JP2019152594A - 放射線画像検出装置 - Google Patents

Abstract

【課題】放射線画像の再現性を確保することが可能な放射線画像検出装置を提供する。【解決手段】第１電源部３０Ａは、第１センサパネル１１Ａと第１回路部２９Ａに給電する。第２電源部３０Ｂは、第２センサパネル１１Ｂと第２回路部２９Ｂに給電する。制御部３１の同期信号供給部５０は、第１電源部３０Ａのスイッチング電源４７Ａ、および第２電源部３０Ｂのスイッチング電源４７Ｂに、これらの動作を同期させる同期信号ＳＹＮＣを供給する。各撮影で各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が同一となるため、Ｘ線画像の再現性を確保することが可能となる。【選択図】図３

Description

本発明は、放射線画像検出装置に関する。

医療分野において、放射線画像検出装置で検出された放射線画像に基づく診断が盛んに行われている。放射線画像検出装置は、センサパネルと、回路部と、電源部とを備えている。センサパネルには、放射線源から照射されて被写体（患者）を透過した放射線に感応して電荷を蓄積する複数の画素が二次元に配列されている。このようなセンサパネルを備える放射線画像検出装置は、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ；Flat Panel Detector）とも呼ばれる。回路部は、センサパネルの画素に蓄積された電荷をデジタル信号に変換し、これを放射線画像として出力する。電源部は、センサパネルと回路部に給電する。電源部には、パルス変調方式、例えばパルス幅変調（以下、ＰＷＭ；Pulse Width Modulationと略す）方式により所望の電圧を出力するスイッチング電源が設けられている。

特許文献１に記載されているように、放射線画像検出装置にはセンサパネルを複数備えるものがある。特許文献１に記載の放射線画像検出装置は、いわゆるエネルギーサブトラクション（以下、ＥＳ（Energy Subtraction）と略す）法に用いられるものである。より詳しくは、特許文献１に記載の放射線画像検出装置は、二つのセンサパネルを厚さ方向に順に配置した構成で、一回の放射線の照射で二つのセンサパネルの画素に同時に電荷を蓄積している。そして、二つのセンサパネルでそれぞれ検出した二つの放射線画像に基づいて、骨部組織の画像、および／または、骨部組織を除いた軟部組織の画像を生成したり、骨量、骨密度といった骨に関する指標値を算出している。

特許文献１では、回路部はセンサパネル毎に二つ設けられている。また、特許文献１では、一つの電源部で各センサパネルと各回路部の電源を賄うように記載されているが、実際は、電源部もセンサパネルと回路部のペア毎に二つ設けられている。

特開２０１８−０１５４５５号公報

特許文献１のようにセンサパネルを複数備える放射線画像検出装置においては、各回路部と各電源部の相互作用によりノイズが発生し、このノイズが原因で放射線画像にアーチファクトが発生する。

上記の各回路部と各電源部の相互作用によるノイズが撮影毎に異なると、当然ながら放射線画像に発生するアーチファクトも撮影毎に異なるものとなる。このため、全く同じ条件下で同じ被写体を撮影したとしても、アーチファクトの影響が撮影毎に異なることで、発生するアーチファクトが一定ではない放射線画像が得られてしまい、各回の撮影で同じ放射線画像を得ることができない。つまり、放射線画像の再現性を確保することができない。この放射線画像の再現性を確保することができないという問題は、特許文献１のように骨に関する指標値を算出する系においては、指標値の信頼性が大きく低下することになるため、特に解決すべき重要な問題である。

本発明は、放射線画像の再現性を確保することが可能な放射線画像検出装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の放射線画像検出装置は、放射線源から照射されて被写体を透過した放射線に感応して電荷を蓄積する画素が二次元に配列された複数のセンサパネルと、複数のセンサパネル毎に設けられ、電荷をデジタル信号に変換して放射線画像として出力する複数の回路部と、センサパネルと回路部のペア毎に設けられ、センサパネルと回路部のペアにそれぞれ給電する複数の電源部と、複数の電源部の動作を同期させる同期信号を、複数の電源部に供給する同期信号供給部とを備える。

センサパネルの動作を制御する制御部を備え、同期信号供給部は、制御部に設けられていることが好ましい。または、同期信号供給部は、複数の電源部のうちの一つに設けられていることが好ましい。

