WO2014050532A1 - 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置の制御方法、及び放射線画像撮影プログラム - Google Patents

放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置の制御方法、及び放射線画像撮影プログラム Download PDF

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WO2014050532A1
WO2014050532A1 PCT/JP2013/074324 JP2013074324W WO2014050532A1 WO 2014050532 A1 WO2014050532 A1 WO 2014050532A1 JP 2013074324 W JP2013074324 W JP 2013074324W WO 2014050532 A1 WO2014050532 A1 WO 2014050532A1
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WO
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timing
control
detection
switching element
pixel
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Application number
PCT/JP2013/074324
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English (en)
French (fr)
Inventor
北野　浩一
美広 岡田
西納　直行
中津川　晴康
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • 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
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, a radiographic image capturing system, a control method for the radiographic image capturing apparatus, and a radiographic 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.
  • a substrate in which a pixel unit including a storage capacitor that accumulates charges generated in a photoelectric conversion layer according to irradiation radiation and a TFT that is turned on by a turn-on signal from a gate wiring is arranged in a matrix.
  • an image detection device in which a dummy pixel group including a dummy wiring intersecting with each data wiring and a TFT corresponding to each data wiring is provided, and a correction capacitor is connected to each data wiring.
  • pixels having a conversion element for converting radiation or light into electric charge and an output switch element for performing an output operation for outputting an electric signal based on the electric charge are arranged in a matrix.
  • a plurality of converters arranged in a row, an output drive circuit for controlling the output operation of the converters in units of rows, a transmission path for transmitting the output electric signal, and reading via the transmission path A read-out circuit for performing a sample-hold operation for temporarily holding the electrical signal and a reset operation for resetting the transmission path, a sample-hold operation after the start of the output operation, a reset operation after the sample-hold operation, and a post-reset operation
  • an imaging apparatus including a control unit that controls an output driving circuit and a readout circuit so that the end of the output operation is sequentially performed in units of rows.
  • the feedthrough noise does not always occur with the same magnitude and time constant, but has temperature dependence and the like.
  • the feedthrough noise is generated when a temperature change occurs. Cannot be reliably suppressed.
  • Patent Document 2 describes that feedthrough noise is accurately suppressed even when the ambient temperature changes.
  • the technique described in Patent Document 2 uses a dummy line to reduce feedthrough noise. There is room for improvement because the feedthrough noise of the dummy line and the feedthrough noise of the actual pixel do not exactly match.
  • the present invention has been made in consideration of the above-described facts, and an object thereof is to reliably suppress feedthrough noise in consideration of actual device characteristic variations and dynamic changes.
  • a radiographic imaging apparatus of the present invention includes a sensor unit that generates electric charge according to irradiated radiation, and a switching element that reads out the electric charge generated by the sensor unit and outputs it to a signal line.
  • a radiation detector in which a plurality of pixels composed of a plurality of pixels are arranged, an amplifying means for accumulating charges according to an electric signal output from the switching element, and outputting an electric signal obtained by amplifying the accumulated electric charge, and other than reading out charges In the non-image reading, a detecting means for detecting an electric signal output from the amplifying means when the switching element is turned on / off, and an on / off timing of the switching element at the time of reading the charge based on a detection result of the detecting means, and Control means for controlling at least one of the energies for turning on the switching element.
  • a plurality of pixels configured to include the sensor unit and the switching element are arranged, and charges corresponding to the irradiated radiation are generated in the sensor unit, The electric charge is read by the switching element and output to the signal line.
  • the amplifying means accumulates electric charge according to the electric signal output from the switching element, and outputs an electric signal obtained by amplifying the accumulated electric charge.
  • the detecting means detects an electrical signal output from the amplifying means when the switching element is turned on / off during non-image reading other than charge reading. That is, the occurrence of feedthrough noise is detected by detecting the output value of the amplifying means when the switching element is turned on / off during non-image reading, such as during reset.
  • the control means controls at least one of the on / off timing of the switching element and the energy for turning on the switching element when reading the electric charge based on the detection result of the detecting means. Accordingly, it is possible to reliably suppress feedthrough noise in consideration of actual element characteristic variations and dynamic changes.
  • it further comprises storage means for storing at least one control content of on / off timing and energy determined based on the detection result of the detection means, the control means according to the control content stored in the storage means at the time of reading the charge. At least one of on / off timing and energy may be controlled.
  • control means drives the switching element of the first pixel in the radiation detector to read a charge, and includes a part including the end of the first period, and another connected to the same signal line as the switching element of the first pixel You may make it control the switching element of each pixel so that it may have an overlap period which overlaps with a part including the start of the 2nd period which drives the switching element which drives a 2nd pixel, and reads an electric charge.
  • control means may control at least one of the on / off timing and the energy by controlling the switching element of the pixel existing in the center of the radiation detector.
  • the detection means sets a predetermined target pixel among a plurality of pixels of the radiation detector as a detection target, and the control means determines the on / off timing of the switching elements of other pixels and the energy based on the detection result of the target pixel. At least one may be determined by interpolation calculation.
  • the detection by the detection means and the control by the control means at least one timing when a predetermined temperature change is detected by the temperature detection means for detecting the temperature of the radiation detector and when a predetermined time has elapsed. May be performed. Further, the control unit compares the detection result of the detection unit with a predetermined reference value for the detection result of the detection unit for each block obtained by dividing the radiation detector into a plurality of blocks, and based on the comparison result, At least one of on / off timing and energy may be controlled.
  • detection by the detection means and control by the control means may be performed.
  • detection by the detection unit and control by the control unit may be prohibited.
  • the electric signal is detected by the detection means while changing the on / off timing or energy, and the control means reads the electric charge so that the detection result of the detection means becomes a minimum value or a value within a predetermined allowable range. At least one of on / off timing and energy may be controlled.
  • the present invention may be a radiographic image capturing system including the above-described radiographic image capturing device and radiation irradiating means for irradiating a radiation detector via a subject.
  • the control method of the radiographic imaging apparatus of the present invention includes a sensor unit that generates a charge corresponding to the irradiated radiation, and a switching element that reads the charge generated by the sensor unit and outputs it to a signal line.
  • Radiation imaging apparatus comprising: a radiation detector in which a plurality of arranged pixels are arranged; and an amplifying means for accumulating charges corresponding to the electric signals output from the switching elements and outputting electric signals obtained by amplifying the accumulated charges.
  • the detection step of detecting the electric signal output from the amplification unit when the switching element is turned on / off by the detection unit, and the charge based on the detection result of the detection step ON / OFF timing of the switching element when reading out and at least energy for turning on the switching element One of and a control step of controlling by the control means.
  • the radiographic image capturing apparatus reads a sensor unit that generates electric charge according to irradiated radiation, and reads out the electric charge generated by the sensor unit and outputs it to a signal line.
  • a radiation detector in which a plurality of pixels each including a switching element are arranged; an amplifying unit that accumulates electric charge according to an electric signal output from the switching element; and outputs an electric signal obtained by amplifying the accumulated electric charge;
  • the electric signal output from the amplifying unit is detected by the detecting unit when the switching element is turned on / off during non-image reading other than the charge reading.
  • control step based on the detection result of the detection step, at least one of the on / off timing of the switching element when reading the charge and the energy for turning on the switching element is controlled by the control means. Accordingly, it is possible to reliably suppress feedthrough noise in consideration of actual element characteristic variations and dynamic changes.
  • the radiographic apparatus further includes storage means for storing at least one control content of on / off timing and energy determined based on the detection result of the detection means, and the control step stores the charge in the storage means when reading out the charge. According to the control content, at least one of the on / off timing and the energy may be controlled.
  • control step may include a part including the end of the first period in which the switching element of the first pixel in the radiation detector is driven to read out the charge, and another connected to the same signal line as the switching element of the first pixel.
  • the driving of the switching element of each pixel may be controlled by the control means so as to have an overlapping period that overlaps a part including the start of the second period in which the switching element for driving the second pixel is driven to read out the charge. Good.
