JP5593338B2 - 放射線照射開始判定装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影制御装置、放射線照射開始判定方法、及び放射線照射開始判定プログラム - Google Patents

放射線照射開始判定装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影制御装置、放射線照射開始判定方法、及び放射線照射開始判定プログラム Download PDF

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Description

本発明は、放射線照射開始判定装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影制御装置、放射線照射開始判定方法、及び放射線照射開始判定プログラムに関する
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されており、この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が実用化されている。なお、この放射線画像撮影装置に用いられる放射線検出器には、放射線を変換する方式として、放射線をシンチレータで光に変換した後にフォトダイオード等の半導体層で電荷に変換する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。
また、この種の放射線画像撮影装置として、特許文献１では、放射線の照射開始を検出可能な放射線画像撮影装置が提案されている。
特許文献１に記載の技術では、検出部上の全放射線検出素子からデータを読み出す期間を１フレームとするとき、制御手段が、走査線にオン電圧を印加して当該走査線に接続されている放射線検出素子から画像データを読み出す画像データ読み出し処理と、各走査線にオン電圧を印加しない状態で各放射線検出素子からリークした各電荷の合計値を信号線毎にリークデータとして読み出すリークデータ読み出し処理とを、フレームごとに繰り返し行い、読み出し処理で読み出された画像データに基づいて放射線の照射開始を検出し、放射線の照射開始時点で画像データ読み出し処理を行っていたフレームを含む所定数の各フレームで、放射線検出素子毎にフレーム毎の画像データとリークデータを取得することが提案されている。また、特許文献１に記載の技術では、数フレーム分の画像データの平均値に所定値を加算した値を放射線の照射開始を検出する閾値とすることが記載されている。
一方、特許文献２では、オフセット成分やランダムノイズを低減するために、放射線照射前後で読み取った信号値から得られた補正用の信号値を、放射線照射時に読み取った信号値から減算することが提案されている。
特開２０１１-１９３３０６号公報 特開２００７-７５５９８号公報
しかしながら、特許文献１に記載の技術では、放射線が照射されていないにもかかわらず大きな画像データを出力する異常な放射線検出素子があった場合や、画像データに生じるゆらぎがたまたま大きな値になった場合に、誤って放射線の照射が開始されたと判断してしまうので、読み出された個々の画像データや、走査線の各ライン毎の各画像データの積算値、或いは各フレーム毎の各画像データの合計値が閾値を越えた場合に、放射線の照射が開始されたと判断しているが、単一フレームの検出信号を用いるため、単一フレームで異常があった場合には放射線の照射開始と誤検出してしまい、改善の余地がある。
また、特許文献２に記載の技術では、オフセット成分やランダムノイズ等の補正を行うために、放射線照射前後の信号が必要となるので、放射線の照射開始の検出時のノイズ除去としては用いることができない。
さらに、特許文献１に記載の技術では、数フレーム分の画像データの平均値に所定値を加算した値を閾値として放射線の照射開始を検出することが記載されているが、暗電流の多い最初の数フレームでは、暗電流によって放射線が照射開始されていないのに、照射開始と判断してしまう。そのため、最初の数フレームは放射線の照射開始を判断することができないので、放射線の照射開始の検出までに時間が必要となる。
本発明は、上記事実を考慮して成されたもので、放射線の照射開始の検出の際に効率的に暗電流を補正可能とすることを目的とする。
上記目的を達成するために請求項１に記載の放射線照射開始判定装置は、放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得手段と、前記取得手段によって過去に取得された複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化手段と、前記取得手段によって取得された前記検出部の最新の検出結果と前記平均化手段の平均化結果との差分又は比を算出する算出手段と、前記算出手段の算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定手段と、前記平均化手段により平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定手段の判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定手段と、を備え、前記判定手段が、前記算出手段によって算出された値が前記設定手段によって設定された閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する。
請求項１に記載の放射線画像撮影装置によれば、取得手段では、放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果が取得される。
平均化手段では、取得手段によって過去に取得された複数フレームの検出部の検出結果が平均化され、算出手段では、取得手段によって取得された検出部の最新の検出結果と平均化手段の平均化結果との差分又は比が算出される。これによって暗電流が補正される。
そして、判定手段では、算出手段の算出結果に基づいて、放射線の放射が開始されたか否かが判定される。例えば、算出手段の算出結果が予め定めた閾値以上の場合に放射線の照射開始と判断することができる。
このように、複数フレームを平均化手段によって平均化して、最新フレームと平均化結果の差分を算出することにより、１フレームに異常があっても複数フレームが平均化されるので、暗電流のノイズを平均化して除去することができ、効率的な暗電流補正を行うことができる。
また、本発明は、前記判定手段の判定を行うための予め定めた閾値を複数有して、前記平均化手段により平均化対象とするフレーム数が多いほど小さい閾値を設定する設定手段を更に備え、前記判定手段が、前記算出手段によって算出された値が前記設定手段によって設定された閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する。このように、平均化対象のフレーム数に応じて閾値を設定することにより、１フレーム取得できたところから放射線の照射開始の検出を行うことが可能となる。また、閾値を段階的に変更しない場合に比べて、最初の数フレームの放射線の照射開始検出精度を向上することができる。
また、本発明は、請求項２に記載の発明のように、前記平均化手段が、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化するようにしてもよい。これにより、フレーム数の増加に伴う平均化手段による処理負荷の増加を抑制して、安定した暗電流補正を行うことができる。
また、本発明は、請求項３に記載の発明のように、前記検出部として、各々照射された放射線に応じた電荷を読み出す際にオン状態とされるスイッチング素子を有して被写体の放射線画像を撮影する複数の放射線画像撮影用画素、並びに各々前記スイッチング素子を有して放射線の照射状態を検出する複数の放射線検出用画素が各々配置された放射線検出器における前記放射線検出用画素を適用するようにしてもよい。この場合には、請求項４に記載の発明のように、前記放射線検出用画素は、放射線に応じた電荷を発生する発生部と、スイッチング端子間が短絡された前記スイッチング素子とを含む構成としてもよい。
