JP5764468B2 - 放射線画像検出装置、及び放射線画像撮影システム - Google Patents

Description

この発明は、人体を透過した放射線を検出する放射線画像検出装置、及び放射線画像撮影システムに関する。

医療分野においては、人体を透過した放射線の強度を検出することで人体内部の撮像を行うＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の可搬性の放射線画像検出装置が用いられている。このＦＰＤ（以下、電子カセッテともいう。）は患者をベッド等に乗せたまま撮像することができ、電子カセッテの位置を変更することにより撮像箇所も調整することができるため、動けない患者に対しても柔軟に対処することができる。

この場合、放射線画像検出装置として、照射された放射線により光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像検出装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換された電磁波によりフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像検出装置が種々開発されている。

これらの放射線画像検出装置では、通常、ガラス基板あるいはフレキシブル基板等の基板上に複数の走査線と複数の信号線とが互いに交差するように配設され、走査線や信号線で区画された基板上の各領域に光電変換素子を設け、放射線や放射線から変換された電磁波の照射により各光電変換素子に蓄積された電荷を、信号線を介して取り出すことで、各光電変換素子すなわち各画素の電気信号を読み出すようになっている。

しかし、このようなＦＰＤ型の放射線画像検出装置では、照射される放射線の線量が低い場合から高い場合までをカバーするような広いダイナミックレンジを確保しようとすると、電気信号の増幅回路や他の電気回路素子が熱雑音やショット雑音等のノイズを発生させてしまうため、特に低線量域でＳＮ比が低下して、得られた放射線画像の画質が低下するという問題があった。

特許文献１に、この問題を解決しようとする技術が開示されている。この技術では、前記光電変換素子にバイアスをかけるバイアス線に前記光電変換素子から流れるバイアス電流量が放射線の線量に応じて変化することに着目し、放射線の線量を算出し、算出した放射線の線量に基づいて、光電変換素子からの電気信号の読み出し時における増幅回路のゲインを設定するように構成している。

また、特許文献２には、検出部を複数の領域から構成し、領域毎にバイアス線を流れる電流を検出する特許文献１に係る電流検出手段を設け、放射線の照射を検出しない領域では画像データの読出を行わないようにして、画像データの送信時間の短縮化を図ることができる放射線画像撮影システムが提案されている。

特開２００９−２１９５３８号公報（［００３８］、［００３９］、［００７３］、［００７９］、図６、図７） 特開２０１０−２１２９２５号公報（[００４３]、［０１１９］、図７）

特許文献１及び特許文献２では、前記のバイアス電流量を算出する際、バイアス電流がμＡオーダーの微弱な値であるため、各光電変換素子の各バイアス電流が流れるバイアス線を合成し、合成した結線に直列に抵抗値が１００［ｋΩ］や１［ＭΩ］等の大きな抵抗器を挿入し、挿入した抵抗器の両端子間に発生する電圧を差動アンプにより測定する構成とされている。

しかしながら、光電変換素子の受光感度（以下、単に感度という。）は、バイアス電圧により変化する。このため、例えば、放射線照射量の増減に伴いバイアス電流量が増減すると前記抵抗器の両端子間に発生する電圧降下が増減することから、この電圧降下の増減に伴い、実質的に光電変換素子に印加されるバイアス電圧が増減し、結局、光電変換素子の受光感度が増減することから、その分、画質が劣化する。なお、バイアス電流量が増加すると電圧降下が増加するので、バイアス電圧が減少し、受光感度が下がる、一方、バイアス電流量が減少すると電圧降下も減少するので、バイアス電圧が増加し、受光感度が上がる。

この発明は、このような従来技術の問題点を考慮してなされたものであり、放射線の線量に応じて光電変換素子に流れるバイアス電流量が増減しても光電変換素子の受光感度が増減しないようにすることを可能とする放射線画像検出装置、及び画質の劣化が抑制された放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。

この項では、理解の容易化のために添付図面中の符号を付けて説明する。したがって、この項に記載した内容がその符号を付けたものに限定して解釈されるものではない。

請求項１記載の発明に係る放射線画像検出装置は、例えば、図１、図４に示すように、放射線（１６）の照射により電荷を発生させる複数の光電変換素子（４８）と、前記各光電変換素子（４８）にバイアス電圧（Ｖｂｉａｓ）を供給するバイアス線（５８）と、前記バイアス線（５８）を介して前記光電変換素子（４８）に前記バイアス電圧（Ｖｂｉａｓ）を印加する電源（６４）と、前記バイアス線（５８）を流れるバイアス電流（Ｉ１）を検出する電流検出手段（６２）と、信号線（５２）を通じて前記光電変換素子（４８）から前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線（１６）の照射時に前記電流検出手段（６２）で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される増幅回路（７０）を含む読出回路（６８）と、を備える放射画像検出装置（２０）であって、前記電流検出手段（６２）は、前記光電変換素子（４８）に接続された前記バイアス線（５８）と前記電源（６４）との間に接続されるカレントミラー回路（１００）を含んで構成されることを特徴とする。

請求項２記載の発明に係る放射線画像検出装置は、例えば、図１、図１３に示されるように、複数の領域（Ａ、Ｂ）から構成され、照射された放射線（１６）の線量に応じて電荷を発生させる複数の光電変換素子（４８）が二次元状に配列された検出部（Ｐ）と、前記各光電変換素子（４８）にバイアス線（９２、９４）を介してバイアス電圧（Ｖｂｉａｓ）を印加する電源（６４）と、前記領域（Ａ、Ｂ）毎に、前記バイアス線（９２、９４）を流れる電流を検出する電流検出手段（６２Ａ、６２Ｂ）と、前記領域（Ａ、Ｂ）毎に、前記各光電変換素子（４８）内で発生し蓄積された電荷を読み出して電気信号に変換する読出回路（６８Ａ、６８Ｂ）と、前記電流検出手段（６２Ａ、６２Ｂ）により検出される前記バイアス線（９２、９４）を流れる前記電流の増加に基づいて、前記放射線（１６）の照射の開始を前記領域（Ａ、Ｂ）毎に検出し、前記放射線（１６）の照射を検出した前記領域（Ａ、Ｂ）の前記電気信号のみを読み出すよう前記読出回路（６８Ａ、６８Ｂ）を制御する制御手段（６６）と、を備える放射線画像検出装置（２０Ａ）であって、前記電流検出手段（６２Ａ、６２Ｂ）は、前記光電変換素子（４８）に接続された前記バイアス線（９２、９４）と前記電源（６４）との間に接続されるカレントミラー回路（１００）を含んで構成されることを特徴とする。

この場合、請求項３に係る発明は、例えば、図７に示すように、前記カレントミラー回路（１００）は、前記光電変換素子（４８）に接続され入力側電流が流れる入力側素子と、前記入力側素子に流れる電流をミラーして出力側電流を流す出力側素子とを備え、前記出力側素子が並列に接続されて多連型カレントミラー回路（１００ａ）とされていることを特徴とする。

また、請求項４に係る発明は、例えば、図５に示すように、前記カレントミラー回路（１００）は、前記光電変換素子（４８）に接続され入力側電流が流れる入力側ＭＯＳＦＥＴ（１０４）と、前記入力側ＭＯＳＦＥＴ（１０４）に流れる電流をミラーして出力側電流を流す出力側ＭＯＳＦＥＴ（１０６）とを備え、前記入力側ＭＯＳＦＥＴ（１０４）のチャネル幅／チャネル長の値よりも、前記出力側ＭＯＳＦＥＴ（１０６）のチャネル幅／チャネル長の値が大きく形成されていることを特徴とする。

さらに、請求項５に係る発明は、前記カレントミラー回路（１００）は、前記光電変換素子（４８）と同一基板上に配設されていることを特徴とする。

さらにまた、請求項６に係る発明は、前記カレントミラー回路（１００）は、集積回路として形成されていることを特徴とする。

さらにまた、請求項７に係る発明は、例えば、図５に示すように、前記電流検出手段（６２）は、前記カレントミラー回路（１００）と、前記カレントミラー回路（１００）に接続される電流・電圧変換回路（１０２）とを備え、前記カレントミラー回路（１００）と前記電流・電圧変換回路（１０２）とは、一つの集積回路として形成されていることを特徴とする。