同期信号は、回路部の動作を規定するクロック信号としても利用されることが好ましい。

複数のセンサパネルは、厚さ方向に順に配置されていることが好ましい。

複数の回路部から出力された複数の放射線画像は、骨に関する指標値の算出に利用されることが好ましい。

本発明によれば、センサパネルと回路部の複数のペアにそれぞれ給電する複数の電源部の動作を同期させる同期信号を、複数の電源部に供給するので、各回路部と各電源部の相互作用によるノイズが各撮影で常に同じとなり、放射線画像に発生するアーチファクトも各撮影で常に同じとなる。したがって、放射線画像の再現性を確保することが可能な放射線画像検出装置を提供することができる。

Ｘ線撮影の様子を示す図である。 電子カセッテの内部構造を示す図である。 電子カセッテの電気的構成を示すブロック図である。 各電源部の動作を同期させる例を示す図であり、各電源部の各スイッチング電源のパルスの位相が揃っている場合を示す。 各電源部の動作を同期させる例を示す図であり、各電源部の各スイッチング電源のパルスの位相がずれている場合を示す。 コンソールの骨密度算出に関わる構成を示すブロック図である。 第１電源部に同期信号供給部を設けた第２実施形態を示すブロック図である。 第３実施形態の電子カセッテを、Ｘ線が入射する前面側からみた図である。 第３実施形態の電子カセッテの電気的構成を示すブロック図である。

［第１実施形態］
図１において、本発明の放射線画像検出装置に相当する電子カセッテ１０は、第１センサパネル１１Ａおよび第２センサパネル１１Ｂが筐体１２内に収容されたものである。各センサパネル１１Ａ、１１Ｂは、平面視が矩形状の薄板であり、その厚さ方向ＴＤに順に配置されている。

筐体１２は、直方体形状をした可搬型の箱であり、例えば、フイルムカセッテやＩＰ（Imaging Plate）カセッテ、ＣＲ（Computed Radiography）カセッテと略同様の、国際規格ＩＳＯ（International Organization for Standardization）４０９０：２００１に準拠した大きさである。筐体１２は、炭素繊維が混入された樹脂あるいはアルミニウムやニッケルのフィラーが混入された樹脂、アルミニウム合金、マグネシウム合金といった導電性材料で形成される。

電子カセッテ１０は、被写体Ｈが仰臥する撮影台１３のホルダ１４にセットされる。そして、放射線源に相当するＸ線源１５から照射されて被写体Ｈを透過した、放射線に相当するＸ線（一点鎖線で示す）を受けて、放射線画像に相当するＸ線画像を検出する。

電子カセッテ１０はコンソール１６と接続され、これらは各種情報を通信する。各種情報には、電子カセッテ１０で検出したＸ線画像や、コンソール１６を介してオペレータが入力する撮影メニュー等が含まれる。撮影メニューは、例えば、頭部、胸部等の撮影部位、立位、臥位、座位等の姿勢、正面、側面、背面等のＸ線に対する被写体Ｈの向きの組である。

コンソール１６は、例えばノート型パーソナルコンピュータといったコンピュータをベースに、オペレーティングシステム等の制御プログラムや、各種アプリケーションプログラムをインストールして構成される。コンソール１６は、ディスプレイ１７、およびタッチパッドやキーボード等の入力デバイス１８を有する。ディスプレイ１７には、電子カセッテ１０から送信されたＸ線画像等が表示される。

図２において、Ｘ線が入射する筐体１２の前面には矩形状の開口が形成されており、開口にはＸ線透過性を有する透過板２５が取り付けられている。そして、この透過板２５の直下に第１センサパネル１１Ａおよび第２センサパネル１１Ｂが配されている。ここで、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂが順に配置される厚さ方向ＴＤとは、筐体１２の前面とこれに対向する筐体１２の背面の法線と平行な方向である。第１センサパネル１１Ａは、第１光検出基板２６Ａと第１シンチレータ２７Ａとで構成される。第１光検出基板２６Ａと第１シンチレータ２７Ａは、Ｘ線が入射する筐体１２の前面側からみて、第１光検出基板２６Ａ、第１シンチレータ２７Ａの順に配置されている。同様に、第２センサパネル１１Ｂも、第２光検出基板２６Ｂと第２シンチレータ２７Ｂとで構成され、これらは筐体１２の前面側からみて、第２光検出基板２６Ｂ、第２シンチレータ２７Ｂの順に配置されている。なお、筐体１２の前面側からみて、シンチレータ２７、光検出基板２６の順に配置したセンサパネルを用いてもよい。また、アモルファスセレン等の光導電膜によりＸ線を直接電荷に変換する直接変換型のセンサパネルを用いてもよい。

