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WO2013125325A1 - 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装置の制御プログラム - 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装置の制御プログラム Download PDF

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WO2013125325A1
WO2013125325A1 PCT/JP2013/052255 JP2013052255W WO2013125325A1 WO 2013125325 A1 WO2013125325 A1 WO 2013125325A1 JP 2013052255 W JP2013052255 W JP 2013052255W WO 2013125325 A1 WO2013125325 A1 WO 2013125325A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
charge
radiation
image
gate
moving image
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2013/052255
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
大田　恭義
西納　直行
中津川　晴康
岩切　直人
北野　浩一
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Publication of WO2013125325A1 publication Critical patent/WO2013125325A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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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
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/486—Diagnostic techniques involving generating temporal series of image data
    • 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
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from 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
    • H04N25/62—Detection or reduction of noise due to excess charges produced by the exposure, e.g. smear, blooming, ghost image, crosstalk or leakage between pixels
    • H04N25/626—Reduction of noise due to residual charges remaining after image readout, e.g. to remove ghost images or afterimages
    • 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
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic imaging apparatus, a radiographic imaging system, a radiographic imaging apparatus control method, and a radiographic imaging apparatus control program.
  • the present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, a radiographic image capturing system, a radiographic image capturing apparatus control method, and a radiographic image capturing apparatus control program capable of capturing a still image and a moving image.
  • a radiographic image capturing apparatus that detects radiation irradiated from a radiation irradiation apparatus and transmitted through a subject with a radiation detector is known.
  • a moving image is taken by the radiographic image capturing apparatus to continuously shoot a plurality of radiographic images (still images).
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-80514 describes a technique for controlling a gate voltage to be smaller than that in a high-dose imaging mode in a fluoroscopic mode in which moving image shooting is performed. It is described that there is a tendency to increase afterimages and increase afterimages.
  • the present invention provides a radiographic image capturing apparatus, a radiographic image capturing system, a radiographic image capturing apparatus control method, and a radiographic image capturing apparatus control program capable of capturing a moving image that can be interpreted as a smooth moving image. To do.
  • a first aspect of the present invention is a radiographic imaging apparatus including a sensor unit that generates electric charge according to irradiated radiation, and a switching element for reading out electric charge generated by the sensor unit.
  • a sensor unit that generates electric charge according to irradiated radiation
  • a switching element for reading out electric charge generated by the sensor unit.
  • the predetermined range of the radiographic apparatus is a range of 1/100 to 1/2 of the read charge amount.
  • control unit of the radiographic image capturing device includes an on period in which the switching element is turned on, and a voltage applied to turn on the switching element. By controlling at least one of them, the amount of charge read from the sensor unit is controlled.
  • control means of the radiographic imaging apparatus performs control so that the ON period is shortened as the temperature of the radiation detector increases.
  • control unit of the radiographic imaging device applies the switching element to turn on as the temperature of the radiation detector increases. Reduce the voltage to be applied.
  • the radiographic imaging device is provided corresponding to each pixel of the radiation detector, and the charge of an integrating capacitor for integrating the charge generated by the sensor unit is obtained.
  • a reset means for resetting is provided, and includes an amplifying means for amplifying an electric signal due to the electric charge read out from the corresponding pixel by the switching element at a predetermined amplification factor. By controlling the reset means, a part of the electric charge accumulated by being integrated in the integrating capacitor of the amplifying means is left unread within a predetermined range.
  • the control means of the radiographic image capturing apparatus controls the reading of electric charges when the frame rate in moving image capturing is equal to or less than a predetermined threshold.
  • control unit of the radiographic image capturing apparatus is configured based on an instruction from the user regarding the charge amount of the remaining charge.
  • the readout of the charge is controlled to leave the charge of the designated charge amount.
  • control means of the radiographic image capturing apparatus performs control so that the remaining charge amount differs according to at least one of the type of moving image capturing and the frame rate.
  • control means of the radiographic image capturing apparatus is configured such that the dose of radiation applied to the radiation detector is predetermined as a moving image capturing dose condition. If the condition is satisfied, the charge readout is controlled.
  • An eleventh aspect of the present invention is a radiographic imaging system comprising a radiation irradiating apparatus and the radiographic image capturing apparatus of the present invention for detecting radiation irradiated from the radiation irradiating apparatus.
  • a twelfth aspect of the present invention is a method for controlling a radiographic imaging apparatus, comprising: a sensor unit that generates a charge corresponding to the irradiated radiation; and a switching element for reading out the charge generated by the sensor unit.
  • a plurality of pixels configured in a matrix, and a step of taking a moving image using a radiation detector that detects a radiation image indicated by radiation, and a sensor unit generates and accumulates the moving image during shooting.
  • the charges generated by the sensor unit in the next frame shooting are further reduced. And a step of accumulating.
  • a control program for a radiographic imaging apparatus comprising: a sensor unit that generates a charge corresponding to the irradiated radiation; and a switching element for reading the charge generated by the sensor unit.
  • the sensor unit In the case where a plurality of pixels configured in the above are provided in a matrix and a moving image is captured using a radiation detector that detects a radiation image indicated by radiation, the sensor unit generates and accumulates the radiation image. Control to read out charges, leave a part of the charges unread within a predetermined range, and accumulate the charges generated by the sensor unit in the next frame shooting while the unread charges are accumulated And a means for controlling the computer as a control means of the radiographic image capturing apparatus.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an outline of an overall configuration of an example of a radiographic imaging system according to the present embodiment. It is the schematic which shows the outline of the cross section of an example of the indirect conversion type radiation detector which concerns on this Embodiment. It is the schematic which shows the outline of the cross section of an example of the direct conversion type radiation detector which concerns on this Embodiment. It is a schematic circuit block diagram of an example of the electronic cassette concerning this Embodiment. It is a schematic block diagram of an example of the signal processing part which concerns on this Embodiment. It is a functional block diagram of an example of composition corresponding to a function of a cassette control part in an electronic cassette concerning this embodiment.
  • FIG. 1 shows a schematic configuration diagram of an overall configuration of an example of a radiographic imaging system according to the present exemplary embodiment.
  • the radiographic image capturing system 10 of the present embodiment can capture still images in addition to moving images.
  • “radiation image” refers to both a moving image and a still image unless otherwise specified.
  • a moving image refers to displaying still images one after another at a high speed and recognizing them as moving images.
  • the still image is shot, converted into an electric signal, transmitted, and the still image is transferred from the electric signal.
  • the process of replaying is repeated at high speed.
  • the moving image includes 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 according to the degree of “high speed”. Shall be.
  • the radiographic imaging system 10 of the present exemplary embodiment is based on an instruction (imaging menu) input from an external system (for example, RIS: Radiology Information System: radiation information system) via the console 16. It has a function of taking a radiographic image by an operation such as the above.
  • an instruction for example, RIS: Radiology Information System: radiation information system
  • the radiographic image capturing system 10 of the present embodiment has a function of causing a doctor, a radiographer, or the like to interpret a radiographic image by displaying the captured radiographic image on the display 50 of the console 16 or the radiographic image interpretation device 18. Have.
  • the radiographic imaging system 10 includes a radiation generation device 12, a radiographic image processing device 14, a console 16, a storage unit 17, a radiographic image interpretation device 18, and an electronic cassette 20.
  • the radiation generator 12 includes a radiation irradiation control unit 22.
  • the radiation irradiation control unit 22 has a function of irradiating the imaging target region of the subject 30 on the imaging table 32 with the radiation X from the radiation irradiation source 22 ⁇ / b> A based on the control of the radiation control unit 62 of the radiation image processing apparatus 14. ing.
  • the radiation X transmitted through the subject 30 is applied to the electronic cassette 20 held in the holding unit 34 inside the imaging table 32.
  • the electronic cassette 20 has a function of generating charges according to the dose of the radiation X that has passed through the subject 30, generating image information indicating a radiation image based on the generated charge amount, and outputting the image information.
  • the electronic cassette 20 of this embodiment includes a radiation detector 26.
  • image information indicating a radiographic image output from the electronic cassette 20 is input to the console 16 via the radiographic image processing device 14.
  • the console 16 according to the present embodiment uses the radiography (LAN: Local Area Network) or the like from an external system (RIS) or the like, using a radiographing menu, various types of information, or the like. It has a function to perform control.
  • the console 16 according to the present embodiment has a function of transmitting / receiving various information including image information of a radiographic image to / from the radiographic image processing apparatus 14 and a function of transmitting / receiving various information to / from the electronic cassette 20. have.
  • the console 16 in the present embodiment is a server computer.
  • the console 16 includes a control unit 40, a display driver 48, a display 50, an operation input detection unit 52, an operation panel 54, an I / O unit 56, and an I / F unit 58.
  • the control unit 40 has a function of controlling the operation of the entire console 16.
  • the control unit 40 includes a CPU, a ROM, a RAM, and an HDD.
  • the CPU has a function of controlling the operation of the entire console 16.
  • Various programs including a control program used by the CPU are stored in advance in the ROM.
  • the RAM has a function of temporarily storing various data.
  • An HDD Hard Disk Drive
  • the display driver 48 has a function of controlling display of various information on the display 50.
  • the display 50 according to the present embodiment has a function of displaying an imaging menu, a captured radiographic image, and the like.
  • the operation input detection unit 52 has a function of detecting an operation state with respect to the operation panel 54.
  • the operation panel 54 is used by a doctor, a radiographer, or the like to input operation instructions related to radiographic image capturing.
  • the operation panel 54 includes, for example, a touch panel, a touch pen, a plurality of keys, a mouse, and the like. In addition, when it is set as a touch panel, it is good also as the display 50.
  • the I / O unit 56 and the I / F unit 58 transmit and receive various types of information to and from the radiographic image processing apparatus 14 and the radiation generating apparatus 12 through wireless communication, and also perform image information with the electronic cassette 20. And the like.
  • the control unit 40, the display driver 48, the operation input detection unit 52, and the I / O unit 56 are connected to each other via a bus 59 such as a system bus or a control bus so that information can be exchanged. Therefore, the control unit 40 controls the display of various information on the display 50 via the display driver 48 and controls the transmission / reception of various information with the radiation generator 12 and the electronic cassette 20 via the I / F unit 58. Each can be done.
  • the radiation image processing apparatus 14 has a function of controlling the radiation generation apparatus 12 and the electronic cassette 20 based on an instruction from the console 16.
  • the radiographic image processing device 14 has a function of controlling storage of the radiographic image received from the electronic cassette 20 in the storage unit 17 and display on the display 50 of the console 16 and the radiographic image interpretation device 18.
  • the radiation image processing apparatus 14 includes a system control unit 60, a radiation control unit 62, a panel control unit 64, an image processing control unit 66, and an I / F unit 68.
  • the system control unit 60 has a function of controlling the entire radiographic image processing apparatus 14 and a function of controlling the radiographic image capturing system 10.
  • the system control unit 60 includes a CPU, ROM, RAM, and HDD.
  • the CPU has a function of controlling operations of the entire radiographic image processing apparatus 14 and the radiographic image capturing system 10.
  • Various programs including a control program used by the CPU are stored in advance in the ROM.
  • the RAM has a function of temporarily storing various data.
  • the HDD has a function of storing and holding various data.
  • the radiation control unit 62 has a function of controlling the radiation irradiation control unit 22 of the radiation generator 12 based on an instruction from the console 16.
  • the panel control unit 64 has a function of receiving information from the electronic cassette 20 wirelessly or by wire.
  • the image processing control unit 66 has a function of performing various image processing on the radiation image.
  • the system control unit 60, the radiation control unit 62, the panel control unit 64, and the image processing control unit 66 are connected to each other through a bus 69 such as a system bus or a control bus so as to be able to exchange information.
  • the storage unit 17 of the present embodiment has a function of storing a captured radiographic image and information related to the radiographic image.
  • An example of the storage unit 17 is an HDD.
  • the radiological image interpretation apparatus 18 of the present embodiment is an apparatus having a function for an interpreter such as a doctor or a radiographer to interpret a captured radiographic image.
  • the radiographic image interpretation apparatus 18 is not specifically limited, What is called an image interpretation viewer, a console, a tablet terminal, etc. are mentioned.
  • the radiographic image interpretation apparatus 18 of the present embodiment is a personal computer. Similar to the console 16 and the radiographic image processing apparatus 14, the radiographic image interpretation apparatus 18 includes a CPU, ROM, RAM, HDD, display driver, display 23, operation input detection unit, operation panel 24, I / O unit, and I / O unit. F section is provided. In FIG. 1, only the display 23 and the operation panel 24 are shown, and other descriptions are omitted in order to avoid complicated description.
  • the radiation detector 26 provided in the electronic cassette 20 will be described.
  • the radiation detector 26 of the present embodiment includes a TFT substrate.
  • FIG. 2 a schematic cross-sectional view of an example of the indirect conversion type radiation detector 26 is shown in FIG.
  • the radiation detector 26 shown in FIG. 2 includes a TFT substrate and a radiation conversion layer.
  • the bias electrode 72 has a function of applying a bias voltage to the radiation conversion layer 74.
  • a positive bias voltage is supplied to the bias electrode 72 from a high voltage power supply (not shown).
  • a negative bias voltage is supplied to the bias electrode 72.
  • the radiation conversion layer 74 is a scintillator, and is formed so as to be laminated between the bias electrode 72 and the upper electrode 82 via the transparent insulating film 80 in the radiation detector 26 of the present embodiment.
  • the radiation conversion layer 74 is formed by forming a phosphor that emits light by converting the radiation X incident from above or below into light. Providing such a radiation conversion layer 74 absorbs the radiation X and emits light.