なお、本発明は、請求項５に記載の発明のように、請求項１〜４の何れか１項に記載の放射線照射開始判定装置を備えた放射線画像撮影装置としてもよいし、請求項６に記載の発明のように、請求項１〜４の何れか１項に記載の放射線照射開始判定装置を備えた放射線画像撮影制御装置としてもよい。
一方、請求項７に記載の放射線照射開始判定方法は、放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得ステップと、前記取得ステップで過去に取得した複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化ステップと、前記取得ステップで取得した前記検出部の最新の検出結果と前記平均化ステップにおける平均化結果との差分又は比を算出する算出ステップと、前記算出ステップにおける算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定ステップと、前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップと、を含み、前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する。
従って、請求項７に記載の放射線画像撮影方法によれば、請求項１に記載の放射線照射開始判定装置と同様に作用することができ、当該発明と同様に、暗電流のノイズを平均化して除去することができ、効率的な暗電流補正を行うことができる。
さらに、前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップを更に含み、前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定するので、請求項１に記載の発明と同様に作用することができ、当該発明と同様に、１フレーム取得できたところから放射線の照射開始の検出を行うことができると共に、最初の数フレームの放射線の照射開始検出精度を向上することができる。
また、請求項８に記載の発明のように、前記平均化ステップは、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化するようにしてもよい。すなわち、請求項２に記載の発明と同様に作用することができ、当該発明と同様に、平均化の処理負荷の増加を抑制して、安定した暗電流補正を行うことができる。
さらに、請求項９に記載の放射線照射開始判定プログラムは、放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得ステップと、前記取得ステップで過去に取得した複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化ステップと、前記取得ステップで取得した前記検出部の最新の検出結果と前記平均化ステップにおける平均化結果との差分又は比を算出する算出ステップと、前記算出ステップにおける算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定ステップと、前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップと、を含み、前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する処理をコンピュータに実行させるものである。
従って、請求項９に記載の放射線照射開始判定プログラムによれば、請求項１に記載の放射線画像撮影装置と同様に作用することができ、当該発明と同様に、暗電流のノイズを平均化して除去することができ、効率的な暗電流補正を行うことができる。
さらに、前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップを更に含み、前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定するので、請求項１に記載の発明と同様に作用することができ、当該発明と同様に、１フレーム取得できたところから放射線の照射開始の検出を行うことができると共に、最初の数フレームの放射線の照射開始検出精度を向上することができる。
また、請求項１０に記載の発明のように、前記平均化ステップは、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化するようにしてもよい。すなわち、請求項２に記載の発明と同様に作用することができ、当該発明と同様に、平均化の処理負荷の増加を抑制して、安定した暗電流補正を行うことができる。
本発明によれば、複数フレームを平均化して、最新フレームと平均化結果の差分又は比を算出することにより、１フレームに異常があっても複数フレームが平均化されるので、暗電流のノイズを平均化して除去することができ、放射線の照射開始の検出の際に効率的な暗電流補正を行うことができる、という効果が得られる。
実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面側面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す平面図である。 実施の形態に係る撮影システムの電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る第２信号処理部の構成を示す回路図である。 実施の形態に係るカセッテ制御部の放射線検出判断機能の概略構成を示す機能ブロック図である。 実施の形態に係る放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 実施の形態に係る初期情報入力画面の一例を示す概略図である。 実施の形態に係るカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 閾値設定処理の一例を説明するための図である。 放射線画像の表面読取方式と裏面読取方式を説明するための断面側面図である。 放射線検出用画素のその他の構成例を示す図である。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、病院における放射線科部門で取り扱われる情報を統括的に管理するシステムである放射線情報システムに適用した場合の形態例について説明する。
まず、図１を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ」（Radiology Information System）という。）１００の構成について説明する。
ＲＩＳ１００は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ」（Hospital Information System）という。）の一部を構成する。
ＲＩＳ１００は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」という。）１４０、ＲＩＳサーバ１５０、および病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」という。）１０４を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１０２に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１００は、同じ病院内に設けられたＨＩＳの一部を構成しており、病院内ネットワーク１０２には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略。）も接続されている。
端末装置１４０は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置１４０を介して行われる。各端末装置１４０は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバ１５０と病院内ネットワーク１０２を介して相互通信が可能とされている。