第１シンチレータ２７Ａは、例えばＣｓＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化セシウム）といった蛍光体を有し、第２シンチレータ２７Ｂは、例えばＧＯＳ（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、テルビウム賦活ガドリニウムオキシサルファイド）といった蛍光体を有する。各シンチレータ２７Ａ、２７Ｂは、入射したＸ線を可視光に変換して放出する。各光検出基板２６Ａ、２６Ｂは、各シンチレータ２７Ａ、２７Ｂから放出された可視光を検出して電荷に変換する。

筐体１２内には、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂに加えて、基台２８、第１回路部２９Ａと第２回路部２９Ｂ、第１電源部３０Ａと第２電源部３０Ｂ、および制御部３１が収容されている。基台２８には、その表面（Ｘ線が入射される側の面）に各センサパネル１１Ａ、１１Ｂが、その裏面（表面と対向する面）に各回路部２９Ａ、２９Ｂ、各電源部３０Ａ、３０Ｂ、制御部３１が、それぞれ取り付けられている。基台２８は、樹脂製の接着剤等で筐体１２の内面に固定されている。なお、筐体１２内には、これらの他にも、コンソール１６と有線通信し、かつ商用電源からの電力を受けるためのケーブルコネクタ（図示せず）が収容されている。コンソール１６と無線通信するためのアンテナや、電子カセッテ１０をワイヤレスで駆動するためのバッテリを、筐体１２内に収容してもよい。

各回路部２９Ａ、２９Ｂ、各電源部３０Ａ、３０Ｂ、および制御部３１は、いずれも基台２８を介して筐体１２に電気的に接続され、これによりグラウンド電位とされている。すなわち、各回路部２９Ａ、２９Ｂ、各電源部３０Ａ、３０Ｂ、および制御部３１は、グラウンドリターン経路を共有している。

第１回路部２９Ａは第１センサパネル１１Ａ用であり、第１電源部３０Ａは第１センサパネル１１Ａおよび第１回路部２９Ａ用である。また、第２回路部２９Ｂは第２センサパネル１１Ｂ用であり、第２電源部３０Ｂは第２センサパネル１１Ｂおよび第２回路部２９Ｂ用である。すなわち、第１回路部２９Ａおよび第２回路部２９Ｂは、第１センサパネル１１Ａおよび第２センサパネル１１Ｂ毎に設けられ、第１電源部３０Ａおよび第２電源部３０Ｂは、第１センサパネル１１Ａと第１回路部２９Ａのペア、および第２センサパネル１１Ｂと第２回路部２９Ｂのペア毎に設けられている。

図３において、第１光検出基板２６Ａは、ガラス基板（図示せず）上に、Ｎ行×Ｍ列の二次元マトリックス状に配列された第１画素４０Ａと、Ｎ本の第１ゲート線４１Ａと、Ｍ本の第１信号線４２Ａとが設けられたものである。第１ゲート線４１Ａは、第１画素４０Ａの行方向に沿うＸ方向に延伸し、かつ第１画素４０Ａの列方向に沿うＹ方向に所定のピッチで配置されている。第１信号線４２Ａは、Ｙ方向に延伸し、かつＸ方向に所定のピッチで配置されている。第１ゲート線４１Ａと第１信号線４２Ａとは直交しており、第１ゲート線４１Ａと第１信号線４２Ａの交差点に対応して第１画素４０Ａが設けられている。

Ｎ、Ｍは２以上の整数で、例えばＮ＝２８８０、Ｍ＝２３０４である。なお、第１画素４０Ａの配列は、図３のように正方配列でなくともよい。第１画素４０Ａを４５°傾けて、かつ千鳥状に配置してもよい。

第１画素４０Ａは、周知のように、可視光の入射によって電荷（電子−正孔対）を発生してこれを蓄積する第１光電変換部４３Ａ、および第１ＴＦＴ（Thin Film Transistor）４４Ａを備える。第１光電変換部４３Ａは、電荷を発生する半導体層とその上下に上部電極および下部電極を配した構造を有している。半導体層は例えばＰＩＮ（p-intrinsic-n）型であり、上部電極側にＮ型層、下部電極側にＰ型層が形成されている。第１ＴＦＴ４４Ａは、ゲート電極が第１ゲート線４１Ａに、ソース電極が第１信号線４２Ａに、ドレイン電極が第１光電変換部４３Ａの下部電極にそれぞれ接続されている。なお、ＴＦＴ型ではなく、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）型の光検出基板を用いてもよい。