  • the wavelength range of light emitted from the radiation conversion layer 74 is preferably a visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm). In order to enable monochrome imaging by the radiation detector 26, it is more preferable to include a green wavelength region.
  • a scintillator that generates fluorescence having a relatively wide wavelength region that can generate light in a wavelength region that can be absorbed by the TFT substrate 70 is desirable.
  • Examples of such a scintillator include CsI: Na, CaWO 4 , YTaO 4 : Nb, BaFX: Eu (X is Br or Cl), LaOBr: Tm, and GOS.
  • CsI cesium iodide
  • CsI Tl (cesium iodide to which thallium is added) or CsI: Na having an emission spectrum at the time of X-ray irradiation of 400 to 700 nm.
  • the emission peak wavelength in the visible light region of CsI: Tl is 565 nm.
  • the scintillator containing CsI it is preferable to use what was formed as a strip-shaped columnar crystal structure by the vacuum evaporation method.
  • the upper electrode 82 is preferably made of a conductive material that is transparent at least with respect to the emission wavelength of the radiation conversion layer 74 because light generated by the radiation conversion layer 74 needs to enter the photoelectric conversion film 86. Specifically, 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 82, the TCO is preferable because the resistance value tends to increase when the transmittance of 90% or more is obtained.
  • ITO, IZO, AZO, FTO are preferably used SnO 2, TiO 2, and ZnO 2 and the like can. ITO is most preferable from the viewpoint of process simplicity, low resistance, and transparency.
  • the upper electrode 82 may have a single configuration common to all pixels, or may be divided for each pixel.
  • the photoelectric conversion film 86 includes an organic photoelectric conversion material that absorbs light emitted from the radiation conversion layer 74 and generates charges.
  • the photoelectric conversion film 86 includes an organic photoelectric conversion material, absorbs light emitted from the radiation conversion layer 74, and generates electric charges according to the absorbed light.
  • the photoelectric conversion film 86 containing an organic photoelectric conversion material has a sharp absorption spectrum in the visible range. Therefore, electromagnetic waves other than light emission by the radiation conversion layer 74 are hardly absorbed by the photoelectric conversion film 86, and noise generated when the radiation X such as X-rays is absorbed by the photoelectric conversion film 86 is effectively suppressed. can do.
  • the organic photoelectric conversion material of the photoelectric conversion film 86 is preferably such that its absorption peak wavelength is closer to the emission peak wavelength of the radiation conversion layer 74 in order to absorb the light emitted from the radiation conversion layer 74 most efficiently.
  • the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material matches the emission peak wavelength of the radiation conversion layer 74, but if the difference between the two is small, the light emitted from the radiation conversion layer 74 is sufficiently absorbed. Is possible.
  • the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material and the emission peak wavelength with respect to the radiation X of the radiation conversion layer 74 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.
  • organic photoelectric conversion materials that can satisfy such conditions include quinacridone-based organic compounds and phthalocyanine-based organic compounds.
  • quinacridone-based 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 radiation conversion layer 74, the difference in the peak wavelength may be within 5 nm. It becomes possible. As a result, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 86 can be substantially maximized.
  • the electron blocking film 88 can be provided between the lower electrode 90 and the photoelectric conversion film 86.
  • the electron blocking film 88 suppresses an increase in dark current caused by injection of electrons from the lower electrode 90 to the photoelectric conversion film 86 when a bias voltage is applied between the lower electrode 90 and the upper electrode 82. it can.
  • An electron donating organic material can be used for the electron blocking film 88.
  • the hole blocking film 84 can be provided between the photoelectric conversion film 86 and the upper electrode 82.
  • the hole blocking film 84 suppresses increase in dark current due to injection of holes from the upper electrode 82 to the photoelectric conversion film 86 when a bias voltage is applied between the lower electrode 90 and the upper electrode 82. be able to.
  • An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 84.
  • a plurality of lower electrodes 90 are formed in a lattice shape (matrix shape) at intervals, and one lower electrode 90 corresponds to one pixel.
  • Each lower electrode 90 is connected to a field effect thin film transistor (hereinafter referred to simply as “TFT”) 98 and a storage capacitor 96 of the signal output unit 94.
  • TFT field effect thin film transistor
  • An insulating film 92 is interposed between the signal output unit 94 and the lower electrode 90.
  • the signal output unit 94 corresponds to the lower electrode 90, and is a storage capacitor 96 that stores the charge transferred to the lower electrode 90, and a switching element that converts the charge stored in the storage capacitor 96 into an electrical signal and outputs the electrical signal.
  • TFT 98 is formed.
  • the region where the storage capacitor 96 and the TFT 98 are formed has a portion overlapping the lower electrode 90 in plan view. In order to minimize the plane area of the radiation detector 26 (pixel), it is desirable that the region where the storage capacitor 96 and the TFT 98 are formed is completely covered by the lower electrode 90.
  • the radiation detector 26 includes a so-called back surface reading method (PSS (Pentration Side Sampling) method) and a so-called front surface reading method (ISS (Irradiation Side Sampling) method).
  • PSS Purration Side Sampling
  • ISS Immunation Side Sampling
  • FIG. 2 in the back side scanning method, radiation X is irradiated from the side on which the radiation conversion layer 74 is formed, and a radiation image is read by the TFT substrate 70 provided on the back side of the incident surface of the radiation X. It is a method.
  • the radiation detector 26 emits light more strongly on the upper surface side of the radiation conversion layer 74 when the back surface reading method is adopted.
  • the surface reading method is a method in which radiation X is irradiated from the TFT substrate 70 side and a radiation image is read by the TFT substrate 70 provided on the surface side of the incident surface of the radiation X.
  • the radiation detector 26 is of the surface reading type, the radiation X transmitted through the TFT substrate 70 enters the radiation conversion layer 74 and the TFT substrate 70 side of the radiation conversion layer 74 emits light more strongly. Electric charges are generated in the photoelectric conversion portion 87 of each pixel 100 provided on the TFT substrate 70 by the light generated in the radiation conversion layer 74. For this reason, the radiation detector 26 is closer to the emission position of the radiation conversion layer 74 with respect to the TFT substrate 70 when the front surface reading method is used than when the rear surface reading method is used. High resolution.
  • the radiation detector 26 may be a direct conversion type radiation detector 26 as shown in a schematic cross-sectional view of an example in FIG.
  • the radiation detector 26 shown in FIG. 3 also includes a TFT substrate 110 and a radiation conversion layer 118 as in the indirect conversion type described above.
  • the TFT substrate 110 has a function of collecting and reading (detecting) carriers (holes) that are charges generated in the radiation conversion layer 118.
  • the TFT substrate 110 includes an insulating substrate 122 and a signal output unit 124.
  • the radiation detector 26 is an electronic reading sensor, the TFT substrate 110 has a function of collecting and reading out electrons.
  • the insulating substrate 122 absorbs the radiation X in the radiation converting layer 118 and the radiation converting layer 76, the insulating substrate 122 has a low radiation X absorbability and is a flexible, electrically insulating thin substrate (about several tens of ⁇ m).
  • the substrate having a thickness of 1 is preferable.
  • the insulating substrate 122 is preferably made of synthetic resin, aramid, bionanofiber, or film glass (ultra thin glass) that can be wound into a roll.
  • the signal detection unit 85 includes a storage capacitor 126 that is a charge storage capacitor, a TFT 128 that is a switching element that converts the electric charge stored in the storage capacitor 126 into an electric signal, and the charge collecting electrode 121.
  • a plurality of charge collection electrodes 121 are formed in a lattice shape (matrix shape) at intervals, and one charge collection electrode 121 corresponds to one pixel. Each charge collecting electrode 121 is connected to the TFT 128 and the storage capacitor 126.
  • the storage capacitor 126 has a function of storing charges (holes) collected by the charge collection electrodes 121.
  • the charges accumulated in the respective storage capacitors 126 are read out by the TFT 128.
  • a radiographic image is taken by the TFT substrate 110.
  • the undercoat layer 120 is formed between the radiation conversion layer 118 and the TFT substrate 110.
  • the undercoat layer 120 preferably has a rectifying characteristic from the viewpoint of reducing dark current and leakage current. Therefore, the resistivity of the undercoat layer 120 is preferably 10 8 ⁇ cm or more, and the film thickness is preferably 0.01 ⁇ m to 10 ⁇ m.
  • the radiation conversion layer 118 is a photoelectric conversion layer that is a photoconductive material that absorbs the irradiated radiation X and generates positive and negative charges (electron-hole carrier pairs) according to the radiation X.
  • the radiation conversion layer 118 is preferably composed mainly of amorphous Se (a-Se).
  • the radiation conversion layer 118 includes Bi 2 MO 20 (M: Ti, Si, Ge), Bi 4 M 3 O 12 (M: Ti, Si, Ge), Bi 2 O 3 , BiMO 4 (M: Nb).
  • the radiation conversion layer 118 is preferably an amorphous material having high dark resistance, good photoconductivity against radiation irradiation, and capable of forming a large area film at a low temperature by a vacuum deposition method.
  • the thickness of the radiation conversion layer 118 is preferably in the range of 100 ⁇ m or more and 2000 ⁇ m or less in the case of a photoconductive substance containing a-Se as a main component as in the present embodiment, for example.
  • the range is preferably 100 ⁇ m or more and 250 ⁇ m or less.
  • it is preferably in the range of 500 ⁇ m or more and 1200 ⁇ m or less.
  • the electrode interface layer 116 has a function of blocking hole injection and a function of preventing crystallization.
  • the electrode interface layer 116 is formed between the radiation conversion layer 118 and the overcoat layer 114.
  • the electrode interface layer 116 is preferably an inorganic material such as CdS, CeO 2 , Ta 2 O 5 , and SiO, or an organic polymer.
  • the layer made of an inorganic material is preferably used by adjusting the carrier selectivity by changing the composition from the stoichiometric composition or by using a multi-component composition with two or more kinds of homologous elements.
  • an insulating polymer such as polycarbonate, polystyrene, polyimide, and polycycloolefin can be mixed with a low molecular weight electron transport material at a weight ratio of 5% to 80%.
  • electron transporting materials trinitrofluorene and derivatives thereof, diphenoquinone derivatives, bisnaphthyl quinone derivatives, oxazole derivatives, triazole derivatives, C 60 (fullerene), and those that have been mixed with carbon clusters C 70 etc. are preferred. Specific examples include TNF, DMDB, PBD, and TAZ.
  • a thin insulating polymer layer can also be preferably used.
  • the insulating polymer layer is preferably an acrylic resin such as parylene, polycarbonate, PVA, PVP, PVB, polyester resin, and polymethyl methacrylate.
  • the film thickness is preferably 2 ⁇ m or less, and more preferably 0.5 ⁇ m or less.
  • the overcoat layer 114 is formed between the electrode interface layer 116 and the bias electrode 112.
  • the overcoat layer 114 preferably has a rectifying characteristic from the viewpoint of reducing dark current and leakage current. Therefore, the resistivity of the overcoat layer 114 is preferably 10 8 ⁇ cm or more, and the film thickness is preferably 0.01 ⁇ m to 10 ⁇ m.
  • the bias electrode 112 is substantially the same as the bias electrode 72 in the direct conversion type described above, and has a function of applying a bias voltage to the radiation conversion layer 118.
  • the radiation detector 26 is not limited to that shown in FIGS. 2 and 3 and can be variously modified.
  • the signal output units (94, 124) with low possibility of arrival of radiation X are CMOS (ComplementaryarMetal-Oxide Semiconductor) images with low resistance to radiation X instead of the above-described ones.
  • CMOS ComplementaryarMetal-Oxide Semiconductor
  • You may combine TFT with other imaging elements, such as a sensor. Further, it may be replaced with a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor that transfers charges while shifting them with a shift pulse corresponding to the gate signal of the TFT.
  • CCD Charge-Coupled Device
  • a flexible substrate may be used.
  • the ultra-thin glass by the float method developed recently as a base material as a flexible substrate.
  • the ultra-thin glass that can be applied at this time, for example, “Asahi Glass Co., Ltd.,“ Successfully developed the world's thinnest 0.1 mm thick ultra-thin glass by the float method ”, [online], [2011 Aug. 20 search], Internet ⁇ URL: http://www.agc.com/news/2011/0516.pdf> ”.
  • FIG. 4 shows a schematic circuit configuration diagram of an example of the electronic cassette 20.
  • the electronic cassette 20 including the radiation detector 26 illustrated in FIG. 2 will be described as a specific example.
  • FIG. 4 shows a state in which the electronic cassette 20 is viewed in plan from the radiation X irradiation side. In FIG. 4, the radiation conversion layer 74 is not shown.
  • the electronic cassette 20 includes a cassette control unit 130, a gate line driver 132, a signal processing unit 134, and a plurality of pixels (in this embodiment, n pixels are arranged as a specific example) arranged in a matrix. 100.
  • the electronic cassette 20 includes a plurality of gate lines 136 along the row direction of the pixels 100 and a plurality of signal lines 138 along the column direction of the pixels 100. Each gate line 136 is connected to the gate line driver 132, and each signal line 138 is connected to the signal processing unit 134.
  • the electronic cassette 20 sequentially turns on the TFT 98 for each row, thereby converting the radiation X into fluorescence by the radiation conversion layer 74, converting the fluorescence from the fluorescence by the photoelectric conversion film 86 and storing the electric charge accumulated in the storage capacitor 96 into an electrical signal.
