a plurality of A / D operations on the 1ch analog signal. D conversion is performed and output to the cassette control unit 69. Subsequently, the multiplexer 77 outputs a 2ch signal in a state where the output of the 2ch charge amplifier 75B is held by the sample hold circuit 76B, and the A / D converter 78 performs A / D multiple times for the 2ch analog signal. The conversion is performed and output to the cassette control unit 69, and thereafter, the same process is sequentially performed up to 4ch.
  • the first predetermined pulses for example, 1 and 2 pulses
  • Control is performed so that the corresponding digital signal value is excluded and oversampled.
  • the cassette control unit 69 reads a plurality of digital signal values and then discards the digital signal value corresponding to the transient response period.
  • digital signal values other than the digital signal value corresponding to the transient response period may be read.
  • the digital signal value corresponding to the pulse in the transient response period may be excluded only by the calculation by the software in the cassette control unit 69, or the calculation by the software and the hardware element are interlocked. Also good.
  • the clock (ADCLK) of the A / D converter 78 is 5 pulses during one cycle of the shift clock of the multiplexer 77
  • the fifth pulse ( The phase is adjusted so that the pulse 4) of ADCLK in FIG. 8A is before the multiplexer output is switched, and the first one pulse (pulse 0 in FIG. 8A) of the A / D converter 78 after the multiplexer output is started is to be averaged.
  • a / D conversion results of signals corresponding to the remaining four pulses (pulses 1 to 4 in FIG. 8A) are averaged. Further, as shown in FIG.
  • the 18th pulse of the A / D converter 78 (FIG. The phase is adjusted so that the 8D ADCLK pulse 17) is before the multiplexer output is switched, and the first pulse of the A / D converter 78 (pulse 0 in FIG. 8D) after the multiplexer output is started is to be averaged.
  • the last pulse (pulse 17 in FIG. 8D) is also excluded from the averaging target, and the A / D conversion results of the signals corresponding to the remaining 16 pulses are averaged.
  • the first two pulses are included in the transient response period of the multiplexer 77, the first two pulses ( ⁇ 1 pulse and 0 pulse in FIG. 8D) are to be averaged as shown by ADCLK2 in FIG. 8D. You may make it exclude from. In this case as well, averaging is facilitated by setting the averaging target to the power of 2 to the nth power.
  • the digital signal value corresponding to the pulse in the transient response period is excluded and the other digital signal values are added and then averaged, but the plurality of digital data is averaged. It is also possible to perform the subsequent processing by adding the values without converting them.
  • the signal processing unit 73 including the charge amplifier 75, the sample hold circuit 76, the multiplexer 77, and the A / D converter 78 is a one-chip IC. Since the A / D converter 78 is reduced by miniaturization and becomes significantly smaller than an analog circuit unit such as the charge amplifier 75 that is unlikely to benefit from miniaturization such as RC, the merit of integration is great.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the radiographic imaging preparation control routine.
  • step 200 it is determined whether or not a shooting instruction has been issued. If the determination is negative, the routine ends. If the determination is affirmative, the routine proceeds to step 202.
  • step 202 an initial information input screen is displayed on the display 80, and the process proceeds to step 204. That is, the display driver 92 is controlled to display a predetermined initial information input screen on the display 80.
  • step 204 it is determined whether or not predetermined information has been input.
  • the process waits until the determination is affirmed, and the process proceeds to step 206.
  • the initial information input screen for example, the name of the subject who is going to take a radiographic image, the part to be imaged, the posture at the time of imaging, and the irradiation condition of the radiation X at the time of imaging (in this embodiment, the radiation X is irradiated)
  • Message for prompting the input of the tube voltage and tube current) and an input area for such information are displayed.
  • the photographer When the initial information input screen is displayed on the display 80, the photographer displays the name of the subject to be imaged, the region to be imaged, the posture at the time of imaging, and the irradiation conditions in the corresponding input areas on the operation panel 82. Enter through.
  • the radiographer enters the radiography room 32 together with the subject.
  • the radio cassette 22A is supported while holding the electronic cassette 20 in the holding unit 44 of the corresponding prone position table 36.
  • the subject is positioned (positioned) at a predetermined imaging position.
  • the subject and the electronic cassette 20 are ready to capture the imaging target site.
  • the radiation source 22A are positioned (positioned).
  • step 204 is affirmed and the routine proceeds to step 206.
  • step 204 is an infinite loop, but it may be forcibly terminated by operating a cancel button provided on the operation panel 82.
  • step 206 information input on the initial information input screen (hereinafter referred to as “initial information”) is transmitted to the electronic cassette 20 via the wireless communication unit 96, and then the process proceeds to the next step 208.
  • the irradiation conditions included in the initial information are set by transmitting the irradiation conditions to the radiation generator 24 via the wireless communication unit 96.
  • the image processing control unit 102 of the radiation generator 24 prepares for irradiation under the received irradiation conditions.
  • step 210 the start of ABC control is instructed, and then the process proceeds to step 212, where the instruction information instructing the start of radiation irradiation is transmitted to the radiation generator 24 via the wireless communication unit 96. Ends.
  • FIG. 10 is a flowchart showing a radiation irradiation control routine.
  • step 300 it is determined whether or not there has been an irradiation start instruction. If a negative determination is made, this routine ends. If an affirmative determination is made, the routine proceeds to step 302.
  • step 302 the steady-state radiation dose (initial value) XN is read, and the process proceeds to step 304.
  • step 304 irradiation is started with the read steady-state radiation dose, and the process proceeds to step 306. That is, irradiation from the radiation irradiation source 22 ⁇ / b> A is started by applying a tube voltage and a tube current corresponding to the irradiation upper limit received from the console 30 to the radiation generator 24. The radiation X emitted from the radiation source 22A passes through the subject and reaches the electronic cassette 20.
  • step 306 currently stored radiation dose correction information is read, and the process proceeds to step 306.
  • This radiation dose correction information is generated by ABC control and is stored as a correction coefficient ⁇ X.
  • step 308 correction processing based on ABC control is executed, and the process proceeds to step 310. That is, based on the gradation signal (QL value) obtained from the electronic cassette 20, an average value of the QL values of the region of interest image is calculated, and the average value of the QL values is compared with a predetermined threshold value. The radiation dose is feedback controlled so as to converge to the threshold value.
  • QL value the gradation signal
  • step 310 it is determined whether or not an instruction to end shooting is given. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 312. If the determination is negative, the process returns to step 306 and the above-described processing is repeated.
  • step 312 the irradiation is terminated, and the radiographic image capturing control is terminated.
  • FIG. 11 is a flowchart showing an image processing control routine.
  • step 400 gradation information for one frame is sequentially captured, and the process proceeds to step 402. That is, the gradation signal generated by the TFT substrate 74 of the electronic cassette 20 is sequentially taken into the image processing control unit 102 under the control of the panel control unit 106. Before the gradation signal is captured by the image processing control unit 102, the gradation signal is sequentially captured in the cassette control unit 69 by a gradation signal capturing process described later, and the gradation signal captured by the cassette control unit 69 is sequentially displayed on the panel. The image is sent to the image processing control unit 102 under the control of the control unit 106.
  • step 402 a still image is generated, and the process proceeds to step 403. That is, a still image is generated when a grayscale signal for one frame is captured.
  • step 403 it is determined whether or not moving image shooting is performed. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 404. If the determination is negative, the image processing control is terminated as it is.
  • step 404 the moving image editing process is performed, and the process proceeds to step 406.
  • moving image editing is performed by combining still images for each frame generated in step 402.
  • step 406 image display processing is performed, and the process proceeds to step 408.
  • the moving image generated by the moving image editing process is sent to the display driver 92, whereby the display driver 92 displays the moving image.
  • step 408 the region of interest is set, and the process proceeds to step 409.
  • the region of interest is set by, for example, pattern matching or detecting a region with a large amount of movement, but the region of interest may be set by a user operation.
  • step 410 the gradation signal of the set region of interest is extracted, and the process proceeds to step 412.
  • step 412 the average QL value of the gradation signal of the region of interest is calculated and the process proceeds to step 414, the pre-stored reference QL value is read, and the process proceeds to step 416.
  • step 416 the calculated average QL value is compared with the read reference QL value to determine whether correction is possible or not, and the process proceeds to step 418.