第１光電変換部４３Ａの上部電極にはバイアス線（図示せず）が接続されている。このバイアス線を通じて上部電極に正のバイアス電圧が印加される。正のバイアス電圧の印加により半導体層内に電界が生じる。このため、光電変換により半導体層内で発生した電子−正孔対のうちの電子は、上部電極に移動してバイアス線に吸収され、正孔は、下部電極に移動して電荷として収集される。

なお、第２光検出基板２６Ｂは、第１光検出基板２６Ａと同じ構成である。このため、第２光検出基板２６Ｂの構成部品には、数字の後に「Ｂ」の添え字を付加して、第１光検出基板２６Ａの構成部品と区別し、説明を省略する。

第１回路部２９Ａは、第１ゲート駆動回路４５Ａおよび第１信号処理回路４６Ａで構成される。第１ゲート駆動回路４５Ａは、第１ゲート線４１Ａの端部に接続され、第１ＴＦＴ４４Ａを駆動するゲートパルスを発する。制御部３１は、第１ゲート駆動回路４５Ａを通じて第１ＴＦＴ４４Ａを駆動し、かつ第１信号処理回路４６Ａの駆動を制御することにより、第１センサパネル１１Ａの動作を制御する。具体的には、制御部３１は、第１画素４０Ａから暗電荷を読み出してリセット（破棄）する画素リセット動作と、Ｘ線の到達線量に応じた電荷を第１画素４０Ａに蓄積させる画素電荷蓄積動作と、第１信号線４２Ａを通じて第１画素４０Ａに蓄積された電荷を第１信号処理回路４６Ａに読み出す画像読み出し動作とを第１センサパネル１１Ａに実行させる。

第１信号処理回路４６Ａは、画像読み出し動作で読み出された第１画素４０Ａの蓄積電荷を、アナログの電圧信号に変換する。そして、アナログの電圧信号に対して周知の相関二重サンプリング処理を施し、アナログの電圧信号からノイズ成分を除去する。続いて第１信号処理回路４６Ａは、アナログの電圧信号を、その電圧値に応じたデジタル信号に変換（アナログ／デジタル変換）し、デジタル信号を制御部３１に出力する。制御部３１は、内蔵のメモリ（図示せず）に、第１信号処理回路４６Ａからのデジタル信号をＸ線画像（第１Ｘ線画像、図６参照）として記憶する。なお、第２回路部２９Ｂは、第１回路部２９Ａと同じ構成である。このため、第２光検出基板２６Ｂの場合と同じく、第２回路部２９Ｂの構成部品には、数字の後に「Ｂ」の添え字を付加して、第１回路部２９Ａの構成部品と区別し、説明を省略する。

第１電源部３０Ａは、制御部３１の制御の下、第１センサパネル１１Ａと第１回路部２９Ａに給電する。同様に、第２電源部３０Ｂは、制御部３１の制御の下、第２センサパネル１１Ｂと第２回路部２９Ｂに給電する。

第１電源部３０Ａには第１スイッチング電源４７Ａが、第２電源部３０Ｂには第２スイッチング電源４７Ｂがそれぞれ設けられている。各スイッチング電源４７Ａ、４７Ｂは、例えばＰＷＭ方式により、バッテリや商用電源からの電力に基づく電圧を、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂと各回路部２９Ａ、２９Ｂに適合した電圧に変換して出力する（図４、図５参照）。

制御部３１には、同期信号供給部５０が設けられている。同期信号供給部５０は、各電源部３０Ａ、３０Ｂの各スイッチング電源４７Ａ、４７Ｂに同期信号ＳＹＮＣを供給する。この同期信号ＳＹＮＣは、各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作を同期させる信号である。

ここで、「各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作を同期させる」とは、図４、図５に示すように、各撮影で各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作を同一にするという意味である。さらに言えば、各スイッチング電源４７Ａ、４７ＢのパルスＰＡ、ＰＢの出力タイミングを、各撮影で同一にするという意味である。

図４は、各パルスＰＡ、ＰＢの位相が揃っている場合を示す。対して図５は、各パルスＰＡ、ＰＢの位相がずれている場合を示す。このように、たとえ各パルスＰＡ、ＰＢの位相がずれていたとしても、そのずれ方が各撮影で同一であれば、各撮影で各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が同一であると言える。