  • a gate-on voltage is sequentially applied to the gates of the TFTs 98 by sequentially outputting ON signals to the gate lines 136 in accordance with a predetermined frame rate (gate-on time) from the gate line driver 132, so that the TFTs 98 are sequentially turned on. Turns on.
  • an electrical signal corresponding to the charge accumulated in the storage capacitor 96 flows to the signal line 138, respectively.
  • FIG. 5 shows a schematic configuration diagram of an example of the signal processing unit 134.
  • the signal processing unit 134 amplifies the inflowed electric charge (analog electric signal) by the amplifier circuit 140 and then performs A / D conversion by the ADC (AD converter) 144, and converts the electric signal converted into the digital signal into the cassette control unit 130. Output to.
  • the amplifier circuit 140 is provided for each signal line 138. That is, the signal processing unit 134 includes a plurality of amplifier circuits 140 that are the same number as the signal lines 138 of the radiation detector 26.
  • the amplification circuit 140 is constituted by a charge amplifier circuit.
  • the amplifier circuit 140 includes an amplifier 142 such as an operational amplifier, a capacitor C connected in parallel to the amplifier 142, and a charge reset switch SW1 connected in parallel to the amplifier 142.
  • the charge is read out by the TFT 98 of the pixel 100 with the charge reset switch SW1 turned off, and the charge read out by the TFT 98 is accumulated in the capacitor C.
  • the voltage value output from 142 increases.
  • the cassette control unit 130 applies a charge reset signal to the charge reset switch SW1 to control on / off of the charge reset switch SW1.
  • the charge reset switch SW1 When the charge reset switch SW1 is turned on, the input side and output side of the amplifier 142 are short-circuited, and the capacitor C is discharged.
  • the ADC 144 has a function of converting an electrical signal, which is an analog signal input from the amplifier circuit 140, into a digital signal when the S / H (sample hold) switch SW is on.
  • the ADC 144 sequentially outputs the electrical signal converted into the digital signal to the cassette control unit 130.
  • the ADC 144 of this embodiment receives the electrical signals output from all the amplifier circuits 140 provided in the signal processing unit 134. That is, the signal processing unit 134 of the present embodiment includes one ADC 144 regardless of the number of amplifier circuits 140 (signal lines 138).
  • the cassette control unit 130 has a function of controlling the operation of the entire electronic cassette 20.
  • the cassette control unit 130 of the present embodiment has a function of controlling to generate residual charges when performing moving image shooting (details will be described later).
  • FIG. 6 shows a functional block diagram of an example of a configuration corresponding to the function of the cassette control unit 130 in the electronic cassette 20 of the present embodiment.
  • the cassette control unit 130 includes a CPU, ROM, RAM, and HDD.
  • the CPU has a function of controlling the operation of the entire electronic cassette 20.
  • Various programs including a control program used by the CPU are stored in advance in the ROM.
  • the RAM has a function of temporarily storing various data.
  • the HDD has a function of storing and holding various data.
  • the communication control unit 156 has a function of transmitting and receiving various types of information including image information of radiographic images to and from the radiographic image processing apparatus 14 and the console 16 by wireless communication or wired communication.
  • the temperature detection unit 154 has a function of detecting the temperature of the electronic cassette 20, more preferably the temperature of the radiation detector 26. The temperature detected by the temperature detection unit 154 is output to the cassette control unit 130.
  • the dose detection unit 155 has a function of detecting the dose of the radiation X irradiated to the electronic cassette 20.
  • the configuration of the dose detection unit 155 is not particularly limited, and the radiation X irradiated to the electronic cassette 20 is detected during a predetermined detection period, and the dose irradiated during the detection period is determined in advance. What is necessary is just to be able to compare with a threshold value.
  • the radiation detector 26 may be provided with detection pixels for detecting the radiation X, or some of the pixels 100 may be used as detection pixels. It may be used. Examples of such detection pixels include the pixel 100 including the shorted TFT 98, but are not limited thereto.
  • dose refers to a so-called mAs value obtained by multiplying the tube current (mA) when the radiation X is output and the irradiation time (sec).
  • the cassette control unit 130 controls the radiation detector 26 so as to capture a radiographic image based on an imaging menu including imaging conditions when the radiographic image received by the communication control unit 156 is captured. Further, the cassette control unit 130 performs control so that the charge according to whether the radiographic image to be captured is a still image or a moving image, the frame rate, the type of moving image, the temperature detected by the temperature detecting unit 154, or the like remains. To do.
  • the captured still images of multiple frames are displayed in succession.
  • the image can be interpreted as a smooth image in which there is a connection between the plurality of frames.
  • the time resolution of the human eye is said to be about 50 ms to 100 ms. Flashing light shorter than this time (corresponding to a high frame rate) is perceived by humans as being continuously lit. For example, in the region where the commercial power supply frequency is 60 Hz, the light of the incandescent bulb blinks 120 times per second, but usually does not feel flickering (flashing). For these reasons, it is generally considered that the limit that humans can recognize as moving images is 10 fps to 20 fps.
  • the charge is read at a uniform rate with respect to the stored charge amount. That is, according to the read time, a predetermined proportion of charges are left unread and become residual charges. Since charges remain uniformly at a predetermined rate in this way, afterimages with a density corresponding to the density of the moving image (hereinafter referred to as “main image”) generated by the read charges (generated by the residual charges left unread) Afterimage) occurs.
  • main image a density corresponding to the density of the moving image
  • an afterimage generated by the residual charge left unread with respect to the main image causes movement between frame rates.
  • the afterimage is prevented from having such a density that an obstacle occurs in the observation and confirmation of the moving image.
  • the human eye recognizes an image with a log-transformed value (density).
  • the human eye recognizes the same in the radiographic image.
  • the afterimage density can be observed as a smooth image by setting the afterimage density generated by the residual charge left unread relative to the main image to be in the range of 1/100 or more and 1/2 or less. It is preferable for confirmation.
  • control is performed so that a part of the charge is left unread so that the charge remains at a predetermined ratio such that the density of the afterimage is in the range of 1/100 or more and 1/2 or less.
  • the amount of unread charges corresponds to the density of the afterimage. Therefore, in this embodiment, control is performed so that the residual charge amount is in the range of 1/100 or more and 1/2 or less of the read charge amount.
  • whether or not an afterimage is generated is controlled according to the frame rate of the moving image.
  • the limit depends on the frame rate, and at least frames in the range from the frame rate (lower limit) that does not result in a smooth image without an afterimage to the frame rate (upper limit) that results in an afterimage in a range that does not hinder observation or confirmation.
  • the rate is controlled to generate an afterimage.
  • these frame rates are predetermined as threshold values and stored in the storage unit 150.
  • by setting a plurality of threshold values within the range from the lower limit frame rate to the upper limit frame rate afterimages are generated, for example, by actively utilizing afterimages at low frame rates.
  • a plurality of conditions may be provided in stages and controlled.
  • the gate on time of the TFT 98 can be shortened.
  • the gate-on time refers to a time for applying a gate-on voltage for turning on the gate of the TFT 98.
  • the amount of charge read from the storage capacitor 96 is reduced as in the case of shortening the gate-on time. As a result, all the charges stored in the storage capacitor 96 are not read out, but a part of them are left unread and become residual charges.
  • which method is used is not particularly limited.
  • control process is performed by executing a control process control program by the CPU of the cassette control unit 130.
  • control program is stored in advance in the ROM of the cassette control unit 130, the storage unit 150, or the like, but may be downloaded from an external system (RIS), a CD-ROM, a USB, or the like. Good.
  • step S100 it is determined whether the radiographic image instructed to be captured is a moving image or a still image.
  • the method for determining whether the image is a still image or a moving image is, for example, when information indicating either a still image or a moving image is included in the imaging menu instructed from the radiation image processing device 14 or the console 16 or the like. The determination may be made based on the information.
  • the dose of radiation X irradiated when shooting a moving image is often different from the dose of radiation X irradiated when shooting a still image.
  • the dose per frame one frame may be reduced in order to avoid an increase in the exposure dose of the subject 30.
  • the dose may be smaller than that in the case of a still image.
  • the dose may be higher than in the case of a still image.
  • the dose irradiated to the electronic cassette 20 (subject 30) during a predetermined period differs between the still image and the moving image. Therefore, as a determination method, a threshold is set in advance based on a dose regarded as a moving image or a dose regarded as a still image, and the dose of the radiation X detected by the dose detection unit 155 is compared with the threshold. It may be determined whether or not.
  • step S100 determines whether the image is a still image. If it is determined in step S100 that the image is a still image, the determination is negative and the process proceeds to step S102.
  • step S102 when irradiation with radiation X is started from the radiation irradiation source 22A, imaging is started. Note that the start of imaging may be determined based on an instruction from the radiation image processing apparatus 14, the console 16, or the like. Further, as described above, the radiation dose detected by detecting the radiation X on the electronic cassette 20 side is compared with the threshold value for detecting the start of irradiation, and when the detected radiation dose exceeds the threshold value, the start of imaging is performed. It may be considered.
  • control in photographing is performed so that charges are read out from the pixel 100 by the gate-on time T and the gate-on voltage V for still images.
  • the cassette control unit 130 sends the gate signal indicating the gate voltage V to the gate line 136 (TFT 98) to the gate line driver 132 so as to output the gate signal V to the gate line 136 (TFT 98).
  • Output a control signal.
  • a time chart in the case of still image shooting is shown in FIG.
  • the readout period in which the charge accumulated in the accumulation capacitor 96 is read out.
  • the accumulation period is not shown, and only the read period is shown.
  • a gate signal for turning on the gate of the TFT 98 is sequentially output from the gate line driver 132 to the gate line 136 from the first line to the n-th line.
  • the gate voltage V is applied, the charge is read from the pixel 100 during the gate on time T, and the charge is output to the signal line 138, and an electric signal flows through the signal line 138.
  • the charge output to the signal line 138 is sampled by the amplifier 142 of the amplifier circuit 140 according to the amplifier sampling period. Also, the sampled charge is reset.
  • the gate off time refers to the time from when the TFT 98 is turned off until the TFT 98 of the next line is turned on. Note that in the case of shooting a plurality of frames, after the shooting of the first picture, after shifting to an accumulation period for the next shooting, the readout period shown in FIG. In the electronic cassette 20 of the present embodiment, when the number of shots instructed by the shooting menu is finished in this way, the present processing is finished.
  • step S100 determines whether it is a moving image.
  • step S106 it is determined whether the frame rate is 15 fps based on the shooting menu.
  • the frame rate is 15 fps or less.
  • reading is controlled so that charges remain.
  • the frame rate is not limited to other values.
  • an interpreter of a captured moving image may be able to set the frame rate. Note that the correspondence between the frame rate, the gate-on time, and the gate-on voltage is stored in the storage unit 150 in advance.
  • step S106 If it is determined in step S106 that the frame rate is not 15 fps or less, the process proceeds to step S108, where the gate-on voltage v0 is acquired from the stored correspondence. In the next step S110, after acquiring the gate-on time t0 from the stored correspondence, the process proceeds to step S116.
  • the gate-on voltage and the gate-on time are the same as those for still image shooting so as not to unread the charges.
  • step S106 determines whether it is 15 fps or less. If it is determined in step S106 that it is 15 fps or less, the process proceeds to step S112, where the gate-on voltage v1 is acquired from the stored relationship. In the next step S114, the gate-on time t1 is acquired from the stored correspondence, and the process proceeds to step S116.
  • step S116 imaging is started when radiation X irradiation is started from the radiation source 22A, as in step S102.
  • step S118 charges are read out based on the acquired gate-on voltage and gate-on time.
  • a time chart in this case is shown in FIG. In FIG. 9, the accumulation period of each frame is not shown, and only the readout period is shown.
  • a gate signal for turning on the gate of the TFT 98 is sequentially output from the gate line driver 132 to the gate line 136 from the first line to the n-th line.
  • shooting is performed at a frame rate with a gate-on voltage v1 and a gate-on time t1. Note that in the case of shooting a plurality of frames, after the shooting of the first frame, after shifting to an accumulation period for the next shooting, the readout period shown in FIG.
  • step S120 it is determined whether or not to end the shooting. If the shooting of all frames has not been completed yet, the determination is negative and the process returns to step S118 to repeat this process. On the other hand, when the shooting of all the frames is completed, or when the shooting of a series of moving images instructed to be shot is completed, the process is ended in affirmative.
  • FIG. 10 shows an example of a flowchart of the control process.
  • steps that are substantially the same as the basic control processing shown in FIG. 7 are denoted by the same step numbers, description thereof is omitted here, and different processing is described.
  • each mode is classified into two types (modes): a mode for high image quality and a mode for smooth images. Control for each mode.
  • the correspondence relationship between the mode and the above-described moving image shooting type (condition) is stored in the storage unit 150 in advance.
  • the storage unit 150 further stores a gate-on voltage and a gate-on time for each mode.
  • step S101 is provided instead of step S106 shown in FIG.
  • step S108 the process proceeds to step S112.
  • moving image shooting is performed in which charges are left unread so that a smooth image is obtained. It can be carried out.
  • FIG. 11 shows an example of a flowchart of the control process.
  • steps that are substantially the same as the basic control processing shown in FIG. 7 are denoted by the same step numbers, description thereof is omitted here, and different processing is described.
  • FIG. 12 shows the relationship among temperature, current for turning on the TFT 98 (gate on current), and leakage current.
  • the gate-on current increases as the temperature increases.
  • the gate-on current is large, the charge can be easily read. For this reason, the higher the temperature, the harder the charge remains, so the gate on time of the TFT 98 is lengthened. Note that it is preferable to shorten the gate-on time from the viewpoint of suppressing the discharge of dark charges.