  • the switching element of the pixel existing in the center of the radiation detector may be controlled, and at least one of on / off timing and energy may be controlled by the control means.
  • a predetermined target pixel among the plurality of pixels of the radiation detector is set as a detection target of the detection unit, and the control step determines on / off timing of switching elements of other pixels based on the detection result of the target pixel. And at least one of the energy may be determined by an interpolation operation.
  • the detection step and the control step are executed at least at one timing when a predetermined temperature change is detected by the temperature detection means for detecting the temperature of the radiation detector and when a predetermined time has elapsed. It may be. Further, the control step compares the detection result of the detection means with a predetermined reference value for the detection result of the detection means for each block in which the radiation detector is divided into a plurality of blocks, and based on the comparison result, At least one of on / off timing and energy may be controlled.
  • the detection step and the control step may be executed. Further, in the case of positioning moving image shooting when the subject is positioned at a predetermined shooting position or timing moving image shooting for matching the breathing timing, the execution of the detection step and the control step may be prohibited.
  • the electrical signal is detected in the detection step while changing the on / off timing or energy, and the control step is performed when the charge is read so that the detection result of the detection step becomes a minimum value or a value within a predetermined allowable range. At least one of on / off timing and energy may be controlled.
  • this invention is good also as a radiographic imaging program for functioning a computer as a detection means and a control means in the above-mentioned radiographic imaging apparatus.
  • the present invention has an excellent effect that feed-through noise can be reliably suppressed in consideration of actual device characteristic variations and dynamic changes.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structure of the radiation information system which concerns on embodiment. It is a side view which shows an example of the arrangement
  • (A) is a cross-sectional schematic diagram which shows schematic structure of 4 pixel parts of the radiation detector which concerns on embodiment
  • (B) is a figure which shows the electrical structure of the pixel part of a radiation detector. It is a figure which shows schematic structure of the signal processing part of the radiation detector which concerns on embodiment.
  • FIG. 1 It is a figure which shows the gate on-off waveform and the output waveform of a charge amplifier.
  • A is a schematic diagram showing an image of dividing a block
  • B is a diagram showing an example in which the feedthrough noise increases as the total distance between the gate wiring and the data wiring becomes longer
  • C shows the temperature and feedthrough.
  • It is a figure which shows the relationship of the time constant of noise.
  • It is a flowchart which shows the electronic cassette control routine which concerns on embodiment of this invention. It is a timing chart which shows the example of cancellation of rising FTN and falling FTN in an overlap period.
  • It is a figure which shows the structural example provided with the dummy pixel line.
  • It is a figure which shows the structural example provided with the dummy sub pixel.
  • 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 emits radiation X under the control of a radiation irradiation control unit 22 (see FIG. 5). 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. 5) 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.
  • the space in front of the standing table 34 is set as the imaging position of the subject 38 when performing radiography in the standing position, and the upper space of the prone table 36 is used in performing radiography in the prone position. This is the imaging position of the subject 40.
  • 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 of the pixel portion of the radiation detector 26. It is a figure which shows an electrical structure.
  • 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 a signal output is performed.
  • the pixel group of the TFT substrate 74 is configured by the unit 52 and the sensor unit 54. 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 a thing. 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 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 absorbs light emitted from the scintillator 56 and generates electric charges. It is composed of an organic photoelectric conversion material.
  • 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, and includes a capacitor 70 that accumulates the electric charge transferred to the lower electrode 62, and a field effect as a switching element that converts the electric charge accumulated in the capacitor 70 into an electric signal and outputs the electric signal.
  • a thin film transistor (Thin Film Transistor, hereinafter may be 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 unit 52 in the pixels arranged in a matrix is extended in a certain direction (row direction), and a plurality of gates for turning on and off the thin film transistors 72 of the individual pixels.
  • a plurality of data wirings D are provided for reading the accumulated charges from the capacitor 70 via the thin film transistor 72 that is turned on and extends in a direction orthogonal to the wiring G and the gate wiring G.
  • 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 portion 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.
  • the cassette control unit 69 functions as a control unit, a detection unit, and a storage unit in the present invention.
  • 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 diagram showing a schematic configuration of a signal processing unit of the radiation detector 26 according to the present exemplary embodiment.
  • 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 (amplifying means), a sample hold circuit 76, a CDS (Correlated Double Sampling) 77, and an A / D converter 78.
  • 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 76, and output to the A / D converter 78 via the CDS 77. .
  • An analog signal is converted into a digital signal 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 signal transmitted through each data line D is 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 and hold circuit 76 is converted into an analog voltage and sequentially input to the A / D converter 78 via the CDS 77, and converted into digital image information by the A / D converter 78.
  • the digital image information converted by the A / D converter 78 is input to the cassette control unit 69 and sequentially sent from the cassette control unit 69 to the image processing control unit 102 described later.
  • the cassette control unit 69 controls the gate line driver 71 to control the on / off of the thin film transistor 72 and the on / off of the reset switch 79 of the charge amplifier 75.
  • FIG. 5 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 the radiation X from the radiation irradiation source 22A of the radiation irradiation control unit 22 based on the received irradiation conditions. Take control.
  • a plurality of gate lines for turning on and off the thin film transistor 72 of the TFT substrate and a pixel in which the thin film transistor 72 is turned on are used. Since a plurality of data lines that transmit the signal charges are crossed and arranged, when the thin film transistor 72 is turned on and off, the voltage applied to the parasitic capacitance existing at the intersection of the gate line connected to the thin film transistor 72 and the data line Changes, a noise component called so-called feedthrough noise is superimposed on the charge transmitted through the data line.
  • the feedthrough noise is generated when the thin film transistor 72 is turned on and off, and can be canceled by setting the integration period of the charge amplifier 75 so as to include each of them. Since the through-noise is large (particularly in the case of moving images, the signal charge is smaller than the still image and the ratio of feed-through noise is large), the integrated charge saturation occurs due to the feed-through noise during the integration period of the charge amplifier 75. , Feedthrough noise may not be accurately eliminated.
  • a thin film transistor 72 that drives a thin film transistor 72 that drives a thin film transistor 72 of a certain pixel and reads another charge and that drives another pixel connected to the same data line D as the certain pixel is provided.
  • the drive timing of the thin film transistor 72 of each pixel is controlled so as to have an overlapping period that overlaps with a part including the start of the readout period for driving and reading out charges. That is, feedthrough noise is generated when a gate of a certain pixel is turned off, but reverse feedthrough noise is generated when a gate of another pixel connected to the same data line D as a certain pixel is turned on. In this case, the feedthrough noise is immediately canceled in the overlap period, and it becomes possible to avoid saturation of the integrated charge.
  • the cassette control unit has an overlapping period in which the end part of the gate on / off period of the pixel Gn-1 and the start part of the gate on / off period of the pixel Gn of the next line sequentially overlap.
  • the gate line driver 71 is controlled by 69.
  • the feedthrough noise (falling FTN) when the gate of the pixel Gn-1 is turned off and the feedthrough noise (rising FTN) when the gate of the pixel Gn is turned on cancel each other out during the integration period of the charge amplifier 75. It is possible to prevent the saturation of the integrated charge due to the rapid rise FTN.
  • the feedthrough noise has a rising FTN when the gate is turned on and a falling FTN when the gate is turned off.
  • the cassette control unit 69 monitors the output of the charge amplifier 75 when the gate is turned on and when the gate is turned off when the thin film transistor 72 is turned on and off to detect the state of the feedthrough noise. .
  • the magnitude of the feedthrough noise and the time constant can be known, so that the output of the charge amplifier 75 is set to the cassette control unit 69 when the charge is reset.
  • the rising FTN occurs steeper than the falling FTN and occurs for a shorter period than the falling FTN.
  • the falling FTN occurs with a reverse polarity more slowly than the rising FTN and occurs for a longer period than the rising FTN, but the total charge amount of each feedthrough noise is the same.
  • the occurrence state of the falling FTN and the rising FTN is detected at the time of charge reset, and the gate on / off timing is controlled based on the detection result. ing.