図３に戻って、同期信号供給部５０は、各電源部３０Ａ、３０Ｂの各スイッチング電源４７Ａ、４７Ｂに加えて、各回路部２９Ａ、２９Ｂの各ゲート駆動回路４５Ａ、４５Ｂと各信号処理回路４６Ａ、４６Ｂにも同期信号ＳＹＮＣを供給する。各ゲート駆動回路４５Ａ、４５Ｂは、同期信号ＳＹＮＣに応じたタイミングでゲートパルスを発する。各信号処理回路４６Ａ、４６Ｂは、同期信号ＳＹＮＣに応じたタイミングで、アナログの電圧信号の出力、相関二重サンプリング、アナログ／デジタル変換等を実行する。すなわち、同期信号ＳＹＮＣは、各回路部２９Ａ、２９Ｂの動作を規定するクロック信号としても利用される。

図６において、コンソール１６は、第１センサパネル１１Ａから第１Ｘ線画像および第１オフセット画像を、第２センサパネル１１Ｂから第２Ｘ線画像および第２オフセット画像をそれぞれ受信する。第１Ｘ線画像と第２Ｘ線画像は、Ｘ線源１５から照射されて被写体Ｈを透過したＸ線に感応して各画素４０Ａ、４０Ｂに蓄積された電荷に基づくもので、被写体Ｈの体内構造を表すものである。一方、第１オフセット画像と第２オフセット画像は、Ｘ線が照射されていない状態で第１センサパネル１１Ａと第２センサパネル１１Ｂに画像読み出し動作を実行させて得られたもので、固定パターンノイズが乗ったものである。各オフセット画像は、例えば、医療施設の始業時に電子カセッテ１０の電源がオンされた場合等に取得される。もちろん、各撮影の都度、各オフセット画像を取得してもよい。

前述のように、各回路部２９Ａ、２９Ｂ、各電源部３０Ａ、３０Ｂ、および制御部３１は、グラウンドリターン経路を共有している。このため、グラウンドリターン経路を介して、各回路部２９Ａ、２９Ｂのうちの一方から他方にリターン電流が回り込むことでグラウンド電位が変動する。このグラウンド電位の変動によるノイズは、各回路部２９Ａ、２９Ｂと各電源部３０Ａ、３０Ｂの相互作用によるノイズであり、各オフセット画像に乗る固定パターンノイズに含まれる。固定パターンノイズには、この他にも、環境温度等の電子カセッテ１０の使用環境に起因するノイズもある。

第１オフセット補正部６０Ａは、第１Ｘ線画像から第１オフセット画像を画素単位で減算する。これにより第１Ｘ線画像から固定パターンノイズに起因するアーチファクトを除去し、補正済み第１Ｘ線画像とする。第２オフセット補正部６０Ｂも同様に、第２Ｘ線画像から第２オフセット画像を画素単位で減算することで、第２Ｘ線画像から固定パターンノイズに起因するアーチファクトを除去し、補正済み第２Ｘ線画像とする。

ＥＳ画像生成部６１は、第１オフセット補正部６０Ａからの補正済み第１Ｘ線画像と、第２オフセット補正部６０Ｂからの補正済み第２Ｘ線画像とから、ＥＳ画像を生成する。具体的には、ＥＳ画像生成部６１は、補正済み第２Ｘ線画像に所定の係数を乗算したものから、補正済み第１Ｘ線画像に所定の係数を乗算したものを画素単位で減算する。こうしたサブトラクション処理で生成されたＥＳ画像は、例えば、軟部組織が除去され、骨部組織が強調されたものとなる。

骨密度算出部６２は、骨に関する指標値として、被写体Ｈの撮影部位における骨密度を算出する。具体的には、骨密度算出部６２は、まず、ＥＳ画像生成部６１からのＥＳ画像を解析し、ＥＳ画像内の骨部組織の領域を抽出する。そして、例えば骨部組織の領域の画素値の代表値（平均値、最大値、最頻値等）に、画素値を骨量に変換する変換係数を乗算し、骨量を算出する。骨密度算出部６２は、算出した骨量を骨部組織の領域の面積で除算することで、骨密度を算出する。

コンソール１６は、骨密度算出部６２で算出した骨密度を、ＥＳ画像生成部６１で生成したＥＳ画像等とともにディスプレイ１７に表示する。このように、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂから出力された各Ｘ線画像は、骨に関する指標値の算出に利用される。なお、骨密度に加えて、あるいは代えて、骨量をディスプレイ１７に表示してもよい。

各オフセット補正部６０Ａ、６０Ｂ、ＥＳ画像生成部６１、骨密度算出部６２は、例えば、Ｘ線撮影に関わるアプリケーションプログラムを実行することにより、コンソール１６のＣＰＵ（Central Processing Unit）に構築される。これら各部のうちの一部または全部を電子カセッテ１０のＣＰＵに構築し、電子カセッテ１０でオフセット補正や骨密度の算出を行っても構わない。