一方、ＲＩＳサーバ１５０は、各端末装置１４０からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１０４における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１５０Ａを含んで構成されている。
データベース１５０Ａは、患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１０４で用いられる、後述する電子カセッテ４０の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ４０に関する情報、および電子カセッテ４０を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ４０を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。
撮影システム１０４は、ＲＩＳサーバ１５０からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１０４は、放射線源１２１（図１３も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図７も参照。）を被検者に照射する一方、当該放射線Ｘの被検者への照射に先立って、光源１２５（図１３も参照。）から放射線Ｘの照射野に対して被検者の位置決め用の可視光を照射する放射線発生装置１２０と、を備えている。また、撮影システム１０４は、被検者の撮影対象部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、発生した電荷量に基づいて放射線画像を示す画像情報を生成する放射線検出器２０（図７も参照。）を内蔵する電子カセッテ４０と、電子カセッテ４０に内蔵されているバッテリを充電するクレードル１３０と、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０を制御するコンソール１１０と、を備えている。
コンソール１１０は、ＲＩＳサーバ１５０からデータベース１５０Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１６（図１３参照。）に記憶し、必要に応じて当該情報を用いて、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０の制御を行う。
図２には、本実施の形態に係る撮影システム１０４の放射線撮影室１８０における各装置の配置状態の一例が示されている。
同図に示すように、放射線撮影室１８０には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台１６０と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台１６４とが設置されており、立位台１６０の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７０とされ、臥位台１６４の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７２とされている。
立位台１６０には電子カセッテ４０を保持する保持部１６２が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６２に保持される。同様に、臥位台１６４には電子カセッテ４０を保持する保持部１６６が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６６に保持される。
また、放射線撮影室１８０には、単一の放射線源１２１からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１２１および光源１２５を、水平な軸回り（図２の矢印ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構１２４が設けられている。ここで、支持移動機構１２４は、放射線源１２１および光源１２５を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１２１および光源１２５を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１２１および光源１２５を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている（何れも図示省略。）。
一方、クレードル１３０には、電子カセッテ４０を収納可能な収容部１３０Ａが形成されている。
電子カセッテ４０は、未使用時にはクレードル１３０の収容部１３０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル１３０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台１６０の保持部１６２に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台１６４の保持部１６６に保持される。
ここで、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、放射線発生装置１２０とコンソール１１０との間、および電子カセッテ４０とコンソール１１０との間で、無線通信によって各種情報の送受信を行う。
なお、電子カセッテ４０は、立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、腕部，脚部等を撮影する際には、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。
次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本実施の形態に係る放射線検出器２０の３画素部分の構成を概略的に示す断面模式図である。なお、本実施の形態では、間接変換方式の放射線検出器２０を適用した例を説明するが、直接変換方式の放射線検出器を適用するようにしてもよい。
同図に示すように、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、およびシンチレータ８が順次積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素が構成されている。画素は、基板１上に複数配列されており、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。
シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１の反対側）または下方から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８を設けることで、被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。
シンチレータ８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ〜８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器２０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。
センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有し、光電変換膜４は、シンチレータ８が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８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４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ８による発光以外の電磁波が光電変換膜４に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜４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。