  • the gate timing is controlled in accordance with the occurrence state of feedthrough noise, so even if the occurrence state (magnitude, time constant, etc.) of the feedthrough noise changes, the falling FTN and the rising FTN reliably cancel each other. It is supposed to be.
  • the gate on / off timing is controlled, but the time constant and the magnitude of the feedthrough noise change by changing the magnitude (energy) of the gate on voltage, so the gate on energy is controlled. You may do it.
  • both gate on / off timing and gate on energy may be controlled.
  • the output voltage of the charge amplifier 75 is monitored while shifting the on / off timing of the thin film transistor 72 at the time of charge reset. That is, in this embodiment, a part including the end of the gate on / off period of a certain pixel overlaps with a part including the start of the gate on / off period of another pixel connected to the same data wiring D as the certain pixel. Since there are overlapping periods, the feed-through noise when the gate is turned off and the feed-through noise when the gate is turned on cancel each other out in the output value of the charge amplifier 75 when the charge is reset. When the gate on / off timing is set so that the generation periods of both feedthrough noises overlap with each other, the output value of the charge amplifier 75 becomes the smallest value.
  • the cassette control unit 69 monitors the output value of the charge amplifier 75 while shifting the gate on / off timing at the time of reset, and adjusts to the gate on / off timing at which the output value of the charge amplifier 75 is the smallest.
  • Store in the cassette control unit 69 thereby, at the time of actual photographing, by controlling the gate on / off timing based on the stored control contents, the fall FTN of a certain pixel and the rise FTN of another pixel connected to the same data wiring D as the certain pixel are used. Since the feedthrough noise is surely canceled, the feedthrough noise can be suppressed.
  • the gate on / off timing may be adjusted so that the output value of the charge amplifier 75 is a value within a predetermined allowable range.
  • the voltage value may be monitored as it is, but the gain may be changed to increase the feedthrough noise for monitoring.
  • only the on / off timing may be shifted, or only one of the on / off timings may be shifted.
  • the area for adjusting the feed-through noise monitor and gate on / off timing may be adjusted over the entire surface of the two-dimensional array, but the center of the imaging area (a predetermined area in the vicinity of the center in the imaging area). ) As the target region. Considering the processing load for monitoring the feedthrough noise and adjusting the gate timing, it is preferable to match the on / off timing with the thin film transistor 72 of the pixel existing in the center of the imaging region as the control target.
  • the feed-through noise of a target pixel (for example, several pixels) determined in advance in the imaging area is monitored during non-imaging (non-image reading), and the control contents of the adjustment result by adjusting the gate on / off timing May be stored in the cassette control unit 69, and the other pixels may be adjusted by determining the gate on / off timing using interpolation calculation based on the stored control content.
  • the feedthrough noise monitoring and the gate on / off timing adjustment may be performed when a temperature change is detected by providing a temperature sensor or the like. You may make it perform every fixed time. That is, the feedthrough noise may be monitored and the gate on / off timing may be adjusted when a temperature change is detected and / or when at least one time has elapsed.
  • the feedthrough noise is divided into predetermined blocks and the feedthrough noise at the gate voltage and temperature at the time of reading is divided.
  • a default gate on / off timing determined from the size and time constant may be provided for each block.
  • the gate on / off timing may be adjusted for a block that exceeds a predetermined threshold by comparing the table value with the monitored value.
  • a different threshold may be adopted for each block.
  • the threshold of the central region is set to be stricter than other regions (adjusted if there is a difference from the default value even a little). You may make it do.
  • the threshold value may be dynamically changed by comparing the predicted value of the signal amount with the table value. For example, when the dose is lower than a predetermined dose, the threshold value may be dynamically switched such that the threshold value is tightened. Further, when handling each block in this way, a difference (for example, the current monitoring result and the previous monitoring result) from the past feedthrough noise monitoring result is obtained for each block, and the obtained difference is determined in advance. If the threshold is equal to or greater than the threshold, control may be performed by shifting from a default value (predetermined gate on / off timing).
  • the above table can be created from offset images by intentionally shifting the gate on / off overlap period.
  • the feedthrough noise generally increases as the total distance between the gate wiring G and the data wiring D is longer.
  • the block A has greater feedthrough noise than the block B.
  • the leakage current of the TFT thin film transistor 72 increases as the temperature rises, the time constant of the feedthrough noise tends to decrease as shown in FIG. 8C. Based on this, the adjustment value of the gate on / off timing may be corrected.
  • the block may have a central area of the photographing area as another block.
  • the block may be a gate IC unit constituting the gate line driver or a reading IC unit.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of an example of an electronic cassette control routine.
  • step 200 it is determined by the cassette control unit 69 whether or not it is the feedthrough noise (FTN) monitoring timing. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 202. If the determination is negative, the process proceeds to step 212. To do. The determination may be performed, for example, by determining whether or not a predetermined time has elapsed. When a temperature sensor is provided, it is determined whether or not there has been a temperature change equal to or higher than a predetermined temperature. Alternatively, it may be determined whether it is the charge reset timing. Further, as described above, when handling each block, it is determined whether or not the difference (difference between the previous monitoring result and the current monitoring result) is greater than or equal to a predetermined threshold value for each block. Good.
  • FTN feedthrough noise
  • step 204 the cassette control unit 69 controls the gate line driver 71 so that the gate of the thin film transistor 72 is turned on and off to reset the charge, and the process proceeds to step 206.
  • step 206 the output value of the charge amplifier 75 during charge reset is detected by the cassette control unit 69, and the process proceeds to step 208.
  • step 208 it is determined whether or not the gate on / off timing of the thin film transistor 72 needs to be adjusted. The determination is made, for example, by determining whether or not the output value of the charge amplifier 75 is outside a predetermined allowable range. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 208. If the determination is negative, step 210 is performed. Migrate to
  • step 208 the gate on / off timing is changed, the process returns to step 202, and the above-described processing is repeated.
  • step 210 the gate on / off timing is adjusted based on the monitoring result of the feedthrough noise, and the process proceeds to step 212.
  • the output of the charge amplifier 75 is monitored while shifting the gate on / off timing, and the gate on / off timing is adjusted so that the output value of the charge amplifier 75 becomes a minimum value or a value within a predetermined allowable range.
  • the control content of the adjustment result is stored in the cassette control unit 69, and the gate on / off timing is controlled based on the control content stored at the time of reading the charge at the time of capturing the frame.
  • step 212 it is determined by the cassette control unit 69 whether or not the frame is taken in. If the determination is negative, the process returns to step 200 and the above processing is repeated, and if the determination is affirmative, the process returns to step 214. Transition.
  • step 214 gradation signals for one frame are sequentially read, and the process proceeds to step 216. That is, on / off of the gate of the thin film transistor 72 is controlled according to the gate on / off timing adjusted in step 210, and the gradation signals are sequentially read out. Accordingly, the gradation signal in which the feedthrough noise is surely canceled in the overlap period by the falling FTN of a certain pixel and the rising FTN of another pixel connected to the same data line D as the certain pixel, thereby suppressing the feedthrough noise. Can be obtained. For example, as shown in FIG.
  • step 216 it is determined whether or not the photographing is finished. If the determination is negative, the process returns to step 214 and the above-described processing is repeated. When the determination is affirmed, the series of processing ends.
  • the gate on / off timing may be adjusted according to the feedthrough noise monitoring result.
  • the gate on / off timing adjustment method may be changed according to the feedthrough noise monitoring result according to the frame rate. For example, since a sufficient integration time can be obtained at a predetermined low frame rate, it is possible to cancel feedthrough noise without precisely matching the gate on / off timing. You may make it change with frame rates.
  • the gate on time may be controlled to be sufficiently long for a low frame rate, short for the high frame rate, and short for the above overlap period.
  • the cassette control unit 69 may control not to adopt the image as a dummy line.
  • the feedthrough noise of the charge amplifier output 75 is monitored while shifting the gate on / off timing at the time of reset so that the charge amplifier output becomes the minimum value (or a value within a predetermined allowable range).