次に、上記構成による作用を説明する。電子カセッテ１０を用いた被写体ＨのＸ線撮影を行う場合、オペレータは、電子カセッテ１０の電源をオンし、電子カセッテ１０を撮影台１３のホルダ１４にセットする。そして、電子カセッテ１０、Ｘ線源１５、および被写体Ｈの相互の位置関係を調整した後、Ｘ線源１５からＸ線を照射させる。

Ｘ線源１５から照射されて被写体Ｈを透過したＸ線は、透過板２５を介して第１センサパネル１１Ａおよび第２センサパネル１１Ｂに入射される。各センサパネル１１Ａ、１１Ｂでは、Ｘ線の照射を受けて、画素リセット動作後に画素電荷蓄積動作が実行され、各画素４０Ａ、４０ＢにＸ線の到達線量に応じた電荷が蓄積される。

Ｘ線の照射終了後、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂでは画像読み出し動作が実行される。これにより、第１センサパネル１１Ａから第１Ｘ線画像が、第２センサパネル１１Ｂから第２Ｘ線画像が、それぞれ出力される。

図３に示したように、電子カセッテ１０では、同期信号供給部５０から各電源部３０Ａ、３０Ｂの各スイッチング電源４７Ａ、４７Ｂに同期信号ＳＹＮＣが供給される。この同期信号ＳＹＮＣにより、図４、図５に示したように、各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が同期され、各撮影で各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が同一とされる。

各撮影で各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が同一であるため、グラウンド電位の変動によるノイズが各撮影で常に同じとなり、少なくともグラウンド電位の変動によるノイズに起因してＸ線画像に発生するアーチファクトの変動量を所望の範囲に抑制することが可能となる。したがって、Ｘ線画像の再現性を確保することが可能となる。なお、アーチファクトの変動量の所望の範囲は、例えば、ＪＩＳ（Japanese Industrial Standards）規格Ｚ４９３０（Ｘ線骨密度測定装置用性能評価）の再現性試験の変動係数から導き出した、絶対値で１σ＝２ＬＳＢ（Least Significant Bit）である。

また、これも図３に示したように、同期信号供給部５０は制御部３１に設けられ、かつ、同期信号ＳＹＮＣは、各回路部２９Ａ、２９Ｂの各ゲート駆動回路４５Ａ、４５Ｂと各信号処理回路４６Ａ、４６Ｂにも供給される。このため、同期信号ＳＹＮＣを、各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作を同期させるためだけでなく、各回路部２９Ａ、２９Ｂの動作を規定するためにも有効利用することができる。

各Ｘ線画像は、電子カセッテ１０からコンソール１６に送信される。コンソール１６では、図６に示したように、各オフセット補正部６０Ａ、６０Ｂで各Ｘ線画像から固定パターンノイズに起因するアーチファクトが除去される。この際、各回路部２９Ａ、２９Ｂと各電源部３０Ａ、３０Ｂの相互作用によるノイズであるグラウンド電位の変動によるノイズに起因するアーチファクトも抑制される。

もし各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作が非同期で、グラウンド電位の変動によるノイズが撮影毎に異なると、各オフセット補正部６０Ａ、６０Ｂで除去するアーチファクトの量（各オフセット画像に乗ったグラウンド電位の変動によるノイズの量）も各Ｘ線画像の撮影時とは異なることになり、結局はＸ線画像の再現性を確保することができなくなる。例えば第１オフセット画像に乗ったグラウンド電位の変動によるノイズの量が１０で、第１Ｘ線画像に乗ったグラウンド電位の変動によるノイズの量が８だった場合は、オフセット補正が行き過ぎたものとなる。対して本発明では、各電源部３０Ａ、３０Ｂの動作を同期させているので、そうした事態は起こらない。なお、Ｘ線画像の再現性を確保するとは、グラウンド電位の変動によるノイズに起因してＸ線画像に重畳するアーチファクトの変動量を所望の範囲に抑制することと同義である。

オフセット補正後、コンソール１６では、ＥＳ画像生成部６１でＥＳ画像が生成され、さらにＥＳ画像に基づいて骨密度算出部６２で骨密度が算出される。骨密度はＥＳ画像等とともにディスプレイ１７に表示される。

骨密度といった骨に関する指標値の算出の元となるＸ線画像の再現性が確保できていないと、指標値の信頼性が大きく低下するおそれがある。しかしながら、本発明では、Ｘ線画像の再現性が確保されているので、指標値の信頼性を向上させることができる。

