JP5317388B2 - 放射線撮像装置、放射線撮像システム及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は、例えば医療用の診断や工業用の非破壊検査等に用いて好適な放射線撮像装置、放射線撮像システム及びプログラムに関する。なお、本明細書では、「放射線」には、Ｘ線、γ線などの電磁波やα線、β線等が含まれるものとする。

従来、病院・医院等で設置されている放射線撮影システムには、アナログ撮影方式及びディジタル撮影方式がある。アナログ撮影方式では、患者にＸ線などの放射線を照射し、患者を透過した放射線をフィルムに露光する。ディジタル撮影方式では、患者を透過した放射線を電気信号に変換してディジタルデータとして画像データを得る。

ディジタル撮影方式には、ＣＲ（Computed Radiography）方式やＦＰＤ（Flat Panel Detector）方式がある。ＣＲ方式では、ＢａＦＢｒを主材料にした輝尽性蛍光体に放射線像を一旦蓄像し、後にレーザビームスキャンしてディジタルデータを得る。ＦＰＤ方式では、患者を透過した放射線を、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ：ＴｂやＣｓＩ：Ｔｌなどのシンチレータで可視光に変換し、アモルファスシリコン半導体を主材料にした光電変換素子で電気信号に変換する。また、ＦＰＤ方式には、シンチレータを用いず、直接放射線を電気信号に変える例えばアモルファスセレンを材料に用いるものもある。前者は間接型ＦＰＤ、後者は直接型ＦＰＤと呼ばれている。

近年では、胃の透視撮影や術中の血管造影撮影など、従来イメージインテンシファイア（Ｉ．Ｉ．）で行われていたような動画の撮影を、ＦＰＤで行う要望が高まってきている。その理由は、Ｉ．Ｉ．が、周囲の画像歪みやの問題や、強い放射線照射時のハレーションの問題や、長期間使用における感度劣化の問題などがあるのに対し、ＦＰＤにはそのような問題がなく、特に近年は、比較的安価に作成 できるようになりつつあるからである。また、ＣＲ方式は、１９８０年代から、ディジタル化が可能な装置として広く普及しているが、動作原理上、動画撮影には不向きな面がある。つまり、静止画のＣＲ方式と動画のＩ．Ｉ．の双方の機能を備え持つＦＰＤ方式は、今後の医療におけるディジタル化の主流になるものと考えられる。ＦＰＤ方式を用いたディジタル化は、病院内での、ワークフローを大きく改善し、撮影データの記録、印刷が容易になるだけでなく、コンピュータを用いた高度な画像処理技術を駆使すれば診断効率の向上に大きく貢献できるものと期待できる。１９９０年後半から、ＦＰＤ方式を採用した立位や臥位タイプの放射線撮影装置が発売され、最近では、動画撮影が可能なＸ線撮影装置が提案され、発売に至っている。

動画撮影（透視撮影）においては、静止画撮影に比べて、連続的に長時間の放射線を患者に照射するために、患者の被曝低減を考慮しなければならず、静止画撮影に比べてＦＰＤの高感度化が課題となる。静止画撮影においては、例えば、放射線が通過しやすい肺野部と透過しにくい縦隔部を１回の撮影で画像を捉える必要があり、感度もさることながらＦＰＤのダイナミックレンジが重視される。このように、静止画撮影と動画撮影とでは、１つの画像を取得するために照射される放射線量が異なる。

特開２００４−２３６５４号公報（特許文献１）では、動画撮影モードと静止画撮影モードにおいて、読出回路部に設定される動画撮影モード時のゲイン（Ｇｆ）と静止画撮影モード時のゲイン（Ｇｓ）の関係を、Ｇｆ＞Ｇｓとしている例が開示されている。これは、ゲイン設定の回路以降で発生するランダムノイズを考慮し、動画時のゲインを上げることでＦＰＤのＳＮＲを向上させるためである。

また、特開平１１−３３１７０３号公報（特許文献２）では、撮影モードに応じて信号量が異なるために、Ａ／Ｄ変換器のダイナミックレンジを有効に利用して検出画像のＳ／Ｎ比を向上させる目的で、ゲインを切り替える構成が開示されている。また、この特許文献２では、ＤＳＡモードと透視モードでは電荷量が３桁も異なるために、信号検出用増幅器を積分アンプとし、積分容量を切り替えている。容量の値の微調整が困難である場合、その後段のゲインで微調整することも可能と開示されている。特許文献２では、積分アンプの容量の切り替えと後段のゲインの切り替えに関して、文言上別に表記されているが、容量の切り替え信号レベルを変化させるという意味では、ゲイン切り替えと同様の意味と考えられる。

また、一般に大面積のＦＰＤを用いた動画撮影においては、画素加算駆動を行い、フレームレートを高めている。特許文献２では、スイッチ素子を駆動する走査線の抵抗や容量により走査線駆動信号の信号遅延や波形歪みが生じる。そのため、通常の駆動で、循環器系診断システム（動画撮影）に求められるフレームレートが得られず、一度に複数本の走査線をオンさせる（画素加算駆動）ことによりフレームレートを高めている。

特開２００４−２３６５４号公報 特開平１１−３３１７０３号公報

一般に、動画モードと静止画モード、あるいはその他の撮影モードなど、撮影モードによって、放射線量すなわちＦＰＤからの信号量が異なり、信号が小さい撮影モードにおいては、読出回路部内のゲインを変える方法が知られている。例えば、特許文献２では、ＤＳＡモードと透視モードでは電荷量が３桁も異なると説明されており、ゲインの設定を高くすると以下に示す問題を生じる。

（１）読出回路部内のオペアンプにおいて、チャネル単位の各オペアンプの入力オフセッ ト電圧や入力オフセット電流が異なるために、暗時における出力がチャネル単位で ばらつく（暗時オフセットばらつき）。
（２）放射線撮像回路部内において、画素単位で、センサのダーク電流、スイッチ素子の ゲート電極とソース電極間の容量（Ｃｇｓ）、スイッチ素子のソースドレイン間の リーク電流などがばらつく。これにより、暗時における出力が画素単位でばらつく （暗時オフセットばらつき）。