さらにまた、請求項８に係る発明は、例えば、図５、図６Ｂに示すように、前記電流・電圧変換回路（１０２）は、オペアンプ（１０８）とこのオペアンプ（１０８）の入出力端に接続された抵抗器（１１０）とを含む電流・電圧変換回路（１０２）、又はオペアンプ（１０８）とこのオペアンプ（１０８）の入出力端に接続されたコンデンサ（１１４）とを含むチャージアンプ（１０２ｂ）として構成されていることを特徴とする。

また、請求項９に係る発明は、例えば、図１１に示すように、前記制御手段（６６）は、前記電流検出手段（６２）により検出された前記バイアス線（５６、８８、９０）を流れる電流の増加及び減少に基づいて前記放射線（１６）の照射の開始及び／又は終了を検出することを特徴とする。

請求項１０記載の発明に係る放射線画像撮影システムは、例えば、図１、図４、図１３に示すように、放射線画像検出装置（２０、２０Ａ）と、前記電気信号の読み出し時に、前記放射線画像検出装置（２０、２０Ａ）から出力されてきた前記各光電変換素子（４８）から読み出され増幅された各電気信号に基づいて放射線画像を形成する画像処理装置（２４）と、を備えることを特徴とする。

この場合、請求項１１に係る発明は、例えば、図１、図４、図１３に示すように、前記放射線画像検出装置（２０、２０Ａ）と前記画像処理装置（２４）とは無線接続により接続されることを特徴とする。

この発明によれば、光電変換素子のバイアス電流を検出する電流検出手段としてカレントミラー回路を用いるようにした。照射される放射線量の増減に応じて検出電流であるバイアス電流量が増減しても、カレントミラー回路の入力側（ダイオード接続側）の電圧は、ほとんど変化しないので、放射線の照射中、光電変換素子に対するバイアス電圧が略一定に保持され、光電変換素子の受光感度が増減しない。すなわち、放射線の線量に応じて光電変換素子に流れるバイアス電流量が増減しても、受光感度が増減しないので、放射線画像の画質が劣化することがない。

この実施形態に係る放射線画像撮影システムの構成図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置を示す一部破断斜視図である。 図２の基板上の小領域に形成された光電変換素子と薄膜トランジスタ等の構成を示す拡大図である。 この実施形態に係る放射線画像撮影システムの回路図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置の１画素分についての回路図である。 図６Ａは、ノイズフィルタリング機能を持たせたＩＶ変換回路の回路図である。図６Ｂは、チャージアンプ構成のＩＶ変換回路の回路図である。 多連型構成のカレントミラー回路の回路図である。 カスコード型のカレントミラー回路の回路図である。 ウイルソン型のカレントミラー回路の回路図である。 この実施形態に係る放射線画像検出装置の制御手段により実施されるフローチャートである。 電流検出手段で電流から変換され出力される電圧値の時間変化の一例を表すグラフである。 増幅回路から出力される電圧値の時間変化の一例を表すグラフである。 他の実施形態に係る放射線画像撮影システムの回路図である。 図１４Ａは縦方向に分割した検出部の模式図である。図１４Ｂは、マトリクス状に分割した検出部の模式図である。図１４Ｃは、中央部の領域と、その周囲を取り囲む領域に分割した検出部の模式図である。図１４Ｄは、両肺部領域と腹部領域のみからなる検出部の模式図である。図１４Ｅは、中央部の４領域と周囲の４領域に分割した検出部の模式図である。 他の実施形態に係る放射線画像検出装置の制御手段により実施されるフローチャートである。 放射線画像検出装置の変形例の説明に供される放射線画像撮影システムの回路図である。

以下、この発明に係る放射線画像検出装置及び放射線画像撮影システムについて、好適な実施形態を掲げ、添付の図面を参照しながら詳細に説明する。

図１は、この実施形態の放射線画像撮影システム１０の構成図である。放射線画像撮影システム１０は、ベッド等の撮影台１２に横臥した被写体１４である患者に対して、放射線１６を照射する放射線装置１８と、被写体１４を透過した放射線１６を検出して放射線画像に変換する電子カセッテ（放射線画像検出装置）２０と、画像処理装置として機能するとともに放射線画像撮影システム１０全体を制御するシステムコントローラ２４と、医師又は技師等（以下、ユーザという）の入力操作を受け付けるコンソール２６と、撮影した放射線画像等を表示する表示装置２８とを備える。

システムコントローラ２４と、電子カセッテ２０と、表示装置２８との間には、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ Ｗｉｄｅ Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１．ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ、又は、ミリ波等を用いた無線通信により信号の送受信が行われる。なお、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよい。

システムコントローラ２４には、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する放射線科情報システム（ＲＩＳ）３０が接続され、ＲＩＳ３０には、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）３２が接続されている。

放射線装置１８は、放射線１６を照射する放射線源３４と、放射線源３４を制御する放射線制御装置３６と、放射線スイッチ３８とを備える。放射線源３４は、電子カセッテ２０に対して放射線１６を照射する。放射線源３４が照射する放射線１６は、Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線等であってもよい。放射線スイッチ３８は、２段階のストロークを持つように構成され、放射線制御装置３６は、放射線スイッチ３８がユーザによって半押されると放射線１６の照射準備を行い、全押されると放射線源３４から放射線１６を照射させる。放射線制御装置３６は、図示しない入力装置を有し、ユーザは、前記入力装置を操作することで、放射線１６の照射時間、管電圧、管電流等の値を設定することができる。放射線制御装置３６は、設定された照射時間等に基づいて、放射線源３４から放射線１６を照射させる。

図２は、図１に示す電子カセッテ２０の斜視図である。

この実施形態に係る電子カセッテ２０は、ケーシング４２内にシンチレータ４４や基板４６等が収納されたカセッテ型の装置として構成されている。

なお、この実施形態では、照射された放射線１６（図１参照）をシンチレータ４４で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換された電磁波により後述する光電変換素子４８で電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出装置について説明する。シンチレータ４４を用いず、照射された放射線１６により光電変換素子で直接電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる直接型の放射線画像検出装置にも同様に適用可能である。

ケーシング４２は、少なくとも放射線１６の照射を受ける側の面４２ａが放射線１６を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。ケーシング４２の内部には、シンチレータ４４や基板４６の他にも必要な部材や装置が内蔵されている。また、この実施形態では、例えばケーシング４２の側壁部に、無線によりシステムコントローラ２４との情報の送受信を行うための図示しないアンテナ装置が埋め込まれている。

シンチレータ４４は、基板４６の検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。シンチレータ４４は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線１６の入射を受けると３００〜８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光線を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。

基板４６はガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４６のシンチレータ４４に対向する側の面４６ａ上には、複数のゲート線（走査線）５０と複数の信号線５２とが互いに交差するように配設されている。基板４６の面４６ａ上の複数のゲート線５０と複数の信号線５２により区画された各小領域Ｒには、それぞれ光電変換素子４８がそれぞれ設けられている。また、光電変換素子４８が設けられた領域Ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示す領域が検出部Ｐとされている。

この実施形態では、光電変換素子４８としてｐｉｎ型のフォトダイオードが用いられているが、この他にも、フォトトランジスタ等を用いることも可能である。各光電変換素子４８は、図４に示すように、スイッチ素子である薄膜トランジスタ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｔｏｒ；ＴＦＴ）５４に接続されており、ＴＦＴ５４を介して信号線５２に接続されている。

基板４６の面４６ａ上に、ＡｌやＣｒ等からなるＴＦＴ５４のゲート電極（単に、ゲートともいう。）Ｇがゲート線５０と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極Ｇ上及び面４６ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層上のゲート電極Ｇの上方部分に、アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等からなる半導体層を介して、光電変換素子４８のカソード電極（単に、カソードともいう。）と接続されたソース電極（単に、ソースともいう。）Ｓと、信号線５２と一体的に形成されるドレイン電極（単に、ドレインともいう。）Ｄと、が積層されて形成されている。なお、光電変換素子４８やＴＦＴ５４の構造は、例えば、特許文献１の段落［００２４］〜［００３０］に示されるように公知であるので省略する。基板４６は、この実施形態ではガラス基板を用いているが、可撓性のある樹脂基板、いわゆるフレキシブル基板を用いることもできる。