各画素を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜３および正孔ブロッキング膜５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３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４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。
正孔ブロッキング膜５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４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。
なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。
各画素の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。図４には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。
同図に示すように、本実施の形態に係る信号出力部１４は、下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に薄膜トランジスタという場合がある。）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素）の平面積を最小にするために、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２によって完全に覆われていることが望ましい。
コンデンサ９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。
薄膜トランジスタ１０は、ゲート電極１５、ゲート絶縁膜１６、および活性層（チャネル層）１７が積層され、さらに、活性層１７上にソース電極１８とドレイン電極１９が所定の間隔を開けて形成されている。
本実施の形態では、基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７を順に形成することによりＴＦＴ基板３０を形成し、当該ＴＦＴ基板３０上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ８を貼り付けることにより放射線検出器２０を形成している。
図５に示すように、ＴＦＴ基板３０には、上述したセンサ部１３、コンデンサ９、および薄膜トランジスタ１０を含んで構成される画素３２が一定方向（図５の行方向）、および当該一定方向に対する交差方向（図５の列方向）に２次元状に複数設けられている。
また、放射線検出器２０には、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６と、が設けられている。
放射線検出器２０は、平板状で、かつ平面視において外縁に４辺を有する四辺形状、より具体的には、矩形状に形成されている。
ここで、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２の一部が放射線の照射状態を検出するために用いられており、残りの画素３２によって放射線画像の撮影を行う。なお、以下では、放射線の照射状態を検出するための画素３２を放射線検出用画素３２Ａといい、残りの画素３２を放射線画像取得用画素３２Ｂという。
本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２における放射線検出用画素３２Ａを除いた放射線画像取得用画素３２Ｂにより放射線画像の撮影を行うため、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を得ることができない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、放射線検出用画素３２Ａを分散するように配置する一方、コンソール１１０により、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を、当該放射線検出用画素３２Ａの周囲に位置する放射線画像取得用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間することにより生成する欠陥画素補正処理を実行する。
また、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、放射線検出用画素３２Ａを、撮影対象部位が配置されず、非存在領域（素抜け領域）となる頻度が高い領域ほど密度が高くなるように撮影領域に配置する。
そして、放射線の照射状態を検出するべく、本実施の形態に係る電子カセッテ４０には、放射線源１２１からの放射線Ｘの照射量を示す情報（以下、「放射線量情報」という。）を取得する放射線量取得機能が設けられている。
このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０には、図５に示すように、放射線検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部が接続された、当該コンデンサ９に蓄積された電荷を直接読み出すための直接読出配線３８が、放射線検出用画素３２Ａの各々別に、上記一定方向（行方向）に延設されている。
次に、図６を参照して、本実施の形態に係る撮影システム１０４の電気系の要部構成について説明する。
同図に示すように、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に第１信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は第１信号処理部５４に接続されている。
また、筐体４１の内部には、画像メモリ５６と、カセッテ制御部５８と、無線通信部６０と、を備えている。
ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて第１信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
図示は省略するが、第１信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路およびサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
第１信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、第１信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。
画像メモリ５６はカセッテ制御部５８と接続されている。カセッテ制御部５８はマイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ（中央処理装置）５８Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）およびＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ５８Ｂ、フラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部５８Ｃを備えており、電子カセッテ４０全体の動作を制御する。
さらに、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線画像の撮影に関する制御を行うコンソール１１０などの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソール１１０等との間で各種情報の送受信が可能とされている。