  • the gate on / off timing is adjusted.
  • the magnitude and time constant of the feedthrough noise at reset are monitored, and the gate on / off timing or gate on voltage is adjusted based on the magnitude and time constant of the feedthrough noise. May be. In this case, monitoring of the magnitude of feedthrough noise and the time constant may be obtained from the output of the charge amplifier 75.
  • the charge amplifier 75 may be adjusted so that the peak of the falling FTN and the rising FTN are within the integration time of the charge amplifier 75, or may be adjusted so that the half value is entered. Alternatively, adjustment may be made so that 3 ⁇ is included.
  • the case where the feedthrough noise is suppressed by controlling the drive timing of the thin film transistor 72 of each pixel so as to have an overlapping period that overlaps with a part including the start of the readout period for reading the charge by driving the signal is not limited to this.
  • a configuration including a dummy pixel line that includes a thin film transistor 112 and a capacitor 114 and does not generate signal charges is used to monitor feedthrough noise during charge reset.
  • the gate-on voltage or the like of the thin film transistor 72 may be adjusted according to the monitoring result.
  • a second gate line driver 116 for controlling on / off of the thin film transistor 112 of the dummy pixel is further provided for the present embodiment, and as shown in FIG.
  • the feed-through noise is canceled by turning off the thin film transistor 112 of the dummy pixel when turning on, and turning off the thin film transistor 112 of the dummy pixel when turning off the thin film transistor 72 for image reading.
  • the configuration of the above-described dummy pixel line in FIG. 11A is provided for each pixel, that is, a thin film transistor 112 and a capacitor 114 are further provided for each pixel of this embodiment mode.
  • the feed-through noise at the time of charge reset is monitored, and the gate of the thin film transistor 112 for image reading is turned on according to the monitor result.
  • the voltage or the like may be adjusted.

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Abstract

実際の素子の特性ばらつきや動的な変化を考慮してフィードスルーノイズを確実に抑制することを目的とする。カセッテ制御部６９が、リセット時のゲートオンオフタイミングをずらしながら、チャージアンプ７５の出力値（ＦＴＮ検出）を監視して、監視結果に基づいて、ゲート線ドライバ７１を制御して薄膜トランジスタ７２のゲートオンオフタイミング又はゲートオン電圧等のエネルギを調整する。例えば、チャージアンプ７５の出力値が最も小さいゲートオンオフタイミング又はゲートオン電圧になるように調整する。

Description

放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置の制御方法、及び放射線画像撮影プログラム
　本発明は、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置の制御方法、及び放射線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。
　ＴＦＴアクティブマトリクス基板のように、ＴＦＴ等のスイッチング素子をマトリクス状に多数個配置した場合、スイッチング素子をオンオフさせるための複数本のゲート線（走査配線）と、スイッチング素子がオンした画素からの信号電荷を伝送するための複数本のデータ線（信号配線）を交差配置した構成となる。このため、スイッチング素子のオン時及びオフ時に、当該スイッチング素子に接続された走査配線と信号配線の交差位置に存在する寄生容量に加わる電圧の大きさが変化することで、信号配線を伝送される電荷（放射線画像用の信号電荷）に、いわゆるフィードスルーと称されるノイズ成分が重畳される。
　そこで、フィードスルーを除去（キャンセル）する技術として、例えば、特許文献１～３に記載された技術が提案されている。
　特許文献１に記載の技術では、照射放射線に応じて光電変換層で発生した電荷を蓄積する蓄積容量と、ゲート配線からオン信号によってオンするＴＦＴを備えた画素部がマトリクス状に配置された基板に、各データ配線に交差するダミー配線と各データ配線に対応するＴＦＴを備えたダミー画素群を設け、各データ配線に補正用容量を接続した画像検出装置が提案されている。この画像検出装置では、画素部のＴＦＴのオン時にダミー配線へのオン信号の供給停止及び補正用容量への電圧の印加停止を行い、ＴＦＴのオフ時にダミー配線へのオン信号の供給再開及び補正用容量への電圧の印加再開を行っている。これにより、寄生容量によって発生するフィードスルーを、寄生容量及び補正用容量によって発生するフィードスルーによってデータ配線上でキャンセルすると共に、周囲温度が変化してもフィードスルーを精度良く抑制することが記載されている。
　また、特許文献２に記載の技術では、ある走査線Ｌｎに接続されたＴＦＴにオフ電圧を印加するタイミングと、次の走査線Ｌｎ＋１に接続されたＴＦＴにオン電圧を印加するタイミングを揃えることにより、走査線Ｌｎに接続されたＴＦＴにオフ電圧を印加する際に発生するフィードスルーノイズと、次の走査線Ｌｎ＋１に接続されたＴＦＴにオン電圧を印加する際に発生するフィードスルーノイズとを相殺することが提案されている。
　また、特許文献３に記載の技術では、放射線又は光を電荷に変換するための変換素子と、電荷に基づく電気信号を出力する出力動作を行うための出力用スイッチ素子と、を有する画素が行列状に複数配列された変換部と、変換部の出力動作を行単位で制御するための出力用駆動回路と、出力された電気信号を伝送するための伝送経路と、伝送経路を介して読み出された電気信号を一時保持するサンプルホールド動作と伝送経路をリセットするリセット動作とを行うための読み出し回路と、出力動作の開始後のサンプルホールド動作とサンプルホールド動作後のリセット動作とリセット動作後の出力動作の終了とが行単位で順次行われるように出力用駆動回路及び読み出し回路を制御する制御部と、を含む撮像装置が提案されている。
特開２００９-２１２６１８号公報 特開２０１０-２６８１７１号公報 特開２００９-２７２６７３号公報
　しかしながら、フィードスルーノイズは常に同じ大きさや時定数で発生するものではなく、温度依存性等を有しており、特許文献１、３の技術では、温度変化が発生した場合には、フィードスルーノイズを確実に抑制することができない。
　また、特許文献２に記載の技術では、周囲温度が変化してもフィードスルーノイズを精度良く抑制すると記載されているが、特許文献２に記載の技術では、ダミーラインを用いてフィードスルーノイズを相殺しており、ダミーラインのフィードスルーノイズと実際の画素のフィードスルーノイズは厳密には一致しないため改善の余地がある。
　本発明は、上記事実を考慮して成されたもので、実際の素子の特性ばらつきや動的な変化を考慮してフィードスルーノイズを確実に抑制することを目的とする。
　上記目的を達成するために本発明の放射線画像撮影装置は、照射された放射線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して信号線に出力する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と、スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号を出力する増幅手段と、電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、スイッチング素子をオンオフしたときに増幅手段から出力される電気信号を検出する検出手段と、検出手段の検出結果に基づいて、電荷を読み出す際のスイッチング素子のオンオフタイミング及びスイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つを制御する制御手段と、を備えている。
　本発明の放射線画像撮影装置によれば、放射線検出器では、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て信号線に出力される。