光電変換素子４８のアノード電極の上面には、このアノード電極を介して光電変換素子４８に逆バイアス電圧を印加するためのバイアス線５６が接続されている。

この実施形態では、図４に示すように、それぞれ列状に配置された複数の光電変換素子４８に１本のバイアス線５６が接続されており、各バイアス線５６はそれぞれ信号線５２に平行に配設されている。また、各バイアス線５６は、基板４６の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線（バイアス線又は共通バイアス線ともいう。）５８に接続されている。バイアス線５６や結線５８は電気抵抗が小さい金属線で形成されている。

また、各ゲート線５０や各信号線５２、各バイアス線５６の結線５８は、それぞれ基板４６の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう。）６０に接続されている。各入出力端子６０には、基板４６上に形成乃至接続された駆動回路等が接続されている。

ここで、電子カセッテ２０の回路構成について説明する。図４はこの実施形態に係る電子カセッテ２０の等価回路図であり、図５はその中の基板４６の検出部Ｐを構成する１画素分についての等価回路図である。

上述したように、基板４６の検出部Ｐの各光電変換素子４８は、アノード電極がそれぞれバイアス線５６に接続されており、各バイアス線５６は１本の結線５８に接続されている。結線５８は電流検出手段（電流検出回路）６２を介してバイアス電源（単に、電源ともいう。）６４に接続されている。バイアス電源６４は、電流検出手段６２及び各バイアス線５６を介して各光電変換素子４８に逆方向にバイアス電圧（逆バイアス電圧）Ｖｂｉａｓを印加するようになっている。

なお、この実施形態では、ｐｉｎ型の光電変換素子４８のｐ層側にアノード電極を介してバイアス線５６が接続されているので、バイアス電源６４からは、光電変換素子４８のアノード電極にバイアス線５６を介して逆バイアス電圧として負の電圧（カソード電極よりも所定電圧以上低い電圧であればよい。）が印加されるようになっている。

また、光電変換素子４８のｐｉｎ型の積層順を逆に形成して（光電変換素子４８の極性が逆となるように形成して）カソード電極にバイアス線５６を接続する場合には、バイアス電源６４からはカソード電極に逆バイアス電圧として正の電圧（アノード電極よりも所定電圧以上高い電圧であればよい。）が印加される。その場合には、図４や図５における光電変換素子４８のバイアス電源６４に対する接続の向きが逆向きになる。

図４、図５に示すように、電流検出手段６２は、各バイアス線５６が接続された結線５８内を流れる電流を検出するようになっている。電流検出手段６２は、カレントミラー回路１００と、電流・電圧変換回路（ＩＶ変換回路）１０２とを含んで構成される。

カレントミラー回路１００は、図５に示すように、この実施形態では、ダイオード接続されたＭＯＳＦＥＴである入力側素子（ミラー元素子ともいう。）１０４と、ソース接地接続とされたＭＯＳＦＥＴである出力側素子（ミラー先素子ともいう。）１０６とから構成されている。相互のソース電極Ｓは、共通接続され直流電源でありバイアス電圧（電圧値）Ｖｂｉａｓのバイアス電源６４に接続されている。

入力側素子１０４の入力電流Ｉ１の電流検出端（ドレイン電極Ｄとゲート電極Ｇの接続点）に対して、結線５８、バイアス線５６を通じて光電変換素子４８が接続され、出力側素子１０６の出力電流（検出電流）Ｉ２の電流出力端（ドレイン電極Ｄ）にＩＶ変換回路１０２が接続される構成となっている。

ＩＶ変換回路１０２は、オペアンプ１０８と抵抗値Ｒの抵抗器１１０とにより構成されている。

カレントミラー回路１００では、入力側素子１０４と出力側素子１０６とが同一プロセスで制作されると、基本的には、バイアス電流（上記のように入力電流ともいう。）Ｉ１が出力電流Ｉ２に等しくなる（Ｉ１＝Ｉ２）。

その出力電流Ｉ２にＩＶ変換回路１０２の抵抗器１１０の抵抗値Ｒをかけた電圧がＡＤ変換器１１６の入力電圧の電圧値Ｖ（Ｖ＝Ｉ２×Ｒ）として得られるようになっている。ＡＤ変換器１１６によりデジタルデータとされたバイアス電流Ｉ１に対応する電圧値Ｖが制御手段６６に取り込まれる。制御手段６６は、バイアス電流Ｉ１が流れると直ちにバイアス電流Ｉ１（Ｉ１＝Ｉ２＝Ｖ／Ｒ）を取り込むことができる。

図６Ａに示すように、ＩＶ変換回路１０２は、抵抗器１１０に並列コンデンサ１１２を取り付けてノイズフィルタリング機能を持たせたＩＶ変換回路１０２ａのように構成を変更してもよい。また、図６Ｂに示すように、オペアンプ１０８に並列にコンデンサ１１４を取り付けてチャージアンプとしたＩＶ変換回路１０２ｂのように構成を変更してもよい。

図５に示すように、カレントミラー回路１００がＭＯＳＦＥＴで構成されている場合、入力側素子１０４のゲートソース間電圧Ｖｇｓ（＝ゲートドレイン間電圧Ｖｄｓ）は、簡易的には、次の（１）式で表される入力電流Ｉ１が流れるＶｇｓとされ、出力側素子１０６には、簡易的には、そのＶｇｓで、次の（２）式で表される出力電流Ｉ２が流れるようになる。
Ｉ１＝（１／２）・μ１・Ｃｏｘ１・（Ｗ１／Ｌ１）・（Ｖｇｓ−Ｖｔｈ１）
…（１）
Ｉ２＝（１／２）・μ２・Ｃｏｘ２・（Ｗ２／Ｌ２）・（Ｖｇｓ−Ｖｔｈ２）
…（２）

ここで、μ１、μ２は、移動度。Ｃｏｘ１、Ｃｏｘ２は、単位面積当たりの絶縁膜容量。Ｗ１、Ｗ２は、チャネル幅。Ｌ１、Ｌ２は、チャネル長。Ｖｔｈ１、Ｖｔｈ２は、閾値電圧である。なお、添字１は、入力側素子１０４の各物理量に対応し、添字２は、出力側素子１０６の各物理量に対応する。

入力側素子１０４及び出力側素子１０６のＭＯＳＦＥＴを同一プロセスで形成すれば、所定の物理量は、次の（３）式に示すようになる。
μ１＝μ２、Ｃｏｘ１＝Ｃｏｘ２、Ｖｔｈ１＝Ｖｔｈ２ …（３）

この場合、入力電流Ｉ１と出力電流Ｉ２との間では、次の（４）式に示す関係が得られることが分かる。
Ｉ２／Ｉ１＝（Ｗ２／Ｌ２）／（Ｗ１／Ｌ１） …（４）

よって、（Ｗ２／Ｌ２）＝（Ｗ１／Ｌ１）と同一パターンで形成すれば、上述したように、Ｉ１＝Ｉ２となる。

図７に示すように、入力側素子Ｑ１に対し、出力側素子Ｑ２、Ｑ３、Ｑ４、Ｑ５を並列に形成した出力側素子の多連型構成のカレントミラー回路１００ａとすれば、Ｉ１＝Ｉ２＋Ｉ３＋Ｉ４＋Ｉ５＝４×Ｉ１となり、入力電流Ｉ１を並列倍の出力電流にすることができる。これにより検出感度が増加し、ＳＮ比が大きくなり、耐ノイズ性を向上させることができる。