また、電子カセッテ４０には電源部７０が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、第１信号処理部５４、画像メモリ５６、無線通信部６０、カセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ等）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０の可搬性を損なわないように、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図６では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。
また、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、前述した放射線量取得機能を実現するために、ＴＦＴ基板３０を隔ててゲート線ドライバ５２の反対側に第２信号処理部５５が配置されており、ＴＦＴ基板３０の個々の直接読出配線３８は第２信号処理部５５に接続されている。
ここで、本実施の形態に係る第２信号処理部５５の構成について説明する。図７には、本実施の形態に係る第２信号処理部５５の構成を示す回路図が示されている。
同図に示すように、本実施の形態に係る第２信号処理部５５は、直接読出配線３８の各々に対応して、可変ゲインプリアンプ（チャージアンプ）９２と、低域通過周波数が切り換え可能とされたＬＰＦ（低域通過フィルタ）９６と、サンプルタイミングが設定可能とされたサンプルホールド回路９７と、が備えられている。
可変ゲインプリアンプ９２は、正入力側が接地されたオペアンプ９２Ａと、オペアンプ９２Ａの負入力側と出力側との間に、それぞれ並列に接続されるコンデンサ９２Ｂと、スイッチ９２Ｅおよびコンデンサ９２Ｃと、リセットスイッチ９２Ｆとを含んで構成され、スイッチ９２Ｅおよびリセットスイッチ９２Ｆは、カセッテ制御部５８により切り換えられる。
また、ＬＰＦ９６は、抵抗器９６Ａと、抵抗器９６Ｂと、コンデンサ９６Ｃと、抵抗器９６Ａを短絡するスイッチ９６Ｅとを含んで構成され、スイッチ９６Ｅも、カセッテ制御部５８により切り換えられる。さらに、サンプルホールド回路９７のサンプルタイミングも、カセッテ制御部５８により切り換えられる。
一方、本実施の形態に係る第２信号処理部５５は、各々単一のマルチプレクサ９８およびＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器９９が備えられている。なお、マルチプレクサ９８に設けられたスイッチ９８Ａによる選択出力も、カセッテ制御部５８により切り換えられる。
直接読出配線３８の各々は、対応する可変ゲインプリアンプ９２の入力端（オペアンプ９２Ａの負入力端）に接続され、可変ゲインプリアンプ９２の出力端は、対応するＬＰＦ９６の入力端に接続され、ＬＰＦ９６の出力端は、対応するサンプルホールド回路９７の入力端に接続される。
そして、サンプルホールド回路９７の各々の出力端は、マルチプレクサ９８のスイッチ９８Ａに１対１で接続され、マルチプレクサ９８のスイッチ９８Ａの出力端は、カセッテ制御部５８に接続されたＡ／Ｄ変換器９９の入力端に接続されている。
放射線量取得機能を働かせる際に、カセッテ制御部５８は、まず、可変ゲインプリアンプ９２のスイッチ９２Ｅおよびリセットスイッチ９２Ｆをオン状態とすることにより、コンデンサ９２Ｂおよびコンデンサ９２Ｃに蓄積されていた電荷を放電する。
次に、カセッテ制御部５８は、可変ゲインプリアンプ９２のリセットスイッチ９２Ｆをオフ状態とした後にスイッチ９２Ｅのオン／オフ状態の設定によって可変ゲインプリアンプ９２による増幅率を設定すると共に、ＬＰＦ９６のスイッチ９６Ｅのオン／オフ状態の設定によってＬＰＦ９６による低域通過周波数を設定する。
一方、放射線Ｘが照射されることによって放射線検出用画素３２Ａの各々のコンデンサ９に蓄積された電荷は電気信号として接続されている直接読出配線３８を伝送され、直接読出配線３８を伝送された電気信号は、可変ゲインプリアンプ９２により、カセッテ制御部５８によって設定された増幅率で増幅された後に、ＬＰＦ９６により、カセッテ制御部５８によって設定された低域通過周波数でフィルタリング処理が施される。
一方、カセッテ制御部５８は、上記増幅率および低域通過周波数の設定の後、サンプルホールド回路９７を所定期間駆動させることより、サンプルホールド回路９７に上記フィルタリング処理が施された電気信号の信号レベルを保持させる。
サンプルホールド回路９７に保持された信号レベルは、カセッテ制御部５８による制御に応じてマルチプレクサ９８により順次選択され、Ａ／Ｄ変換器９９によってＡ／Ｄ変換された後、これによって得られたデジタルデータがカセッテ制御部５８に出力される。なお、Ａ／Ｄ変換器９９から出力されたデジタルデータは放射線検出用画素３２Ａに対して上記所定期間に照射された放射線量を示すものであり、前述した放射線量情報を作成する際に用いられる。
そして、カセッテ制御部５８では、Ａ／Ｄ変換器９９から入力された、放射線検出用画素３２Ａの各々に対応するデジタルデータをメモリ５８ＢにおけるＲＡＭの予め定められた領域に記憶する。
また、カセッテ制御部５８は、上述の放射線量取得機能によって作成された放射線量情報に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判断する放射線検出判断機能を有する。ここで、当該放射線検出判断機能について説明する。図８は、本発明の実施の形態に係るカセッテ制御部５８の放射線検出判断機能の概略構成を示す機能ブロック図である。なお、図８に示す放射線検出判断機能は、論理回路等のハードウエア構成で実現するようにしてもよいし、プログラム等のソフトウエア構成で実現するようにしてもよい。
カセッテ制御部５８は、図８に示すように、検出用データ取得部２００、フレームメモリ２０２、平均値算出部２０４、差分算出部２０６、閾値設定部２０８、及び放射線検出判定部２１０の機能を備えている。
検出用データ取得部２００では、放射線検出用画素３２Ａから第２信号処理部５５を介して得られる検出用データ（デジタルデータ）が取得され、取得した検出用データがフレームメモリ２０２に記憶されると共に、差分算出部２０６へ出力される。なお、図８では第２信号処理部５５を省略して示している。
フレームメモリ２０２は、数フレーム（本実施の形態では、４フレーム）分の検出用データが格納可能とされ、新しいフレームの検出用データが順次上書きされるようになっている。また、フレームメモリ２０２は、記憶された４フレーム分の検出用データを平均値算出部２０４へ出力する。
平均値算出部２０４では、直近の数フレーム（本実施の形態では、４フレーム）の検出用データの平均値を算出することにより数フレームの検出用データを平均化する。換言すれば、平均値算出部２０４では、数フレームの移動平均を算出する。
差分算出部２０６は、検出用データ取得部２００によって取得された最新の検出用データと、フレームメモリ２０２に格納され、平均値算出部２０４によって算出された直近の数フレームの検出用データの平均値との差分が算出される。これによって暗電流補正が行われる。
閾値設定部２０８は、平均値算出部２０４で平均値を算出する際のフレーム数に応じて予め定めた閾値を有しており、平均値を算出する際の対象フレーム数に応じた閾値値を設定する。本実施の形態では、具体的には、平均値算出部２０４で平均値を算出する際のフレーム数が１フレームの場合の第１閾値、２フレームの場合の第２閾値、３フレームの場合の第３閾値、４フレームの場合の第４閾値の４つの閾値を有しており、平均値算出時の対象フレーム数に応じて対応する閾値を設定するようになっている。なお、第１閾値＞第２閾値＞第３閾値＞第４閾値とされ、平均値を算出する際の対象フレーム数が多くなるに従って小さい閾値とされ、４フレーム以降は第４閾値で固定される。なお、暗電流が安定したフレームにおける閾値よりも暗電流が安定する以前のフレーム（例えば、初期の数フレーム）の閾値を大きい値に設定するようにしてもよい。
そして、放射線検出判定部２１０は、差分算出部２０６の算出結果が閾値設定部２０８によって設定された閾値を超えるか否かを判定することにより、放射線の照射を判断する。すなわち、差分算出部２０６の算出結果が閾値設定部２０８によって設定された閾値を超える場合に放射線が照射されたと判断する。