　増幅手段では、スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号が出力される。
　検出手段では、電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、スイッチング素子をオンオフしたときに増幅手段から出力される電気信号が検出される。すなわち、リセット時等のように非画像読み出し時にスイッチング素子をオンオフした時の増幅手段の出力値を検出することにより、フィードスルーノイズの発生状況が検出される。
　そして、制御手段では、検出手段の検出結果に基づいて、電荷を読み出す際のスイッチング素子のオンオフタイミング及びスイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つが制御される。これによって、実際の素子の特性ばらつきや、動的な変化を考慮してフィードスルーノイズを確実に抑制することができる。
　なお、検出手段の検出結果に基づいて決定したオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つの制御内容を記憶する記憶手段を更に備え、制御手段が、電荷の読み出し時に、記憶手段に記憶された制御内容に従って、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　また、制御手段が、放射線検出器における第１画素のスイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第１期間の終了を含む一部と、第１画素のスイッチング素子と同じ信号線に接続された他の第２画素を駆動するスイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第２期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素のスイッチング素子を制御するようにしてもよい。
　また、制御手段は、放射線検出器の中心部に存在する画素のスイッチング素子を制御対象して、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　また、検出手段は、放射線検出器の複数の画素のうち予め定めた対象画素を検出対象とし、制御手段が、対象画素の検出結果に基づいて、他の画素のスイッチング素子のオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを補間演算によって決定するようにしてもよい。
　なお、放射線検出器の温度を検出する温度検出手段によって予め定めた温度変化が検出された場合、及び予め定めた時間が経過した場合の少なくとも一方のタイミングで、検出手段による検出及び制御手段による制御を行うようにしてもよい。また、制御手段が、放射線検出器を複数のブロックに分けたブロック毎の検出手段の検出結果に対する予め定めた基準値と、検出手段の検出結果とを比較して、当該比較結果に基づいて、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　また、連写撮影、または予め定めた高フレームレートの撮影の場合に、検出手段による検出、及び制御手段による制御を行うようにしてもよい。また、被験者を所定の撮影位置に位置させる際のポジショニング動画撮影、または呼吸タイミングを合わせるためのタイミング動画撮影の場合に、検出手段による検出、及び制御手段による制御を禁止するようにしてもよい。
　また、オンオフタイミング又はエネルギを変化させながら検出手段によって電気信号を検出し、制御手段は、検出手段の検出結果が最小値又は予め定めた許容範囲内の値となるように、電荷を読み出す際のオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　なお、本発明は、上述の放射線画像撮影装置と、被検体を介して放射線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。
　一方、本発明の放射線画像撮影装置の制御方法は、照射された放射線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して信号線に出力する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と、スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号を出力する増幅手段と、を備えた放射線画像撮影装置において、電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、スイッチング素子をオンオフしたときに増幅手段から出力される電気信号を検出手段によって検出する検出ステップと、検出ステップの検出結果に基づいて、電荷を読み出す際のスイッチング素子のオンオフタイミング及びスイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つを制御手段によって制御する制御ステップと、を有する。
　本発明の放射線画像撮影装置の制御方法によれば、放射線画像撮影装置は、照射された放射線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して信号線に出力する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と、スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号を出力する増幅手段と、を備えて、検出ステップにおいて、電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、スイッチング素子をオンオフしたときに増幅手段から出力される電気信号を検出手段によって検出する。
　そして、制御ステップでは、検出ステップの検出結果に基づいて、電荷を読み出す際のスイッチング素子のオンオフタイミング及びスイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つを制御手段によって制御する。これによって、実際の素子の特性ばらつきや、動的な変化を考慮してフィードスルーノイズを確実に抑制することができる。
　なお、放射線画像撮影装置が、検出手段の検出結果に基づいて決定したオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つの制御内容を記憶する記憶手段を更に備え、制御ステップが、電荷の読み出し時に、記憶手段に記憶された制御内容に従って、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　また、制御ステップが、放射線検出器における第１画素のスイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第１期間の終了を含む一部と、第１画素のスイッチング素子と同じ信号線に接続された他の第２画素を駆動するスイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第２期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素のスイッチング素子の駆動を制御手段によって制御するようにしてもよい。
　また、制御ステップは、放射線検出器の中心部に存在する画素のスイッチング素子を制御対象して、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御手段によって制御するようにしてもよい。
　また、検出ステップは、放射線検出器の複数の画素のうち予め定めた対象画素を検出手段の検出対象とし、制御ステップが、対象画素の検出結果に基づいて、他の画素のスイッチング素子のオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを補間演算によって決定するようにしてもよい。
　なお、放射線検出器の温度を検出する温度検出手段によって予め定めた温度変化が検出された場合、及び予め定めた時間が経過した場合の少なくとも一方のタイミングで、検出ステップ及び制御ステップを実行するようにしてもよい。また、制御ステップが、放射線検出器を複数のブロックに分けたブロック毎の検出手段の検出結果に対する予め定めた基準値と、検出手段の検出結果とを比較して、当該比較結果に基づいて、オンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　また、連写撮影、または予め定めた高フレームレートの撮影の場合に、検出ステップ及び制御ステップを実行するようにしてもよい。また、被験者を所定の撮影位置に位置させる際のポジショニング動画撮影、または呼吸タイミングを合わせるためのタイミング動画撮影の場合に、検出ステップ及び制御ステップの実行を禁止するようにしてもよい。
　また、オンオフタイミング又はエネルギを変化させながら検出ステップで電気信号を検出し、制御ステップは、検出ステップの検出結果が最小値又は予め定めた許容範囲内の値となるように、電荷を読み出す際のオンオフタイミング及びエネルギの少なくとも１つを制御するようにしてもよい。
　なお、本発明は、コンピュータを、上述の放射線画像撮影装置における検出手段及び制御手段として機能させるための放射線画像撮影プログラムとしてもよい。
　以上説明した如く本発明では、実際の素子の特性ばらつきや、動的な変化を考慮してフィードスルーノイズを確実に抑制することができる、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。 （Ａ）は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り、（Ｂ）は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。 ゲートオンオフタイミングを説明するためのタイミングチャートである。 ゲートオンオフ波形及びチャージアンプの出力波形を示す図である。 （Ａ）はブロックの分割イメージを示す模式図であり、（Ｂ）はゲート配線及びデータ配線のトータル距離が長いほどフィードスルーノイズが大きい例を示す図であり、（Ｃ）は温度とフィードスルーノイズの時定数の関係を示す図である。 本発明の実施の形態に係る電子カセッテ制御ルーチンを示すフローチャートである。 重複期間における立ち上がりＦＴＮと立ち下がりＦＴＮの相殺例を示すタイミングチャートである。 ダミー画素ラインを備えた構成例を示す図である。 ダミーサブ画素を備えた構成例を示す図である。