  • the determination as to whether or not correction is possible may be a so-called on / off determination in which a predetermined amount of correction is performed if the difference is greater than or equal to a predetermined value and no correction is performed if the difference is less than a predetermined value. Then, based on the difference, it may be a solution of a calculation by a predetermined calculation formula (for example, a calculation formula based on PID control or the like).
  • step 418 radiation dose correction information ⁇ X is generated based on the comparison / correction determination result in step 416, and the process proceeds to step 420.
  • step 420 the generated correction information ⁇ X is stored, and the image processing control is terminated.
  • FIG. 12 is a flowchart showing an oversampling processing routine.
  • the charge signal read by the charge amplifier 75 is held by the sample hold circuit 76, serially converted by the multiplexer 77, and then digitally converted by the A / D converter 78.
  • the data are sequentially output to the cassette control unit 69.
  • the drive pulse cycle of the A / D converter 78 is faster than the drive pulse cycle of the multiplexer 77, a plurality of A / D conversions are performed with the analog signal held by the sample hold circuit 76. And output to the cassette control unit 69.
  • step 500 the first predetermined A (for example, 1 or 2) output from the multiplexer 77 and started after the A / D conversion is started. It is determined whether or not the digital signal value corresponds to the pulse. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 502. If the determination is negative, the process proceeds to step 504.
  • the first predetermined A for example, 1 or 2
  • step 502 the first predetermined A pulse (for example, the first pulse or the second pulse) output from the multiplexer 77 and started after the A / D conversion is skipped, and the process proceeds to step 510 as oversampling is not performed.
  • the first pulse after the start of A / D conversion is not subject to oversampling, so that the transient of the multiplexer 77 The signal corresponding to the response is excluded from the averaging. Thereby, it is possible to remove a cause of noise when averaging a plurality of digital signal values by oversampling.
  • step 504 since it is not the first predetermined A pulse output from the multiplexer 77 and after the start of A / D conversion, the process proceeds to step 506 as an oversampling target.
  • step 506 a digital signal value corresponding to a predetermined m pulse output from the multiplexer 77 after the start of A / D conversion (for example, a pulse immediately before the signal from the next sample hold circuit is output from the multiplexer 77). If the determination is negative, the process proceeds to step 510. If the determination is positive, the process proceeds to step 508.
  • step 508 the average value of the digital signal values subjected to A / D conversion a plurality of times while being held in the sample hold circuit 76 is calculated, and the process proceeds to step 510.
  • an average value of digital signal values corresponding to pulses excluding the first and second pulses among the drive pulses of the A / D converter 78 is calculated.
  • the digital signal value during the transient response of the multiplexer 77 is excluded and the average value is calculated, so that A / D conversion can be performed by removing the digital signal value during the transient response that contributes to noise. .
  • step 510 it is determined whether or not the photographing has ended. If the determination is negative, the process returns to step 500 and the above-described processing is repeated. When the determination is affirmative, the series of oversampling processing is ended. .
  • the drive pulse of the A / D converter 78 is converted.
  • the signal corresponding to the first A pulse after the start of the output of the multiplexer 77 is excluded from oversampling targets, and a plurality of digital signal values are averaged. Therefore, noise due to the corresponding digital signal value during the transient response of the multiplexer 77 is eliminated. Can be removed.
  • the A / D converted digital signal values corresponding to four pulses are averaged as shown in FIG. 8A
  • the A / D of the slow clock as in the conventional case of the shift clock of the multiplexer 77 is used.
  • the D converter requires four times as much time, but in the present embodiment, it takes 5/4 of the time, so that A / D conversion can be speeded up. Accordingly, it is possible to achieve high speed and high image quality for A / D conversion.
  • the number of non-oversampling non-target digital signal values is fixed to a predetermined number, but detection means such as a sensor for dynamically detecting the transient response of the multiplexer 77 is provided.
  • detection means such as a sensor for dynamically detecting the transient response of the multiplexer 77 is provided.
  • the number of digital signal values not subjected to oversampling may be varied according to the detection result.
  • the bias current of the multiplexer 77 is not particularly mentioned. However, since the transient response is changed by changing the bias current of the multiplexer 77, for example, as shown in ADCLK2 of FIG. If there are two non-sampled digital signal values, the bias current of the multiplexer 77 may be increased so that the number of oversampled non-target digital signal values is one. . Thereby, the number of signals to be averaged during oversampling can be increased.