また、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂを厚さ方向に順に配置した構成では、センサパネル１１Ｂへの到達線量は、センサパネル１１Ａへの到達線量の１０〜２０％と、どうしても低下してしまう。このため、第２Ｘ線画像のＳＮ（Signal-Noise）比は低くなり、グラウンド電位の変動によるノイズの影響が比較的高くなる。したがって、各センサパネル１１Ａ、１１Ｂを厚さ方向に順に配置した構成に本発明を適用すれば、より大きな効果を発揮することができる。

［第２実施形態］
図７に示す第２実施形態では、制御部３１ではなく、第１電源部３０Ａに同期信号供給部５０を設ける。この場合、同期信号供給部５０は、同じ第１電源部３０Ａ内にある第１スイッチング電源４７Ａ、第２電源部３０Ｂのスイッチング電源４７Ｂ、および制御部３１に同期信号ＳＹＮＣを供給する。制御部３１は、同期信号供給部５０からの同期信号ＳＹＮＣを、上記第１実施形態と同じく、クロック信号として各回路部２９Ａ、２９Ｂに供給する。

第１スイッチング電源４７Ａは、自らが属する第１電源部３０Ａ内にある同期信号供給部５０から同期信号ＳＹＮＣが供給されるので、いわば自励式である。一方、第２スイッチング電源４７Ｂは、自らが属する第２電源部３０Ｂとは別の第１電源部３０Ａ内にある同期信号供給部５０から同期信号ＳＹＮＣが供給されるので、いわば他励式である。この考え方を上記第１実施形態に当て嵌めると、上記第１実施形態では、各スイッチング電源４７Ａ、４７Ｂは、制御部３１内にある同期信号供給部５０から同期信号ＳＹＮＣが供給されるので、いずれも他励式である。

なお、同期信号供給部５０は、第１電源部３０Ａではなく、第２電源部３０Ｂに設けられていてもよい。すなわち、同期信号供給部５０は、各電源部３０Ａ、３０Ｂのうちの一つに設けられていてもよい。また、同期信号供給部５０は、各電源部３０Ａ、３０Ｂ、制御部３１とは別に独立して設けられていてもよい。

［第３実施形態］
図８および図９に示す第３実施形態は、図１等に示したように複数のセンサパネルを厚さ方向ＴＤに順に配置する形態ではなく、複数のセンサパネルを、厚さ方向ＴＤ（図８では紙面に直交する方向）と直交する同一平面上に敷き詰める形態である。

図８は、本実施形態の電子カセッテ７０を、Ｘ線が入射する前面側からみた図である。電子カセッテ７０には、上記第１実施形態の電子カセッテ１０と同様、前面の開口にＸ線透過性を有する透過板７１が取り付けられている。そして、第1センサパネル７２Ａ、第２センサパネル７２Ｂ、第３センサパネル７２Ｃ、第４センサパネル７２Ｄの計四つのセンサパネル７２を、厚さ方向ＴＤと直交する同一平面上に敷き詰めた構成である。

この場合、図９に示すように、第１センサパネル７２Ａ〜第４センサパネル７２Ｄ毎に、第１回路部７５Ａ、第２回路部７５Ｂ、第３回路部７５Ｃ、第４回路部７５Ｄが設けられる。また、第１センサパネル７２Ａ〜第４センサパネル７２Ｄと第１回路部７５Ａ〜第４回路部７５Ｄのペア毎に、第１電源部７６Ａ、第２電源部７６Ｂ、第３電源部７６Ｃ、第４電源部７６Ｄが設けられる。そして、制御部７７に設けられた同期信号供給部８０から、各回路部７５Ａ〜７５Ｄおよび各電源部７６Ａ〜７６Ｄに同期信号ＳＹＮＣが供給される。なお、上記第２実施形態を適用して、同期信号供給部８０を各電源部７６Ａ〜７６Ｄのうちの一つに設けてもよい。

各センサパネル７２Ａ〜７２Ｄは、一回のＸ線の照射で画素に同時に電荷を蓄積する。こうして各センサパネル７２Ａ〜７２Ｄから検出された第１Ｘ線画像、第２Ｘ線画像、第３Ｘ線画像、第４Ｘ線画像は、制御部７７を介してコンソール１６に送信される。コンソール１６は、各Ｘ線画像を各センサパネル７２Ａ〜７２Ｄの並びに対応する位置で繋ぎ合わせ、一枚のＸ線画像を生成し、これをディスプレイ１７に表示する。このように、複数のセンサパネルは、上記第１実施形態のように厚さ方向に順に配置されていてもよいし、本実施形態のように同一平面上に敷き詰められていてもよい。