一方、図６に示すように、コンソール１１０は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１１１と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１１２と、を備えている。
また、本実施の形態に係るコンソール１１０は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１１３と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１１４と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１１５と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）１１６と、ディスプレイ１１１への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１７と、操作パネル１１２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１８と、を備えている。また、コンソール１１０は、無線通信により、放射線発生装置１２０との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行うと共に、電子カセッテ４０との間で画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１９を備えている。
ＣＰＵ１１３、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６、ディスプレイドライバ１１７、操作入力検出部１１８、および無線通信部１１９は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１１３は、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１７を介したディスプレイ１１１への各種情報の表示の制御、および無線通信部１１９を介した放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１１３は、操作入力検出部１１８を介して操作パネル１１２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
一方、放射線発生装置１２０は、放射線源１２１と、光源１２５と、コンソール１１０との間で曝射条件等の各種情報を送受信する無線通信部１２３と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１を制御すると共に、光源１２５による発光状態を制御する制御部１２２と、を備えている。
制御部１２２もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール１１０から受信する曝射条件には管電圧、管電流等の情報が含まれている。制御部１２２は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１から放射線Ｘを照射させると共に、放射線源１２１からの放射線Ｘの照射に先立って、放射線Ｘの照射野に対して被検者の位置決め用の可視光を照射させる。
次に、本実施の形態に係る撮影システム１０４の作用を説明する。
まず、図９を参照して、放射線画像の撮影を行う際のコンソール１１０の作用を説明する。なお、図９は、操作パネル１１２を介して実行する旨の指示入力が行われた際にコンソール１１０のＣＰＵ１１３によって実行される放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはＲＯＭ１１４の所定領域に予め記憶されている。
同図のステップ３００では、予め定められた初期情報入力画面をディスプレイ１１１により表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御し、次のステップ３０２にて所定情報の入力待ちを行う。
図１０には、上記ステップ３００の処理によってディスプレイ１１１により表示される初期情報入力画面の一例が示されている。同図に示すように、本実施の形態に係る初期情報入力画面では、これから放射線画像の撮影を行う被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および撮影時の放射線Ｘの曝射条件（本実施の形態では、放射線Ｘを曝射する際の管電圧および管電流）の入力を促すメッセージと、これらの情報の入力領域が表示される。
同図に示す初期情報入力画面がディスプレイ１１１に表示されると、撮影者は、撮影対象とする被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および曝射条件を、各々対応する入力領域に操作パネル１１２を介して入力する。
そして、撮影者は、被検者と共に放射線撮影室１８０に入室し、撮影時の姿勢が立位または臥位である場合は、対応する立位台１６０の保持部１６２または臥位台１６４の保持部１６６に電子カセッテ４０を保持させると共に放射線源１２１を対応する位置に位置決めした後、被検者を所定の撮影位置に位置（ポジショニング）させる。これに対し、撮影対象部位が腕部、脚部等の電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態で放射線画像の撮影を行う場合に、撮影者は、当該撮影対象部位を撮影可能な状態に被検者、電子カセッテ４０、および放射線源１２１を位置決め（ポジショニング）する。
その後、撮影者は、放射線撮影室１８０を退室し、上記初期情報入力画面の下端近傍に表示されている終了ボタンを、操作パネル１１２を介して指定する。撮影者によって終了ボタンが指定されると、上記ステップ３０２が肯定判定となってステップ３０４に移行する。
ステップ３０４では、上記初期情報入力画面において入力された情報（以下、「初期情報」という。）を電子カセッテ４０に無線通信部１１９を介して送信した後、次のステップ３０６にて、上記初期情報に含まれる曝射条件を放射線発生装置１２０へ無線通信部１１９を介して送信することにより当該曝射条件を設定する。これに応じて放射線発生装置１２０の制御部１２２は、受信した曝射条件での曝射準備を行う。
次のステップ３０８では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０へ無線通信部１１９を介して送信する。
これに応じて、放射線源１２１は、放射線発生装置１２０がコンソール１１０から受信した曝射条件に応じた管電圧および管電流での放射線Ｘの射出を開始する。放射線源１２１から射出された放射線Ｘは、被検者を透過した後に電子カセッテ４０に到達する。
一方、電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８は、上記曝射開始を指示する指示情報を受信すると、前述した放射線量取得機能によって放射線量情報を作成（詳細は後述する。）し、作成した放射線量情報により示される放射線量が、放射線の照射が開始されたことを検出するための値として予め定められた閾値以上となるまで待機する。次いで、電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影動作を開始した後、放射線Ｘの曝射の停止を指示する曝射停止情報をコンソール１１０に送信する。
そこで、次のステップ３１０では、上記曝射停止情報の受信待ちを行い、次のステップ３１２にて、放射線Ｘの曝射の停止を指示する指示情報を放射線発生装置１２０に無線通信部１１９を介して送信する。これに応じて、放射線源１２１からの放射線Ｘの曝射が停止される。
一方、電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影動作を停止すると、当該撮影によって得られた画像データをコンソール１１０に送信する。