  • the signal processing unit 73 of the radiation detector has been described as an example.
  • the present invention is not limited thereto, and the sample hold circuit 76, the multiplexer 77, and the A / D converter 78 are provided. Any signal processing unit 73 may be used.
  • a photographing device such as a digital camera, the signal during the transient response of the multiplexer is excluded and oversampling is performed as in the above embodiment. May be.
  • processing shown in each flowchart in the above embodiment may be stored and distributed as various programs in various storage media.
  • the present invention is not limited to this, and includes other radiation such as ⁇ -rays and ⁇ -rays.

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
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Abstract

　画像撮影装置は、画像検出器と、画像検出器の各センサ部で発生されてスイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段と、シリアル変換されて出力された保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段と、デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換されたデジタル信号値を除外する除外手段と、を備える。

Description

画像撮影装置、放射線画像撮影システム、画像撮影方法、及び画像撮影プログラム
　本発明は、画像撮影装置、放射線画像撮影システム、画像撮影方法、及び画像撮影プログラムに関する。
　近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、放射線量をデジタルデータ（電気信号）に変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器（「電子カセッテ」等という場合がある）が実用化されており、この放射線検出器を用いて、照射された放射線量により表わされる放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が実用化されている。
　このような放射線検出器では、放射線量に対応する電荷を蓄積して読み出すチャージアンプを備えて、チャージアンプの出力をサンプルホールド回路で保持した状態でアナログマルチプレクサでパラレルからシリアルに変換してデジタル変換（Ａ／Ｄ変換）を行うようになっている。
　近年は、デジタル変換を行うＡ／Ｄ変換器は高速化が進展しているが、アナログ回路である低ノイズ高精度のマルチプレクサの高速化は、Ａ／Ｄ変換器に比べて進展していない。マルチプレクサでは、過渡応答の収束を待つことによる切換速度が律速となって読み出し速度の向上ができない。さらには、高速のＡ／Ｄ変換器は同じビット数でも低速のＡ／Ｄ変換器よりもＳ／Ｎが若干劣る。
　そこで、特開２００８-０１１２８４号公報、特開２００７-３０６４８１号公報、特開２００９-２０７８１２号公報、特開２０１１-０８７９６９号公報の技術では、同一信号を複数回Ａ／Ｄ変換して平均化することにより、ノイズを低減することが提案されている。
特開２００８-０１１２８４号公報 特開２００７-３０６４８１号公報 特開２００９-２０７８１２号公報 特開２０１１-０８７９６９号公報
　しかしながら、特開２００８-０１１２８４号公報、特開２００７-３０６４８１号公報、特開２００９-２０７８１２号公報、特開２０１１-０８７９６９号公報の技術では、同一信号を複数回Ａ／Ｄ変換して平均化することが提案されているが、マルチプレクサの過渡応答中の信号も平均化対象とされるので、過渡応答中のデジタル信号がノイズの一因となり、改善の余地がある。
　本発明は、上記事実を考慮して成されたもので、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図る画像撮影装置、放射線画像撮影システム、画像撮影方法、及び画像撮影プログラムを提供する。
　本発明の画像撮影装置は、照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器と、前記画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段と、前記シリアル変換手段によってシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段と、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換されたデジタル信号値を除外する除外手段と、を備えている。
　本発明の放射線画像撮影装置によれば、画像検出器では、センサ部及びスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列されており、照射された放射線または光に応じた電荷がセンサ部で発生され、当該電荷がスイッチング素子により読み出される。
　シリアル変換手段では、画像検出器の各センサ部で発生されてスイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号がシリアル変換される。
　デジタル変換手段では、シリアル変換手段によってシリアル変換されて出力された保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々が複数回デジタル信号値に変換される。
　そして、除外手段では、デジタル変換手段の複数回の変換によって得られた複数のデジタル信号値のうち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換されたデジタル信号値を除外する。すなわち、変換手段の過渡応答に対応する期間のデジタル信号値が除外されるので、ノイズの一因を除去することができる。
　また、デジタル変換手段では、各々の保持手段に対応するアナログ信号の各々を複数のデジタル信号値に変換することにより高速のデジタル変換手段を用いることができるので、Ａ／Ｄ変換が高速化される。従って、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図ることができる。
　なお、除外手段は、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　また、本発明の画像撮影装置は、前記除外手段によって前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理手段を更に備えようにしてもよい。この場合、処理手段は、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を更に行うようにしてもよい。また、処理手段は、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算するようにしてもよい。また、処理手段は、前記期間に変換されたデジタル信号値として、前記複数のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外するようにしてもよい。また、処理手段は、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を更に調整するようにしてもよい。
　また、前記過渡応答を検出する検出手段を更に備え、前記除外手段が、前記検出手段の検出結果に基づいて、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　また、本発明の画像撮影装置は、前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を予め定めた増幅率で増幅する増幅手段を更に備えて、前記増幅手段、前記保持手段、前記シリアル変換手段、及び前記デジタル変換手段が一体化したＩＣチップとするようにしてもよい。
　また、本発明は、上記画像撮影装置と、被検体を介して前記画像検出器に放射線を照射する放射線照射手段と、を備えた放射線画像撮影システムとしてもよい。
　本発明の画像撮影方法は、照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う変換ステップと、前記変換ステップでシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行うデジタル変換ステップと、前記デジタル変換ステップの複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する除外ステップと、を有する。
　本発明の画像撮影方法によれば、変換ステップでは、照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された放射線検出器における各センサ部で発生されてスイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う。
　また、デジタル変換ステップでは、変換ステップでシリアル変換されて出力された保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行う。
　そして、除外ステップでは、デジタル変換ステップの複数回の変換によって得られた複数のデジタル信号値のうち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する。すなわち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間のデジタル信号値が除外されるので、ノイズの一因を除去することができる。
　また、デジタル変換ステップでは、各々の保持手段に対応するアナログ信号の各々を複数のデジタル信号値に変換することにより高速のデジタル変換手段を用いることができるので、Ａ／Ｄ変換が高速化される。従って、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図ることができる。
　なお、前記除外ステップでは、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　また、本発明の画像撮影方法は、前記除外ステップで前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理ステップを更に有するようにしてもよい。この場合、処理ステップでは、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を更に行うようにしてもよい。また、処理ステップでは、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算するようにしてもよい。また、処理ステップでは、前記期間に変換したデジタル信号値として、前記複数のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外するようにしてもよい。また、処理ステップでは、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を更に調整するようにしてもよい。