　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５参照）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５参照。）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とが設置されており、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３（Ａ）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３（Ｂ）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３（Ａ）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を有し、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スイッチング素子としての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３（Ｂ）に示すように、一定方向（行方向）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と直交する方向に延設され、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を伝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、カセッテ制御部６９は、本発明における制御手段、検出手段、及び、記憶手段として機能する。
　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、チャージアンプ７５（増幅手段）、サンプルホールド回路７６、ＣＤＳ（Correlated Double Sampling）７７、及び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７６によって保持され、ＣＤＳ７７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、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。
　個々のデータ配線Ｄを伝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ＣＤＳ７７を介してＡ／Ｄ変換器７８に順に入力され、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。
　Ａ／Ｄ変換器７８によって変換されたデジタルの画像情報は、カセッテ制御部６９に入力されて、カセッテ制御部６９から後述の画像処理制御ユニット１０２へ順次送出される。
　また、カセッテ制御部６９は、ゲート線ドライバ７１を制御することで、薄膜トランジスタ７２のオンオフを制御すると共に、チャージアンプ７５のリセットスイッチ７９のオンオフを制御する。
　図５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、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、本実施の形態の電子カセッテ２０のように、マトリクス状に画素が配列されている場合には、ＴＦＴ基板の薄膜トランジスタ７２をオンオフさせるための複数のゲート線と、薄膜トランジスタ７２がオンした画素からの信号電荷を伝送する複数のデータ線を交差配置した構成となるので、薄膜トランジスタ７２のオン時及びオフ時に、薄膜トランジスタ７２に接続されたゲート線とデータ線の交差位置に存在する寄生容量に加わる電圧が変化することで、データ線を伝送される電荷に、所謂フィードスルーノイズと称されるノイズ成分が重畳される。
　フィードスルーノイズは、薄膜トランジスタ７２のオン時及びオフ時にそれぞれ発生し、それぞれを含むようにチャージアンプ７５の積分期間を設定することにより相殺することができるが、実際は、信号電荷のレベルに対してフィードスルーノイズが大きい（特に動画の場合には信号電荷が静止画より小さいためフィードスルーノイズの割合が大きい）ため、チャージアンプ７５の積分期間内にフィードスフーノイズによって積分電荷の飽和が生じてしまい、フィードスルーノイズを精度良く排除できないことがある。
　そこで、本実施の形態では、ある画素の薄膜トランジスタ７２を駆動して電荷を読み出す読出期間の終了を含む一部と、ある画素と同じデータ配線Ｄに接続された別の画素を駆動する薄膜トランジスタ７２を駆動して電荷を読み出す読出期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素の薄膜トランジスタ７２の駆動タイミングを制御するようになっている。すなわち、ある画素のゲートオフ時にフィードスルーノイズが発生するが、ある画素と同じデータ配線Ｄ接続された別の画素のゲートオン時に逆向きのフィードスルーノイズが発生するので、チャージアンプ７５による積分を行う際には、重複期間でフィードスルーノイズが直ぐに相殺され、積分電荷の飽和を避けることが可能となる。
　例えば、図６に示すように、画素Ｇｎ－１のゲートオンオフの期間の終了部分と、次のラインの画素Ｇｎのゲートオンオフ期間の開始部分と、が順次重なる重複期間を有するようにカセッテ制御部６９によってゲート線ドライバ７１を制御する。これにより、画素Ｇｎ－１のゲートオフ時のフィードスルーノイズ（立ち下がりＦＴＮ）と画素Ｇｎのゲートオン時のフィードスルーノイズ（立ち上がりＦＴＮ）とがチャージアンプ７５の積分期間で相殺されるので、上述したような立ち上がりＦＴＮによる積分電荷の飽和を防止することができる。
　さらに、フィードスルーノイズは、図６に示すように、ゲートオン時の立ち上がりＦＴＮと、ゲートオフ時の立ち下がりＦＴＮとを有しているが、それぞれ異なる特性で温度依存性等を有するので、本実施の形態では、薄膜トランジスタ７２をオンオフして電荷をリセットする際のゲートオン時及びゲートオフ時のそれぞれのチャージアンプ７５の出力をカセッテ制御部６９が監視してフィードスルーノイズの状況を検出するようになっている。
　具体的には、図７に示すように、チャージアンプ７５の出力波形をモニタすることにより、フィードスルーノイズの大きさや時定数が分かるので、電荷のリセット時にチャージアンプ７５の出力をカセッテ制御部６９が監視する。立ち上がりＦＴＮは、立ち下がりＦＴＮよりも急峻に発生し、立ち下がりＦＴＮよりも短い期間発生する。これに対して、立ち下がりＦＴＮは、立ち上がりＦＴＮよりもゆっくり逆極性で発生し、立ち上がりＦＴＮよりも長い期間発生するが、それぞれのフィードスルーノイズの全体の電荷量は同じ量である。しかしながら、温度等によってそれぞれの特性が変化するので、本実施の形態では、電荷リセット時に立ち下がりＦＴＮ及び立ち上がりＦＴＮの発生状況を検出して、検出結果に基づいてゲートオンオフタイミングを制御するようになっている。これにより、フィードスルーノイズの発生状況に応じてゲートタイミングが制御されるので、フィードスルーノイズの発生状況（大きさや時定数等）が変化しても、立ち下がりＦＴＮと立ち上がりＦＴＮとで確実に相殺するようになっている。
　なお、本実施の形態では、ゲートオンオフタイミングを制御するが、ゲートオン電圧の大きさ（エネルギ）を変更することで、フィードスルーノイズの時定数や大きさが変化するため、ゲートオンエネルギを制御するようにしてもよい。或いは、ゲートオンオフタイミング及びゲートオンエネルギの双方を制御するようにしてもよい。
　ここで、フィードスルーノイズの具体的なモニタ方法、及びフィードスルーノイズを相殺するための薄膜トランジスタ７２のゲートオンオフタイミングの具体的な制御方法について説明する。
　本実施の形態では、電荷のリセット時の薄膜トランジスタ７２のオンオフタイミングをずらしながら、チャージアンプ７５の出力電圧をモニタする。すなわち、本実施の形態では、ある画素のゲートオンオフ期間の終了を含む一部と、ある画素と同じデータ配線Ｄに接続された別の画素のゲートオンオフ期間の開始を含む一部と、が重なる重複期間を有するので、電荷のリセット時のチャージアンプ７５の出力値において、ゲートオフ時のフィードスルーノイズと、ゲートオン時のフィードスルーノイズとが相殺される。そして、双方のフィードスルーノイズの発生期間が確実に重なるようにゲートオンオフタイミングが設定されているとき、チャージアンプ７５の出力値が最も小さい値となる。
　そこで、カセッテ制御部６９がリセット時のゲートオンオフタイミングをずらしながら、チャージアンプ７５の出力値を監視して、チャージアンプ７５の出力値が最も小さいゲートオンオフタイミングに調整し、調整結果の制御内容をカセッテ制御部６９に記憶する。これにより、実際の撮影時には、記憶した制御内容に基づいてゲートオンオフタイミングを制御することにより、ある画素の立ち下がりＦＴＮとある画素と同じデータ配線Ｄに接続された別の画素の立ち上がりＦＴＮとによってフィードスルーノイズが確実に相殺されるので、フィードスルーノイズを抑制することができる。なお、チャージアンプ７５の出力値が予め定めた許容範囲内の値となるゲートオンオフタイミングに調整しても良い。
　なお、チャージアンプ７５の出力値をモニタする場合には、電圧値をそのまま監視するようにしてもよいが、ゲインを変化させてフィードスルーノイズを大きくしてモニタするようにしてもよい。
　また、ゲートオンオフタイミングをずらす際には、オンオフの双方タイミングのみをずらしてもよいし、オン又はオフの一方のタイミングのみをずらしてもよい。
　また、フィードスルーノイズのモニタ及びゲートオンオフのタイミングを調整する領域は、２次元アレイ全面でタイミングを合わせるようにしてもよいが、撮影領域の中心部（撮影領域中の中心付近の予め定めた領域）を対象領域として行うようにしてもよい。フィードスルーノイズのモニタ及びゲートタイミングの調整のための処理負荷を考慮すると、撮影領域の中心部に存在する画素の薄膜トランジスタ７２を制御対象として、オンオフタイミングを合わせる方が好ましい。或いは、撮影領域内で予め定めた対象画素（例えば、数点の画素）のフィードスルーノイズを非撮影（非画像読み出し）の際にモニタして、ゲートオンオフタイミングを調整して調整結果の制御内容をカセッテ制御部６９に記憶しておき、他の画素については記憶した制御内容に基づいて補間演算を用いてゲートオンオフタイミングを決定して調整するようにしてもよい。
　また、フィードスルーノイズのモニタ及びゲートオンオフのタイミングの調整は、薄膜トランジスタ７２が温度特性を有するので、温度センサ等を設けて温度変化が検出された場合に行うようにしてもよいし、予め定めた一定時間毎に行うようにしてもよい。すなわち、温度変化が検出された場合、及び一定時間が経過した場合の少なくとも一方の場合に、フィードスルーノイズのモニタ及びゲートオンオフのタイミングの調整を行うようにしてもよい。