そこで、次のステップ３１４では、上記画像データが電子カセッテ４０から受信されるまで待機し、次のステップ３１６にて、受信した画像データに対し、前述した欠陥画素補正処理を施した後、シェーディング補正等の各種の補正を行う画像処理を実行する。
次のステップ３１８では、上記画像処理が行われた画像データ（以下、「補正画像データ」という。）をＨＤＤ１１６に記憶し、次のステップ３２０にて、補正画像データにより示される放射線画像を、確認等を行うためにディスプレイ１１１によって表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御する。
次のステップ３２２では、補正画像データをＲＩＳサーバ１５０へ病院内ネットワーク１０２を介して送信し、その後に本放射線画像撮影処理プログラムを終了する。なお、ＲＩＳサーバ１５０へ送信された補正画像データはデータベース１５０Ａに格納され、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。
次に、図１１を参照して、コンソール１１０から上記初期情報を受信した際の電子カセッテ４０の作用を説明する。なお、図１１は、この際に電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８におけるＣＰＵ５８Ａにより実行されるカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはメモリ５８Ｂの所定領域に予め記憶されている。
同図のステップ４００では、コンソール１１０からの前述した曝射開始を指示する指示情報の受信待ちを行い、次のステップ４０２では、検出用データ取得部２００で取得するフレーム数を表すｎを初期化する。
次に、ステップ４０４では、放射線検出用画素３２Ａの薄膜トランジスタ１０をオン状態とするようにゲート線ドライバ５２を制御することにより、検出用データ取得部２００の機能によりｎフレーム目の放射線検出用画素３２Ａの検出結果を取得して、次のステップ４０６でフレームメモリ２０２に記憶する。
ステップ４０８では、（ｎ−１）〜（ｎ−４）フレームの平均値を平均値算出部２０４の機能により算出する。本実施の形態では、過去に撮影した直近の４フレームの移動平均を算出するが、４フレームに限るものではない。なお、撮影開始後、１〜３フレーム目までは４フレームに満たないが、フレームメモリ２０２に記憶されたフレーム数を対象として平均値を算出する。
次にステップ４１０では、算出した平均値と取得したｎフレーム目の検出用データとの差分を差分算出部２０６の機能によって算出することにより、上述の放射線量情報を作成する。これによって、暗電流を補正した放射線量を表す信号を得ることができる。
続いてステップ４１２では、閾値設定処理が行われる。閾値設定処理は、平均値算出部２０４の機能により平均値を算出する際の対象フレーム数が多くなるほど小さい閾値になるように設定する。具体的には、図１２に示すように、平均値を算出する際の対象フレームが１フレームの場合（１フレーム目の場合）には、暗電流が残る可能性が高いので、残留暗電流を考慮した予め定めた第１閾値を設定し、対象フレームが２フレームの場合（２フレーム目の場合）には、１フレームより残留暗電流が小さくなるので第１閾値より小さい第２閾値を設定し、対象フレームが３フレームの場合（３フレーム目の場合）には、残留暗電流がさらに小さくなるので第２閾値より小さい第３閾値を設定し、対象フレームが４フレームの場合（４フレーム目以降の場合）には、残留暗電流がさらに小さくなるので第３閾値より小さい第４閾値を設定する。そして、以降のフレームでは、４フレームの移動平均を算出することにより暗電流が収束するものとして第４閾値に固定する。
閾値が設定されるとステップ４１４では、放射線検出判定部２１０の機能によって放射線量が設定された閾値以上であるか否かを判定し、否定判定となった場合はステップ４１６へ移行し、肯定判定となった場合は放射線源１２１からの放射線Ｘの曝射が開始されたものと見なしてステップ４１８へ移行する。
ステップ４１６では、ｎを１インクリメントしてｎ＋１としてステップ４０４へ戻って、放射線Ｘの曝射が開始されたと見なすまで上述の処理を繰り返す。
一方、ステップ４１８では、放射線検出器２０の各画素３２におけるコンデンサ９に蓄積された電荷を放電させた後に、当該コンデンサ９への電荷の蓄積を再び開始することにより、放射線画像の撮影動作を開始する。
次のステップ４２０では、撮影対象部位や撮影条件等に応じて、適切な撮影期間として予め定められた期間の経過待ちを行い、次のステップ４２２では、上記ステップ４１８の処理によって開始した撮影動作を停止し、次のステップ４２４にて、前述した曝射停止情報をコンソール１１０に無線通信部６０を介して送信する。
次のステップ４２６では、ゲート線ドライバ５２を制御してゲート線ドライバ５２から１ラインずつ順に各ゲート配線３４にオン信号を出力させ、各ゲート配線３４に接続された各薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンさせる。
放射線検出器２０は、各ゲート配線３４に接続された各薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各コンデンサ９に蓄積された電荷が電気信号として各信号配線３６に流れ出す。各信号配線３６に流れ出した電気信号は信号処理部５４でデジタルの画像データに変換されて、画像メモリ５６に記憶される。
そこで、本ステップ４２６では、画像メモリ５６に記憶された画像データを読み出し、次のステップ４２８にて、読み出した画像データをコンソール１１０に無線通信部６０を介して送信した後、本カセッテ撮影処理プログラムを終了する。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。
ここで、放射線検出器２０は、図１３に示すように、シンチレータ８が形成された側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の裏面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式とされた場合、シンチレータ８の同図上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板３０側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の表面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる表面読取方式とされた場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線がシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８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２０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３０に対するシンチレータ８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。
また、放射線検出器２０は、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。表面読取方式では、放射線がＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線の減衰を少なく抑えることができるため、表面読取方式に適している。
また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。
以上詳細に説明したように、本実施の形態では、直近の数フレームの移動平均を算出して、最新フレームと算出した平均値との差分を算出することにより暗電流補正する。これにより、１フレームに以上があったとしても複数フレームの平均値を算出するので、暗電流のノイズを平均化して除去することができ、効率的な暗電流補正が可能となる。