また、ＭＯＳＦＥＴのパターンを（Ｗ２／Ｌ２）＞（Ｗ１／Ｌ１）と形成することで出力電流Ｉ２を入力電流Ｉ１、すなわち光電変換素子４８に流れるバイアス電流Ｉ１よりも大きくすることができる。これにより、同様に、検出感度が増加し、ＳＮ比が大きくなり、耐ノイズ性を向上させることができる。

なお、図５に示したカレントミラー回路１００において、入力側素子１０４のＶｄｓと出力側素子１０６のＶｄｓとの差が大きい場合には、その差に応じて入力電流Ｉ１と出力電流Ｉ２との間で誤差が発生する。

この誤差を小さくするためには、図８に示すようなカスコード型のカレントミラー回路１００ｂと構成することで、Ｖｄｓ３＝Ｖｄｓ４（Ｑ３のＶｇｓ１＝Ｑ４のＶｇｓ２）となり、入力電流Ｉ１と出力電流Ｉ２との間の差を小さくすることができる。

図９は、バイポーラトランジスタを使用するウイルソン型のカレントミラー回路１００ｃを示し、トランジスタＱ３、Ｑ４のコレクタエミッタ間電圧Ｖｃｅ３とＶｃｅ４とを等しくすることができ、温度ドリフトを小さくすることができる。

なお、カレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂは、光電変換素子４８が形成される基板４６上に上記の薄膜トランジスタ５４（ＴＦＴ）と一体的に形成し配設することで、コストを低減することができる。

カレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂ、１００ｃを薄膜トランジスタ５４と一体的に形成するのではなく、シリコンチップ上に集積回路として形成すれば、素子の抵抗値をより小さくすることができるので、バイアス電流Ｉ１等の変動に伴うバイアス電圧の変動をより小さくすることができる。

カレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂ、１００ｃを集積回路として形成する場合には、当該カレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂ、１００ｃとこのカレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂ、１００ｃに接続されるＩＶ変換回路１０２、１０２ａ、１０２ｂとを、一つの集積回路として形成することでコスト及び実装面積等の小型軽量化を図ることができる。

なお、基板４６上に、薄膜トランジスタ５４と一体的に、カレントミラー回路１００、１００ａ、１００ｂ及びＩＶ変換回路１０２、１０２ａ、１０２ｂを形成するようにしてもよい。

再び、図４、図５において、制御手段６６は、マイクロコンピュータを含む計算機であり、ＣＰＵ（中央処理装置）、ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭも含む。）、ＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）等の記憶手段であるメモリ６６ｍ、その他、Ａ／Ｄ変換器、Ｄ／Ａ変換器等の入出力装置、計時部としてのタイマ等を有しており、ＣＰＵがＲＯＭに記録されているプログラムを読み出し実行することで各種機能実現部（機能実現手段）、たとえば制御部、演算部、補正部及び処理部等として機能する。

図４、図５に示すように、各光電変換素子４８のカソード電極はＴＦＴ５４のソース電極Ｓに接続されており、各ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇはゲート駆動回路（走査駆動回路）６５から延びる各ゲート線５０にそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ５４のドレイン電極Ｄは各信号線５２にそれぞれ接続されている。

そして、ゲート線５０を介してゲート駆動回路６５からＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧が印加されるとＴＦＴ５４のゲートが開き、光電変換素子４８に蓄積された電荷、すなわち電気信号がＴＦＴ５４のソース電極Ｓを介してドレイン電極Ｄから信号線５２に読み出されるようになっている。

各信号線５２は、信号読出回路６８に接続されており、信号読出回路６８内の増幅回路７０に接続されている。

この実施形態において、増幅回路７０は、図５に示すように、チャージアンプ回路で構成されている。すなわち、オペアンプ７０ａと、オペアンプ７０ａに並列に接続された可変コンデンサ（容量値可変手段）７０ｂとを備えており、さらに、可変コンデンサ７０ｂに並列に電荷リセット用スイッチＳＷ１が接続されて構成されている。可変コンデンサ７０ｂの容量値は制御手段６６により設定される。

なお、可変コンデンサ７０ｂは、例えば、固定コンデンサとスイッチの直列回路を並列に接続して、スイッチを切り替えるように構成してもよい（例えば、特許文献１の図７参照）。

増幅回路７０では、電荷リセット用スイッチＳＷ１がオフの状態で光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれると（すなわち、ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧が印加されると）、可変コンデンサ７０ｂに光電変換素子４８から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オペアンプ７０ａから出力される電圧値Ｖが増加するようになっている。

電荷リセット用スイッチＳＷ１がオン状態とされると、増幅回路７０の入力側と出力側とが短絡され、可変コンデンサ７０ｂの電荷が放電される。

この実施形態では、制御手段６６は、例えば予め電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖ（図５参照）の範囲と可変コンデンサ７０ｂの設定量とを対応付けるテーブルを有しており、増幅回路７０のゲインを設定（可変コンデンサ７０ｂの容量値を設定）することができるようになっている。

さらに、制御手段６６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、増幅回路７０における可変コンデンサ７０ｂの容量設定値は、電子カセッテ２０に求められる性能等に応じて適宜設定される。また、この実施形態では、電荷リセット用スイッチＳＷ１がＦＥＴで構成されている。

増幅回路７０の出力側端子には、相関二重サンプリング（Ｃｏｒｒｅｌａｔｅｄ Ｄｏｕｂｌｅ Ｓａｍｐｌｉｎｇ；以下ＣＤＳという。）回路８０が接続されている。ＣＤＳ回路８０における相関二重サンプリングは以下のようにして行われるようになっている。

すなわち、信号読み出しのために各光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれる前の段階で、電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態として各コンデンサに蓄積された電荷をリセットした後、電荷リセット用スイッチＳＷ１がオフ状態とされて信号読み出しのスタンバイ状態となるが、ＣＤＳ回路８０は、まずその段階で増幅回路７０の出力側端子から出力される暗電流等による電圧値（雑音成分）を保持する。

そして、各光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲートが開かれて光電変換素子４８から電気信号が読み出され、増幅回路７０の選択された各コンデンサに電荷が蓄積された後、ＴＦＴ５４のゲートが閉じられた段階で、再度、増幅回路７０の出力側端子から出力される電圧値（雑音成分＋信号成分）を保持する。ＣＤＳ回路８０は、このようにして保持した２つの電圧値の差を算出して雑音成分を除去し当該光電変換素子４８からの電気信号のアナログ値（信号成分）を出力するようになっている。ＣＤＳ回路８０は、このようにして、コンデンサのリセット時の雑音を低減するようになっている。

ＣＤＳ回路８０から出力された電気信号は、マルチプレクサ８２（図４参照）を介して順次ＡＤ変換器８４に送出され、ＡＤ変換器８４でデジタル値に変換されるようになっている。ＡＤ変換器８４は、デジタル値に変換した各光電変換素子４８の電気信号を制御手段６６に順次出力するようになっている。

制御手段６６は、図４や図５では図示が省略されているが、光電変換素子４８に逆バイアス電圧を供給するバイアス電源６４のオン／オフ制御や図示しない他の装置や回路を含む他の部材の制御を行うようになっている。また、制御手段６６には、システムコントローラ２４と通信するための通信部７６が接続されている。

次に、基本的には以上のように構成される放射線画像撮影システム１０の動作を説明するとともに、制御手段６６の制御動作を図１０に示すフローチャートに従って説明する。また、それとあわせてこの実施形態に係る電子カセッテ２０の作用について説明する。

コンソール２６は、まず、ユーザの図示しない入力部の操作により撮影部位及び診断部位が選択されたか否かを判断する。このとき、システムコントローラ２４は、ユーザが撮影部位及び診断部位を選択するための画像を表示装置２８に表示させる。ユーザは、表示された画像を見ながら、これから放射線撮影の対象となる患者（被写体１４）の撮影部位及び診断部位を選択することができる。

コンソール２６が、撮影部位及び診断部位がユーザに選択されたと判断すると、システムコントローラ２４は、ユーザによって選択された撮影部位及び診断部位に応じた撮影条件を自身のデータベースのテーブルから読み出し、該読み出した撮影条件をこれから行う放射線撮影の撮影条件として設定する。このとき、システムコントローラ２４は、該設定した撮影条件を、表示装置２８に表示させてもよい。これにより、ユーザは、設定された撮影条件の内容を視認することができる。