  • FIG. 13 shows a schematic diagram of the gate-on current.
  • the gate-on current shows an attenuation curve as shown in FIG. Since the slow decay component is the charge read from the shallow trap, it is considered that the contribution of dark charge is large.
  • the attenuation can be cut and the contribution of the dark charge component can be reduced.
  • the higher the gate-on voltage of the TFT 98 the easier it is to read out the charge and the less the residual charge. Therefore, in the control process shown in FIG. 11, the gate-on voltage is decreased as the temperature is higher.
  • the radiation detector 26 is controlled to perform imaging with a gate-on voltage and a gate-on time corresponding to the temperature acquired from the temperature detection unit 154. Note that the relationship between the temperature, the gate-on time, and the change frequency is stored in the storage unit 150 in advance.
  • step S105 is provided before the process proceeds to step S106 when it is determined (affirmed) that it is a moving image in step S100.
  • step S105 the detected temperature is acquired from the temperature detection unit 154.
  • step S109 and step S111 are provided in place of step S108 and step S110 shown in FIG.
  • step S109 a gate-on v0 voltage corresponding to the acquired temperature is acquired.
  • step S111 the gate on time t0 corresponding to the acquired temperature is acquired.
  • step S113 and step S115 are provided in place of step S112 and step S114 shown in FIG.
  • step S113 the gate-on voltage v1 corresponding to the acquired temperature is acquired.
  • step S115 the gate on time t1 corresponding to the acquired temperature is acquired.
  • moving images are captured with a gate-on voltage and a gate-on time corresponding to the temperature of the radiation detector 26, so that an image can be displayed more smoothly.
  • FIG. 14 shows an example of a flowchart of the control process.
  • steps that are substantially the same as the basic control processing shown in FIG. 7 are denoted by the same step numbers, description thereof is omitted here, and different processing is described.
  • the afterimage instruction is an afterimage density, but is not limited to the density itself.
  • the user may give an instruction using the operation panel 54 of the console 16 or the operation panel 24 of the radiographic image interpretation apparatus 18.
  • a predetermined moving image having afterimages corresponding to a plurality of predetermined densities (residual charge amounts) may be displayed on the display 50 of the console 16, the display 23 of the radiographic image interpretation device 18, or the like. With this display, the user may select and indicate a moving image including a desired afterimage from among the displayed predetermined moving images.
  • step S107-1 is provided after step S100 instead of step S106 shown in FIG. Further, in this control process, steps S107-2 and S107-3 are provided instead of steps S112 and S114 shown in FIG.
  • step S107-1 it is determined whether or not there is an instruction regarding an afterimage. As described above, in step S107-1, it is determined whether or not there has been an instruction regarding an afterimage from the user as described above. If there is no instruction regarding the afterimage, the process proceeds to step S108, and the same processing as described above is performed. On the other hand, if there is an instruction regarding an afterimage, the process proceeds to step S107-2 to acquire an instruction regarding an afterimage.
  • the storage unit 150 stores in advance the gate-on voltage vx and the gate-on time tx for each instruction related to each afterimage. For example, as described above, when the user selects and instructs a moving image including a desired afterimage, the gate-on voltage vx and the gate-on time tx are stored for each predetermined moving image. When only one of the gate-on voltage vx and the gate-on time tx is controlled and one of them is set to a fixed value, only one to be controlled may be stored for each predetermined moving image.
  • step S118 subsequent to step S116, the charge is read by the gate-on voltage vx and the gate-on time tx according to the instruction regarding the afterimage.
  • the user when a user interprets a moving image taken in real time during shooting after the start of moving image shooting, the user becomes a desired image (for example, an image having no sense of incongruity due to an afterimage) while watching the moving image.
  • the density of the afterimage may be adjusted.
  • a method similar to the above-described instruction regarding an afterimage by the user may be used.
  • the frame rate and the type of moving image are set so that the motion between the frames is interpreted as a smooth image so that the motion between the frames looks smooth. Accordingly, the gate-on voltage of the TFT 98 of each pixel 100 is reduced and the gate-on time is shortened as compared with still image shooting.
  • the gate-on voltage v0 and the gate-on time t0 are the same as those for still image shooting.
  • the gate-on voltage v1 (v0> v1) and the gate-on time t1 (t0> t1) are used.
  • the charge is left so that the density of the afterimage is in the range of 1/100 or more and 1/2 or less with respect to the density of the main image.
  • the electronic cassette 20 of the present embodiment can perform moving image shooting that can be interpreted as a smooth moving image.
  • a TFT 98 for reading out charge from the storage capacitor 96 of the pixel 100 as shown in FIGS. 8 and 9, a TFT whose gate is turned on when a positive gate-on voltage is applied is used.
  • a TFT that turns on when a negative gate-on voltage is applied may be used.
  • “large” and “small” of the gate-on voltage mean that the amplitude of the voltage is “large” and “small”, respectively, and that the absolute value of the voltage value is “large” and “small”.
  • the cassette control unit 130 functions to perform the above-described control processing.
  • the present invention is not limited to this.
  • the radiographic image processing device 14 or the console 16 performs the above-described control processing.
  • An instruction may be output to the gate line driver 132 via the cassette control unit 130.
  • the shape of the pixel 100 is not limited to the present embodiment.
  • the rectangular pixel 100 is shown in FIG. 4, but the shape of the pixel 100 is not limited to the rectangular shape and may be other shapes.
  • the arrangement of the pixels 100 is not limited to this embodiment mode. For example, as a form in which the pixels 100 are arranged in a matrix, as shown in FIG. 4, a case where the pixels 100 are arranged in a rectangular shape with regularity is shown, but the pixels 100 are arranged in a two-dimensional manner. It will not be limited if it has a form arranged.
  • the arrangement of the gate lines 136 and the signal lines 138 may be such that the signal lines 138 are arranged in the row direction and the gate lines 136 are arranged in the column direction, contrary to the present embodiment.
  • the configuration of the radiographic imaging system 10, the electronic cassette 20, the radiation detector 26, and the like described in the present embodiment and the control processing are examples, and the situation is within the scope not departing from the gist of the present invention. Needless to say, it can be changed accordingly. For example, it goes without saying that the control processes shown in FIGS. 7, 10, and 11 may be used in combination.
  • the gate-on voltage and gate-on time of the TFT 98 of the pixel 100 are controlled so as to leave the charge in the pixel 100 unread, but the present invention is not limited to this.