特に、ＤＳＡモードと透視モードのような３桁の電荷量の相違を補うように、高いゲインをかけると、読出回路部の設計にもよるが、暗時オフセットばらつき（Ｖｏｆｆ）と信号量の関係（Ｖｓｉｇ）が以下のようになる。
Ｖｏｆｆ≒Ｖｓｉｇ
または、
Ｖｏｆｆ＞Ｖｓｉｇ

図１０は、以上の問題点を説明するための特性図である。
図示のように、高いゲインをかけた場合には、暗時オフセットばらつき（Ｖｏｆｆ）が大きくなり、読出回路部のダイナミックレンジを逸脱してしまうエラー画素が発生する。または、暗時オフセットばらつき（Ｖｏｆｆ）が、読出回路部のダイナミックレンジの範囲内にあったとしても、図示はしていないが、後段のＡＤコンバータのダイナミックレンジを超える場合もある。このようなことが生じれば、放射線画像情報を正しく得ることはできない。

また、以上の問題は、ゲインを大きく設定した場合にだけ、起こるものではない。
循環器系診断で用いられる動画撮影モードにおいては、画素加算駆動を用いてフレームレートを高めている。画素加算駆動は、一度に複数行のスイッチング素子を駆動するため、線撮像素子のダーク電流やスイッチング素子のゲート電極−ソース電極間の容量（Ｃｇｓ）などに起因する暗時オフセットのばらつき量も必然的に大きくなる。もちろん、画素加算駆動では、加算数に比例して信号量も増加する。

一般に、医療用放射線撮像装置は、患者の被曝低減のため高いＳ／Ｎ比が求められる。そのため、読出回路部や放射線撮像回路部で発生する暗時オフセット出力は、撮影のプロセスにおいて、放射線を照射しない時（非照射時）に一旦データを取得しておき放射線照射時のデータから差し引くことが望ましい。放射線照射時の出力は、放射線非照射時の出力すなわち暗時オフセット出力に重畳されているため、放射線照射時だけの出力を得ただけでは、正しい撮像情報を得られるとは限らない。特に、ゲインを高く設定した場合、暗時オフセット出力がダイナミックレンジを下回っていた場合でも、放射線を照射した放射線信号出力が、ダイナミックレンジの範囲内に納まる場合がある。放射線照射時と放射線線非照射時の双方の出力が、系のダイナミックレンジにあることが必要となる。

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収める。これにより、正確でＳ／Ｎ比の高い放射線撮影画像を得ることを可能とする放射線撮像装置、放射線撮像システム及びプログラムを提供することを目的とする。

本発明の放射線撮像装置は、放射線を検出するために、基板上に、検出した放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が複数並設された放射線検出手段と、前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記Ａ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記印加電圧を調節する電圧調節手段と、を含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像装置であって、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を、前記各撮影モードに応じて調節し、前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされる。ここで、放射線照射時における電気信号の最大値の代わりに最小値を、放射線照射時における電気信号の最小値の代わりに最大値を用いる場合もある。

本発明の放射線撮像システムは、被写体へ放射線を照射する放射線源と、被写体からの放射線を撮像する上記の放射線撮像装置とを含む。

本発明の放射線撮像システムの他態様は、被写体へ放射線を照射する放射線源と、被写体からの放射線を検出するために、基板上に、検出した放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が複数並設された放射線検出手段と、前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、を備え、被写体からの放射線を撮像する放射線撮像装置と、前記放射線源からの放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記Ａ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧を調節する電圧調節手段とを含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像システムであって、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を前記各撮影モードに応じて調節し、前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされる。ここで、放射線照射時における電気信号の最大値の代わりに最小値を、放射線照射時における電気信号の最小値の代わりに最大値を用いる場合もある。

本発明のプログラムは、コンピュータに、複数の撮影モードの各撮影モードに応じて、放射線照射時に、放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が基板上に複数並設された放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時に放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を前記各撮影モードに応じて調節する手順を実行させるためのものであり、前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされる。ここで、放射線照射時における電気信号の最大値の代わりに最小値を、放射線照射時における電気信号の最小値の代わりに最大値を用いる場合もある。

本発明によれば、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でＳ／Ｎ比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本発明では、１つの放射線撮像装置により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。１つの放射線線撮像装置により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良い放射線撮像が可能となる。

以下、本発明の放射線撮像装置をＸ線の撮像に適用した好適な緒実施形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、本発明は、Ｘ線の撮像に限定されるものではなく、γ線などの電磁波やα線、β線等の各種放射線の撮像に適用可能である。

（第１の実施形態）
図１は本発明による第１の実施形態のＸ線撮像システムを示す概略構成図である。
このＸ線撮像システムは、Ｘ線を被写体に照射するＸ線源１０と、被写体を透過（又は反射）したＸ線を撮像するＸ線撮像装置２０と、Ｘ線源１０及びＸ線撮像装置２０の駆動を制御する不図示の制御部とを備えて構成されている。

Ｘ線撮像装置２０において、１は被写体からのＸ線を検出するためのＸ線検出回路部である。このＸ線検出回路部１は、放射線を電気信号に変換するＸ線検出素子と、Ｘ線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が、２次元アレイ状に複数並設されて構成されている。ここで、本実施形態では、Ｘ線検出素子は光電変換素子を有しており、スイッチング素子は薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）を用いている。

図１において、この光電変換素子は、アモルファスシリコン半導体が主成分であるＰＩＮ型フォトダイオード（ＰＤ）を用いている。またこの光電変換素子には、Ｘ線等の放射線を受けて光電変換素子が感知可能な波長帯域の光に変換する波長変換体（シンチレータ）として蛍光体が設けられている。この蛍光体は、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ、Ｇｄ₂Ｏ₃、ＣｓＩのいずれかを主成分して構成されている。ここで、Ｘ線検出素子として、光電変換素子の代わりに、波長変換体を用いることなく、放射線を吸収して直接的に電気信号に変換する、直接変換型のＸ線検出素子を用いても良い。この直接変換型のＸ線検出素子としては、例えば、ヨウ化鉛、ヨウ化水銀、セレン、テルル化カドミウム、ガリウムヒ素、ガリウム燐、硫化亜鉛、及びシリコンのうちから選ばれた１種の材料を主成分として構成される。