なお、「複数のセンサパネルが厚さ方向に順に配置」されている状態とは、上記各実施形態の複数のセンサパネルが密着して配置されている状態に限らない。複数のセンサパネルが密着しておらず、複数のセンサパネルが隙間で隔てられている状態や、複数のセンサパネルの間に、Ｘ線の軟線成分の入射を制限するＸ線フィルタ等の介挿物がある状態も含む。

上記各実施形態では、放射線画像検出装置として電子カセッテを例示したが、本発明はこれに限定されない。撮影台に固定される据え置き型の放射線画像検出装置に対しても、本発明は適用することが可能である。また、本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を使用する場合にも適用することができる。

なお、本明細書中に記載の「あるいは」、「または」なる接続詞は、文脈によっては、これらの接続詞で繋げられた複数の選択肢のうちのいずれか一つ、という限定的解釈を意図する表現ではなく、複数の選択肢の組み合わせも含む表現である。例えば、「選択肢Ａ、あるいは選択肢Ｂを行う。」という文章は、文脈によっては、「選択肢Ａを行う。」、「選択肢Ｂを行う。」、「選択肢Ａおよび選択肢Ｂを行う。」の三通りの意があると解釈すべきである。

本発明は、上記各実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採用し得ることはもちろんである。

１０、７０ 電子カセッテ（放射線画像検出装置）
１１Ａ 第１センサパネル
１１Ｂ 第２センサパネル
１２ 筐体
１３ 撮影台
１４ ホルダ
１５ Ｘ線源（放射線源）
１６ コンソール
１７ ディスプレイ
１８ 入力デバイス
２５、７１ 透過板
２６Ａ、２６Ｂ 第１、第２光検出基板
２７Ａ、２７Ｂ 第１、第２シンチレータ
２８ 基台
２９Ａ、２９Ｂ 第１、第２回路部
３０Ａ、３０Ｂ 第１、第２電源部
３１、７７ 制御部
４０Ａ、４０Ｂ 第１、第２画素
４１Ａ、４１Ｂ 第１、第２ゲート線
４２Ａ、４２Ｂ 第１、第２信号線
４３Ａ、４３Ｂ 第１、第２光電変換部
４４Ａ、４４Ｂ 第１、第２ＴＦＴ
４５Ａ、４５Ｂ 第１、第２ゲート駆動回路
４６Ａ、４６Ｂ 第１、第２信号処理部
４７Ａ、４７Ｂ 第１、第２スイッチング電源
５０、８０ 同期信号供給部
６０Ａ、６０Ｂ 第１、第２オフセット補正部
６１ ＥＳ画像生成部
６２ 骨密度算出部
７２Ａ〜７２Ｄ 第１〜第４センサパネル
７５Ａ〜７５Ｄ 第１〜第４回路部
７６Ａ〜７６Ｄ 第１〜第４電源部
Ｈ 被写体
ＴＤ 厚さ方向
Ｘ 画素の行方向
Ｙ 画素の列方向
ＳＹＮＣ 同期信号
ＰＡ、ＰＢ 第１、第２スイッチング電源のパルス

Claims (6)

1. 放射線源から照射されて被写体を透過した放射線に感応して電荷を蓄積する画素が二次元に配列された複数のセンサパネルと、
   複数の前記センサパネル毎に設けられ、前記電荷をデジタル信号に変換して放射線画像として出力する複数の回路部と、
   前記センサパネルと前記回路部のペア毎に設けられ、前記センサパネルと前記回路部の前記ペアにそれぞれ給電する複数の電源部と、
   複数の前記電源部の動作を同期させる同期信号を、複数の前記電源部に供給する同期信号供給部とを備える放射線画像検出装置。
2. 前記センサパネルの動作を制御する制御部を備え、
   前記同期信号供給部は、前記制御部に設けられている請求項１に記載の放射線画像検出装置。
3. 前記同期信号供給部は、複数の前記電源部のうちの一つに設けられている請求項１に記載の放射線画像検出装置。
4. 前記同期信号は、前記回路部の動作を規定するクロック信号としても利用される請求項１ないし３のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
5. 複数の前記センサパネルは、厚さ方向に順に配置されている請求項１ないし４のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
6. 複数の前記回路部から出力された複数の前記放射線画像は、骨に関する指標値の算出に利用される請求項５に記載の放射線画像検出装置。

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