ユーザは、設定した撮影条件で放射線源３４から放射線１６が照射されるようにするために、放射線制御装置３６に設けられた図示しない入力装置を操作することで、システムコントローラ２４側で設定した撮影条件と同一の撮影条件を放射線制御装置３６にも設定させる。例えば、放射線装置１８に、前記テーブルと同一のテーブルを持たせて、ユーザが撮影部位及び診断部位を選択することで、同一の撮影条件を設定しても良く、ユーザが直接、管電圧、照射時間、管電流、ｍＡｓ値等を入力してもよい。

撮影条件を設定すると、システムコントローラ２４は、自身の通信部（不図示）を介して、電子カセッテ２０の通信部７６に起動信号を送信することで、電子カセッテ２０を起動させる。

電子カセッテ２０の制御手段６６は、放射線装置１８からの放射線１６の照射に先立って、まず、全ての増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態とし、また、各ゲート線５０を介してゲート駆動回路６５から全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧を印加して全ＴＦＴ５４をオン状態とする。

この処理により、光電変換素子４８の内部や各信号線５２、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂ、バイアス線５６、電流検出手段６２等に蓄積されている不要な電荷を放電して取り除き、初期状態に設定する（ステップＳ１）。

続いて、制御手段６６は、全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに対する信号読み出し用の電圧の印加を停止して、全ＴＦＴ５４をオフ状態とする（ステップＳ２）。

この状態で、制御手段６６は、電流検出手段６２の状態をＡＤ変換器１１６の出力値により監視し、ユーザによる放射線スイッチ３８の押下に基づく放射線１６の照射開始を検出し（ステップＳ３）、予め撮影部位及び診断部位に応じて定められている照射時間に応じた放射線１６の照射終了を検出する（ステップＳ４）。この放射線１６の照射開始から照射終了までの間に被写体１４に対する放射線画像撮影が行われる。

なお、人体等の被写体１４を介して電子カセッテ２０に放射線１６を照射する放射線源３４やそれを制御する放射線制御装置３６からこの放射線１６の照射開始や照射終了に関する情報や信号を入手してそれらを利用するように構成することも可能である。このように構成された放射線画像検出装置やそれを用いた放射線画像撮影システムにも本発明を適用することができる。

しかし、この実施形態では、以下に述べる増幅回路７０のゲイン調整に用いられる電流検出手段６２からのバイアス電流（電流値）Ｉ１の情報を用いて、電子カセッテ２０が自ら放射線１６の照射開始や照射終了を検出するように構成されている。以下、放射線１６の照射開始、終了の検出及び増幅回路７０のゲイン調整について説明する。

この実施形態では、図４に示した光電変換素子４８のアノード電極に、バイアス線５６を介して逆バイアス電圧である負の電圧が印加されると、光電変換素子４８内に電位勾配が生じる。この状態で、放射線源３４から放射線１６が照射され、放射線１６の照射を受けたシンチレータ４４により放射線１６から変換された電磁波が光電変換素子４８に入射すると、電子正孔対が発生する。

そして、発生した電子正孔対のうち、電子は電位勾配に従って高電位であるカソード電極側に移動するが、ＴＦＴ５４のゲートが閉じているため、電子はカソード電極近傍に蓄積される。したがって、光電変換素子４８内には、入射した電磁波の量に応じた量の電子が蓄積される。

一方、発生した電子正孔対のうち、正孔は電位勾配に従って低電位であるアノード電極側に移動し、アノード電極を通ってバイアス線５６に流れ出る。図４や図５に示すように、この光電変換素子４８から流れ出てバイアス線５６を流れる正孔が電流として電流検出手段６２で検出される。

すなわち、入射した電磁波の量に応じて光電変換素子４８内に蓄積された電子の量と同量の正孔がバイアス線５６内を流れるようになる。各バイアス線５６を流れる電流は結線５８に集められ、結線５８中を電流検出手段６２に向かって流れる。

放射線１６又は電磁波が光電変換素子４８に入射しない放射線照射の前段階では、理想的にはバイアス線５６や結線５８内には電流は流れないが、実際には光電変換素子４８で暗電流が発生し、電流検出手段６２で微量の電流が検出される。

前述したように、この実施形態では、電流検出手段６２は結線５８を流れる電流をＩＶ変換回路１０２により電圧値Ｖに変換して出力するため、放射線１６又は電磁波が光電変換素子４８に入射されない放射線照射の前段階においても、図１１における時点ｔａに示されるように、電流検出手段６２から制御手段６６に微量ではあるが０ではない電圧値Ｖａが入力される。

そして、放射線源３４からの放射線１６の照射が開始されると、各光電変換素子４８内で電子正孔対が発生し、バイアス線５６や結線５８を通じて正孔が電流検出手段６２に運ばれる。そのため、図１１における時点ｔｂに示されるように、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが増加する。そこで、この実施形態では、制御手段６６は、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが大きく増加し始めたことを検出することで、放射線１６の照射開始を検出するようになっている（ステップＳ３）。

電圧値Ｖの増加による放射線１６の照射開始については、電圧値Ｖが所定の閾値Ｖｔｈを越えた時点ｔｃに放射線照射が開始されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Ｖの時間微分値が所定の閾値を越えた時点ｔｄに放射線照射が開始されたとして検出するように構成することも可能である。

また、放射線源３４からの放射線１６の照射が終了すると、今度は、各光電変換素子４８内での電子正孔対の発生が停止し、バイアス線５６に正孔が供給されなくなる。そのため、図１１における時点ｔｅに示されるように、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが減少し始める。そこで、この実施形態では、制御手段６６は、電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが減少したことを検出することで、放射線１６の照射終了を検出するようになっている（ステップＳ４）。

電圧値Ｖの減少による放射線１６の照射終了については、電圧値Ｖが前述した所定の閾値Ｖｔｈを下回った時点ｔｆに放射線照射が終了されたとして検出するように構成してもよく、また、電圧値Ｖの時間微分値が所定の負の値の閾値をより負側に越えた時点ｔｇに放射線照射が終了されたとして検出するように構成することも可能である。なお、以下、放射線１６の照射開始時点が時点ｔｃであり、放射線１６の照射終了時点が時点ｔｆであるものとして説明する。

一方、前述したように、光電変換素子４８に入射した放射線１６や電磁波の光子の数に比例して電子正孔対が発生し、入射した電磁波の量に応じた正孔が光電変換素子４８からバイアス線５６に流れ出るため、結線５８を流れた電流値の総量を測ることで、放射線１６の照射開始から照射終了までに電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量を算出することができる。

この実施形態では、より簡単に放射線１６の線量を算出するために、制御手段６６がピークホールド機能を有するように構成されている。そして、制御手段６６は、放射線１６の照射の開始及び終了の時間間隔ｔｆ−ｔｃと、電流検出手段６２で検出された結線５８を流れる電流のピーク値と、に基づいて、照射された放射線１６の線量を算出するように構成されている（ステップＳ５）。

具体的には、制御手段６６は、照射開始時点ｔｃから照射終了時点ｔｆまでに検出される電圧値のピーク値Ｖｐを検出し、下記（５）式に従って、ピーク値Ｖｐに、放射線１６の照射開始から終了までの時間間隔ｔｆ−ｔｃから定数αを減じた値を乗じた値に基づいて、電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量の近似値Ｍを算出するようになっている。なお、（５）式においてａは定数である。
Ｍ＝ａ×Ｖｐ×（ｔｆ−ｔｃ−α） …（５）

この放射線１６の線量の近似値Ｍは、図１１における照射開始時点ｔｃ以後の立ち上がり部分から照射終了時点ｔｆ以前の立ち下がり部分までの電圧値Ｖを矩形状に近似してその面積に比例する値として求めるものであり、照射開始時点ｔｃ及び照射終了時点ｔｆを検出し、ピーク値Ｖｐを検出するだけで簡単に算出できるという利点を有するものである。