  • the charge readout may be controlled by controlling the on-time of the charge reset switch SW1.
  • the charge reset switch is set so that the charge accumulated in the capacitor C of the amplifier circuit 140 is not discharged and discharged to the ADC 144 but remains in the capacitor C.
  • the charge readout may be controlled by controlling the ON time of SW1.
  • the radiation X described in the present embodiment is not particularly limited, and X-rays, ⁇ -rays, and the like can be applied.
  • Radiation Imaging System 20 Electronic Cassette 26 Radiation Detector 98, 128 TFT 100 pixels 130 cassette control unit 150 storage unit 154 temperature detection unit 155 dose detection unit

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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装置の制御プログラム
　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装置の制御プログラムに関する。特に、静止画及び動画を撮影することができる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装置の制御プログラムに関する。
　従来から放射線画像の撮影を行うために、放射線照射装置から照射され、被写体を透過した放射線を放射線検出器により検出する放射線画像撮影装置が知られている。また、当該放射線画像撮影装置により、放射線画像として静止画の撮影に加えて、例えば、複数の放射線画像（静止画）を連続して撮影する動画の撮影が行われている。
　一般に、放射線画像の撮影において、放射線の照射により発生した電荷を各画素から読み出す際に、読み出しきれずに電荷が残留すると、残留電荷が残像となり、撮影される放射線画像に影響を与えることが知られている。
　例えば、特開２００４－８０５１４号公報には、動画撮影を行う透視モードの場合に、高線量撮影モードよりもゲート電圧を小さく制御する技術が記載されており、ゲート電圧を小さくすることにより信号電荷の読み残しが増え、残像を増加させてしまう傾向がある旨が記載されている。
　撮影された動画を読影する場合は、一般的に、被検者の動きや撮影部位の動きの観察が行われるが、低フレームレートで撮影された場合等、各フレーム間でつながりのない画像になってしまうという問題が発生する場合がある。
　本発明は、滑らかな動画像として読影することができる動画撮影を行うことができる、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装置の制御プログラムを提供する。
　本発明の第１の態様は、放射線画像撮影装置であって、照射された放射線に応じた電荷を発生するセンサ部、及びセンサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器と、放射線検出器を用いて動画撮影を行う場合は、センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残し、読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影でセンサ部により発生された電荷を蓄積させる制御手段と、を備える。
　本発明の第２の態様は、上記第１の態様において、放射線画像撮影装置の所定範囲は、読み出した電荷量の１／１００以上、１／２以下の範囲である。
　また、本発明の第３の態様は、上記各第態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、スイッチング素子をオン状態にするオン期間、及びスイッチング素子をオン状態にするために印加する電圧の少なくとも一方を制御することにより、センサ部からの電荷の読み出し量を制御する。
　本発明の第４の態様は、上記第３の態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、放射線検出器の温度が高くなるほど、オン期間を短くするように制御する。
　本発明の第５の態様は、上記第３の態様または上記第４の態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、放射線検出器の温度が高くなるほど、スイッチング素子をオン状態にするために印加する電圧を小さくする。
　本発明の第６の態様は、上記各態様において、放射線画像撮影装置は、放射線検出器の各画素に対応して設けられ、センサ部により発生された電荷を積分するための積分コンデンサの電荷をリセットするリセット手段が設けられると共に、対応する画素からスイッチング素子によって読み出された電荷による電気信号を予め定められた増幅率で増幅する増幅手段を備え、制御手段は、動画撮影を行う場合は、リセット手段を制御して、増幅手段の積分コンデンサに積分されることにより蓄積された電荷の一部を所定範囲内で読み残す。
　本発明の第７の態様は、上記各態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、動画撮影におけるフレームレートが予め定められた閾値以下である場合に、電荷の読み出しを制御する。
　本発明の第８の態様は、上記第１の態様から第７の態様のいずれかの態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、残留する電荷の電荷量に関するユーザからの指示に基づいて、電荷の読み出しを制御して、指示された電荷量の電荷を残留させる。
　本発明の第９の態様は、上記各態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、動画撮影の種類及びフレームレートの少なくとも一方に応じて、残留する電荷の電荷量が異なるように制御する。
　本発明の第１０の態様は、上記各態様において、放射線画像撮影装置の制御手段は、放射線検出器に照射された放射線の線量が動画撮影用の線量として予め定められた動画撮影用線量の条件を満たす場合は、電荷の読み出しを制御する。
　本発明の第１１の態様は、放射線画像撮影システムであって、放射線照射装置と、放射線照射装置から照射された放射線を検出する本発明の放射線画像撮影装置と、を備える。
　本発明の第１２の態様は、放射線画像撮影装置の制御方法であって、照射された放射線に応じた電荷を発生するセンサ部、及びセンサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器を用いて動画撮影を行う工程と、動画撮影の際に、センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残す工程と、読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影でセンサ部により発生された電荷を蓄積させる工程と、を備える。
　本発明の第１３の態様は、放射線画像撮影装置の制御プログラムであって、照射された放射線に応じた電荷を発生するセンサ部、及びセンサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器と、放射線検出器を用いて動画撮影を行う場合は、センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残し、読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影でセンサ部により発生された電荷を蓄積させる制御手段と、を備えた放射線画像撮影装置の制御手段として、コンピュータを機能させるためのものである。
　本発明の上記態様によれば、滑らかな動画像として読影することができる動画撮影を行うことができる、という効果を有する。
本実施の形態に係る放射線画像撮影システムの一例の全体構成の概略の概略構成図である。 本実施の形態に係る間接変換型の放射線検出器の一例の断面の概略を示す概略図である。 本実施の形態に係る直接変換型の放射線検出器の一例の断面の概略を示す概略図である。 本実施の形態に係る電子カセッテの一例の概略の回路構成図である。 本実施の形態に係る信号処理部の一例の概略構成図である。 本実施の形態に係る電子カセッテにおける、カセッテ制御部の機能に対応した構成の一例の機能ブロック図である。 本実施の形態に係る電子カセッテにおける基本的な制御処理の一例のフローチャートである。 本実施の形態に係る静止画撮影の場合のタイムチャートの一例である。 本実施の形態に係る低フレームレートの動画撮影の場合のタイムチャートの一例である。 本実施の形態の制御処理のその他の一例のフローチャートである。 本実施の形態の制御処理のその他の一例のフローチャートである。 各画素のＴＦＴをオンするための電流（ゲートオン電流）、及びリーク電流の関係を示した説明図である。 ゲートオン電流について説明するための概略図である。 本実施の形態の制御処理のその他の一例のフローチャートである。
　以下、各図面を参照して本実施の形態の一例について説明する。
　まず、本実施の形態の放射線画像処理装置を備えた放射線画像撮影システム全体の概略構成について説明する。図１には、本実施の形態の放射線画像撮影システムの一例の全体構成の概略の概略構成図を示す。本実施の形態の放射線画像撮影システム１０は、動画に加え、静止画を撮影することが可能である。なお、本実施の形態において「放射線画像」とは、特に明記しない場合は、動画及び静止画の両者のことを言う。本実施の形態において動画とは、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いい、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、動画像には、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（一部または全部）を複数回撮影し、かつ連続的に再生する、いわゆる「コマ送り」も包含されるものとする。
　本実施の形態の放射線画像撮影システム１０は、コンソール１６を介して外部のシステム（例えば、ＲＩＳ：Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ　Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ　Ｓｙｓｔｅｍ：放射線情報システム）から入力された指示（撮影メニュー）に基づいて、医師や放射線技師等の操作により放射線画像の撮影を行う機能を有する。
　また、本実施の形態の放射線画像撮影システム１０は、撮影された放射線画像をコンソール１６のディスプレイ５０や放射線画像読影装置１８に表示させることにより、医師や放射線技師等に放射線画像を読影させる機能を有する。
　本実施の形態の放射線画像撮影システム１０は、放射線発生装置１２、放射線画像処理装置１４、コンソール１６、記憶部１７、放射線画像読影装置１８、及び電子カセッテ２０を備えている。
　放射線発生装置１２は、放射線照射制御ユニット２２を備えている。放射線照射制御ユニット２２は、放射線画像処理装置１４の放射線制御部６２の制御に基づいて放射線照射源２２Ａから放射線Ｘを撮影台３２上の被検者３０の撮影対象部位に照射させる機能を有している。
　被検者３０を透過した放射線Ｘは、撮影台３２内部の保持部３４に保持された電子カセッテ２０に照射される。電子カセッテ２０は、被検者３０を透過した放射線Ｘの線量に応じた電荷を発生し、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して出力する機能を有する。本実施の形態の電子カセッテ２０は、放射線検出器２６を備えている。
　本実施の形態では、電子カセッテ２０により出力された放射線画像を示す画像情報は、放射線画像処理装置１４を介してコンソール１６に入力される。本実施の形態のコンソール１６は、無線通信（ＬＡＮ：Ｌｏｃａｌ　Ａｒｅａ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）等を介して外部システム（ＲＩＳ）等から取得した撮影メニューや各種情報等を用いて、放射線発生装置１２及び電子カセッテ２０の制御を行う機能を有している。また、本実施の形態のコンソール１６は、放射線画像処理装置１４との間で放射線画像の画像情報を含む各種情報の送受信を行う機能と共に、電子カセッテ２０との間で各種情報の送受信を行う機能を有している。
　本実施の形態のコンソール１６は、サーバー・コンピュータである。コンソール１６は、制御部４０、ディスプレイドライバ４８、ディスプレイ５０、操作入力検出部５２、操作パネル５４、Ｉ／Ｏ部５６、及びＩ／Ｆ部５８を備えている。
　制御部４０は、コンソール１６全体の動作を制御する機能を有している。制御部４０は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、及びＨＤＤを備えている。ＣＰＵは、コンソール１６全体の動作を制御する機能を有している。ＲＯＭには、ＣＰＵで使用される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ている。ＲＡＭは、各種データを一時的に記憶する機能を有している。ＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）は、各種データを記憶して保持する機能を有している。
　ディスプレイドライバ４８は、ディスプレイ５０への各種情報の表示を制御する機能を有している。本実施の形態のディスプレイ５０は、撮影メニューや撮影された放射線画像等を表示する機能を有している。操作入力検出部５２は、操作パネル５４に対する操作状態を検出する機能を有している。操作パネル５４は、放射線画像の撮影に関する操作指示を、医師や放射線技師等が入力するためのものである。本実施の形態では操作パネル５４は、例えば、タッチパネル、タッチペン、複数のキー、及びマウス等を含んでいる。なお、タッチパネルとする場合は、ディスプレイ５０と同一としてもよい。
　また、Ｉ／Ｏ部５６及びＩ／Ｆ部５８は、無線通信により、放射線画像処理装置１４及び放射線発生装置１２との間で各種情報の送受信を行うと共に、電子カセッテ２０との間で画像情報等の各種情報の送受信を行う機能を有している。
　制御部４０、ディスプレイドライバ４８、操作入力検出部５２、Ｉ／Ｏ部５６は、システムバスやコントロールバス等のバス５９を介して相互に情報等の授受が可能に接続されている。従って、制御部４０は、ディスプレイドライバ４８を介したディスプレイ５０への各種情報の表示の制御、及びＩ／Ｆ部５８を介した放射線発生装置１２及び電子カセッテ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。
　本実施の形態の放射線画像処理装置１４は、コンソール１６からの指示に基づいて、放射線発生装置１２及び電子カセッテ２０を制御する機能を有する。また、放射線画像処理装置１４は、電子カセッテ２０から受信した放射線画像の記憶部１７への記憶、及びコンソール１６のディスプレイ５０や放射線画像読影装置１８への表示を制御する機能を有する。
　本実施の形態の放射線画像処理装置１４は、システム制御部６０、放射線制御部６２、パネル制御部６４、画像処理制御部６６、及びＩ／Ｆ部６８を備えている。
　システム制御部６０は、放射線画像処理装置１４全体を制御する機能を有すると共に、放射線画像撮影システム１０を制御する機能を有している。システム制御部６０は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、及びＨＤＤを備えている。ＣＰＵは、放射線画像処理装置１４全体及び放射線画像撮影システム１０の動作を制御する機能を有している。ＲＯＭには、ＣＰＵで使用される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ている。ＲＡＭは、各種データを一時的に記憶する機能を有している。ＨＤＤは、各種データを記憶して保持する機能を有している。放射線制御部６２は、コンソール１６の指示に基づいて、放射線発生装置１２の放射線照射制御ユニット２２を制御する機能を有している。パネル制御部６４は、電子カセッテ２０からの情報を、無線または有線により受け付ける機能を有している。画像処理制御部６６は、放射線画像に対して各種画像処理を施す機能を有している。
　システム制御部６０、放射線制御部６２、パネル制御部６４、及び画像処理制御部６６は、システムバスやコントロールバス等のバス６９を介して相互に情報等の授受が可能に接続されている。
　本実施の形態の記憶部１７は、撮影された放射線画像及び当該放射線画像に関係する情報を記憶する機能を有する。記憶部１７としては、例えば、ＨＤＤ等が挙げられる。