　また、前記過渡応答を検出する検出手段によって前記過渡応答を検出する検出ステップを更に有し、前記除外ステップでは、前記検出ステップでの検出結果に基づいて、前記期間に変換したデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　本発明の画像撮影プログラムは、照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う変換ステップと、前記変換ステップでシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行うデジタル変換ステップと、前記デジタル変換ステップの複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する除外ステップと、を含む処理をコンピュータに実行させる。
　本発明の画像撮影プログラムによれば、変換ステップでは、照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された放射線検出器における各センサ部で発生されてスイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う。
　また、デジタル変換ステップでは、変換ステップでシリアル変換されて出力された保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行う。
　そして、除外ステップでは、デジタル変換ステップの複数回の変換によって得られた複数のデジタル信号値のうち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する。すなわち、シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間のデジタル信号値が除外されるので、ノイズの一因を除去することができる。
　また、デジタル変換ステップでは、各々の保持手段に対応するアナログ信号の各々を複数のデジタル信号値に変換することにより高速のデジタル変換手段を用いることができるので、Ａ／Ｄ変換が高速化される。従って、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図ることができる。
　なお、前記除外ステップでは、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　また、本発明の画像撮影方法は、前記除外ステップで前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理ステップを更に有するようにしてもよい。この場合、処理ステップでは、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を更に行うようにしてもよい。また、処理ステップでは、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算するようにしてもよい。また、処理ステップでは、前記期間に変換したデジタル信号値として、前記複数のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外するようにしてもよい。また、処理ステップでは、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を更に調整するようにしてもよい。
　また、前記過渡応答を検出する検出手段によって前記過渡応答を検出する検出ステップを更に有し、前記除外ステップでは、前記検出ステップでの検出結果に基づいて、前記期間に変換したデジタル信号値を除外するようにしてもよい。
　以上説明した如く本発明では、アナログ信号を複数回デジタル信号値に変換し、変換手段の過渡応答に対応する期間のデジタル信号値を除外することにより、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図ることできる、という優れた効果を有する。
実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の４画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 実施の形態に係る放射線検出器の画素部の電気的構成を示す図である。 実施の形態に係る放射線検出器の信号処理部の概略構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分に注目した等価回路を示す図である。 本発明の実施の形態に係る撮影システムの制御ブロック図である。 本発明のマルチプレクサ及びＡ／Ｄ変換器に関する部分を説明するためのブロック図である。 マルチプレクサの過渡応答中の信号を除外してオーバーサンプリングする例を示す図である。 マルチプレクサの過渡応答中の信号を除外してオーバーサンプリングする例を示す図である。 マルチプレクサの過渡応答中の信号を除外してオーバーサンプリングする例を示す図である。 マルチプレクサの過渡応答中の信号を除外してオーバーサンプリングする例を示す図である。 本発明の実施の形態に係る放射線画像撮影準備制御ルーチンを示すフローチャートである。 本発明の実施の形態に係る放射線照射制御ルーチンを示すフローチャートである。 本発明の実施の形態に係る画像処理制御ルーチンを示すフローチャートである。 本発明の実施の形態に係るオーバーサンプリング処理ルーチンを示すフローチャートである。
　図１は、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ」（Radiology Information System）という。）１０の概略構成図である。このＲＩＳ１０は、静止画に加え、動画を撮影することが可能である。なお、動画の定義は、静止画を高速に次々と表示して、動画として認知させることを言い、静止画を撮影し、電気信号に変換し、伝送して当該電気信号から静止画を再生する、というプロセスを高速に繰り返すものである。従って、前記「高速」の度合いによって、予め定められた時間内に同一領域（一部又は全部）を複数回撮影し、かつ連続的に再生する、所謂「コマ送り」も動画に包含されるものとする。
　ＲＩＳ１０は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ」（Hospital Information System）という。）の一部を構成する。
　ＲＩＳ１０は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」という。）１２、ＲＩＳサーバー１４、および病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された複数の放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」という。）１６を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１８に各々接続されて構成されている。なお、病院内ネットワーク１８には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバー（図示省略）が接続されている。また、撮影システム１６は、単一、或いは３以上の設備であってもよく、図１では、撮影室毎に設置しているが、単一の撮影室に２台以上の撮影システム１６を配置してもよい。
　端末装置１２は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約は、この端末装置１２を介して行われる。各端末装置１２は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバー１４と病院内ネットワーク１８を介して相互通信が可能とされている。
　一方、ＲＩＳサーバー１４は、各端末装置１２からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１６における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１４Ａを含んで構成されている。
　データベース１４Ａは、被検体としての患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１６で用いられる、後述する電子カセッテ２０の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ２０に関する情報、および電子カセッテ２０を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ２０を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。
　なお、医療機関が管理する医療関連データをほぼ永久に保管し、必要なときに、必要な場所から瞬時に取り出すシステム（「医療クラウド」等と言う場合がある）を利用して、病院外のサーバーから、患者（被検者）の過去の個人情報等を入手するようにしてもよい。
　撮影システム１６は、ＲＩＳサーバー１４からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１６は、放射線照射制御ユニット２２（図６参照）の制御により放射線Ｘを照射する放射線照射源２２Ａから、照射条件に従った線量とされた放射線Ｘを被検者に照射する放射線発生装置２４と、被検者の撮影対象部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、発生した電荷量に基づいて放射線画像を示す画像情報を生成する放射線検出器２６（図３参照）を内蔵する電子カセッテ２０と、電子カセッテ２０に内蔵されているバッテリを充電するクレードル２８と、電子カセッテ２０および放射線発生装置２４を制御するコンソール３０と、を備えている。
　コンソール３０は、ＲＩＳサーバー１４からデータベース１４Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ８８（図６参照。）に記憶し、必要に応じて当該情報を用いて、電子カセッテ２０および放射線発生装置２４の制御を行う。
　図２には、本実施の形態に係る撮影システム１６の放射線撮影室３２における各装置の配置状態の一例が示されている。
　図２に示される如く、放射線撮影室３２には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台３４と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台３６とが設置されている。立位台３４の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者３８の撮影位置とされ、臥位台３６の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者４０の撮影位置とされている。
　立位台３４には電子カセッテ２０を保持する保持部４２が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ２０が保持部４２に保持される。同様に、臥位台３６には電子カセッテ２０を保持する保持部４４が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ２０が保持部４４に保持される。
　また、放射線撮影室３２には、単一の放射線照射源２２Ａからの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線照射源２２Ａを、水平な軸回り（図２の矢印Ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印Ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印Ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構４６が設けられている。この図２の矢印Ａ～Ｃ方向へ移動（回動を含む）させる駆動源は、支持移動機構４６に内蔵されており、ここでは、図示を省略する。