なお、積分回路等を用いて、図１１に示した照射開始時点ｔｃから照射終了時点ｔｆまでの電圧値Ｖ（あるいは電圧値Ｖからノイズに相当する一定値を減じた値）の積分値を算出して、電子カセッテ２０に照射された放射線１６の線量を算出するように構成することも可能である。このように構成すれば、より正確な放射線１６の線量を算出することが可能となる。

また、ノイズ成分をより的確に除去するため、積分回路等に、所定の範囲の周波数帯のデータのみを通過させて他の周波数のデータは減衰させて通さないバンドパスフィルタ（帯域通過フィルタ）を構成し、電流検出手段６２から出力される電流値に相当する電圧値にバンドパスフィルタ処理を施して積分して放射線１６の線量を算出するように構成することも可能である。

制御手段６６は、続いて、算出した放射線１６の線量（近似値Ｍである場合を含む。）に基づいて、各光電変換素子４８からの電気信号の読み出し時における増幅回路７０のゲインを設定するようになっている（ステップＳ６）。

この実施形態では、制御手段６６は、上記のようにして算出した放射線１６の線量と、増幅回路７０のゲインすなわち増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂの容量の合計値とを対応付けるテーブルをメモリ６６ｍ中に保持している。例えば、０．５［ｐＦ］〜４［ｐＦ］まで０．５ｐＦ刻み（８段階）で設定する。

そのため、テーブルは、放射線１６の線量をその大きさに応じて８段階に区分し、各段階に対して可変コンデンサ７０ｂの容量値を設定している。テーブルでは、放射線１６の線量が大きくなるに従って設定する増幅回路７０のゲインが低くなるように対応付けられている。

制御手段６６は、放射線１６の線量を算出すると、このテーブルを参照して増幅回路７０のゲイン調整を行うようになっている。

制御手段６６は、上述のように設定した増幅回路７０のゲインの情報を、通信部７６（図４参照）を介してシステムコントローラ２４に送信するようになっている（ステップＳ６）。

続いて、制御手段６６は、各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とした後（ステップＳ７）、ＣＤＳ回路８０に信号を送信する。信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図１２に示すように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｉｎを保持する。

そして、制御手段６６は、ゲート駆動回路６５（図４参照）から１本のゲート線５０に信号読み出し用の電圧を印加して、そのゲート線５０にゲート電極Ｇが接続されているＴＦＴ５４のゲートを開く。そして、これらのＴＦＴ５４が接続されている各光電変換素子４８から蓄積された電荷（この実施形態の場合は電子）が電気信号として各信号線５２にそれぞれ読み出され、上記のようにゲインが設定された増幅回路７０で電気信号が増幅される（ステップＳ８）。

続いて、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂに電荷が蓄積された後、制御手段６６は、ゲート駆動回路６５に信号の読み出しを行わない（すなわち信号を保持する）電圧をゲート線５０に印加する信号を出力して各ＴＦＴ５４のゲートを閉じる。ＣＤＳ回路８０にもこの信号が送信され、信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図１２に示すように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｏｕｔを保持する。そして、それらの差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎ（相関二重サンプリング処理）を算出して出力する（ステップＳ９）。

各ＣＤＳ回路８０から出力された電気信号、すなわち前記差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎは、マルチプレクサ８２（図４参照）を介して順次ＡＤ変換器８４に送信され、すなわち各光電変換素子４８の各電気信号ごとにＡＤ変換器８４に送信され、ＡＤ変換器８４で順次デジタル値に変換される（ステップＳ１０）。

そして、ＡＤ変換器８４から各光電変換素子４８ごとの電気信号が送信されてくると、制御手段６６はそれらを順次通信部７６を介してシステムコントローラ２４に送信する（ステップＳ１１）。その際、各光電変換素子４８ごとの電気信号を電子カセッテ２０内又は電子カセッテ２０に接続されたメモリ６６ｍに保存するように構成してもよい。また、全てのデータをメモリ６６ｍに保存し、終了処理時に一括して送信するように構成してもよい。

続いて、制御手段６６は、全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しを終了していなければ（ステップＳ１２；ＮＯ）、増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態として（ステップＳ１３）、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂに蓄積されている電荷を放電して除去した後、再び各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とし、ゲート駆動回路６５から信号読み出し用の電圧を印加するゲート線５０を替えてステップＳ７以降の処理を繰り返す。

また、全てのゲート線５０に対して信号読み出し用の電圧の印加を終えて、全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しが終了していれば（ステップＳ１２；ＹＥＳ）、制御手段６６は、各光電変換素子４８や各増幅回路７０等に残っている電荷を放電する等の必要な処理を行って（ステップＳ１４）、処理を終了する。

［放射線画像撮影システム］
この実施形態に係る放射線画像撮影システム１０は、図１、図４に示すように、上記の電子カセッテ２０と、システムコントローラ２４とを備えて構成されている。

電子カセッテ２０で放射線画像撮影が終了し、増幅回路７０のゲインが設定されて、各光電変換素子４８からそれぞれ電気信号が読み出され、各電気信号の情報が順次通信部７６を介して送信されてくると、それらの情報がシステムコントローラ２４に入力されるようになっている。

システムコントローラ２４は、受信した各電気信号の情報に必要な画像処理を施して、電子カセッテ２０における各光電変換素子４８の配列に相当するようにそれらの各電気信号の情報を配列して放射線画像を得るようになっている。得られた放射線画像は、コンソール２６から入力された操作内容に従って、表示装置２８に表示されたり、あるいは例えば図示しないイメージャによりフイルム等の画像記録媒体に記録されたりするようになっている。

以上のように、この実施形態に係る電子カセッテ２０によれば、放射線１６や放射線１６から変換された電磁波の照射を受けると、各光電変換素子４８中では電子正孔対が発生し、一方の電荷は光電変換素子４８内に蓄積されるが、他方の電荷はバイアス線５６に流れ出す。その際、各光電変換素子４８からは放射線１６や電磁波の照射を受けた分だけ電荷が流れ出す。

そのため、このバイアス線５６に流れ出す電荷による電流を測定することで、電子カセッテ２０に照射された実際の放射線１６の線量を的確に把握することが可能となる。そして、的確に把握された放射線１６の線量に基づいて増幅回路７０のゲインを的確に設定することが可能となる。

また、非破壊読み出しのように事前の電気信号の読み出しを必要とせず、放射線１６の照射と同時にその線量を検出して増幅回路７０のゲインを設定するため、放射線１６の照射後、直ちに電気信号の読み出しを開始することが可能となる。そのため、時間が経過するに従って増加する暗電流等によるノイズの増加を抑制することが可能となり、ＳＮ比の低下を抑制することが可能となる。

さらに、非破壊読み出しのように事前の電気信号の読み出しを必要とせず、直ちに放射線画像の撮影を開始することが可能となるため、事前の電気信号の読み出し等で余分な電力が消費されてしまうということも防止できる。

また、電流検出手段６２により検出された電流の減少に基づいて放射線１６の照射の終了を検出することができるため、放射線１６の照射の終了の情報を外部から入力しなくても、電子カセッテ２０が自ら放射線１６の照射の終了を検出して、放射線１６の照射後、直ちに電気信号の読み出しを開始することが可能となる。

一方、この実施形態に係る放射線画像撮影システム１０によれば、上記のように、電子カセッテ２０で、撮影開始までの時間がかからず撮影後も直ちに電気信号の読み出しを開始できることでＳＮ比の低下が抑制され、しかも、得られた電気信号が増幅回路７０のゲインが的確に設定された状態で増幅されるため、ノイズが低減されてダイナミックレンジが確保され画質低下が抑制された良好な放射線画像を得ることが可能となる。

また、電子カセッテ２０において、増幅回路７０をオペアンプ７０ａとそれに並列に接続された可変コンデンサ７０ｂで構成し、増幅回路７０のゲインを設定することで、増幅回路７０のゲインを容易且つ適切に設定することが可能となる。