　また、本実施の形態の放射線画像読影装置１８は、撮影された放射線画像を医師や放射線技師等の読影者が読影するための機能を有する装置である。放射線画像読影装置１８は、特に限定されないが、いわゆる、読影ビューワ、コンソール、及びタブレット端末等が挙げられる。本実施の形態の放射線画像読影装置１８は、パーソナル・コンピュータである。放射線画像読影装置１８は、コンソール１６や放射線画像処理装置１４と同様に、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ＨＤＤ、ディスプレイドライバ、ディスプレイ２３、操作入力検出部、操作パネル２４、Ｉ／Ｏ部、及びＩ／Ｆ部を備えている。なお、図１では、記載が煩雑になるのを避けるため、これらの構成のうち、ディスプレイ２３及び操作パネル２４のみを示し、その他の記載を省略している。
　次に、電子カセッテ２０について詳細に説明する。まず、電子カセッテ２０に備えられた放射線検出器２６について説明する。本実施の形態の放射線検出器２６は、ＴＦＴ基板を備えている。
　放射線検出器２６の一例として、間接変換型の放射線検出器２６の一例の断面の概略図を図２に示す。図２に示した放射線検出器２６は、ＴＦＴ基板と、放射線変換層とを備えている。
　バイアス電極７２は、放射線変換層７４へバイアス電圧を印加する機能を有している。本実施の形態では、放射線検出器２６が正孔読取センサであるため、バイアス電極７２には、図示を省略した高圧電源からプラスのバイアス電圧が供給される。なお、放射線検出器２６が照射された放射線に応じて発生した電子を読み取る電子読取センサとして構成されている場合は、バイアス電極７２には、マイナスのバイアス電圧が供給される。
　放射線変換層７４はシンチレータであり、本実施の形態の放射線検出器２６では、バイアス電極７２と上部電極８２との間に、透明絶縁膜８０を介して積層されるように形成されている。放射線変換層７４は、上方または下方から入射してくる放射線Ｘを光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このような放射線変換層７４を設けることで放射線Ｘを吸収して発光することになる。
　放射線変換層７４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い。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。
　放射線変換層７４に用いるシンチレータとしては、ＴＦＴ基板７０で吸収可能な波長領域の光を発生できるような、比較的広範囲の波長領域を有した蛍光を発生するシンチレータが望ましい。このようなシンチレータとしては、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣａＷＯ４、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒまたはＣｌ）、または、ＬａＯＢｒ：Ｔｍ、及びＧＯＳ等がある。具体的には、放射線Ｘ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い。特に、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）やＣｓＩ：Ｎａを用いることが好ましい。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、放射線変換層７４としてＣｓＩを含むシンチレータを用いる場合は、真空蒸着法で短冊状の柱状結晶構造として形成したものを用いることが好ましい。
　上部電極８２は、放射線変換層７４により生じた光を光電変換膜８６に入射させる必要があるため、少なくとも放射線変換層７４の発光波長に対して透明な導電性材料が好ましい。具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（ＴＣＯ）を用いることが好ましい。なお、上部電極８２としてＡｕ等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、及びＺｎＯ２等を好ましく用いることができる。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８２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８６は、放射線変換層７４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を含む。光電変換膜８６は、有機光電変換材料を含み、放射線変換層７４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８６であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持つ。そのため、放射線変換層７４による発光以外の電磁波が光電変換膜８６に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線Ｘが光電変換膜８６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８６の有機光電変換材料は、放射線変換層７４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、放射線変換層７４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放射線変換層７４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放射線変換層７４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、放射線変換層７４の放射線Ｘ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及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、放射線変換層７４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る。これにより、光電変換膜８６で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
　なお、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜８８及び正孔ブロッキング膜８４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８８は、下部電極９０と光電変換膜８６との間に設けることができる。電子ブロッキング膜８８は、下部電極９０と上部電極８２間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極９０から光電変換膜８６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８８には、電子供与性有機材料を用いることができる。一方、正孔ブロッキング膜８４は、光電変換膜８６と上部電極８２との間に設けることができる。正孔ブロッキング膜８４は、下部電極９０と上部電極８２間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極８２から光電変換膜８６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８４には、電子受容性有機材料を用いることができる。
　下部電極９０は、間隔を隔てて格子状（マトリックス状）に複数形成されており、１つの下部電極９０が１画素に対応している。各々の下部電極９０は、信号出力部９４の電界効果型薄膜トランジスタ（Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ、以下、単にＴＦＴという）９８及び蓄積容量９６に接続されている。なお、信号出力部９４と下部電極９０との間には、絶縁膜９２が介在されている。
　信号出力部９４は、下部電極９０に対応して、下部電極９０に移動した電荷を蓄積する蓄積容量９６と、蓄積容量９６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であるＴＦＴ９８と、が形成されている。蓄積容量９６及びＴＦＴ９８の形成された領域は、平面視において下部電極９０と重なる部分を有している。なお、放射線検出器２６（画素）の平面積を最小にするために、蓄積容量９６及びＴＦＴ９８の形成された領域が下部電極９０によって完全に覆われていることが望ましい。
　放射線検出器２６には、いわゆる裏面読取方式（ＰＳＳ（Ｐｅｎｔｒａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）方式）と、いわゆる表面読取方式（ＩＳＳ（Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）方式）とがある。裏面読取方式は、図２に示すように、放射線変換層７４が形成された側から放射線Ｘが照射されて、当該放射線Ｘの入射面の裏面側に設けられたＴＦＴ基板７０により放射線画像を読み取る方式である。放射線検出器２６は、裏面読取方式とされた場合、放射線変換層７４の同図上面側でより強く発光する。一方、表面読取方式は、ＴＦＴ基板７０側から放射線Ｘが照射されて、当該放射線Ｘの入射面の表面側に設けられたＴＦＴ基板７０により放射線画像を読み取る方式である。放射線検出器２６は、表面読取方式とされた場合、ＴＦＴ基板７０を透過した放射線Ｘが放射線変換層７４に入射して放射線変換層７４のＴＦＴ基板７０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板７０に設けられた各画素１００の光電変換部８７には、放射線変換層７４で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器２６は、表面読取方式とされた場合の方が裏面読取方式とされた場合よりもＴＦＴ基板７０に対する放射線変換層７４の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高い。
　なお、放射線検出器２６は、図３に一例の断面の概略図を示すように直接変換型の放射線検出器２６であってもよい。図３に示した放射線検出器２６も、上述した間接変換型と同様に、ＴＦＴ基板１１０と、放射線変換層１１８とを備えている。
　ＴＦＴ基板１１０は、放射線変換層１１８で発生した電荷であるキャリア（正孔）を収集し読み出す（検出する）機能を有する。ＴＦＴ基板１１０は、絶縁性基板１２２、及び信号出力部１２４を備えている。なお、放射線検出器２６が電子読取センサである場合は、ＴＦＴ基板１１０は、電子を収集し読み出す機能を有する。
　絶縁性基板１２２は、放射線変換層１１８及び放射線変換層７６において放射線Ｘを吸収させるため、放射線Ｘの吸収性が低く、且つ、可撓性を有する電気絶縁性の薄厚の基板（数十μｍ程度の厚みを有する基板）が好ましい。具体的に絶縁性基板１２２は、合成樹脂、アラミド、バイオナノファイバ、あるいは、ロール状に巻き取ることが可能なフイルム状ガラス（超薄板ガラス）等であることが好ましい。
　信号検出部８５は、電荷蓄積容量である蓄積容量１２６、蓄積容量１２６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であるＴＦＴ１２８、及び電荷収集電極１２１を備えている。
　電荷収集電極１２１は、間隔を隔てて格子状（マトリックス状）に複数形成されており、１つの電荷収集電極１２１が１画素に対応している。各々の電荷収集電極１２１は、ＴＦＴ１２８及び蓄積容量１２６に接続されている。
　蓄積容量１２６は、各電荷収集電極１２１で収集された電荷（正孔）を蓄積する機能を有する。この各蓄積容量１２６に蓄積された電荷が、ＴＦＴ１２８によって読み出される。これによりＴＦＴ基板１１０による放射線画像の撮影が行われる。
　下引層１２０は、放射線変換層１１８とＴＦＴ基板１１０との間に形成されている。下引層１２０は、暗電流、リーク電流低減の観点から、整流特性を有することが好ましい。そのため、下引層１２０の抵抗率は、１０８Ωｃｍ以上であること、膜厚は、０．０１μｍ～１０μｍであることが好ましい。
　放射線変換層１１８は、照射された放射線Ｘを吸収して、放射線Ｘに応じてプラス及びマイナスの電荷（電子－正孔キャリア対）を発生する光導電物質である光電変換層である。放射線変換層１１８は、アモルファスＳｅ（ａ－Ｓｅ）を主成分とすることが好ましい。また、放射線変換層１１８としては、Ｂｉ２ＭＯ２０（Ｍ：Ｔｉ、Ｓｉ、Ｇｅ）、Ｂｉ４Ｍ３Ｏ１２（Ｍ：Ｔｉ、Ｓｉ、Ｇｅ）、Ｂｉ２Ｏ３、ＢｉＭＯ４（Ｍ：Ｎｂ、Ｔａ、Ｖ）、Ｂｉ２ＷＯ６、Ｂｉ２４Ｂ２Ｏ３９、ＺｎＯ、ＺｎＳ、ＺｎＳｅ、ＺｎＴｅ、ＭＮｂＯ３（Ｍ：Ｌｉ、Ｎａ、Ｋ）、ＰｂＯ、ＨｇＩ２、ＰｂＩ２、ＣｄＳ、ＣｄＳｅ、ＣｄＴｅ、ＢｉＩ３、及びＧａＡｓ等のうち、少なくとも１つを主成分とする化合物を用いてもよい。なお、放射線変換層１１８は、暗抵抗が高く、放射線照射に対して良好な光導電性を示し、真空蒸着法により低温で大面積成膜が可能な非晶質（アモルファス）材料が好ましい。
　放射線変換層１１８の厚みは、例えば本実施の形態のように、ａ－Ｓｅを主成分とする光導電物質の場合、１００μｍ以上、２０００μｍ以下の範囲であることが好ましい。特に、マンモグラフィ用途では、１００μｍ以上、２５０μｍ以下の範囲であることが好ましい。また、一般撮影用途においては、５００μｍ以上、１２００μｍ以下の範囲であることが好ましい。
　電極界面層１１６は、正孔の注入を阻止する機能と、結晶化を防止する機能と、を有している。電極界面層１１６は、放射線変換層１１８と上引層１１４との間に形成されている。電極界面層１１６としては、ＣｄＳ、ＣｅＯ２、Ｔａ２Ｏ５、及びＳｉＯ等の無機材料、または有機高分子が好ましい。無機材料からなる層は、その組成を化学量論組成から変化させ、または２種類以上の同族元素との多元組成とすることでキャリア選択性を調節して用いることが好ましい。有機高分子からなる層としては、ポリカーボネート、ポリスチレン、ポリイミド、及びポリシクロオレフィン等の絶縁性高分子に、低分子の電子輸送材料を５％～８０％の重量比で混合して用いることができる。こうした電子輸送材料としては、トリニトロフルオレンとその誘導体、ジフェノキノン誘導体、ビスナフチルキノン誘導体、オキサゾール誘導体、トリアゾール誘導体、Ｃ６０（フラーレン）、及びＣ７０等のカーボンクラスターを混合したもの等が好ましい。具体的にはＴＮＦ、ＤＭＤＢ、ＰＢＤ、及びＴＡＺが挙げられる。一方、薄い絶縁性高分子層も好ましく用いることができる。絶縁高分子層は、例えば、パリレン、ポリカーボネート、ＰＶＡ、ＰＶＰ、ＰＶＢ、ポリエステル樹脂、及びポリメチルメタクリレート等のアクリル樹脂が好ましい。この場合、膜厚は、２μｍ以下が好ましく、０．５μｍ以下がより好ましい。
　上引層１１４は、電極界面層１１６とバイアス電極１１２との間に形成されている。上引層１１４は、暗電流、及びリーク電流低減の観点から、整流特性を有することが好ましい。そのため、上引層１１４の抵抗率は、１０８Ωｃｍ以上であること、膜厚は、０．０１μｍ～１０μｍであることが好ましい。バイアス電極１１２は、上述の直接変換型におけるバイアス電極７２と略同様であり、放射線変換層１１８へバイアス電圧を印加する機能を有している。
　さらに、放射線検出器２６は、図２及び図３に示したものに限らず、種々の変形が可能である。例えば、裏面読取方式の場合、放射線Ｘが到達する可能性が低い信号出力部（９４、１２４）は、上述のものに代えて、放射線Ｘに対する耐性が低い、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ－Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等の他の撮影素子とＴＦＴとを組み合わせてもよい。また、ＴＦＴのゲート信号に相当するシフトパルスにより電荷をシフトしながら転送するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ－Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサに置き換えるようにしてもよい。
　また例えば、フレキシブル基板を用いたものでもよい。フレキシブル基板としては、近年開発されたフロート法による超薄板ガラスを基材として用いたものを適用することが、放射線Ｘの透過率を向上させるうえで好ましい。なお、この際に適用できる超薄板ガラスについては、例えば、「旭硝子株式会社、"フロート法による世界最薄０．１ミリ厚の超薄板ガラスの開発に成功"、[online]、[平成２３年８月２０日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.agc.com/news/2011/0516.pdf＞」に開示されている。
　次に上述の本実施の形態の放射線検出器２６を備えた、放射線画像撮影装置である電子カセッテ２０の回路構成について説明する。図４に、電子カセッテ２０の一例の概略の回路構成図を示す。なお、以下では、具体的例として図２に示した放射線検出器２６を備えた電子カセッテ２０について説明する。図４は、電子カセッテ２０を放射線Ｘの照射側から平面視した状態を示している。また、図４では、放射線変換層７４の図示を省略している。
　電子カセッテ２０は、カセッテ制御部１３０と、ゲート線ドライバ１３２と、信号処理部１３４と、行列方向にマトリックス状に配列された複数（本実施の形態では具体的一例としてｎ本とする）の画素１００と、を備えている。電子カセッテ２０は、画素１００の行方向に沿って複数のゲート線１３６を備えると共に、画素１００の列方向に沿って複数の信号線１３８を備えている。各ゲート線１３６はゲート線ドライバ１３２に接続され、各信号線１３８は信号処理部１３４に接続されている。