　また、フィードスルーノイズは、２次元アレイの場所によって異なることがあるので、図８（Ａ）に示すように、予め定めたブロックに分割して、読取時のゲート電圧及び温度におけるフィードスルーノイズの大きさや時定数より決定したデフォルトのゲートオンオフタイミングをブロック毎に予め定めたテーブルを持つようにしてもよい。例えば、テーブル値とモニタした値を比較して予め定めた閾値を超えたブロックについてゲートオンオフのタイミングを調整するようにしてもよい。このとき、閾値としては、ブロック毎に異なる閾値を採用してもよく、例えば、中心領域の閾値を他の領域よりも厳しく（少しでもデフォルト値と差がある場合には調整するように）設定するようにしてもよい。また、放射線照射条件（線量や患者情報等）から信号量が予測できるので、信号量の予測値とテーブル値を照合して閾値を動的に変えるようにしてもよい。例えば、予め定めた線量より低い場合には、閾値を厳しくする等のように閾値を動的に切り換えるようにしてもよい。さらに、このようにブロック毎に扱う場合には、ブロック毎に過去のフィードスルーノイズのモニタ結果との差分（例えば、今回のモニタ結果と前回のモニタ結果）を求めて、求めた差分が予め定めた閾値以上の場合に、デフォルト値（予め定めたゲートオンオフタイミング）からずらして制御するようにしてもよい。
　上記テーブルは、ゲートオンオフの重複期間を意図的にずらして、オフセット画像から作成することができる。なお、フィードスルーノイズは、一般的にゲート配線Ｇ及びデータ配線Ｄのトータル距離が長いほどフィードスルーノイズが大きく、図８（Ａ）のようにブロック分けした場合には、図８（Ｂ）に示すように、ブロックＡの方がブロックＢよりフィードスルーノイズが大きい。また、温度上昇でＴＦＴの薄膜トランジスタ７２のリーク電流が増えるので、図８（Ｃ）に示すように、フィードスルーノイズの時定数は減少する傾向にあるので、温度センサを設けて温度センサの結果に基づいてゲートオンオフタイミングの調整値を補正するようにしてもよい。
　なお、当該テーブルのフィードスルーノイズを表す値としては、平均値を用いてもよいし、最大値を適用するようにしてもよい。また、ブロックは、撮影領域の中心領域を別ブロックとしてしてもよい。また、ブロックは、ゲート線ドライバを構成するゲートＩＣ単位としてもよいし、読取ＩＣ単位としてもよい。
　続いて、上述のように構成された本実施の形態の作用について説明する。以下では、作用としてカセッテ制御部６９で行われる電子カセッテ制御ルーチンの一例について説明する。図９は、電子カセッテ制御ルーチンの一例の流れを示すフローチャートである。
　ステップ２００では、フィードスルーノイズ（ＦＴＮ）のモニタタイミングか否かがカセッテ制御部６９によって判定され、該判定が肯定された場合にはステップ２０２へ移行し、否定された場合にはステップ２１２へ移行する。なお、該判定は、例えば、予め定めた時間を経過したか否かを判定してもよいし、温度センサを設ける場合には予め定めた温度以上の温度変化があったか否かを判定するようにしてもよいし、電荷のリセットタイミングであるか否かを判定するようにしてもよい。また、上述したように、ブロック毎に扱う場合には、各ブロック毎に差分（前回のモニタ結果と今回のモニタ結果との差分）が予め定めた閾値以上か否かを判定するようにしてもよい。
　ステップ２０４では、カセッテ制御部６９がゲート線ドライバ７１を制御することにより、薄膜トランジスタ７２のゲートのオンオフを行うことで電荷のリセットが行われてステップ２０６へ移行する。
　ステップ２０６では、電荷リセット中のチャージアンプ７５の出力値がカセッテ制御部６９によって検出されてステップ２０８へ移行する。
　ステップ２０８では、薄膜トランジスタ７２のゲートのオンオフタイミングを調整する必要があるか否か判定される。該判定は、例えば、チャージアンプ７５の出力値が予め定めた許容範囲外か否か等を判定し、該判定が肯定された場合にはステップ２０８へ移行し、否定された場合にはステップ２１０へ移行する。
　ステップ２０８では、ゲートオンオフタイミングが変更されてステップ２０２へ戻って上述の処理が繰り返される。
　一方、ステップ２１０では、フィードスルーノイズのモニタ結果に基づくゲートオンオフタイミングに調整されてステップ２１２へ移行する。本実施の形態では、ゲートオンオフタイミングをずらしながらチャージアンプ７５の出力を監視して、チャージアンプ７５の出力値が最小値或いは予め定めた許容範囲内の値となるゲートオンオフタイミングに調整される。調整結果の制御内容はカセッテ制御部６９に記憶し、フレーム取込時の電荷読み出しの際に記憶された制御内容に基づいてゲートオンオフタイミングを制御する。
　ステップ２１２では、フレーム取込か否かカセッテ制御部６９によって判定され、該判定が否定された場合にはステップ２００へ戻って上述の処理が繰り返され、判定が肯定された場合にはステップ２１４へ移行する。
　ステップ２１４では、１フレーム分の階調信号が順次読み込まれてステップ２１６へ移行する。すなわち、ステップ２１０で調整されたゲートオンオフタイミングに従って薄膜トランジスタ７２のゲートのオンオフが制御されて階調信号が順次読み出される。従って、ある画素の立ち下がりＦＴＮとある画素と同じデータ配線Ｄに接続された別の画素の立ち上がりＦＴＮとによってフィードスルーノイズが重複期間で確実に相殺されて、フィードスルーノイズを抑制した階調信号を得ることができる。例えば、図１０に示すように、ｎ－１行の立ち下がりＦＴＮとｎ行の立ち上がりＦＴＮが確実に相殺され、ｎ行の立ち下がりＦＴＮとｎ＋１行の立ち上がりＦＴＮがそれぞれ重複期間で確実に相殺される。
　そして、ステップ２１６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２１４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処理を終了する。
　このように、電荷リセット時のゲートオンオフ時のフィードスルーノイズをモニタして、モニタ結果に基づいてゲートオンオフタイミングを調整することで、フィードスルーノイズの大きさや時定数が変化しても確実に相殺してノイズを抑制することが可能となる。
　なお、被験者を所定の撮影位置に位置させる際のポジショニング動画や、呼吸タイミングを合わせるためのタイミング動画では、フィードスルーノイズのモニタ結果に応じたゲートのオンオフタイミングの調整は禁止して行わず、ポジショニング動画やタイミング動画以外の動画モードや連写モード、予め定めた高フレームレートの撮影の場合に、フィードスルーノイズのモニタ結果に応じたゲートのオンオフタイミングの調整を行うようにしてもよい。
　また、フレームレートに応じてフィードスルーノイズのモニタ結果に応じたゲートのオンオフタイミングの調整方法を変えるようにしてもよい。例えば、予め定めた低フレームレートでは積分時間が十分取れるので、厳密にゲートオンオフタイミングを合わせなくてもフィードスルーノイズをキャンセル可能となるので、ステップ２０６のタイミング調整が必要か否かの判定基準をフレームレートによって変更するようにしてもよい。
　また、低フレームレートの場合はゲートオン時間を十分長くして、高フレームレートの場合にはゲートオン時間を短くかつ上述の重複期間をシビアにするようにゲートのオンオフタイミングを制御するようにしてもよい。
　また、最初のゲートオンによるフィードスルーノイズと、最後のゲートオフによるフィードスルーノイズについてはキャンセルされないので、ダミーラインとして画像として採用しないようにカセッテ制御部６９が制御してもよい。
　また、本実施の形態では、リセット時のゲートオンオフタイミングをずらしながらチャージアンプ出力７５のフィードスルーノイズをモニタして、チャージアンプ出力が最小値（又は予め定めた許容範囲内の値）となるようにゲートオンオフタイミングを調整する例を説明したが、リセット時のフィードスルーノイズの大きさや時定数をモニタして、フィードスルーノイズの大きさや時定数から、ゲートオンオフタイミングまたはゲートオン電圧を調整するようにしてもよい。この場合、フィードスルーノイズの大きさや時定数のモニタは、チャージアンプ７５の出力から求めるようにしてもよい。また、タイミングの合わせ方としては、チャージアンプ７５の積分時間内に立ち下がりＦＴＮと立ち上がりＦＴＮのピーク間が入るように調整するようにしてもよいし、半値が入るように調整するようにしてもよいし、３σが入るように調整するようにしてもよい。
　ところで、上記の実施の形態では、ある画素の薄膜トランジスタ７２を駆動して電荷を読み出す読出期間の終了を含む一部と、ある画素と同じデータ配線Ｄに接続された別の画素を駆動する薄膜トランジスタ７２を駆動して電荷を読み出す読出期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素の薄膜トランジスタ７２の駆動タイミングを制御することでフィードスルーノイズを抑制する場合を一例として説明したが、これに限るものではない。
　例えば、図１１（Ａ）に示すように、薄膜トランジスタ１１２とキャパシタ１１４とを有して信号電荷を発生しないダミー画素ラインを備えた構成を採用して、電荷リセット時のフィードスルーノイズをモニタしてモニタ結果に応じて薄膜トランジスタ７２のゲートオン電圧等を調整するようにしてもよい。この場合には、本実施形態に対して、ダミー画素の薄膜トランジスタ１１２のオンオフを制御するための第２ゲート線ドライバ１１６を更に備え、図１１（Ｂ）に示すように、画像読み出し用の薄膜トランジスタ７２のオン時に、ダミー画素の薄膜トランジスタ１１２をオフし、画像読み出し用の薄膜トランジスタ７２のオフ時に、ダミー画素の薄膜トランジスタ１１２をオフすることによってフィードスルーノイズをキャンセルする。この構成においても、フィードスルーノイズの発生状況（大きさや時定数）が変化するとダミー画素でキャンセルできなくなってしまうので、電荷のリセット時のフィードスルーの発生状況をモニタして、モニタ結果に応じて画像読み出し用の薄膜トランジスタ１１２のゲート電圧を調整することでダミー画素によりフィードスルーノイズをキャンセルすることが可能となる。
　また、図１２に示すように、上述の図１１（Ａ）のダミー画素ラインの構成を各画素に設けた構成、すなわち、本実施の形態の各画素に対して薄膜トランジスタ１１２とキャパシタ１１４とを更に設けて、信号電荷を発生しないダミーサブ画素を備えた構成を採用して、図１１と同様に、電荷リセット時のフィードスルーノイズをモニタして、モニタ結果に応じて画像読み出し用の薄膜トランジスタ１１２のゲートオン電圧等を調整するようにしてもよい。
　なお、上記の実施の形態における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。
　　　　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
　　　　７１　　ゲート線ドライバ
　　　　７２　　薄膜トランジスタ
　　　　７４　　ＴＦＴ基板
　　　　７５　　チャージアンプ
　　　　１１２　　薄膜トランジスタ
　　　　１１６　　第２ゲート線ドライバ

Claims (22)