また、ＰＩＮ型フォトダイオードの代わりに、アモルファスシリコン半導体が主成分であるＭＩＳ型センサを光電変換素子として用いても良い。このＭＩＳ型センサは、第１の金属層、アモルファス窒化シリコンからなる絶縁層、水素化アモルファスシリコンからなる半導体層、不純物半導体層、及び第２の金属層が順次積層されて構成されている。ここで、第１の金属層が下部電極、第２の金属層が上部電極として機能する。第２の金属層は、透明導電層や金属層及びそれらの積層構造によって構成され、不純物半導体層上の少なくとも一部に配置される。絶縁層は、半導体層によって生成されたエレクトロン及びホールの通過を阻止するものである。不純物半導体層は、ホールまたはエレクトロンの一方の注入を阻止するものであり、例えばホールの注入を阻止するＮ型がドーピングされた不純物半導体層である。

このＭＩＳ型センサにおいて、リフレッシュモードでは、半導体層に対してホールキャリアを当該半導体層から第２の金属層に導く方向に電界を与える。一方、光電変換モードでは、半導体層に対して当該半導体層に入射した光により発生したキャリアを当該半導体層に留まらせ、エレクトロンを第２の金属層に導く方向に電界を与える。そして、光電変換モードにより半導体層に蓄積されるホール又は第２の金属層に導かれたエレクトロンを光信号として検出する。

ＴＦＴは、一般にアモルファスシリコンを主たる材料に用いて構成される。ＰＤにおいて光電変換された電気信号は、ＴＦＴにより読出回路部３に転送される。ＰＤとＴＦＴは1対として画素を成し、２次元アレイ状に並設される。例えば、人体胸部の透視画像を得る場合、撮影領域としては４３ｃｍ×４３ｃｍ程度であれば良く、画素数は１６０μｍピッチで構成した場合、約７２０万画素となる。

２は、Ｘ線検出回路部１を駆動するための駆動回路部２である。
３は、Ｘ線検出回路部１からの電気信号を読み出す読出回路部である。この読出回路部３において、その初段部、２段部及び３段部がそれぞれオペアンプ（ＡＭＰ１８ａ〜１８ｃ）でカスケード接続されて構成されている。ＡＭＰ１８ａ〜１８ｃは、非反転入力端子（＋端子）に基準電位がバイアスされる。Ｘ線撮像装置のＳ／Ｎ比（以下ＳＮＲ）を高くするためには、特にＡＭＰ１８ａは、低ノイズ化を目的とした設計が行われる。ＡＭＰ１は、反転入力端子（−端子）と出力端子間にコンデンサＣ１９ａと１９ｂが接続された積分回路とされており、積分容量についてＧＡＩＮ１の信号により容量値Ｃ１と容量値（Ｃ１＋Ｃ２）との選択が行われる。

静止画撮影は、Ｘ線を透過しやすい肺野部と、比較的Ｘ線が透過し難い縦隔部や腹部とを１枚の撮影で画像情報を得る必要があるため、比較的照射量の大きいＸ線を照射して、１枚の画像にそれらの陰影を写し出さなければならない。そのため、ＧＡＩＮ１のスイッチを入れて積分容量を大きくする。反対に、動画撮影の場合は、静止画撮影に比べて長時間Ｘ線を照射するため、患者への被曝低減の観点から、１フレーム（１枚の画像情報取得）あたりのＸ線量は小さくする必要がある。そのため、動画撮影の場合は、ＡＭＰ１８ａの出力電圧値を大きくするため、積分容量を小さく設定する。

ＡＭＰ１の出力端子とＡＭＰ２の反転入力端子（−端子）との間には、容量Ｃ１９ｃが接続されており、ＡＭＰ２の反転入力端子（−端子）と出力端子間にコンデンサ１９ｄと１０ｅが接続されている。ＧＡＩＮ２の信号により、積分容量について容量値Ｃ４と容量値（Ｃ４＋Ｃ５）との選択が行われる。容量値Ｃ４が選択された場合、ＡＭＰ１８ｂの出力は、ＡＭＰ１８ａの出力を（−Ｃ４／Ｃ３）倍される。容量値（Ｃ４＋Ｃ５）が選択された場合、ＡＭＰ１８ｂの出力は、ＡＭＰ１８ａの出力を（−（Ｃ４＋Ｃ５）／Ｃ３）倍される。

次に、ＡＭＰ１８ｂの出力は、サンプルホールド信号ＳＨによりコンデンサ１９ｆにサンプルホールドされる。次に、コンデンサ１９ｆにサンプルホールドされた信号は、マルチプレクサ信号ＭＰＸによりＡＭＰ１８ｃを介してＡ／Ｄ変換部４に出力される。

４は、読出回路部３からの電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換部である。図１においては、説明の簡単化のために１画素分で示しており、１画素に対して１つのＡ／Ｄ変換部４を示しているが、実際は、１つのＡ／Ｄ変換部４で多数の画素をＡ／Ｄ変換する。例えば、ＭＰＸ信号が入力されるスイッチまで並列に信号処理され、ＭＰＸ信号によって直列変換する。ＲＣ，ＤＲＣ，ＲＥＳは、それぞれＡＭＰ１８ａ，ＡＭＰ１８ｂ，ＡＭＰ１８ｃの積分容量のリセット信号である。

５は、駆動回路部２及び読出回路部３に動作パルスを与えるタイミング生成部である。ここで、タイミング生成部５から駆動回路部２及び読出回路部３に与える各種の動作パルスのタイミングチャートの一例を図２に示す。図２は、４画素分を直列変換したタイミングを示している。ここでは、Ｘ線入力に対して、ＴＦＴへの動作パルス、ＲＣ，ＤＲＣ，ＳＨ，ＲＥＳ，ＭＰＸの各動作パルスのタイミングを示す。図２の最後段には、Ａ／Ｄ変換部４の出力を併せて示す。ＴＦＴへの動作パルスは、タイミング生成部５から駆動回路部２へＳＩＮ，ＯＥ，ＯＰＶの各信号が与えられ、これらの信号に基づいて駆動回路部２からＴＦＴへ与えられるものである。