しかも、増幅回路７０のゲインを容易に設定することができるため、放射線撮影後、直ちに増幅回路７０のゲインを設定することが可能となる。

また、ＣＤＳ回路８０で相関二重サンプリングの手法によりノイズ成分を除去することで、少なくとも増幅回路７０のコンデンサの熱雑音等のノイズを適切に除去することが可能となり、得られる放射線画像のＳＮ比をより良好にすることが可能となる。

また、バイアス線５６を流れる電流の増加や減少に基づいて放射線１６の照射開始や照射終了を検出することで、放射線画像検出装置が放射線源等から放射線１６の照射開始や照射終了の情報が得られない場合でも的確にそれらのタイミングを検出することが可能となり、照射された放射線１６の線量等を適切に検出することが可能となる。

特に、バイアス電流Ｉ１を検出する電流検出手段６２としてカレントミラー回路１００を用いるようにしたので、バイアス電流Ｉ１が変化しても、カレントミラー回路１００の入力側（ダイオード接続側）の電圧は、ほとんど変化しないので、放射線１６の照射中、特許文献１のように、電圧降下が発生することなく、光電変換素子４８の逆バイアス電圧が略一定に保持され、受光感度が増減しないという顕著な効果が達成される。

[他の実施形態]
図１３は、他の実施形態に係る放射線画像検出装置２０Ａを備える放射線画像撮影システム１０Ａの構成図である。

この他の実施形態において、検出部Ｐは、左右２つに等分割され、ブロック状の領域Ａとブロック状の領域Ｂの２つの領域により構成されている。領域Ａと領域Ｂとには、それぞれ同数の信号線５２が配設されるとともに、同数の光電変換素子４８が設けられている。

他の実施形態の放射線画像撮影システム１０Ａでは、領域Ａのみを撮影領域とする放射線画像撮影と、領域Ｂのみを撮影領域とする放射線画像撮影と、領域Ａ及び領域Ｂの両方から成る領域（すなわち、検出部Ｐの全領域）を撮影領域とする放射線画像撮影と、の３つの撮影パターンでの放射線画像撮影が可能となっている。

さらに、他の実施形態の放射線画像撮影システム１０Ａでは、放射線画像撮影に使用された領域毎に、各種の処理を行うことができるようになっている。

なお、検出部Ｐの分割数（すなわち、検出部Ｐを構成する領域の数）は任意であり、例えば、検出部Ｐを３つの領域に分割しても良く、４つ以上の領域に分割しても良い。また、検出部Ｐの分割態様、例えば、各領域の大きさや形状も任意であり、例えば、各領域が異なる大きさに分割されていても良い。また、例えば、検出部Ｐが上下２つの領域から構成されるように分割しても良い。

図１４Ａに示すように、縦方向に６分割した領域１３０を持つ検出部Ｐ１とすることで下肢等の短時間測定に利便に供することができる。

図１４Ｂに示すように、マトリクス状に分割した領域１３２を持つ検出部Ｐ２とすることで、例えば、手指を含む上肢等の短時間測定に利便に供することができる。

図１４Ｃに示すように、中央四角部の領域１３４と、その周囲を取り囲むＬ字状の領域１３６とに分割する検出部Ｐ３とすることで、例えば、胴体等の短時間測定に利便に供することができる。

図１４Ｄに示すように、例えば、両肺部に対応する領域１３８と腹部に対応する領域１４０のみを検出部Ｐ４とすることで、当該一方の肺部、又は腹部の領域の短時間測定に利便に供することができる。

図１４Ｅに示すように、中央四角部の領域１３４と、この領域１３４の分割領域１４２と、領域１３４の周囲を取り囲むＬ字状の領域１３６とに分割する検出部Ｐ５とするように構成してもよい。

また、図示は省略するが、ケーシング４２の放射線１６の照射を受ける面４２ａには、領域Ａと領域Ｂとの境界に、操作者がそれぞれの領域Ａ、Ｂを識別するための識別マークが設けられていることが好ましい。操作者は、ケーシング４２に設けられた識別マークによって、撮影領域として使用する領域Ａ、Ｂを容易に識別し、被写体１４のセッティングや放射線１６の照射を適切に行うことができる。

基板４６の検出部Ｐのうち、領域Ａ内に配設された各光電変換素子４８は、そのアノード電極がそれぞれバイアス線８８及び結線（バイアス線又は共通バイアス線ともいう。）９２に接続されている。また、領域Ｂ内に配設された各光電変換素子４８は、そのアノード電極がそれぞれバイアス線９０及び結線（バイアス線又は共通バイアス線ともいう。）９４に接続されている。これらの各結線９２、９４は、バイアス電源６４に接続されている。

バイアス電源６４は、制御手段６６に接続されており、制御手段６６からの制御にしたがって、各結線９２、９４及び各バイアス線８８、９０を介して、各光電変換素子４８に逆バイアス電圧を印加するようになっている。

また、各バイアス線８８、９０の結線９２、９４には、それぞれ第１電流検出手段６２Ａと第２電流検出手段６２Ｂが設けられており、第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂは、それぞれＡＤ変換器１１６及び判定手段９８を通じて制御手段６６に接続されている。なお、ＡＤ変換器１１６及び判定手段９８は、制御手段６６内に一体的に組み込むこともできる。以下、ＡＤ変換器１１６及び判定手段９８は、制御手段６６に組み込まれているものとして説明する。この場合、判定手段９８は、各ＡＤ変換器１１６の出力値に基づき、領域Ａ、Ｂへの放射線１６の照射の有無を判定するために、閾値と判定（比較）する機能を有する。なお、各ＡＤ変換器１１６の出力は、直接、制御手段６６にも供給される。

ここで、判定手段９８を、ＡＤ変換器１１６を使用する代わりにアナログコンパレータ（比較回路）を使用することで閾値判定する機能を持つように変更することもできる。この場合、雑音の影響によるチャタリングを回避するために、ヒステリシス付きコンパレータとすることがより好ましい。

第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂは、各バイアス線８８が結束された結線９２内を流れる電流と、各バイアス線９０が結束された結線９４内を流れる電流と、をそれぞれ独立に検出する。

具体的には、第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂは、それぞれ、結線９２、９４に直列に接続されるカレントミラー回路１００とＩＶ変換回路１０２を備えて構成されている。結線９２、９４を流れる電流を各カレントミラー回路１００で検出して各ＩＶ変換回路１０２により電圧に変換し、各結線９２、９４を流れる電流値に相当する電圧値Ｖを、それぞれ制御手段６６に出力するようになっている。

以下では、これらの第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂのそれぞれを個別に識別する場合には、「第１電流検出手段６２Ａ」「第２電流検出手段６２Ｂ」として説明し、第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂを個別に識別する必要がない場合には、「電流検出手段６２Ａ、６２Ｂ」又は「電流検出手段６２」と総称して説明する。

また、各領域Ａ、Ｂに配設された各光電変換素子４８のカソード電極は、ＴＦＴ５４のソース電極Ｓに接続されている。そして、各ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇは、ゲート駆動回路６５から延びる各ゲート線５０にそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ５４のドレイン電極Ｄは、各信号線５２にそれぞれ接続されている。

そして、制御手段６６からの制御によって、ゲート駆動回路６５から、ゲート線５０を介してＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧が印加されると、ＴＦＴ５４のゲートが開き、光電変換素子４８に蓄積された電荷すなわち電気信号がＴＦＴ５４のソース電極Ｓを介してドレイン電極Ｄから信号線５２に読み出されるようになっている。

各信号線５２は、それぞれ読出回路６８Ａ、６８Ｂに接続されている。

２つの領域Ａ、Ｂのそれぞれに対応する読出回路６８が設けられていることとし、領域Ａに対応する読出回路を６８Ａとし、領域Ｂに対応する読出回路を６８Ｂとして説明するが、読出回路６８の数はこれに限定されず、１本の信号線５２ごとに１回路ずつ設けても良い。

以下では、これらの読出回路６８のそれぞれを個別に識別する場合には、「読出回路６８Ａ、６８Ｂ」として説明し、各読出回路６８Ａ、６８Ｂを個別に識別する必要がない場合には、「読出回路６８」と総称して説明する。