  1. 　照射された放射線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して信号線に出力する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と、
    　前記スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号を出力する増幅手段と、
    　前記電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、前記スイッチング素子をオンオフしたときに前記増幅手段から出力される電気信号を検出する検出手段と、
    　前記検出手段の検出結果に基づいて、前記電荷を読み出す際の前記スイッチング素子のオンオフタイミング及び前記スイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つを制御する制御手段と、
    　を備えた放射線画像撮影装置。
  2. 　前記検出手段の検出結果に基づいて決定した前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つの制御内容を記憶する記憶手段を更に備え、
    　前記制御手段が、前記電荷の読み出し時に、前記記憶手段に記憶された前記制御内容に従って、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記制御手段が、前記放射線検出器における第１画素の前記スイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第１期間の終了を含む一部と、前記第１画素の前記スイッチング素子と同じ信号線に接続された他の第２画素を駆動する前記スイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第２期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素の前記スイッチング素子を制御する請求項１又は請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　前記制御手段は、前記放射線検出器の中心部に存在する画素の前記スイッチング素子を制御対象として、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１～３の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記検出手段は、前記放射線検出器の複数の画素のうち予め定めた対象画素を検出対象とし、
    前記制御手段が、前記対象画素の検出結果に基づいて、他の画素の前記スイッチング素子の前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを補間演算によって決定する請求項１～４の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記放射線検出器の温度を検出する温度検出手段によって予め定めた温度変化が検出された場合、及び予め定めた時間が経過した場合の少なくとも一方のタイミングで、前記検出手段による検出及び前記制御手段による制御を行う請求項１～５の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  7. 　前記制御手段は、前記放射線検出器を複数のブロックに分けたブロック毎の前記検出手段の検出結果に対する予め定めた基準値と、前記検出手段の検出結果とを比較して、当該比較結果に基づいて、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１～６の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  8. 　連写撮影、または予め定めた高フレームレートの撮影の場合に、前記検出手段による検出、及び制御手段による制御を行う請求項１～７の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  9. 　被験者を所定の撮影位置に位置させる際のポジショニング動画撮影、または呼吸タイミングを合わせるためのタイミング動画撮影の場合に、前記検出手段による検出、及び前記制御手段による制御を禁止する請求項１～８の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  10. 　前記オンオフタイミング又は前記エネルギを変化させながら前記検出手段によって前記電気信号を検出し、前記制御手段は、前記検出手段の検出結果が最小値又は予め定めた許容範囲内の値となるように、前記電荷を読み出す際の前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１～９の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  11. 　請求項１～１０の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置と、
    　被検体を介して前記放射線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。
  12. 　照射された放射線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して信号線に出力する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と、前記スイッチング素子から出力された電気信号に応じた電荷を蓄積し、蓄積した電荷を増幅した電気信号を出力する増幅手段と、を備えた放射線画像撮影装置の制御方法において、
    前記電荷の読み出し以外の非画像読み出しの際に、前記スイッチング素子をオンオフしたときに前記増幅手段から出力される電気信号を検出手段によって検出する検出ステップと、
    　前記検出ステップの検出結果に基づいて、前記電荷を読み出す際の前記スイッチング素子のオンオフタイミング及び前記スイッチング素子をオンするためのエネルギの少なくとも１つを制御手段によって制御する制御ステップと、
    　を有する放射線画像撮影装置の制御方法。
  13. 　前記放射線画像撮影装置が、前記検出手段の検出結果に基づいて決定した前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つの制御内容を記憶する記憶手段を更に備え、
    前記制御ステップが、前記電荷の読み出し時に、前記記憶手段に記憶された前記制御内容に従って、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１２に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  14. 　前記制御ステップが、前記放射線検出器における第１画素の前記スイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第１期間の終了を含む一部と、前記第１画素の前記スイッチング素子と同じ信号線に接続された他の第２画素を駆動する前記スイッチング素子を駆動して電荷を読み出す第２期間の開始を含む一部とが重なる重複期間を有するように各画素の前記スイッチング素子の駆動を前記制御手段によって制御する請求項１２又は請求項１３に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  15. 　前記制御ステップは、前記放射線検出器の中心部に存在する画素の前記スイッチング素子を制御対象として、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを前記制御手段によって制御する請求項１２～１４の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  16. 　前記検出ステップは、前記放射線検出器の複数の画素のうち予め定めた対象画素を前記検出手段の検出対象とし、
    前記制御ステップが、前記対象画素の検出結果に基づいて、他の画素の前記スイッチング素子の前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを補間演算によって決定する請求項１２～１５の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  17. 　前記放射線検出器の温度を検出する温度検出手段によって予め定めた温度変化が検出された場合、及び予め定めた時間が経過した場合の少なくとも一方のタイミングで、前記検出ステップ及び前記制御ステップを実行する請求項１２～１６の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  18. 　前記制御ステップは、前記放射線検出器を複数のブロックに分けたブロック毎の前記検出手段の検出結果に対する予め定めた基準値と、前記検出手段の検出結果とを比較して、当該比較結果に基づいて、前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１２～１７の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  19. 　連写撮影、または予め定めた高フレームレートの撮影の場合に、前記検出ステップ及び制御ステップを実行する請求項１２～１８の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  20. 　被験者を所定の撮影位置に位置させる際のポジショニング動画撮影、または呼吸タイミングを合わせるためのタイミング動画撮影の場合に、前記検出ステップ及び前記制御ステップの実行を禁止する請求項１２～１９の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  21. 　前記オンオフタイミング又は前記エネルギを変化させながら前記検出ステップで前記電気信号を検出し、前記制御ステップは、前記検出ステップの検出結果が最小値又は予め定めた許容範囲内の値となるように、前記電荷を読み出す際の前記オンオフタイミング及び前記エネルギの少なくとも１つを制御する請求項１２～２０の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置の制御方法。
  22. 　コンピュータを、請求項１～１０の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置における前記検出手段及び前記制御手段として機能させるための放射線画像撮影プログラム。
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