６は、Ｘ線検出回路部１、駆動回路部２及び読出回路部３に与える印加電圧を制御する電圧制御部である。この電圧制御部６は、Ｘ線検出回路部１及び駆動回路部２に所定の定電圧を印加する定電圧印加部１６と、読出回路部３に可変電圧を印加する可変電圧印加部１７とを備えて構成されている。定電圧印加部１６は、Ｘ線検出回路部１のＰＤにＶｓを、駆動回路部２にＶｓｓ，Ｖｃｏｍをそれぞれ印加するものである。可変電圧印加部１７は、読出回路部３のＡＭＰ１８ａの非反転入力端子（＋端子）にＶＲＥＦ１を、ＡＭＰ１８ｂの非反転入力端子（＋端子）にＶＲＥＦ２を、ＡＭＰ１８ｃの非反転入力端子（＋端子）にＶＲＥＦ３をそれぞれ印加するものである。ここで、ＶＲＥＦ１を印加する電源を可変電源１１、ＶＲＥＦ２を印加する電源を可変電源１２、ＶＲＥＦ３を印加する電源を可変電源１３とする。また、読出回路部３に電源電圧を印加する電源を可変電源１４とする。

７は、タイミング生成部５及び電圧制御部６を調節する演算部（電圧調節手段）である。Ａ／Ｄ変換部４でディジタル変換された撮像データは演算部７に入力される。演算部はメモリ１５を備えており、Ａ／Ｄ変換された撮像データ又は演算されたデータはメモリ１５に蓄えられる。演算部７は、例えばメモリ１５と共にＤＳＰ等を備えて構成され、各種のデータを高速に処理されることが望ましい。なお、本実施形態では、演算部７をＸ線撮像装置２０の構成要素として説明しているが、演算部７をＸ線撮像システムに含まれるＸ線撮像装置２０の外部構成要素としても良い。

演算部７は、暗時出力の最小値又は明時出力の最大値のうちの少なくとも一方が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジの範囲から逸脱すると判断した場合に、電源制御部６にフィードバックする。即ち、演算部７は、当該逸脱量に基づいて、ダイナミックレンジの範囲内に収まる適正値を演算し、当該演算値を電圧制御手段６へフィードバックする。フィードバック項目としては、読出回路部３内に具備されたＡＭＰ１８ａ、ＡＭＰ１８ｂ及びＡＭＰ１８ｃの非反転入力端子（＋端子）に接続される基準電位ＶＲＥＦ１〜３又は読出回路部の電源電圧を変更する。即ち、Ｘ線検出回路部１の放射線照射時の電気信号（明時出力）の最大値と、放射線非照射時の電気信号（暗時出力）の最小値が、読出回路部３のダイナミックレンジやＡ／Ｄ変換部４のダイナミックの範囲に収まらない時に、基準電位や電源電圧を変更する。

図３は、図１における読出回路部３の構成要素であるＡＭＰ１８ａ，ＡＭＰ１８ｂ，ＡＭＰ１８ｃのアナログ出力（ＡＭＰ１，２，３と記す）を模式的に示した特性図である。図３の縦軸方向は電圧を意図しているが、横軸方向は時間を意図しているわけではない。
ＡＭＰ１８ａ，ＡＭＰ１８ｂ，ＡＭＰ１８ｃの非反転入力端子（＋端子）は、それぞれ、基準電位ＶＲＥＦ１、基準電位ＶＲＥＦ２、基準電位ＶＲＥＦ３がバイアスされている。図３は、基準電位ＶＲＥＦ１＝３Ｖ、基準電位ＶＲＥＦ２＝２Ｖ、基準電位ＶＲＥＦ３＝３Ｖの出力を示す。また、図３は、Ｘ線検出（ＴＦＴがオン）に伴って読出回路部３の入力には電流が流入する方向の出力例である。

ＡＭＰ１８ａの出力は、Ｘ線検出回路部１のＰＤで光電変換された信号電荷が転送され、電荷積分されて電圧出力される。この時、ＡＭＰ１８ａの非反転入力端子（＋端子）は基準電位ＶＲＥＦ１（３Ｖ）にバイアスされており、ＡＭＰ１８ａの出力は、ＶＲＥＦ１レベル（３Ｖ）を基準に出力される。ＡＭＰ１８ａの反転端子と出力端子間の容量をＣｆ、信号電荷をＱｓｉｇとすると、ＡＭＰ１８ａの出力電圧は以下のようになる。
ＡＭＰ１８ａの出力＝ＶＲＥＦ１−（Ｑｓｉｇ／Ｃｆ）
但し、ＣｆはＧＡＩＮ１によって切り替えられる。

ＡＭＰ１８ｂの非反転入力端子（＋端子）は、基準電位ＶＲＥＦ２（２Ｖ）にバイアスされており、ＡＭＰ１８ｂの出力はＶＲＥＦ２レベル（２Ｖ）を基準に出力される。ＡＭＰ２の増幅率（ＧＡＩＮ）は、ＡＭＰ１８ａの出力端子とＡＭＰ１８ｂの反転入力端子（−端子）に接続されたコンデンサ１９ｃの容量（Ｃ３）とＡＭＰ１８ｂの反転入力端子（−端子）と出力端子に接続されたコンデンサ１９ｄ，１９ｅの容量（Ｃ４，Ｃ５）で決定される。
ＡＭＰ１８ｂの出力＝ＶＲＥＦ２＋（Ｑｓｉｇ／Ｃｆ）×ＧＡＩＮ
となる。

ＧＡＩＮは、ＧＡＩＮ２で切り替えられ、Ｃ３／Ｃ４またはＣ３／（Ｃ４＋Ｃ５）となる。図３では、ＧＡＩＮを１倍として表示している。ＡＭＰ１８ｂの出力は、コンデンサ１９ｆにサンプルホールドされる。