　一方、クレードル２８には、電子カセッテ２０を収納可能な収容部２８Ａが形成されている。
　電子カセッテ２０は、未使用時にはクレードル２８の収容部２８Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル２８から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台３４の保持部４２に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台３６の保持部４４に保持される。
　ここで、本実施の形態に係る撮影システム１６では、放射線発生装置２４とコンソール３０との間、および電子カセッテ２０とコンソール３０との間で、無線通信によって各種情報の送受信を行う（詳細後述）。
　なお、電子カセッテ２０は、立位台３４の保持部４２や臥位台３６の保持部４４で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、腕部，脚部等を撮影する際には、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。
　また、電子カセッテ２０には後述する放射線検出器が内蔵される。内蔵された放射線検出器は、放射線をシンチレータで光に変換した後にフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換方式、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式の何れでもよい。直接変換方式の放射線検出器は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板上に、放射線Ｘを吸収し、電荷に変換する光電変換層が積層されて構成されている。光電変換層は例えばセレンを主成分（例えば含有率５０％以上）とする非晶質のａ－Ｓｅ（アモルファスセレン）からなり、放射線Ｘが照射されると、照射された放射線量に応じた電荷量の電荷（電子－正孔の対）を内部で発生することで、照射された放射線Ｘを電荷へ変換する。間接変換方式の放射線検出器は、アモルファスセレンのような放射線Ｘを直接的に電荷に変換する放射線-電荷変換材料の代わりに、蛍光体材料と光電変換素子（フォトダイオード）を用いて間接的に電荷に変換してもよい。蛍光体材料としては、テルビウム賦活酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ:Ｔｂ）（略称ＧＯＳ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）がよく知られている。この場合、蛍光体材料によって放射線Ｘ－光変換を行い、光電変換素子のフォトダイオードによって光－電荷変換を行う。本実施の形態に係る電子カセッテ２０は、間接変換方式の放射線検出器を内蔵するものとして説明する。
　図３Ａは、電子カセッテ２０に装備される放射線検出器２６の４画素部分の構成を概略的に示す断面模式図であり、図３Ｂは、放射線検出器２６の画素部の電気的構成を示す図である。
　図３Ａに示される如く、放射線検出器２６は、絶縁性の基板５０上に、信号出力部５２、センサ部５４（ＴＦＴ基板７４）、およびシンチレータ５６が順次積層しており、信号出力部５２、センサ部５４によりＴＦＴ基板７４の画素群が構成されている。すなわち、複数の画素は、基板５０上にマトリクス状に配列されており、各画素における信号出力部５２とセンサ部５４とが重なりを有するように構成されている。なお、信号出力部５２とセンサ部５４との間には、絶縁膜５３が介在されている。
　シンチレータ５６は、センサ部５４上に透明絶縁膜５８を介して形成されており、上方（基板５０の反対側）または下方から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ５６を設けることで、被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。
　シンチレータ５６が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ～８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器２６によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。
　シンチレータ５６に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４００ｎｍ～７００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。
　なお、本実施の形態では、シンチレータ５６の放射線照射面側にＴＦＴ基板７４が配置された方式の「表面読取方式（ＩＳＳ：Irradiation Side Sampling）」を適用した例を示すが、シンチレータの放射線入射側とは反対側にＴＦＴ基板を配置する「裏面読取方式（ＰＳＳ：Penetration Side Sampling）」を適用するようにしてもよい。シンチレータは放射線入射側がより強く発光するので、シンチレータの放射線入射側にＴＦＴ基板を配置する表面読取方式（ＩＳＳ）は、シンチレータの放射線入射側とは反対側にＴＦＴ基板を配置する裏面読取方式（ＰＳＳ）よりもＴＦＴ基板とシンチレータの発光位置とが接近することから、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高く、また、ＴＦＴ基板の受光量が増大することで、結果として放射線画像の感度が向上する。
　センサ部５４は、上部電極６０、下部電極６２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜６４を有する。光電変換膜６４は、シンチレータ５６が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
　上部電極６０は、シンチレータ５６により生じた光を光電変換膜６４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ５６の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO：Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６０としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極６０は、全画素で共通の一枚構成としてもよく、画素毎に分割してもよい。
　光電変換膜６４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ５６から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜６４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ５６による発光以外の電磁波が光電変換膜６４に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜６４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
　光電変換膜６４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ５６で発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ５６の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ５６の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ５６から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ５６の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。
　このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物およびフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ５６の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜６４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。なお、本実施の形態では、有機光電変換材料を含む光電変換膜６４を一例として説明するが、これに限るものではなく、光電変換膜６４は、光を吸収して電荷を発生する材料であればよく、例えば、アモルファスシリコンなどの他の材料を適用するようにしてもよい。光電変換膜６４をアモルファスシリコンで構成した場合には、シンチレータから放出された光を広い波長域に亘って吸収するように構成することができる。
　各画素を構成するセンサ部５４は、少なくとも下部電極６２、光電変換膜６４、および上部電極６０を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜６６および正孔ブロッキング膜６８の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
　電子ブロッキング膜６６は、下部電極６２と光電変換膜６４との間に設けることができ、下部電極６２と上部電極６０間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極６２から光電変換膜６４に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。電子ブロッキング膜６６には、電子供与性有機材料を用いることができる。
　正孔ブロッキング膜６８は、光電変換膜６４と上部電極６０との間に設けることができ、下部電極６２と上部電極６０間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６０から光電変換膜６４に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。正孔ブロッキング膜６８には、電子受容性有機材料を用いることができる。
　信号出力部５２は、下部電極６２に対応して、下部電極６２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ７０と、コンデンサ７０に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に薄膜トランジスタという場合がある。）７２が形成されている。コンデンサ７０および薄膜トランジスタ７２の形成された領域は、平面視において下部電極６２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素における信号出力部５２とセンサ部５４とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２６（画素）の平面積を最小にするために、コンデンサ７０および薄膜トランジスタ７２の形成された領域が下部電極６２によって完全に覆われていることが望ましい。
　マトリクス状に配列された画素における信号出力部５２は、図３Ｂに示すように、一定方向（図３Ｂの走査線方向、以下「行方向」ともいう）に延設され、個々の画素の薄膜トランジスタ７２をオン・オフさせるための複数本のゲート配線Ｇと、ゲート配線Ｇと交差する方向（図３Ｂの信号配線方向、以下「列方向」ともいう）に延設され、オンされた薄膜トランジスタ７２を介してコンデンサ７０から蓄積電荷を読み出すための複数本のデータ配線Ｄが設けられている。個々のゲート配線Ｇはゲート線ドライバ７１に接続されており、個々のデータ配線Ｄは信号処理部７３に接続されている。個々の画素部のコンデンサ７０に電荷が蓄積されると、個々の画素部の薄膜トランジスタ７２は、ゲート線ドライバ７１からゲート配線Ｇを介して供給される信号により行単位で順にオンされる。薄膜トランジスタ７２がオンされた画素部のコンデンサ７０に蓄積された電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線Ｄを電送されて信号処理部７３に入力される。従って、個々の画素部のコンデンサ７０に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。