　電子カセッテ２０は、各行毎にＴＦＴ９８を順次オンにすることにより、放射線変換層７４で放射線Ｘから蛍光に変換され、光電変換膜８６で蛍光から変換され蓄積容量９６に蓄積された電荷を電気信号として読み出すことができる。具体的には、ゲート線１３６に、ゲート線ドライバ１３２から予め定められたフレームレート（ゲートオン時間）に応じて順次オン信号を出力することにより、ＴＦＴ９８のゲートにゲートオン電圧が印加されてＴＦＴ９８が順次オン状態になる。ＴＦＴ９８がオン状態になると、蓄積容量９６に蓄積されていた電荷に応じた電気信号がそれぞれ信号線１３８に流れる。
　信号線１３８に流れた電荷（電気信号）は、信号処理部１３４に流出する。信号処理部１３４の一例の概略構成図を図５に示す。信号処理部１３４は、流入した電荷（アナログの電気信号）を増幅回路１４０により増幅した後にＡＤＣ（ＡＤコンバータ）１４４でＡ／Ｄ変換を行い、デジタル信号に変換された電気信号をカセッテ制御部１３０に出力する。なお、図５では、図示を省略したが増幅回路１４０は、信号線１３８毎に設けられている。すなわち、信号処理部１３４は、放射線検出器２６の信号線１３８の数と同じ数の、複数の増幅回路１４０を備えている。
　増幅回路１４０は、チャージアンプ回路で構成されている。増幅回路１４０は、オペアンプ等のアンプ１４２と、アンプ１４２に並列に接続されたコンデンサＣと、アンプ１４２に並列に接続された電荷リセット用のスイッチＳＷ１と、を備えている。増幅回路１４０では、電荷リセット用のスイッチＳＷ１がオフの状態で画素１００のＴＦＴ９８により電荷が読み出され、コンデンサＣにＴＦＴ９８により読み出された電荷が蓄積され、蓄積される電荷量に応じてアンプ１４２から出力される電圧値が増加するようになっている。
　また、カセッテ制御部１３０は、電荷リセット用スイッチＳＷ１に電荷リセット信号を印加して電荷リセット用のスイッチＳＷ１のオン／オフを制御するようになっている。なお、電荷リセット用のスイッチＳＷ１がオン状態とされると、アンプ１４２の入力側と出力側とが短絡され、コンデンサＣの電荷が放電される。
　ＡＤＣ１４４は、Ｓ／Ｈ（サンプルホールド）スイッチＳＷがオン状態において、増幅回路１４０から入力されたアナログ信号である電気信号をデジタル信号に変換する機能を有する。ＡＤＣ１４４は、デジタル信号に変換した電気信号をカセッテ制御部１３０に順次出力する。
　なお、本実施の形態のＡＤＣ１４４には、信号処理部１３４に備えられた全ての増幅回路１４０から出力された電気信号が入力される。すなわち、本実施の形態の信号処理部１３４は、増幅回路１４０（信号線１３８）の数にかかわらず、１つのＡＤＣ１４４を備えている。
　カセッテ制御部１３０は、電子カセッテ２０全体の動作を制御する機能を有している。また、本実施の形態のカセッテ制御部１３０は、動画撮影を行う際に、残留電荷を発生させるよう制御する機能を有している（詳細後述）。図６に、本実施の形態の電子カセッテ２０における、カセッテ制御部１３０の当該機能に対応した構成の一例の機能ブロック図を示す。
　カセッテ制御部１３０は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、及びＨＤＤを備えている。ＣＰＵは、電子カセッテ２０全体の動作を制御する機能を有している。ＲＯＭには、ＣＰＵで使用される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ている。ＲＡＭは、各種データを一時的に記憶する機能を有している。ＨＤＤは、各種データを記憶して保持する機能を有している。
　通信制御部１５６は、無線通信または有線通信により、放射線画像処理装置１４やコンソール１６等との間で放射線画像の画像情報を含む各種情報の送受信を行う機能を有している。
　また、温度検出部１５４は、電子カセッテ２０の温度、より好ましくは、放射線検出器２６の温度を検出する機能を有する。温度検出部１５４で検出された温度は、カセッテ制御部１３０に出力される。
　線量検出部１５５は、電子カセッテ２０に照射された放射線Ｘの線量を検出する機能を有している。線量検出部１５５の構成は、特に限定されず、電子カセッテ２０に照射された放射線Ｘを予め定められた検出期間の間検出し、当該検出期間の間に照射された線量と、予め定められた閾値とを比較できるものであればよい。線量検出部１５５の構成は、例えば、放射線検出器２６に、放射線Ｘを検出するための検出用画素を設けるようにしてもよいし、画素１００のうちの一部の画素を検出用の画素として用いてもよい。このような検出用の画素としては、短絡したＴＦＴ９８を備えた画素１００等が挙げられるが、これに限定されるものではない。また、別途、線量を検出するセンサを設けてもよい。また、撮影の際に電子カセッテ２０側で放射線画像の撮影動作を制御するＡＥＣ（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ　Ｅｘｐｏｓｕｒｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ）制御処理を行う場合は、当該ＡＥＣ処理の構成を用いてもよい。なお、本実施の形態において「線量」とは、放射線Ｘを出力する際の管電流（ｍＡ）と、照射時間（ｓｅｃ）とを乗算した、いわゆるｍＡｓ値をいう。
　カセッテ制御部１３０は、通信制御部１５６で受信した放射線画像を撮影する際の撮影条件等を含む撮影メニューに基づいて、放射線画像の撮影を行うように、放射線検出器２６を制御する。また、カセッテ制御部１３０は、撮影する放射線画像が静止画及び動画のいずれであるか、フレームレート、動画の種類、及び温度検出部１５４で検出した温度等に応じた電荷が残留するように制御する。
　動画である放射線画像を読影する場合は、撮影された複数フレーム（複数枚）の静止画像が連続して表示される。一般に、動画を読影する場合は、複数フレームの各々の間で動きのつながりがある、滑らかな画像として読影できることが望まれている。
　動画撮影において、被検者３０の動き量や撮影部位の動き量が大きくなると、高フレームレート化させて、コマ落ちを防ぐが、撮影枚数が増えるため、被検者３０の被曝量が多くなってしまう。一方、動き量の変化が大きいのに低フレームレートとした場合は、各フレーム間でつながりのない画像として読影されてしまうという懸念が生じる。また、低フレームレートした場合は、各フレームの撮影間隔が長いので、残像が消えてしまい、さらにつながりのない画像として読影されてしまうという懸念が生じる。
　人間の目の時間分解能は、約５０ｍｓ～１００ｍｓ程度と言われている。この時間よりも短い（高フレームレートに対応）光の点滅は、人間には、連続点灯しているように知覚される。例えば、白熱電球の光は商用電源周波数が６０Ｈｚの地域の場合は、１秒間に１２０回点滅しているが、普通はちらつき（点滅）を感じない。これらのことから、一般的に人間が動画として認識できるのは、１０ｆｐｓ～２０ｆｐｓが限界と考えられる。
　このように、高フレームレートでは、つながりのない画像として読影される懸念が少ないが、低フレームレートでは、各フレーム毎の画像が動画として認識されず、つながりのない画像として観察や確認される懸念が大きくなる。
　本実施の形態では、このように動画がつながりのない画像とならず、滑らかな画像として観察や確認できるように、動画撮影の際には、電荷の一部を所定範囲内で読み残すよう電荷の読み出しを制御して、残留電荷に応じた残像により、各フレーム間での動きをつながりのあるものとさせる。
　ところで、蓄積容量９６から電荷を読み出す際は、蓄積されている電荷量に対して一律の割合で電荷が読み出される。すなわち、読み出し時間に応じて、一律に所定の割合の電荷が読み残されて残留電荷となる。このように所定の割合で一律に電荷が残留するため、読み出した電荷により生成される動画像（以下、「主画像」という）の濃度に対応した濃度の残像（読み残された残留電荷により生成される残像）が発生する。
　滑らかな画像として動画の観察や確認を行うことができるようにするために本実施の形態では、主画像に対して、読み残された残留電荷により生成される残像が、各フレームレート間の動きをつながりのあるものとしながら、残像が動画の観察や確認に障害が発生するほどの濃度となることを抑制する。
　一般に、人間の目はｌｏｇ変換した値（濃度）で画像を認識する。放射線画像においても人間の目は、同様に認識する。そのため、残像の濃度としては、主画像に対して、読み残された残留電荷により生成される残像の濃度が１／１００以上、かつ１／２以下の範囲とすることが滑らかな画像として観察や確認するため好ましい。
　従って、本実施の形態では、残像の濃度が１／１００以上、かつ１／２以下の範囲となるような所定の割合で電荷が残留するように、電荷の一部を読み残すように制御する。なお、読み残された電荷の量（残留電荷量）は、残像の濃度に対応している。そのため、本実施の形態では、残留電荷量が読み出した電荷量の１／１００以上、かつ１／２以下の範囲となるように制御する。
　また、本実施の形態では、動画のフレームレートに応じて、残像を発生するか否かを制御している。限度は、フレームレートに依存し、少なくとも残像がないと滑らかな画像にならないフレームレート（下限値）から観察や確認に支障がでない範囲の残像となるフレームレート（上限値）までの範囲内のフレームレートにおいて、残像を発生させるように制御している。本実施の形態では、これらのフレームレートを閾値として予め定めて記憶部１５０に記憶させておく。なお、上記下限値のフレームレートから上限値のフレームレートの範囲内で複数の閾値を定めておくことにより、低フレームレート時には、残像を積極的に活用にするようにする等、残像を発生させる条件を段階的に複数設けて制御するようにしてもよい。
　動画撮影の際に光電変換部８７で発生した電荷の一部を読み残す方法としては、ＴＦＴ９８のゲートオン時間を短くすることが挙げられる。本実施の形態において、ゲートオン時間とは、ＴＦＴ９８のゲートにゲートがオン状態となるためのゲートオン電圧を印加する時間をいう。ゲートオン時間（ＴＦＴ９８のゲートにゲートがオン状態となるためのゲートオン電圧を印加する時間）が短くなることにより、蓄積容量９６から読み出される電荷量が少なくなる。その結果、蓄積容量９６に蓄積されている全電荷が読み出されず、一部が読み残され残留電荷となる。また、ゲートオン電圧を小さくすることが挙げられる。ゲートオン電圧を小さくすると、ゲートオン時間を短くするのと同様に、蓄積容量９６から読み出される電荷量が少なくなる。その結果、蓄積容量９６に蓄積されている全電荷が読み出されず、一部が読み残され残留電荷となる。なお、いずれの方法とするかは特に限定されない。
　本実施の形態の電子カセッテ２０における動画撮影の際の電荷の読出制御について図面を参照して詳細に説明する。まず、フレームレートに応じて電荷を読み残す場合の制御処理について説明する。当該制御処理の一例のフローチャートを図７に示す。なお、本実施の形態において当該制御処理は、カセッテ制御部１３０のＣＰＵにより制御処理の制御プログラムが実行されることにより行われる。本実施の形態では、当該制御プログラムは、カセッテ制御部１３０のＲＯＭや記憶部１５０等に予め記憶させておくが、外部システム（ＲＩＳ）やＣＤ－ＲＯＭ、及びＵＳＢ等からダウンロードするようにしてもよい。
　本制御処理は、放射線画像の撮影が指示されると実行される。ステップＳ１００では、撮影を指示された放射線画像が動画及び静止画のいずれであるか判断する。静止画及び動画のいずれであるかの判断方法は、例えば、放射線画像処理装置１４やコンソール１６等から指示された撮影メニューに、静止画または動画のいずれかを示す情報が含まれている場合は、当該情報に基づいて判断するようにしてもよい。また、一般に、動画撮影を行う場合に照射される放射線Ｘの線量は、静止画撮影を行う場合に照射される放射線Ｘの線量と異なることが多い。動画撮影においては、被検者３０の被曝量が多くなってしまうのを避けるため、１フレーム（１枚）当たりの線量を少なくする場合がある。そのため、静止画の場合に比べて線量が少ない場合がある。一方、動画撮影では、複数フレーム（複数枚）の撮影を行うため、静止画の場合に比べて線量が高くなる場合がある。いずれにおいても、予め定められた期間の間に、電子カセッテ２０（被検者３０）に照射される線量が静止画と動画とでは異なる。そのため、判断方法としては、動画とみなす線量、または、静止画とみなす線量に基づいて閾値を予め定めておき、線量検出部１５５で検出された放射線Ｘの線量を当該閾値と比較することにより動画であるか否かを判断するようにしてもよい。
　ステップＳ１００で静止画であると判断された場合は、否定されてステップＳ１０２へ進む。ステップＳ１０２では、放射線照射源２２Ａから放射線Ｘの照射が開始されると、撮影を開始する。なお、撮影の開始は、放射線画像処理装置１４やコンソール１６等からの指示に基づいて判断してもよい。また、上述したように、電子カセッテ２０側で放射線Ｘを検知して検知した放射線量と照射開始検出用の閾値とを比較し、検知した放射線量が当該閾値を超えた場合に、撮影開始とみなすようにしてもよい。次のステップＳ１０４では、静止画用のゲートオン時間Ｔ及びゲートオン電圧Ｖにより画素１００から電荷を読み出すように、撮影における制御を行う。具体的には、画素１００から電荷を読み出す場合は、ＴＦＴ９８ゲートオン時間Ｔの期間、ゲート電圧Ｖを示すゲート信号をゲート線１３６（ＴＦＴ９８）に出力するよう、カセッテ制御部１３０からゲート線ドライバ１３２に制御信号を出力する。静止画撮影の場合のタイムチャートを図８に示す。なお、実際の放射線画像の撮影においては、ＴＦＴ９８をオフ状態にして放射線Ｘの照射により発生した電荷を蓄積容量９６に蓄積させる蓄積期間の後、蓄積容量９６に蓄積された電荷を読み出す読出期間となるが、図８では、蓄積期間の図示を省略し、読み出期間のみを図示している。
　ゲート線ドライバ１３２からは、１行目からｎ行目まで順次、ゲート線１３６に、ＴＦＴ９８のゲートをオン状態にするためのゲート信号が出力される。ゲート電圧Ｖが印加されると、ゲートオン時間Ｔの間、画素１００から電荷が読み出されて信号線１３８に電荷が出力され、信号線１３８を電気信号が流れる。信号線１３８に出力された電荷は、アンプサンプリング周期に応じて、増幅回路１４０のアンプ１４２によりサンプリングされる。また、サンプリングされた電荷がリセットされる。
　このように、図８に示すように、静止画の撮影の場合は、ゲートオン電圧Ｖ、ゲートオン時間Ｔ及びゲートオフ時間Ｆとしたフレームレートで撮影が行われる。本実施の形態において、ゲートオフ時間とは、ＴＦＴ９８がオフになってから次ラインのＴＦＴ９８がオンになるまでの時間をいう。なお、複数フレームの撮影を行う場合は、１枚目の撮影後、次撮影のための蓄積期間に移行した後、再び図８に示した読出期間となる。本実施の形態の電子カセッテ２０では、このようにして撮影メニューにより指示された枚数の撮影が終了すると本処理を終了する。
　一方、ステップＳ１００で動画と判断された場合は、肯定されてステップＳ１０６へ進む。ステップＳ１０６では、撮影メニューに基づいて、フレームレートが１５ｆｐｓであるか否かを判断する。本制御処理では、上述したように、撮影された動画像を読影する際に、低フレームレートで撮影されたためにつながりのない画像として表示されてしまう場合に、滑らか画像とするために電荷が一部残存するように読み出しを制御する。本実施の形態では、具体的一例として、１５ｆｐｓ以下の低フレームレートである場合は、電荷が残存するように読み出しを制御している。なお、当該フレームレートに限らず、その他の値であってもよい。また、撮影された動画像の読影者が当該フレームレートを設定できるようにしてもよい。なお、当該フレームレートと、ゲートオン時間及びゲートオン電圧との対応関係は、予め記憶部１５０に記憶させておく。
　ステップＳ１０６でフレームレートが１５ｆｐｓ以下ではないと判断した場合は、ステップＳ１０８へ進み、ゲートオン電圧ｖ０を記憶させてある対応関係から取得する。次のステップＳ１１０では、ゲートオン時間ｔ０を記憶させてある対応関係から取得した後、ステップＳ１１６へ進む。本実施の形態では、高フレームレートの場合は、各フレーム間の動きのつながりがよいため、残像を発生させない。そのため、高フレームレートの場合は、電荷を読み残さないように、静止画撮影と同様のゲートオン電圧及びゲートオン時間としている。
　一方、ステップＳ１０６で１５ｆｐｓ以下と判断した場合は、ステップＳ１１２へ進み、ゲートオン電圧ｖ１を記憶させてある対応関係から取得する。次のステップＳ１１４では、ゲートオン時間ｔ１を記憶させてある対応関係から取得した後、ステップＳ１１６へ進む。ここでは、ゲートオン電圧ｖ０＞ゲートオン電圧ｖ１、かつゲートオン時間ｔ０＞ゲートオン時間ｔ１である。
　ステップＳ１１６では、上記ステップＳ１０２と同様に、放射線照射源２２Ａから放射線Ｘの照射が開始されると、撮影を開始する。次のステップＳ１１８では、取得したゲートオン電圧及びゲートオン時間により電荷を読み出す。この場合のタイムチャートを図９に示す。なお、図９では、各フレームの蓄積期間の図示を省略し、読出期間のみを図示している。
　ゲート線ドライバ１３２からは、１行目からｎ行目まで順次、ゲート線１３６に、ＴＦＴ９８のゲートをオン状態にするためのゲート信号が出力される。図９に示すように、低フレームレートの動画撮影の場合は、ゲートオン電圧ｖ１、ゲートオン時間ｔ１としたフレームレートで撮影が行われる。なお、複数フレームの撮影を行う場合は、１枚目の撮影後、次撮影のための蓄積期間に移行した後、再び図９に示した読出期間となる。
　次のステップＳ１２０では、撮影を終了するか否か判断する。まだ全フレームの撮影が終了していない場合は、否定されてステップＳ１１８へ戻り、本処理を繰り返す。一方、全フレームの撮影が終了した場合や、撮影を指示された一連の動画の撮影が終了した場合等は、肯定されて本処理を終了する。