ＡＭＰ１９ｃの非反転入力端子（＋端子）は、基準電源ＶＲＥＦ３（３Ｖ）バイアスされており、予めコンデンサ１９ｇ（容量：Ｃ７）をリセットした後に、ＭＰＸ信号で信号が転送される。電荷保存則から以下のようになる。
Ｃ７・（ＡＭＰ３−ＶＲＥＦ３）＝Ｃ６・（ＶＲＥＦ３−ＡＭＰ２）
Ｃ６とＣ７が同じ容量であれば、
ＡＭＰ１９ｃの出力＝２・ＶＲＥＦ３−ＶＲＥＦ２−Ｑｓｉｇ／Ｃｆ
となる。図３では、Ｃ６とＣ７が同じ容量とした表示としている。

以上、ＡＭＰ１８ａ，１８ｂ，１８ｃの出力レベル（表中ではＡＭＰ１，２，３と記す）は、表１のようになる。
即ち、図３の例における出力は、ＡＭＰ１８ｂの基準電位ＶＲＥＦ２とＡＭＰ３の基準電位ＶＲＥＦ３によって暗時出力レベルが決定され、ＡＭＰ１８ａのコンデンサ１９ａ，１９ｂ（容量：Ｃｆ）とＸ線による光電変換電荷によって、明時出力レベルが決定される。

図４は、本実施形態における電源制御部６内の各基準電位を生成する各回路の構成例を示す回路構成図である。本例では、電源制御部６内の可変電源１１〜１３の構成を示している。
演算部７からの制御信号は、デコーダ２１により変換され、オペアンプ２３の反転入寮端子に入力される抵抗値を選択する。図示の例では、４種類の抵抗２２により、１６通りの電圧が選択される。

図５は、本発明の実施形態における電源制御部６内の各基準電位を生成する各回路の他の構成例を示す回路図である。本例では、図４と同様に電源制御部６内の可変電源１１〜１３の構成を示している。
図５のような抵抗値を選択する場合においては、抵抗２２の熱雑音により基準電位にノイズが含まれ、結果として画質が劣化する場合も考えられる。図５においては、基準電源の電位を形成する元の電源（Ｖａ〜Ｖｄ）を、抵抗３１とコンデンサ３２とで構成する１次ローパスフィルタを介してオペアンプ３４に入力し、アナログマルチプレクサ３５へ出力する。ここで用いるオペアンプ３４は、低ノイズタイプのも選択すれば、基準電位にはノイズが少なく画質が向上する。図５においては、演算部からの選択信号によって、ＶａからＶｄの４種類の基準電位が選択できる。

図６は、本実施形態による効果を説明するための概略図である。
図６において、左側には、静止画撮影モードにおいて撮影した場合、即ち低いゲイン設定時のおける暗時出力と明示出力（Ｘ線出力）を示している。右側には、動画撮影モードにおいて撮影した場合、即ち高いゲイン設定時のおける暗時出力と明示出力（Ｘ線出力）を示している。図内で、階段状に表記しているのは、画素の区切りを意図するものであり、矢印で示されているのが、Ｘ線による信号出力量を意味している。図６においては、１０画素分の出力を記載している。

図６の図９と異なるところは、暗時出力レベルを変更することによって、暗時オフセットのばらつき（Ｖｏｆｆ）の最小値が、読出回路部３のダイナミックレンジの範囲内に収まっていることである。またこの場合、動画撮影モードにおける明時出力（Ｘ線出力）も最大値も読出回路部３のダイナミックレンジの範囲内にある。つまり、暗時出力、明時出力ともに読出回路部３のダイナミックレンジの範囲内にあり、図９に示されるようなエラーを生じさせることなく、放射線画像を正しく読み取ることができる。

なお、図１に示す読出回路部３のＡＭＰ１８ｃ（最終段）の出力が、Ｘ線の増大と共に下方向（−方向）で説明されている。これに対して図６では、Ｘ線の増大に対して、上方向（＋方向）で説明しており、図３とは逆方向である。しかしながら、信号が上方向に増加するか下方向に増加するかは、放射線撮像装置や読出回路部３で扱う信号キャリア、各回路の設定に関係していることであって、本発明の本質を左右するものではない。即ち、図６では、暗時出力の最小値とＸ線出力の最大値とがダイナミックレンジ範囲内に収まるように説明しているが、例えば、図３のＡＭＰ１８ｃのようなＸ線増加とともに出力が低下するような場合には適切ではない。この場合、暗時出力では最小値ではなく最大値と記載する方が望ましく、同様に明時出力（Ｘ線出力）では最大値ではなく最小値と記載する方が望ましい。このことは、以下の第２，第３の実施形態でも同様である。

本実施形態では、表１に示されるように、読出回路部３のＡＭＰ１８ｃの暗時出力レベルは、ＡＭＰ１８ｂに供給される基準電位ＶＲＥＦ２とＡＭＰ３に供給される基準電位ＶＲＥＦ３に関係している。従って、読出回路部３のダイナミックレンジの範囲内に収まるように調整・変更される基準電位はＶＲＥＦ２とＶＲＥＦ３となる。

次に、本実施形態によるＸ線撮像方法について説明する。
図７は、本実施形態によるＸ線撮像方法を示すフローチャートである。
先ず、Ｘ線撮像システムにおいて、Ｘ線撮像装置は、制御部による制御に基づき、撮影モード及び撮影条件を設定する（ステップＳ１）。
撮影モードは、大きく静止画撮影モードと動画撮影モードがある。それぞれのモードの中に、画素を水平方向または垂直方向に２画素以上加算する画素加算モードと、加算した前記画素を平均化する画素平均モードと、画素を加算しない画素非加算モードがある。画素加算数は、２画素加算、３画素加算や４画素加算、あるいはそれ以上設けてもよい。モード設定の例としては、動画撮影の２画素加算モード、静止画撮影の画素非加算モード、動画撮影の画素非加算モードなどがある。また、動画撮影モードと静止画撮影モードの混合モードもある。

混合モードでは、動画と静止画とを繰り返す。一般には、患者の時間連続的な透視画像をモニターしながら、得たい静止画画像の時点で、撮影スイッチを入れて静止画画像を取得する。また、撮影条件は、一例として表２で示したようなパラメータがあげられるが、これに限定するものではなく各モードに応じた数多くの撮影条件を具備してよい。