　また、ゲート線ドライバ７１は、１回の画像の読み出し動作で１ラインずつ順に各ゲート配線Ｇにオン信号を出力して１ラインずつ各画素部のコンデンサ７０に蓄積された電荷を読み出す順次走査方式（所謂、プログレッシブ走査方式）に加え、１回の画像の読み出し動作でゲート線ドライバ７１から複数ライン（例えば、２ラインや４ライン）ずつ順に各ゲート配線Ｇにオン信号を出力して複数ラインずつ各画素部のコンデンサ７０に蓄積された電荷を読み出す（同時に読み出した画素の電荷を合成して読み出す）ビニング読出方式での読み出しが可能とされており、順次読出方式とビニング読出方式とに画像の読出方式が切り替え可能とされている。
　なお、順次走査方式と、ゲート配線Ｇを１行毎に奇数行目と偶数行目に分けて、画像の読み出し動作毎に、奇数行目又は偶数行目のゲート配線Ｇにオン信号を出力して１ライン毎に交互に各画素部に蓄積された電荷を読み出す飛越走査方式（所謂、インターレース走査方式）とで画像の読出方式が切替可能としてもよい。
　また、信号処理部７３及びゲート線ドライバ７１は、カセッテ制御部６９が接続されており、カセッテ制御部６９によってゲート線ドライバ７１及び信号処理部７３が制御される。なお、カセッテ制御部６９は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ＨＤＤやフレッシュメモリ等を含むマイクロコンピュータで構成されている。
　また、放射線検出器２６における各画素の配列は行と列に配置したマトリクス配列に限るものではなく、例えば、千鳥配列等の他の配列を適用するようにしてもよい。また、画素の形状は、矩形形状の画素を適用するようにしてもよいし、ハニカム形状等の多角形の形状を適用するようにしてもよい。
　図４は、本実施の形態に係る放射線検出器２６の信号処理部の概略構成を示すブロック図であり、図５は、本実施の形態に係る放射線検出器２６の１画素部分に注目した等価回路を示す図である。
　図４に示すように、シンチレータ５６によって光電変換された電荷は、薄膜トランジスタ７２がオンされることにより読み出されて信号処理部７３へ出力される。
　信号処理部７３は、図４に示すように、増幅手段としてのチャージアンプ７５、保持手段としてのサンプルホールド回路７６、シリアル変換手段としてのマルチプレクサ７７、及びデジタル変換手段としてのＡ／Ｄ変換器７８を備えている。
　薄膜トランジスタ７２によって読み出された電荷は、チャージアンプ７５によって積分されると共に予め定めた増幅率で増幅されて、サンプルホールド回路によって保持され、マルチプレクサ７７を介してＡ／Ｄ変換器７８に出力される。そして、Ａ／Ｄ変換器７８によってアナログ信号がデジタル信号値に変換されて画像処理が可能とされるようになっている。
　さらに詳細には、図５に示すように、薄膜トランジスタ７２のソースは、データ配線Ｄに接続されており、このデータ配線Ｄは、チャージアンプ７５に接続されている。また、薄膜トランジスタ７２のドレインはコンデンサ７０に接続され、薄膜トランジスタ７２のゲートはゲート配線Ｇに接続されている。なお、チャージアンプ７５は、画素（薄膜トランジスタ７２）毎に対応して設けるようにしてもよいし、各列（データ配線Ｄ）毎に設けるようにしてもよいし、予め定めたグループ（例えば、３×３画素等）毎に設けるようにしてもよいし、予め定めた列グループ（例えば、複数のデータ配線Ｄ）毎に設けるようにしてもよい。
　個々のデータ配線Ｄを電送された電荷信号はチャージアンプ７５によって積分処理されて、サンプルホールド回路７６に保持される。チャージアンプ７５には、リセットスイッチ７９が設けられており、リセットスイッチ７９がオフされている間、電荷の読み出しが行われてサンプルホールド回路７６で電荷信号が保持される。また、電荷の読み出しが終了すると、リセットスイッチ７９をオンすることでチャージアンプ７５の積分コンデンサＣ１に残存した電荷を放出してリセットする。
　サンプルホールド回路７６に保持された電荷信号はアナログ電圧に変換されてマルチプレクサ７７に入力されてシリアル変換され、Ａ／Ｄ変換器７８によってデジタルの画像情報に変換される。
　なお、薄膜トランジスタ７２のオン・オフや、チャージアンプ７５のリセットスイッチ７９のオン・オフは、カセッテ制御部６９によって制御される。
　図６は、本実施の形態に係る撮影システム１６の制御ブロック図である。
　コンソール３０は、サーバー・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ８０と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル８２と、を備えている。
　また、本実施の形態に係るコンソール３０は、装置全体の動作を司るＣＰＵ８４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ８６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ８７と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）８８と、ディスプレイ８０への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ９２と、操作パネル８２に対する操作状態を検出する操作入力検出部９０と、を備えている。
　また、コンソール３０は、無線通信により、画像処理装置２３及び放射線発生装置２４との間で後述する照射条件等の各種情報の送受信を行うと共に、電子カセッテ２０との間で画像データ等の各種情報の送受信を行うＩ／Ｆ（例えば、無線通信部）９６及びＩ／Ｏ９４を備えている。
　ＣＰＵ８４、ＲＯＭ８６、ＲＡＭ８７、ＨＤＤ８８、ディスプレイドライバ９２、操作入力検出部９０、Ｉ／Ｏ９４、無線通信部９６は、システムバスやコントロールバス等のバス９８を介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ８４は、ＲＯＭ８６、ＲＡＭ８７、ＨＤＤ８８へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ９２を介したディスプレイ８０への各種情報の表示の制御、および無線通信部９６を介した放射線発生装置２４および電子カセッテ２０との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ８４は、操作入力検出部９０を介して操作パネル８２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
　一方、画像処理装置２３は、コンソール３０との間で照射条件等の各種情報を送受信するＩ／Ｆ（例えば無線通信部）１００と、照射条件に基づいて、電子カセッテ２０及び放射線発生装置２４を制御する画像処理制御ユニット１０２と、を備えている。また、放射線発生装置２４は、放射線照射源２２Ａからの放射線照射を制御する放射線照射制御ユニット２２を備えている。
　画像処理制御ユニット１０２は、システム制御部１０４、パネル制御部１０６、画像処理制御部１０８を備え、相互にバス１１０によって情報をやりとりしている。パネル制御部１０６では、前記電子カセッテ２０からの情報を、無線又は有線により受け付け、画像処理制御部１０８で画像処理が施される。
　一方、システム制御部１０４は、コンソール３０から照射条件には管電圧、管電流等の情報を受信し、受信した照射条件に基づいて放射線照射制御ユニット２２の放射線照射源２２Ａから放射線Ｘを照射させる制御を行う。
　ところで、本実施の形態の信号処理部７３では、サンプルホールド回路７６に保持された電荷信号は、マルチプレクサ７７によって順に（シリアルに）出力され、Ａ／Ｄ変換器７８によって、アナログ電気信号がデジタル電気信号に変換されるが、Ａ／Ｄ変換器７８は、マルチプレクサ７７に比べて高速化が進展している。
　そこで、本実施の形態では、サンプルホールド回路７６に電荷信号を保持したままで１回のアナログ出力を複数回Ａ／Ｄ変換し、平均化手段としてのカセッテ制御部６９がＡ／Ｄ変換された複数のデジタル出力を平均化することでサンプルホールド回路７６以降のノイズを低減するようにしている。なお、サンプルホールド回路７６に電荷信号を保持したままで１回のアナログ出力を複数回Ａ／Ｄ変換を行ってそのデジタル信号値を平均化することを、以下では、オーバーサンプリングと称する場合がある。
　また、複数回のＡ／Ｄ変換結果の中には、マルチプレクサ７７の過渡応答の収束してない信号も含んでしまうため、マルチプレクサ７７の過渡応答中の信号がオーバーサンプリングにより平均化されてノイズとなってしまうので、本実施の形態では、Ａ／Ｄ変換を行うパルス信号のうち、過渡応答の収束していない期間のＡ／Ｄ変換器７８の駆動パルスに対応するデジタル信号値をオーバーサンプリングの対象としないようにしている。すなわち、マルチプレクサ７７の過渡応答中の少なくとも１つのデジタル信号値を除外してオーバーサンプリングすることで、マルチプレクサ７７の過渡応答中の信号がオーバーサンプリング時の平均化対象となってノイズとなるのを防止することができる。
　図７は、本発明のマルチプレクサ７７及びＡ／Ｄ変換器７８に関する部分を説明するためのブロック図である。
　本実施の形態では、図７に示すように、マルチプレクサ７７には、例えば、１ｃｈ～４ｃｈのチャージアンプ７５Ａ、７５Ｂ、７５Ｃ、７５Ｄの出力をそれぞれ保持するサンプルホールド回路７６Ａ、７６Ｂ、７６Ｃ、７６Ｃが接続されている。
　すなわち、１ｃｈのチャージアンプ７５Ａの出力をサンプルホールド回路７６Ａで保持した状態でマルチプレクサ７７はまず１ｃｈのアナログ信号を出力し、Ａ／Ｄ変換器７８では１ｃｈのアナログ信号に対して複数回のＡ／Ｄ変換を行ってカセッテ制御部６９に出力する。続いて、２ｃｈのチャージアンプ７５Ｂの出力をサンプルホールド回路７６Ｂで保持した状態でマルチプレクサ７７は２ｃｈの信号を出力し、Ａ／Ｄ変換器７８では２ｃｈのアナログ信号に対して複数回のＡ／Ｄ変換を行ってカセッテ制御部６９に出力し、以降順次４ｃｈまで同様に行う。そして、カセッテ制御部６９では、各ｃｈにおいて複数回のＡ／Ｄ変換時の最初の所定パルス（例えば、１、２パルス）は、マルチプレクサ７７の過渡応答期間に対応するため、最初の数パルスに対応するデジタル信号値を除外してオーバーサンプリングして平均化するように制御する。なお、過渡応答期間のパルスに対応するデジタル信号値の除外方法としては、カセッテ制御部６９が、複数のデジタル信号値を読み込んでから過渡応答期間に対応するデジタル信号値を破棄するようにしてもよいし、過渡応答期間に対応するデジタル信号値を除くデジタル信号値を読み込むようにしてもよい。また、過渡応答期間のパルスに対応するデジタル信号値の除外は、カセッテ制御部６９において、ソフトウェアによる演算のみで行ってもよいし、または、ソフトウェアによる演算とハードウェア要素とを連動させて行ってもよい。
　例えば、図８Ａに示すように、マルチプレクサ７７のシフトクロックの１周期中にＡ／Ｄ変換器７８のクロック（ＡＤＣＬＫ）が５パルスである場合には、Ａ／Ｄ変換器７８の５パルス目（図８ＡのＡＤＣＬＫのパルス４）がマルチプレクサ出力が切り替わる手前となるように位相調整し、マルチプレクサ出力開始後のＡ／Ｄ変換器７８の最初の１パルス（図８Ａのパルス０）については平均化対象から除外して残りの４パルス（図８Ａのパルス１～４）に対応する信号のＡ／Ｄ変換結果を平均化する。また、図８Ｂに示すように、マルチプレクサ７７のシフトクロックの１周期中にＡ／Ｄ変換器７８のクロック（ＡＤＣＬＫ）が３パルスである場合についても、同様に、Ａ／Ｄ変換器７８の３パルス目（図８ＢのＡＤＣＬＫのパルス２）がマルチプレクサ出力が切り替わる手前となるように位相調整し、マルチプレクサ出力開始後のＡ／Ｄ変換器７８の最初の１パルス（図８Ｂのパルス０）については平均化対象から除外して残りの２パルスに対応する信号のＡ／Ｄ変換結果を平均化する。
　一方、図８Ｃに示すように、マルチプレクサ７７のシフトクロックの１周期中にＡ／Ｄ変換器７８のクロック（ＡＤＣＬＫ）が１０パルスの場合は、Ａ／Ｄ変換器７８の１０パルス目（図８ＣのＡＤＣＬＫのパルス９）がマルチプレクサ出力が切り替わる手前となるように位相調整し、マルチプレクサ出力開始後のＡ／Ｄ変換器７８の最初の１パルス（図８Ｃのパルス０）については平均化対象から除外すると共に、最後のパルス（図８Ｃのパルス９）も平均化対象から除外して残りの８パルス（図８Ｃのパルス１～８）に対応する信号のＡ／Ｄ変換結果を平均化する。この場合には、平均化対象のパルス数を２のｎ乗（ｎ：自然数）とすることで、ビットシフトにより平均化できるため、平均化対象を２のｎ乗とするために、最後のパルスに対応する信号を平均化対象から除外している。