　なお、図７にフローチャートを示した、基本的な制御処理では、フレームレートによって電荷の一部を読み残すか否か制御を行っていたがこれに限らない。以下に、その他の制御処理の例について説明する。
　まず、動画の種類に応じて、電荷の一部を読み残す場合について説明する。図１０には、当該制御処理のフローチャートの一例を示す。なお、図１０では、図７に示した基本的な制御処理と略同様のステップについては、同一のステップ番号を記してここでは説明を省略し、異なる処理について説明する。
　診断等に用いる放射線画像を撮影するための位置決めや、撮影タイミングを調整するためのポジショニング等の際に行われる透視画（以下、「ポジショニング動画」という）の動画撮影の場合は、高画質とするよりも、動きが滑らかに見える滑らか画像として表示することが好ましい。一方、診断や観察、及び確認等に用いる動画の場合は、動きが滑らかに見えるよりも放射線画像の画質が高画質であることが求められる場合がある。このように、動画撮影には、複数の種類（条件）があるため、本実施の形態では、高画質とするモードと、滑らか画像とするモードとの２種類（モード）に分類して、各モード毎に制御する。当該モードと、上述の動画撮影の種類（条件）との対応関係は、予め記憶部１５０に記憶させておく。また、本実施の形態では、記憶部１５０には、各モード毎に、ゲートオン電圧及びゲートオン時間をさらに記憶させておく。
　図１０に示すように、当該制御処理では、ステップＳ１００の後に、図７に示したステップＳ１０６に替わりステップＳ１０１を設け、動画の種類を判断する。高画質モードの場合は、ステップＳ１０８へ進み、滑らか画像の場合は、ステップＳ１１２へ進む。
　このように、図１０に示した制御処理では、動画の種類に応じて、滑らか画像となるように電荷を読み残す動画撮影を行うため、読影者の所望にあわせた画質の動画像の撮影を行うことができる。
　次に、上記に加えて、温度検出部１５４から取得した温度に応じたゲートオン時間やゲートオン時間の変更頻度により動画の撮影を行う場合について説明する。図１１には、当該制御処理のフローチャートの一例を示す。なお、図１１では、図７に示した基本的な制御処理と略同様のステップについては、同一のステップ番号を記してここでは説明を省略し、異なる処理について説明する。
　図１２には、温度、ＴＦＴ９８をオンするための電流（ゲートオン電流）、及びリーク電流の関係を示す。図１２に示すように、温度が高いほど、ゲートオン電流は大きくなる。ゲートオン電流が大きいと、電荷を読み出しやすくなる。そのため、温度が高いほど、電荷が残留しづらくなるため、ＴＦＴ９８のゲートオン時間を長くする。なお、ゲートオン時間は、短くした方が暗電荷の吐き出し分を抑制する観点においては好ましい。図１３にゲートオン電流の概略図を示す。ゲートオン電流は、図１３に示すような減衰カーブを示す。減衰の遅い成分は、浅いトラップから読み出された電荷であるので暗電荷の寄与が大きいと考えられる。そのため、ゲートオン時間を短くすることにより、減衰分をカットすることができ、暗電荷成分の寄与を少なくすることができる。また、同様に、ＴＦＴ９８のゲートオン電圧が大きいほど、電荷を読み出しやすくなり、残留電荷が少なくなる。そのため、図１１に示した制御処理では、温度が高いほど、ゲートオン電圧を小さくする。
　そのため、図１１に示した制御処理では、放射線検出器２６の温度として、温度検出部１５４から取得した温度に応じたゲートオン電圧及びゲートオン時間で撮影を行うように制御している。なお、温度と、ゲートオン時間及び変更頻度との関係は予め記憶部１５０に記憶させておく。
　図１１に示した制御処理では、ステップＳ１００で動画であると判断（肯定）されてステップＳ１０６へ進む前にステップＳ１０５を設けた。ステップＳ１０５では、温度検出部１５４から、検出した温度を取得する。さらに、ステップＳ１０９及びステップＳ１１１を、図７に示したステップＳ１０８及びステップＳ１１０に替わって設けた。ステップＳ１０９では、取得した温度に応じたゲートオンｖ０電圧を取得する。さらに次のステップＳ１１１では、取得した温度に応じたゲートオン時間ｔ０を取得する。
　また、同様に、当該制御処理では、ステップＳ１１３及びステップＳ１１５を、図７に示したステップＳ１１２及びステップＳ１１４に替わって設けた。ステップＳ１１３では、取得した温度に応じたゲートオン電圧ｖ１を取得する。さらに次のステップＳ１１５では、取得した温度に応じたゲートオン時間ｔ１を取得する。
　図１１に示した制御処理のように、放射線検出器２６の温度に応じたゲートオン電圧及びゲートオン時間により動画撮影を行うことにより、より画像を滑らかに表示させることができる。
　さらに、読影者等のユーザの指示に応じて、電荷の一部を読み残す場合について説明する。図１４には、当該制御処理のフローチャートの一例を示す。なお、図１４では、図７に示した基本的な制御処理と略同様のステップについては、同一のステップ番号を記してここでは説明を省略し、異なる処理について説明する。
　当該制御処理では、残像に関するユーザの指示に基づいて、電荷の一部を読み残す。残像に関する指示の、具体的一例としては、残像の濃度が挙げられるが、濃度そのものに限定されない。ユーザによる指示の仕方は、例えば、コンソール１６の操作パネル５４や、放射線画像読影装置１８の操作パネル２４を用いてユーザが指示するようにすればよい。この場合は、複数の所定の濃度（残留電荷量）に応じた残像を有する所定の動画像をコンソール１６のディスプレイ５０や放射線画像読影装置１８のディスプレイ２３等に表示させるようにしてもよい。当該表示によりユーザは、表示された所定の動画像の中から、所望の残像を含む動画像を選択して指示すればよい。
　図１４に示すように、当該制御処理では、ステップＳ１００の後に、図７に示したステップＳ１０６に替わりステップＳ１０７－１を設けた。また、当該制御処理では、図７に示したステップＳ１１２及びステップＳ１１４に替わりステップＳ１０７－２及びステップＳ１０７－３を設けた。
　図１４に示した当該制御処理では、動画撮影を行う場合は、ステップＳ１０７－１に進み、残像に関する指示が有ったか否か判断する。このように、ステップＳ１０７－１では、上述したようにユーザから残像に関する指示が有ったか否か判断する。残像に関する指示が無かった場合は、ステップＳ１０８に進み、上述と同様の処理を行う。一方、残像に関する指示が有った場合は、ステップＳ１０７－２へ進み、残像に関する指示を取得する。
　次のステップＳ１０７－３では、取得した指示に応じたゲートオン電圧ｖｘ及びゲートオン時間ｔｘと取得した後、ステップＳ１１６へ進む。本実施の形態では、予め、記憶部１５０には、各残像に関する指示毎に、ゲートオン電圧ｖｘ及びゲートオン時間ｔｘを記憶させておく。例えば、上述したように、ユーザが所望の残像を含む動画像を選択して指示する場合は、所定の動画像毎に、ゲートオン電圧ｖｘ及びゲートオン時間ｔｘを記憶させておく。なお、ゲートオン電圧ｖｘ及びゲートオン時間ｔｘの一方のみを制御し、一方を固定値とする場合は、制御する一方のみを所定の動画像毎に記憶させておいてもよい。
　これにより、ステップＳ１１６の次のステップＳ１１８では、残像に関する指示に応じたゲートオン電圧ｖｘ及びゲートオン時間ｔｘによる電荷の読み出しが行われる。
　このように図１４に示した制御処理では、ユーザの所望に応じた残像を発生させる動画像の撮影を行うことができる。
　なお、動画撮影の開始後に、ユーザが撮影中にリアルタイムで撮影された動画像を読影する場合は、ユーザが当該動画像を見ながら所望の画像（例えば、残像による違和感がない画像）となるように残像の濃度等の調整を行えるようにしてもよい。ユーザが調整を行う場合は、上述したユーザによる残像に関する指示と同様の方法を用いてもよい。
　以上、説明したように本実施の形態の電子カセッテ２０では、動画撮影を行う場合、各フレーム間の動きが滑らかに見えるように滑らか画像として読影させられるように、フレームレートや、動画の種類に応じて、静止画撮影よりも各画素１００のＴＦＴ９８のゲートオン電圧を小さくすると共に、ゲートオン時間を短くしている。
　具体的には、画質を重視する高画質モードの場合は、静止画撮影と同じゲートオン電圧ｖ０及びゲートオン時間ｔ０とする。また、滑らか画像モードの場合は、ゲートオン電圧ｖ１（ｖ０＞ｖ１）及びゲートオン時間ｔ１（ｔ０＞ｔ１）としている。このようにゲートオン電圧を小さく、またゲートオン時間を短くすることにより、電荷の一部が読み出されず蓄積容量９６に残留し、残留電荷により残像が発生する。　また、本実施の形態では、上述したように、残像の濃度が主画像の濃度に対して１／１００以上、かつ１／２以下の範囲となるように電荷を残留させている。
　従って、本実施の形態の電子カセッテ２０では、滑らかな動画像として読影することができる動画撮影を行うことができる。
　なお、本実施の形態では、ゲートオン電圧及びゲートオン時間の双方を制御する場合について説明したが、いずれか一方を制御するようにしてもよい。
　また、本実施の形態では、画素１００の蓄積容量９６から電荷を読み出すＴＦＴ９８として、図８、及び図９に示すように、プラスのゲートオン電圧が印加されるとゲートがオン状態になるＴＦＴを用いているが、これに限らない。例えば、マイナスのゲートオン電圧が印加されるとゲートがオン状態になるＴＦＴを用いるように構成してもよい。なお、ゲートオン電圧が「大きい」及び「小さい」とは、各々電圧の振幅が「大きい」及び「小さい」ことをいい、電圧値の絶対値が「大きい」及び「小さい」ことをいう。
　また、本実施の形態では、カセッテ制御部１３０が、上述の制御処理を行うように機能していたがこれに限らず、例えば、放射線画像処理装置１４やコンソール１６が上述の制御処理を行って、カセッテ制御部１３０を介してゲート線ドライバ１３２に指示を出力するようにしてもよい。
　また、画素１００の形状は、本実施の形態に限定されない。例えば、本実施の形態では、矩形画素１００を図４に示したが画素１００の形状は、矩形状に限らずその他の形状でもよい。また、画素１００の配置も本実施の形態に限定されない。例えば、画素１００が行列状に配置される形態として、図４に示したように、矩形状に規則性を有して配置された場合を示したが、画素１００が２次元状に規則性を有して配置される形態であれば限定されない。
　また、ゲート線１３６及び信号線１３８の配置は、本実施の形態とは逆に、信号線１３８が行方向、ゲート線１３６が列方向に配置される形態としてもよい。
　その他、上記本実施の形態で説明した放射線画像撮影システム１０、電子カセッテ２０、及び放射線検出器２６等の構成、及び制御処理等は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において状況に応じて変更可能であることは言うまでもない。例えば、図７、図１０、及び図１１に示した制御処理を組み合わせて用いてもよいことはいうまでもない。
　またさらに、本実施の形態では、画素１００のＴＦＴ９８のゲートオン電圧及びゲートオン時間を制御して電荷を画素１００内の電荷を読み残すようにしたがこれに限らない。例えば、ゲートオン電圧及びゲートオン時間の制御に替えて、電荷リセット用のスイッチＳＷ１のオン時間を制御することにより電荷の読み出しを制御してもよい。この場合は、例えば、画素１００から電荷を読み出す際に、増幅回路１４０のコンデンサＣに蓄積された電荷を全て放電させてＡＤＣ１４４に排出させず、コンデンサＣ内に残留させるように電荷リセット用のスイッチＳＷ１のオン時間を制御することにより電荷の読み出しを制御してもよい。
　また、上記本実施の形態で説明した放射線Ｘは、特に限定されるものではなく、Ｘ線やγ線等を適用することができる。
　日本出願２０１２－０３７７５７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。
　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及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　放射線画像撮影システム
２０　電子カセッテ
２６　放射線検出器
９８、１２８　ＴＦＴ
１００　画素
１３０　カセッテ制御部
１５０　記憶部
１５４　温度検出部
１５５　線量検出部

Claims (13)

  1. 　照射された放射線に応じた電荷を発生するセンサ部、及び前記センサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、前記放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器と、
    　前記放射線検出器を用いて動画撮影を行う場合は、前記センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残し、読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影で前記センサ部により発生された電荷を蓄積させる制御手段と、
    　を備えた放射線画像撮影装置。
  2. 　前記所定範囲は、読み出した電荷量の１／１００以上、１／２以下の範囲である、請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記制御手段は、前記スイッチング素子をオン状態にするオン期間、及び前記スイッチング素子をオン状態にするために印加する電圧の少なくとも一方を制御することにより、電荷の読み出し量を制御する、請求項１または請求項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温度が高くなるほど、前記オン期間を短くするように制御する、請求項３に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記制御手段は、前記放射線検出器の温度が高くなるほど、前記スイッチング素子をオン状態にするために印加する電圧を小さくする、請求項３または請求項４に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記放射線検出器の各画素に対応して設けられ、前記センサ部により発生された電荷を積分するための積分コンデンサの電荷をリセットするリセット手段が設けられると共に、対応する画素から前記スイッチング素子によって読み出された電荷による電気信号を予め定められた増幅率で増幅する増幅手段を備え、
    　前記制御手段は、動画撮影を行う場合は、前記リセット手段を制御して、前記増幅手段の前記積分コンデンサに積分されることにより蓄積された電荷の一部を前記所定範囲内で読み残す、請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  7. 　前記制御手段は、動画撮影におけるフレームレートが予め定められた閾値以下である場合に、電荷の読み出しを制御する、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  8. 　前記制御手段は、残留する電荷の電荷量に関するユーザからの指示に基づいて、電荷の読み出しを制御して、指示された電荷量の電荷を残留させる、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  9. 　前記制御手段は、動画撮影の種類及びフレームレートの少なくとも一方に応じて、残留する電荷の電荷量が異なるように制御する、請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  10. 　前記制御手段は、前記放射線検出器に照射された放射線の線量が動画撮影用の線量として予め定められた動画撮影用線量の条件を満たす場合は、電荷の読み出しを制御する、請求項１から請求項９のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  11. 　放射線照射装置と、
    　前記放射線照射装置から照射された放射線を検出する前記請求項１から前記請求項１０のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置と、
    　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、及び前記センサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、前記放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器を用いて動画撮影を行う工程と、
    　前記動画撮影の際に、前記センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残す工程と、
    　読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影で前記センサ部により発生された電荷を蓄積させる工程と、
    　を備えた放射線画像撮影装置の制御方法。
  13. 　照射された放射線に応じた電荷を発生するセンサ部、及び前記センサ部により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複数の画素がマトリックス状に設けられ、前記放射線により示される放射線画像を検出する放射線検出器と、前記放射線検出器を用いて動画撮影を行う場合は、前記センサ部により発生されて蓄積された電荷の読み出しを制御して、電荷の一部を所定範囲内で読み残し、読み残された電荷が蓄積された状態で、さらに、次フレームの撮影で前記センサ部により発生された電荷を蓄積させる制御手段と、を備えた放射線画像撮影装置の前記制御手段として、コンピュータを機能させるための、放射線画像撮影装置の制御プログラム。
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