続いて、演算部７は、制御部による制御に基づき、Ｘ線の非照射状態において暗時出力を取得し、メモリ１５に記憶する（ステップＳ２）。
続いて、演算部７は、制御部による制御に基づき、暗時出力の最小値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４がダイナミックレンジの範囲内にあるか否かを判定する（ステップＳ３）。

ステップＳ３において、暗時出力の最小値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４の少なくとも一方のダイナミックレンジの範囲内にないと判定されたときには、演算部７は電源制御部６の各基準電位を変更する（ステップＳ５）。この場合、暗時出力の直流レベルを増大させるように基準電位を変更する。
一方、ステップＳ３において、暗時出力の最小値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４の双方のダイナミックレンジの範囲内にあると判定されたときには、ステップＳ４に移行する。

続いて、Ｘ線撮像システムにおいて、Ｘ線源１０は、制御部による制御に基づき、Ｘ線検出回路部１へＸ線を照射し、演算部７は明時出力を取得してメモリ１５に記憶する（ステップＳ４）。このときには未だ被写体（被検体：通常では患者）はＸ線撮像装置におらず、Ｘ線撮像装置の全面にほぼ均一なＸ線が照射されることが望ましい。

続いて、演算部７は、制御部による制御に基づき、明時出力の最大値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４がダイナミックレンジの範囲内にあるか否かを判定する（ステップＳ６）。

ステップＳ６において、明時出力の最大値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４の少なくとも一方のダイナミックレンジの範囲内にないと判定されたときには、演算部７は電源制御部６の各基準電位を変更する（ステップＳ８）。この場合、明示出力の直流レベルを減少させるように基準電位を変更する。そうすると、暗時出力を減少させるために先に取得した暗時出力の最小値がダイナミックレンジを逸脱する危険がある。従って、ステップＳ８の後にステップＳ２へ戻って暗時出力の最小値を再度チェックすることになる。
一方、ステップＳ６において、明時出力の最大値が読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４の双方のダイナミックレンジの範囲内にあると判定されたときには、ステップＳ７に移行する。

続いて、Ｘ線撮像システムにおいて、Ｘ線源１０は、制御部による制御に基づき、Ｘ線検出回路部１に位置する被写体にＸ線を照射し、Ｘ線撮影を行う（ステップＳ７）。
Ｘ線撮影は、動画撮影である場合には、静止画撮影時に比較して長時間のＸ線撮影が行われる。一方、静止画撮影である場合には、１枚もしくは数枚程度分のＸ線照射が行われる。動画と静止画の混合モードの場合には、動画→静止画→動画→・・・といったように繰り返される。

以上の説明において、明時出力と暗時出力の両方において、基準電位を変更するプロセスを含んでいるが、明時出力及び暗時出力を共に満足する適切な基準電位が存在しない場合も考えられる。その場合には、その撮影条件において最適な解がないため、別の撮影条件（例えば、Ｘ線量を低下させる、ゲインを低下させるなど）を選択し、再度以上のプロセスを行うことになるが、図７のフローチャートでは、この部分を省略している。

上記したように、本実施形態では、明時出力及び暗時出力が共に読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、演算部７が電源制御部６から読出回路部３への信号基準電位を変化させる。ここで、Ａ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジは、読出回路部３のダイナミックレンジと同じであるのが望ましいが、両者が相異なるものであっても良い。

また、本実施形態では、図１に示すように基準電位がオペアンプの非反転入力端子に接続される回路構成を例に採って説明してきたが、特にこの回路形態に限定されるものではなく、暗時出力や明時出力の直流レベルを変化させる回路構成例であればよい。

また、図１では、電荷積分型のオペアンプ構成であったが、抵抗を用いた反転増幅回路または非反転増幅回路などの電圧増幅型のオペアンプ構成であってもよい。
また、図１では、タイミング生成部２、Ａ／Ｄ変換部４、電源制御部６及び演算部７に、分けて記述してあるが、例えば、これらの構成要素が１つのプリント基板上に実装されるものであってもよい。

以上説明したように、本実施形態によれば、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、Ｘ線照射時及びＸ線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でＳ／Ｎ比の高いＸ線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、１つのＸ線撮像装置２０により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。１つのＸ線撮像装置２０により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いＸ線撮像システムの提供が可能となる。

（第２の実施形態）
本実施形態では、図１のＸ線撮像システムにおいて、ＶＲＥＦ２及びＶＲＥＦ３の代わりに、可変電源１１のＶＲＥＦ１を変更する場合について説明する。即ち、演算部７は、Ｘ線照射時における出力の最大値又は最小値と、Ｘ線非照射時における出力の最小値又は最大値とが、共に読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、ＶＲＥＦ１を変更する。

基準電位ＶＲＥＦ１は、図１に示す構成の場合、図３に示すようなＡＭＰ１８ａの出力になるが、ＡＭＰ１８ｃに示されるように最終の暗時出力レベルは、ＶＲＥＦ１の関数形としては現れない。例えば、動画撮影モードの場合、患者への被曝低減の観点でＸ線量を小さくする必要があり、１フレームあたりの信号量を確保するために、読出回路部３のＡＭＰ１８ａの積分容量を小さくして、ＡＭＰ１８ｂのゲインを増加する。

一方、静止画撮影モードの場合、肺野部や縦隔部や腹部などの陰影を写すために動画撮影モードよりも多いＸ線条件で撮影するために、ＡＭＰ１８ａの積分容量を大きくする。このように、積分容量の違いによってＡＭＰ１８ａにおける暗時出力ばらつきと明時出力（Ｘ線出力）が異なり、読出回路部３又はＡ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジを外れる可能性がある。このような場合には、ＡＭＰ１の基準電位であるＶＲＥＦ１を変更・調整する。

しかしながら、図１に示す構成例においては、通常動作上、ＡＭＰ１の出力は、ＡＭＰ１８ｂ，ＡＭＰ１８ｃを通して出力されるために、ＡＭＰ１８ａのみの出力を演算部に入力し演算することはできない。