　また、図８Ｄに示すように、マルチプレクサ７７のシフトクロックの１周期中にＡ／Ｄ変換器７８のクロック（ＡＤＣＬＫ）が１８パルスの場合についても、Ａ／Ｄ変換器７８の１８パルス目（図８ＤのＡＤＣＬＫのパルス１７）がマルチプレクサ出力が切り替わる手前となるように位相調整し、マルチプレクサ出力開始後のＡ／Ｄ変換器７８の最初の１パルス（図８Ｄのパルス０）については平均化対象から除外する共に、最後のパルス（図８Ｄのパルス１７）も平均化対象から除外して残りの１６パルスに対応する信号のＡ／Ｄ変換結果を平均化する。なお、マルチプレクサ７７の過渡応答期間に最初の２パルスが含まれるような場合には、図８ＤのＡＤＣＬＫ２に示すように、最初の２パルス（図８Ｄの－１パルス及び０パルス）について平均化対象から除外するようにしてもよい。この場合についても平均化対象が２のｎ乗となるようにすることにより、平均化が容易となる。
　なお、本実施の形態では、過渡応答期間のパルスに対応するデジタル信号値を除外して他の複数のデジタル信号値を加算してから平均化するものとして説明するが、複数のデジタルデータを平均化せずに加算して、それ以降の処理を行うようにしてもよい。
　また、チャージアンプ７５、サンプルホールド回路７６、マルチプレクサ７７、及びＡ／Ｄ変換器７８を含む信号処理部７３は、１チップ化したＩＣとすることが望ましい。Ａ／Ｄ変換器７８は微細化によって小さくなり、ＲＣ等の微細化の恩恵を受けにくいチャージアンプ７５などのアナログ回路部よりは優位に小さくなるため一体化のメリットが大きい。
　続いて、本実施の形態の作用を図９～図１２のフローチャートに従い説明する。
　図９は、放射線画像撮影準備制御ルーチンを示すフローチャートである。
　ステップ２００では、撮影指示があったか否かが判断され、該判定が否定された場合にはこのルーチンは終了し、肯定された場合にはステップ２０２へ移行する。
　ステップ２０２では、初期情報入力画面がディスプレイ８０に表示されてステップ２０４へ移行する。すなわち、予め定められた初期情報入力画面をディスプレイ８０により表示させるようにディスプレイドライバ９２を制御する。
　ステップ２０４では、所定情報が入力されたか否かが判定され、該判定が肯定されるまで待機してステップ２０６へ移行する。初期情報入力画面では、例えば、これから放射線画像の撮影を行う被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および撮影時の放射線Ｘの照射条件（本実施の形態では、放射線Ｘを照射する際の管電圧および管電流）の入力を促すメッセージと、これらの情報の入力領域が表示される。
　初期情報入力画面がディスプレイ８０に表示されると、撮影者は、撮影対象とする被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および照射条件を、各々対応する入力領域に操作パネル８２を介して入力する。
　撮影者は、被検者と共に放射線撮影室３２に入室し、例えば、臥位である場合は、対応する臥位台３６の保持部４４に電子カセッテ２０を保持させると共に放射線照射源２２Ａを対応する位置に位置決めした後、被検者を所定の撮影位置に位置（ポジショニング）させる。なお、撮影対象部位が腕部、脚部等の電子カセッテ２０を保持部に保持させない状態で放射線画像の撮影を行う場合は、当該撮影対象部位を撮影可能な状態に被検者、電子カセッテ２０、および放射線照射源２２Ａを位置決め（ポジショニング）させる。
　その後、撮影者は、放射線撮影室３２を退室し、例えば、初期情報入力画面の下端近傍に表示されている終了ボタンを、操作パネル８２を介して指定する。撮影者によって終了ボタンが指定されると、前記ステップ２０４が肯定されてステップ２０６へ移行する。なお、図９のフローチャートでは、ステップ２０４を無限ループとしたが、操作パネル８２上に設けたキャンセルボタンの操作によって、強制終了させるようにしてもよい。
　ステップ２０６では、上記初期情報入力画面において入力された情報（以下、「初期情報」という。）を電子カセッテ２０に無線通信部９６を介して送信した後、次のステップ２０８へ移行して、前記初期情報に含まれる照射条件を放射線発生装置２４へ無線通信部９６を介して送信することにより当該照射条件を設定する。これに応じて放射線発生装置２４の画像処理制御ユニット１０２は、受信した照射条件での照射準備を行う。
　次のステップ２１０では、ＡＢＣ制御の起動を指示し、次いで、ステップ２１２へ移行して、放射線の照射開始を指示する指示情報を放射線発生装置２４へ無線通信部９６を介して送信し、このルーチンは終了する。
　次に、図１０のフローチャートに従い、放射線照射制御の流れを説明する。図１０は、放射線照射制御ルーチンを示すフローチャートである。
　ステップ３００では、照射開始指示があった否かが判断され、否定判定された場合はこのルーチンは終了し、肯定判定された場合はステップ３０２へ移行する。
　ステップ３０２では、定常時放射線量（初期値）ＸNが読み出されて、ステップ３０４へ移行する。
　ステップ３０４では、読み出された定常時放射線量で照射が開始されてステップ３０６へ移行する。すなわち、コンソール３０から受信した照射上限に応じた管電圧及び管電流を放射線発生装置２４に印加することにより、放射線照射源２２Ａからの照射を開始する。放射線照射源２２Ａから射出された放射線Ｘは、被検者を透過した後に電子カセッテ２０に到達する。
　ステップ３０６では、現在格納されている放射線量補正情報が読み出されてステップ３０６へ移行する。この放射線量補正情報は、ＡＢＣ制御によって生成されるものであり、補正係数ΔＸとして格納されている。
　次のステップ３０８では、ＡＢＣ制御に基づく補正処理が実行されてステップ３１０へ移行する。すなわち、電子カセッテ２０から得た階調信号（ＱＬ値）に基づいて、関心領域画像のＱＬ値の平均値を演算し、このＱＬ値の平均値が予め定めたしきい値と比較され、しきい値に収束するように、放射線量にフィードバック制御される。
　ステップ３１０では、撮影終了の指示があったか否かが判断され、該判定が肯定された場合には、ステップ３１２へ移行し、否定された場合にはステップ３０６に戻って上述の処理が繰り返される。
　そして、ステップ３１２では、照射を終了し、放射線画像撮影制御を終了する。
　続いて、図１１のフローチャートに従い、画像処理制御の流れを説明する。図１１は、画像処理制御ルーチンを示すフローチャートである。
　上述のように放射線画像撮影制御が行われるとステップ４００では、１フレーム分の階調情報が順次取り込まれてステップ４０２へ移行する。すなわち、電子カセッテ２０のＴＦＴ基板７４によって生成された階調信号がパネル制御部１０６の制御によって画像処理制御ユニット１０２に順次取り込まれる。なお、階調信号を画像処理制御ユニット１０２に取り込む前に、後述する階調信号取込処理によってカセッテ制御部６９に階調信号を順次取り込み、カセッテ制御部６９によって取り込んだ階調信号が順次パネル制御部１０６の制御によって画像処理制御ユニット１０２へ送出される。
　ステップ４０２では、静止画が生成されてステップ４０３へ移行する。すなわち、１フレーム分の階調信号を取り込んだところで静止画像を生成する。　
　ステップ４０３では、動画撮影か否かが判定され、該判定が肯定された場合にはステップ４０４へ移行し、否定された場合にはそのまま画像処理制御を終了する。
　ステップ４０４では、動画編集処理が行われてステップ４０６へ移行する。動画編集処理は、ステップ４０２で生成された１フレーム毎の静止画像を組み合わせて動画編集が行われる。
　ステップ４０６では、画像表示処理が行われてステップ４０８へ移行する。画像表示処理は、動画編集処理によって生成された動画像をディスプレイドライバ９２へ送出することにより、ディスプレイドライバ９２によってディスプレイ８０への表示が行われる。
　ステップ４０８では、関心領域設定が行われてステップ４０９へ移行する。関心領域の設定は、例えば、パターンマッチングや、移動量が大きい領域の検出などを行うことにより、関心領域を設定するが、ユーザの操作によって関心領域の設定を行うようにしてもよい。
　ステップ４１０では、設定された関心領域の階調信号が抽出されてステップ４１２へ移行する。
　ステップ４１２では、関心領域の階調信号の平均ＱＬ値が演算されてステップ４１４へ移行し、予め格納された基準ＱＬ値が読み出されてステップ４１６へ移行する。
　ステップ４１６では、演算された平均ＱＬ値と、読み出された基準ＱＬ値とが比較されて、補正の可否が判定されてステップ４１８へ移行する。例えば、補正の可否の判定は、比較の結果において、差が所定以上のであれば予め定めた量の補正を行い、差が所定未満であれば補正しないといった所謂オン／オフ判定であってもよいし、差に基づいて、予め定めた演算式（例えば、ＰＩＤ制御等に基づく演算式）による演算の解であってもよい。
　ステップ４１８では、ステップ４１６の比較・補正可否判定結果に基づいて、放射線量の補正情報ΔＸが生成されて、ステップ４２０へ移行する。
　そして、ステップ４２０では、生成した補正情報ΔＸが格納されて、画像処理制御を終了する。
　次に、図１２のフローチャートに従い、カセッテ制御部６９で行われるオーバーサンプリング処理の流れを説明する。図１２は、オーバーサンプリング処理ルーチンを示すフローチャートである。
　上述したように、信号処理部７３では、チャージアンプ７５によって読み出された電荷信号がサンプルホールド回路７６で保持されてマルチプレクサ７７で順次シリアル変換された後にＡ／Ｄ変換器７８によってデジタル変換され、順次カセッテ制御部６９に出力される。このとき、Ａ／Ｄ変換器７８の駆動パルス周期はマルチプレクサ７７の駆動パルス周期に比べて速いものが用いられるので、サンプルホールド回路７６でアナログ信号を保持した状態で複数回のＡ／Ｄ変換が行われてカセッテ制御部６９に出力される。カセッテ制御部６９では、Ａ／Ｄ変換されたデジタル信号値を受信すると、まず、ステップ５００では、マルチプレクサ７７から出力されてＡ／Ｄ変換開始後の始めの予め定めたＡ（例えば、１または２）パルス目に対応するデジタル信号値か否か判定され、該判定が肯定された場合にはステップ５０２へ移行し、否定された場合にはステップ５０４へ移行する。
　ステップ５０２では、マルチプレクサ７７から出力されてＡ／Ｄ変換開始後の始めの予め定めたＡパルス（例えば、１パルス目や２パルス目）はスキップしてオーバーサンプリング非対象としてステップ５１０へ移行する。例えば、図８Ａ～８Ｄに示すように、マルチプレクサ７７のシフトクロックの１周期のうち、Ａ／Ｄ変換開始後の始めの１パルス目は、オーバーサンプリングの非対象とすることにより、マルチプレクサ７７の過渡応答に対応する信号を平均化から除外する。これによって、オーバーサンプリングにより複数のデジタル信号値を平均化する際のノイズの一因を除去することができる。
　一方、ステップ５０４では、マルチプレクサ７７から出力されてＡ／Ｄ変換開始後の始めの予め定めたＡパルスではないので、オーバーサンプリング対象としてステップ５０６へ移行する。
　ステップ５０６では、マルチプレクサ７７から出力されてＡ／Ｄ変換開始後の予め定めたｍパルス（例えば、マルチプレクサ７７から次ぎのサンプルホールド回路からの信号が出力される直前のパルス）に対応するデジタル信号値か否か判定され、該判定が否定された場合にはステップ５１０へ移行し、肯定された場合にはステップ５０８へ移行する。
　ステップ５０８では、サンプルホールド回路７６で保持された状態で複数回Ａ／Ｄ変換されたデジタル信号値の平均値が算出されてステップ５１０へ移行する。例えば、図８Ａ～８Ｄに示すように、Ａ／Ｄ変換器７８の駆動パルスのうち始めの１、２パルスを除くパルスに対応するデジタル信号値の平均値が算出される。これによって、マルチプレクサ７７の過渡応答中のデジタル信号値が除外されて平均値が算出されるので、ノイズの一因となる過渡応答中のデジタル信号値を除去したＡ／Ｄ変換を行うことができる。
　続いて、ステップ５１０では、撮影終了か否か判定され、該判定が否定された場合にはステップ５００に戻って上述の処理が繰り返され、判定が肯定されたところで一連のオーバーサンプリング処理を終了する。