また、本実施の形態では、移動平均を算出する際の平均算出対象としたフレーム数に応じて閾値を設定して、放射線の照射開始を判断する。これにより、１フレーム取得できたところから放射線の照射開始の検出を行うことが可能となる。
また、本実施の形態では、最初の数フレームは、暗電流ノイズが大きくなり、フレーム数が多くなるほど、暗電流ノイズが小さくなるので、移動平均を算出する際の対象フレーム数が多くなるほど小さい閾値に設定することにより、閾値を段階的に変更しない場合に比べて、最初の数フレームの放射線の照射開始検出精度を向上することができる。
さらに、本実施の形態では、移動平均を算出する際の対象フレーム数を予め定めたフレーム数以降は、直近の数フレームにすることにより、移動平均を算出する際の処理負荷が上がることなく、安定した暗電流補正が可能となる。
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
また、上記の実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
例えば、上記の実施の形態では、放射線検出用画素３２Ａの薄膜トランジスタ１０をオン状態とするようにゲート線ドライバ５２を制御することにより、放射線検出用画素の信号を取得するようにしたが、専用の放射線検出センサ等を設ける構成としてもよいし、図１４に示すように、放射線検出用画素３２Ａについてはソースとドレイン間を短絡する構成としてもよい。図１４に示す構成の場合、放射線検出用画素３２Ａでは、コンデンサ９に蓄積された電荷が薄膜トランジスタ１０のスイッチング状態にかかわらず信号配線３６に流れ出す。
図１４の場合では、画素３２における放射線検出用画素３２Ａを除いた放射線画像撮影用画素３２Ｂにより放射線画像の撮影を行うため、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を得ることができない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、放射線検出用画素３２Ａを分散するように配置する一方、コンソール１１０により、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を、当該放射線検出用画素３２Ａの周囲に位置する放射線画像撮影用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間することにより生成する欠陥画素補正処理を実行する。
また、上記の実施の形態では、平均値算出部２０４で直近の数フレームの移動平均を算出するようにしたが、移動平均ではなく、相加平均や加重平均等の他の平均値を算出するようにしてもよい。
また、上記の実施の形態では、最新の検出用データと、直近の数フレームの検出用データの平均値との差分を算出することにより、暗電流補正を行うようにしたが、差分ではなく、差分の代わりに比を求めるようにしてもよい。
なお、上記の実施の形態における各フローチャートで示した処理は、ハードウエアで行う処理としてもよいし、プログラムとしてソフトウエアで行う処理としてもよい。また、プログラムとしてソフトウエアで行う場合には、各種記憶媒体に記憶して流通可能なようにしてもよい。
２０ 放射線検出器
３２ 画素
３２Ａ 放射線検出用画素
３２Ｂ 放射線画像取得用画素
４０ 電子カセッテ
５８ カセッテ制御部
２００ 検出用データ取得部
２０２ フレームメモリ
２０４ 平均値算出部
２０６ 差分算出部
２０８ 閾値設定部
２１０ 放射線検出判定部

Claims (10)

  1. 放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得手段と、
    前記取得手段によって過去に取得された複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化手段と、
    前記取得手段によって取得された前記検出部の最新の検出結果と前記平均化手段の平均化結果との差分又は比を算出する算出手段と、
    前記算出手段の算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定手段と、
    前記平均化手段により平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定手段の判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定手段と、
    を備え、
    前記判定手段が、前記算出手段によって算出された値が前記設定手段によって設定された閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する放射線照射開始判定装置。
  2. 前記平均化手段は、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化する請求項１に記載の放射線照射開始判定装置。
  3. 前記検出部は、各々照射された放射線に応じた電荷を読み出す際にオン状態とされるスイッチング素子を有して被写体の放射線画像を撮影する複数の放射線画像撮影用画素、並びに各々前記スイッチング素子を有して放射線の照射状態を検出する複数の放射線検出用画素が各々配置された放射線検出器における前記放射線検出用画素である請求項１又は請求項２に記載の放射線照射開始判定装置。
  4. 前記放射線検出用画素は、放射線に応じた電荷を発生する発生部と、スイッチング端子間が短絡された前記スイッチング素子とを含む請求項３に記載の放射線照射開始判定装置。
  5. 請求項１〜４の何れか１項に記載の放射線照射開始判定装置を備えた放射線画像撮影装置。
  6. 請求項１〜４の何れか１項に記載の放射線照射開始判定装置を備えた放射線画像撮影制御装置。
  7. 放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得ステップと、
    前記取得ステップで過去に取得した複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化ステップと、
    前記取得ステップで取得した前記検出部の最新の検出結果と前記平均化ステップにおける平均化結果との差分又は比を算出する算出ステップと、
    前記算出ステップにおける算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定ステップと、
    前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップと、
    を含み、
    前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する放射線照射開始判定方法。
  8. 前記平均化ステップは、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化する請求項７に記載の放射線照射開始判定方法。
  9. 放射線を検出する検出部よりフレーム毎に検出結果を取得する取得ステップと、
    前記取得ステップで過去に取得した複数フレームの前記検出部の検出結果を平均化する平均化ステップと、
    前記取得ステップで取得した前記検出部の最新の検出結果と前記平均化ステップにおける平均化結果との差分又は比を算出する算出ステップと、
    前記算出ステップにおける算出結果に基づいて、放射線の照射が開始されたか否かを判定する判定ステップと、
    前記平均化ステップにより平均化対象とするフレーム数が多いほど、前記判定ステップの判定を行うための閾値を小さい値に設定する設定ステップと、
    を含み、
    前記判定ステップが、前記算出ステップで算出した値が前記設定ステップで設定した閾値以上となった場合に放射線の照射が開始されたと判定する処理をコンピュータに実行させるための放射線照射開始判定プログラム。
  10. 前記平均化ステップは、直近の予め定めたフレーム数の信号を平均化する請求項９に記載の放射線照射開始判定プログラム。
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