本実施形態では、例えばＡＭＰ１８ａのように直接その出力をＡ／Ｄ変換部４で得られないような場合、事前に最適なＶＲＥＦ１を算出しておく。即ち、事前に、Ｘ線撮像装置２０の工場出荷時や顧客への設置時に、何通りかの撮影条件においてそれぞれに最適なＶＲＥＦ１を検査によって算出しておき、実際の撮影時にそのＶＲＥＦ１の値を適応させる。このように検査により算出された最適なＶＲＥＦ１の値は、演算部７のメモリ１５に記憶される。

以下の表２に、撮影条件の一例を示す。撮影条件としては、Ｘ線照射条件とＸ線撮像装置２０の条件とがある。前者は、管電圧（Ｖ）、管電流（Ｉ）、Ｘ線パルス幅（Ｔ）、Ｘ線管球からＸ線検出回路部１までの距離（Ｄ）、低エネルギー成分をカットするフィルタの厚さ（Ｔｈ）や材質等である。後者は、Ｘ線撮像装置２０のバイアス電源（Ｖｓ）、ＴＦＴのオン電圧（Ｖｃｏｍ）や、読出回路部３の初段の積分容量（Ｃｆ）、読出回路部３のゲイン（Ｇ）等である。

以上説明したように、本実施形態によれば、撮影条件に応じたＶＲＥＦ１の値が予め検査されて決定される。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、Ｘ線照射時及びＸ線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でＳ／Ｎ比の高いＸ線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、１つのＸ線撮像装置２０により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。１つのＸ線撮像装置２０により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いＸ線撮像システムの提供が可能となる。

（第３の実施形態）
本実施形態では、図１のＸ線撮像システムにおいて、暗時出力の最小値及び明時出力の最大値を、撮影条件を構成する各撮影パラメータで関数化する。
関数化された暗時出力の最小値及び明時出力の最大値は、演算部７のメモリ１５に記憶する。そして、演算部７は、関数化された暗時出力の最小値及び明時出力の最大値が、読出回路部３及びＡ／Ｄ変換部４のダイナミックレンジの範囲内に納まるように、基準電位を変化させる。

Ｘ線照射における明時出力（Ｘ線出力）やＸ線非照射における暗時出力は、上記した撮影パラメータの関数である。例えばＸ線出力は、管電流（Ｉ）やＸ線パルス幅（Ｔ）のようなＸ線量や読出回路部のゲイン（Ｇ）に比例する。また、Ｘ線出力は、Ｃｆには反比例し、Ｄの２乗には反比例する。Ｘ線出力は、このように簡易な関数として表記することができるパラメータと、そうではない複雑な関数になるパラメータとがある。後者は、実験を行うことによって、近似的に関数化することが可能である。

一方、暗時出力は、Ｘ線条件には無関係であることは言うまでもないが、ＶｓやゲインＧに対して、簡単な関数形にならない場合には、実験を行って近似的に関数表示をしておく。

更に、Ｘ線撮像装置２０のＸ線検出回路部１を構成する全ての画素に対して関数近似することは、数百万にも及ぶ多数の画素があるため、非常に困難な作業と時間を要するため、現実的であるとは言えない。当該画素の中で、暗時出力が最小になる画素もしくは明時出力が最大になる画素だけを関数化しておけば良く、そうすることによってその間にある全ての画素の出力がダイナミックレンジの範囲内に収まる。但し、撮影条件によっては、暗時出力が最小になる画素もしくは明時出力が最大になる画素は、撮影条件を変えた場合、常に同一画素であるとは限らないので注意を要する。撮影条件によって、必要な画素の座標情報もメモリ１５に記憶しておけば良い。

以上説明したように、本実施形態によれば、暗時出力の最小値及び明時出力の最大値を、撮影条件を構成する各撮影パラメータで関数化する。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でＳ／Ｎ比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、１つのＸ線撮像装置２０により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。１つのＸ線撮像装置２０により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いＸ線撮像システムの提供が可能となる。

（第４の実施形態）
本実施形態では、図１のＸ線撮像システムにおいて、可変電源１４により読出回路部３の電源電圧を変更する場合について説明する。

読出回路部３のダイナミックレンジは電源電圧に依存し、入力段や出力段の回路構成によって決定される。オペアンプのダイナミックレンジは、電源電圧の１Ｖ程度小さいものであったが、近年、入出力が電源電圧の範囲で振幅が可能な、いわゆるレール・ツゥ・レール型のオペアンプが設計されている。この方式を用いれば、電源電圧と同じダイナミックレンジが確保される。

図８は、本実施形態を説明するための回路構成図であり、演算部７からの制御信号により読出回路部７の電源電圧を変化させるための可変電源１４の回路構成図である。
図４と異なる点は、ＭＯＳトタンジスタ４１がオペアンプ２３に接続されている点である。基準電位を形成する図４で示されるような回路構成では、一般にオペアンプの入力インピーダンスが高いために、ほとんど電流を流れない。しかしながら、読出回路部３の電源は、多数のオペアンプで構成されるために、多大な電流を流す能力が必要となる。ＭＯＳトランジスタ４１は、いわゆるパワーＭＯＳトランジスタと呼ばれるものである。ドレイン端子（Ｄ）に接続されている電圧源は、読出回路部３に必要な電流を流す能力を備えていることが必要である。図８に示す回路構成例では、１６通りの電源電圧を選択することができる。

演算部７は、電源制御部６の可変電源１４を制御して、読出回路部３の電源電圧を変化させることにより、読出回路部３のダイナミックレンジを変えることができる。本実施形態では、暗時出力の最小値及び明時出力（Ｘ線出力）の最大値がダイナミックレンジの範囲内に収まるように、読出回路部３の電源電圧を変化させる。

以上説明したように、本実施形態によれば、読出回路部３の電源電圧を調節してそのダイナミックレンジを変化させる。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でＳ／Ｎ比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、１つのＸ線撮像装置２０により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。１つのＸ線撮像装置２０により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いＸ線撮像システムの提供が可能となる。

（本発明を適用した他の実施形態）
上述した緒実施形態によるＸ線撮像システムを構成する各構成要素（制御部及び演算部（メモリ１５を除く）等）の機能は、コンピュータのＲＡＭやＲＯＭなどに記憶されたプログラムが動作することによって実現できる。同様に、Ｘ線撮像方法の各ステップ（図７のステップＳ１〜Ｓ８等）は、コンピュータのＲＡＭやＲＯＭなどに記憶されたプログラムが動作することによって実現できる。このプログラム及び当該プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記憶媒体は本発明に含まれる。