　このように、本実施の形態では、マルチプレクサ７７から出力される１回のアナログ出力を複数回Ａ／Ｄ変換して平均化するオーバーサンプリングを行う際に、Ａ／Ｄ変換器７８の駆動パルスのうちマルチプレクサ７７の出力開始後の始めのＡパルスに対応する信号をオーバーサンプリング対象から除外して複数のデジタル信号値を平均化するので、マルチプレクサ７７の過渡応答中に対応するデジタル信号値によるノイズを除去することができる。
　また、例えば、図８Ａのように、４パルスに対応するＡ／Ｄ変換されたデジタル信号値を平均化する場合には、従来のようにマルチプレクサ７７のシフトクロックと同じように遅いクロックのＡ／Ｄ変換器では、４倍の時間が必要であったが、本実施の形態では、５／４該の時間ですむのでＡ／Ｄ変換の高速化が可能となる。従って、Ａ／Ｄ変換の高速かつ高画質化を図ることができる。
　なお、上記の実施の形態では、オーバーサンプリング非対象のデジタル信号値の数を予め定めた数に固定するようにしたが、マルチプレクサ７７の過渡応答を動的に検出するセンサ等の検出手段を設けて、検出結果に応じてオーバーサンプリング非対象のデジタル信号値の数を可変するようにしてもよい。
　また、上記の実施の形態では、マルチプレクサ７７のバイアス電流について特に言及しなかったが、マルチプレクサ７７のバイアス電流を変更することによって、過渡応答も変化するので、例えば、図８ＤのＡＤＣＬＫ２ように、オーバーサンプリング非対象のデジタル信号値が２つになってしまうような場合には、オーバーサンプリング非対象のデジタル信号値の数が１つになるようにマルチプレクサ７７のバイアス電流を増加するようにしてもよい。これによって、オーバーサンプリング時の平均化対象の信号数を増やすことができる。
　また、上記の実施の形態では、放射線検出器の信号処理部７３を例に挙げて説明したが、これに限るものではなく、サンプルホールド回路７６、マルチプレクサ７７及びＡ／Ｄ変換器７８を備えた信号処理部７３を有するものであればよく、例えば、デジタルカメラ等の撮影装置を適用して、上記の実施の形態と同様に、マルチプレクサの過渡応答中の信号を除外してオーバーサンプリングするようにしてもよい。
　また、上記の実施の形態における各フローチャートで示した処理は、プログラムとして各種記憶媒体に記憶して流通するようにしてもよい。
　また、上記各実施の形態では、本発明の放射線画像撮影装置として間接変換方式の装置を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、直接変換方式の装置を適用する形態としてもよい。
　上記実施の形態では、本発明の放射線としてＸ線を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、α線、γ線等の他の放射線が含まれる。
　尚、日本出願特願２０１２－０６０３２７号の開示はその全体が参照により本明細書に取り込まれる。明細書に記載された全ての文献、特許出願、および技術規格は、個々の文献、特許出願、および技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。
　　　　１０　　放射線情報システム
　　　　１６　　撮影システム
　　　　２０　　電子カセッテ
　　　　２２　　放射線照射制御ユニット
　　　　２２Ａ　　放射線照射源
　　　　２４　　放射線発生装置
　　　　２６　　放射線検出器
　　　　５４　　センサ部
　　　　６９　　カセッテ制御部
　　　　７０　　コンデンサ
　　　　７２　　薄膜トランジスタ
　　　　７３　　信号処理部
　　　　７４　　ＴＦＴ基板
　　　　７５　　チャージアンプ
　　　　７６　　サンプルホールド回路
　　　　７７　　マルチプレクサ
　　　　７８　　Ａ／Ｄ変換器

Claims (26)

  1. 　照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器と、
    　前記画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段と、
    　前記シリアル変換手段によってシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段と、
    　前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換されたデジタル信号値を除外する除外手段と、
    　を備えた画像撮影装置。
  2. 　前記除外手段は、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外する
    　請求項１に記載の画像撮影装置。
  3. 　前記除外手段によって前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理手段を更に備えた
    　請求項１又は請求項２に記載の画像撮影装置。
  4. 　前記処理手段は、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を更に行う
    　請求項３に記載の画像撮影装置。
  5. 　前記処理手段は、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算する
    　請求項３又は請求項４に記載の画像撮影装置。
  6. 　前記除外手段は、前記期間に変換されたデジタル信号値として、前記複数のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外する
    　請求項１～５の何れか１項に記載の画像撮影装置。
  7. 　前記除外手段は、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を更に調整する
    　請求項１～６の何れか１項に記載の画像撮影装置。
  8. 　前記過渡応答を検出する検出手段を更に備え、
    　前記除外手段が、前記検出手段の検出結果に基づいて、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外する
    　請求項１～７の何れか１項に記載の画像撮影装置。
  9. 　前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を予め定めた増幅率で増幅する増幅手段を更に備えて、前記増幅手段、前記保持手段、前記シリアル変換手段、及び前記デジタル変換手段が一体化したＩＣチップとした
    　請求項１～８の何れか１項に記載の画像撮影装置。
  10. 　請求項１～９の何れか１項に記載の画像撮影装置と、
    　被検体を介して前記画像検出器に放射線を照射する放射線照射手段と、
    　を備えた放射線画像撮影システム。
  11. 　照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う変換ステップと、
    　前記変換ステップでシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行うデジタル変換ステップと、
    　前記デジタル変換ステップの複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する除外ステップと、
    　を有する画像撮影方法。
  12. 　前記除外ステップは、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１１に記載の画像撮影方法。
  13. 　前記除外ステップで前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理ステップを更に有する
    　請求項１１又は請求項１２に記載の画像撮影方法。
  14. 　前記処理ステップは、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を行うことを更に含む
    　請求項１３に記載の画像撮影方法。
  15. 　前記処理ステップは、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算することを含む
    　請求項１３又は請求項１４に記載の画像撮影方法。
  16. 　前記除外ステップは、前記期間に変換したデジタル信号値として、前記複数のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１１～１５の何れか１項に記載の画像撮影方法。
  17. 　前記除外ステップは、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を調整することを更に含む
    　請求項１１～１６の何れか１項に記載の画像撮影方法。
  18. 　前記過渡応答を検出する検出手段によって前記過渡応答を検出する検出ステップを更に有し、
    　前記除外ステップが、前記検出ステップでの検出結果に基づいて、前記期間に変換したデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１１～１７の何れか１項に記載の画像撮影方法。
  19. 　照射された放射線または光に応じた電荷を発生するセンサ部及び当該センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を含んで構成された画素が複数配列された画像検出器の各センサ部で発生されて前記スイッチング素子によって読み出された電荷信号を保持する複数の保持手段に保持されたそれぞれの電荷信号をシリアル変換する、過渡応答特性を有するシリアル変換手段によってシリアル変換を行う変換ステップと、
    　前記変換ステップでシリアル変換されて出力された前記保持手段の各々に対応するアナログ信号の各々を複数回デジタル信号値に変換するデジタル変換手段によってデジタル変換を行うデジタル変換ステップと、
    　前記デジタル変換ステップの複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値のうち、前記シリアル変換手段の過渡応答に対応する期間に変換したデジタル信号値を除外する除外ステップと、
    　を含む処理をコンピュータに実行させるための画像撮影プログラム。
  20. 　前記除外ステップは、前記デジタル変換手段の複数回の変換により得られた複数のデジタル信号値を読み込んでから前記期間に対応するデジタル信号値を破棄する、または前記期間に対応するデジタル信号値を除く前記複数のデジタル信号値を読み込むことにより、前記期間に変換されたデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１９に記載の画像撮影プログラム。
  21. 　前記除外ステップで前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値を加算する処理を行う処理ステップを更に有する
    　請求項１９又は請求項２０に記載の画像撮影プログラム。
  22. 　前記処理ステップは、前記期間に変換されたデジタル信号値が除外された複数のデジタル信号値の加算結果を、各々の前記アナログ信号毎に平均化する処理を行うことを更に含む
    　請求項２１に記載の画像撮影プログラム。
  23. 　前記処理ステップは、２のｎ（ｎ：自然数）乗個のデジタル信号値を加算することを含む
    　請求項２１又は請求項２２に記載の画像撮影プログラム。
  24. 　前記除外ステップは、前記期間に変換したデジタル信号値として、前記複数回のデジタル信号値のうち前記シリアル変換手段による変換開始直後に対応する少なくとも１つのデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１９～２３の何れか１項に記載の画像撮影プログラム。
  25. 　前記除外ステップは、前記期間のデジタル信号値が１つになるように前記シリアル変換手段のバイアス電流を調整することを更に含む
    　請求項１９～２３の何れか１項に記載の画像撮影プログラム。
  26. 　前記過渡応答を検出する検出手段によって前記過渡応答を検出する検出ステップを更に有し、
    　前記除外ステップが、前記検出ステップでの検出結果に基づいて、前記期間に変換したデジタル信号値を除外することを含む
    　請求項１９～２５の何れか１項に記載の画像撮影プログラム。
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