具体的に、前記プログラムは、例えばＣＤ−ＲＯＭのような記録媒体に記録し、或いは各種伝送媒体を介し、コンピュータに提供される。前記プログラムを記録する記録媒体としては、ＣＤ−ＲＯＭ以外に、フレキシブルディスク、ハードディスク、磁気テープ、光磁気ディスク、不揮発性メモリカード等を用いることができる。他方、前記プログラムの伝送媒体としては、プログラム情報を搬送波として伝搬させて供給するためのコンピュータネットワークシステムにおける通信媒体を用いることができる。ここで、コンピュータネットワークとは、ＬＡＮ、インターネットの等のＷＡＮ、無線通信ネットワーク等であり、通信媒体とは、光ファイバ等の有線回線や無線回線等である。

また、本発明に含まれるプログラムとしては、供給されたプログラムをコンピュータが実行することにより上述の実施形態の機能が実現されるようなもののみではない。例えば、そのプログラムがコンピュータにおいて稼働しているＯＳ（オペレーティングシステム）或いは他のアプリケーションソフト等と共同して上述の実施形態の機能が実現される場合にも、かかるプログラムは本発明に含まれる。また、供給されたプログラムの処理の全て或いは一部がコンピュータの機能拡張ボードや機能拡張ユニットにより行われて上述の実施形態の機能が実現される場合にも、かかるプログラムは本発明に含まれる。

例えば、図９は、パーソナルユーザ端末装置の内部構成を示す模式図である。この図９において、１２００はＣＰＵ１２０１を備えたパーソナルコンピュータ（ＰＣ）である。ＰＣ１２００は、ＲＯＭ１２０２またはハードディスク（ＨＤ）１２１１に記憶された、又はフレキシブルディスクドライブ（ＦＤ）１２１２より供給されるデバイス制御ソフトウェアを実行する。このＰＣ１２００は、システムバス１２０４に接続される各デバイスを総括的に制御する。

ＰＣ１２００のＣＰＵ１２０１、ＲＯＭ１２０２またはハードディスク（ＨＤ）１２１１に記憶されたプログラムにより、実施形態の図７におけるステップＳ１〜Ｓ８の手順等が実現される。

１２０３はＲＡＭで、ＣＰＵ１２０１の主メモリ、ワークエリア等として機能する。１２０５はキーボードコントローラ（ＫＢＣ）であり、キーボード（ＫＢ）１２０９や不図示のデバイス等からの指示入力を制御する。

１２０６はＣＲＴコントローラ（ＣＲＴＣ）であり、ＣＲＴディスプレイ（ＣＲＴ）１２１０の表示を制御する。１２０７はディスクコントローラ（ＤＫＣ）である。ＤＫＣ１２０７は、ブートプログラム、複数のアプリケーション、編集ファイル、ユーザファイルそしてネットワーク管理プログラム等を記憶するハードディスク（ＨＤ）１２１１、及びフレキシブルディスク（ＦＤ）１２１２とのアクセスを制御する。ここで、ブートプログラムとは、起動プログラム：パソコンのハードやソフトの実行（動作）を開始するプログラムである。

１２０８はネットワーク・インターフェースカード（ＮＩＣ）で、ＬＡＮ１２２０を介して、ネットワークプリンタ、他のネットワーク機器、あるいは他のＰＣと双方向のデータのやり取りを行う。

本発明による第１の実施形態のＸ線撮像システムを示す概略構成図である。 第１の実施形態のＸ線撮像システムにおける各種の動作パルスの一例を示すタイミングチャートである。 図１における読出回路部の構成要素である各種ＡＭＰのアナログ出力を模式的に示した特性図である。 第１の本実施形態における電源制御部内の各基準電位を生成する各回路の構成例を示す回路構成図である。 第１の本実施形態における電源制御部内の各基準電位を生成する各回路の他の構成例を示す回路構成図である。 第１の実施形態による効果を説明するための概略図である。 第１の実施形態によるＸ線撮像方法を示すフローチャートである。 第３の実施形態を説明するための回路構成図である。 パーソナルユーザ端末装置の内部構成を示す模式図である。 従来の問題点を説明するための特性図である。

符号の説明

１ Ｘ線検出回路部
２ 駆動回路部
３ 読出回路部
４ Ａ／Ｄ変換部
５ タイミング生成部
６ 電源制御部
７ 演算部
１０ Ｘ線源
２０ Ｘ線撮像装置
１１〜１４ 可変電源
１５ メモリ
１６ 定電圧印加部
１７ 可変電圧印加部

Claims (4)

1. 放射線を検出するために、基板上に、検出した放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が複数並設された放射線検出手段と、
   前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、
   前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、
   前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、
   放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記Ａ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記印加電圧を調節する電圧調節手段と、を含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像装置であって、
   前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を、前記各撮影モードに応じて調節し、
   前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされることを特徴とする放射線撮像装置。
2. 被写体へ放射線を照射する放射線源と、
   被写体からの放射線を撮像する請求項１に記載の放射線撮像装置と、
   を含む放射線撮像システム。
3. 被写体へ放射線を照射する放射線源と、
   被写体からの放射線を検出するために、基板上に、検出した放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が複数並設された放射線検出手段と、前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、を備え、被写体からの放射線を撮像する放射線撮像装置と、
   前記放射線源からの放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記Ａ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧を調節する電圧調節手段と
   を含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像システムであって、
   前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を前記各撮影モードに応じて調節し、
   前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされることを特徴とする放射線撮像システム。
4. コンピュータに、複数の撮影モードの各撮影モードに応じて、放射線照射時に、放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と前記放射線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が基板上に複数並設された放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時に放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記信号読出手段からの前記電気信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧として前記信号読出手段の電源電圧を前記各撮影モードに応じて調節する手順を実行させるためのプログラムであり、
   前記信号読出手段は、各々オペアンプを備えた複数の段部がカスケード接続されて構成されており、前記各オペアンプは、非反転入力端子に前記電源電圧とは別の基準電圧がバイアスされるプログラム。

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