各読出回路６８は、増幅回路７０と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路８０と、マルチプレクサ８２と、ＡＤ変換器８４とで構成されており、各光電変換素子４８から信号線５２を通じて読み出された電荷を、光電変換素子４８ごとに電荷電圧変換するとともに増幅等を行って電気信号に変換するようになっている。

増幅回路７０及びＣＤＳ回路８０は、図５に示したものと同等であるので、詳細な構成を省略し、必要に応じて図５を参照して説明する。

制御手段６６は、バイアス電源６４や第１電流検出手段６２Ａ、第２電流検出手段６２Ｂ、ゲート駆動回路６５、各読出回路６８内の増幅回路７０や相関二重サンプリング回路８０等を制御することで、領域Ａ、Ｂ毎に、放射線画像撮影における各種処理を制御する。

具体的には、制御手段６６（の中の判定手段９８）は、第１電流検出手段６２Ａと第２電流検出手段６２Ｂから出力される電圧値に基づいて、放射線１６の照射が開始されたか否かを領域Ａ、Ｂ毎に別々に検出する。そして、制御手段６６（の中の判定手段９８）は、何れかの領域Ａ、Ｂにおいて放射線１６の照射が開始されたことを検出した場合に、放射線１６が照射された領域内の光電変換素子４８に蓄積された電荷を、その領域に対応する読出回路６８により読み出して電気信号に変換し、画像データを得る。さらに、制御手段６６は、放射線１６が照射された領域から読み出した画像データに基づいて間引き画像データを生成し、生成した間引き画像データや元の画像データを、通信部７６を介してシステムコントローラ２４に送信する。

ここで、図１５のフローチャートを参照しながら、制御手段６６の制御構成について説明するとともに、併せて、他の実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａの作用について説明する。

初めに、制御手段６６が放射線１６の照射の開始を領域単位で検出する処理について説明する。

制御手段６６は、放射線１６の照射に先立って、まず、全ての増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態とし、また、各ゲート線５０を介してゲート駆動回路６５から全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに信号読み出し用の電圧を印加して全ＴＦＴ５４をオン状態とする（ステップＳ２１）。

この処理により、各光電変換素子４８の内部や各信号線５２、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂ、バイアス線８８、９０等に蓄積されている不要な電荷が放電され、初期状態に設定される。

続いて、制御手段６６は、全ての光電変換素子４８のＴＦＴ５４のゲート電極Ｇに対する信号読み出し用の電圧の印加を停止して、全ＴＦＴ５４をオフ状態とする（ステップＳ２２）。

この状態で、制御手段６６は、第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂの状態を監視し、放射線１６の照射開始を各領域Ａ、Ｂ単位で別々に検出する（ステップＳ２３）。

放射線画像撮影において、放射線画像撮影システム１０Ａに放射線１６が照射されると、放射線画像撮影システム１０Ａの放射線入射面４２ａ（図１参照）上、あるいはその近傍に存在する被写体１４を透過した放射線１６が、シンチレータ４４に入射し、シンチレータ４４で放射線１６が電磁波に変換されて、電磁波がその下方の光電変換素子４８に入射する。

このとき、領域Ａに照射された放射線１６の電磁波は、領域Ａ内に配設された光電変換素子４８群に入射し、領域Ｂに照射された放射線１６の電磁波は、領域Ｂ内に配設された光電変換素子４８群に入射することとなる。

放射線１６が照射された領域内の光電変換素子４８では、バイアス線８８、９０を介してバイアス電源６４から印加される逆バイアス電圧によって光電変換素子４８内に形成された電位勾配に従って、発生した電子と正孔のうちの一方の電荷がアノード電極側に移動し、他方の電荷がカソード電極側に移動する。

このとき、ＴＦＴ５４のゲート電極Ｇにはオフ電圧が印加されてＴＦＴ５４はオフ状態になっているため、光電変換素子４８内でカソード電極側に移動した電子は、ＴＦＴ５４から信号線５２に流出できず、カソード電極付近に蓄積される。

一方、それと等量の正孔がアノード電極からバイアス線８８、９０及び結線９２、９４を流れ、各カレントミラー回路１００により検出される。

そして、図１１を参照して説明したように、放射線画像撮影で放射線１６の照射が開始されて光電変換素子４８内で発生した電子正孔対のうち正孔がバイアス線８８、９０に流出し始めると、結線９２、９４に流れる電流が増加し始め、図１１における時点ｔｂに示されるように、電流検出手段６２Ａ、６２Ｂから出力される電圧値Ｖが増加し始める。

これを利用して、各領域に対応する電流検出手段６２Ａ、６２Ｂから出力される電圧値Ｖに予め所定の閾値Ｖｔｈを設け、制御手段６６で、それぞれの電流検出手段６２Ａ、６２Ｂから出力される電圧値Ｖが閾値Ｖｔｈを越えたか否かを別々に監視する。

そして、例えば、領域Ａを撮影領域とする放射線画像撮影において、領域Ａのみに放射線１６が照射された場合には、放射線１６の照射によって領域Ａの光電変換素子４８内で電子正孔対が発生し、領域Ａ内の光電変換素子４８に接続されたバイアス線８８を接続する結線９２に流れる電流が増加し始め、領域Ａに対応する第１電流検出手段６２Ａから出力される電圧値Ｖが増加して閾値Ｖｔｈを超えることとなる。一方、領域Ｂに対応する第２電流検出手段６２Ｂから出力される電圧値Ｖは増加せず、閾値Ｖｔｈを超えないこととなる。

そして、制御手段６６は、第１電流検出手段６２Ａから出力される電圧値Ｖが閾値Ｖｔｈを越えた場合には、電圧値Ｖが閾値Ｖｔｈを越えた時点ｔｃで、第１電流検出手段６２Ａに対応する領域Ａにおいて放射線１６の照射が開始されたと判断する。また、制御手段６６は、第２電流検出手段６２Ｂから出力される電圧値Ｖが閾値Ｖｔｈを越えない場合には、第２電流検出手段６２Ｂに対応する領域Ｂには放射線１６が照射されていないと判断する。

以上のように、放射線画像撮影システム１０Ａでは、制御手段６６が、各領域Ａ、Ｂに対応する第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂからそれぞれ出力される電圧値Ｖを別々に監視し、各電流検出手段６２Ａ、６２Ｂから出力される電圧Ｖが閾値Ｖｔｈを超えたか否かを領域毎にそれぞれ個別に判断することで、放射線１６の照射開始を領域単位で検出するようになっている。

続いて、制御手段６６は、放射線１６の照射の開始を検出した時点ｔｃから所定時間経過後に、放射線１６の照射が終了したと判断する（ステップＳ２４）。

なお、放射線１６の照射が停止されて放射線画像撮影が終了すると、光電変換素子４８内で電子正孔対が発生しなくなるため、今度は電圧値Ｖが減少し始める。そのため、制御手段６６は、例えば、各電流検出手段６２から出力される電圧値Ｖが閾値Ｖｔｈ以下となった時点ｔｆで、その電流検出手段６２に対応する領域において、放射線１６の照射が終了したと判断するように構成することも可能である。

また、放射線１６の照射の開始や終了を検出するために、電圧値Ｖ自体に閾値Ｖｔｈを設ける代わりに、例えば、電圧値Ｖの変化率ΔＶに閾値ΔＶｔｈを設けておき、電圧値Ｖの増加率ΔＶが閾値ΔＶｔｈを越えた時点を放射線１６の照射開始時点ｔｃとし、電圧値Ｖの減少率ΔＶの絶対値が閾値ΔＶｔｈ以上となった時点を放射線１６の照射終了時点ｔｆとして検出するように構成することも可能である。

さらに、いずれか一つ以上の領域において放射線１６の照射が検出され、一方で、放射線１６の照射が検出されない領域が存在する場合には、いずれかの領域において放射線１６の照射を検出した段階で（放射線１６の照射の開始を検出した時点ｔｃの所定時間経過後に）、制御手段６６が、放射線１６の照射を検出しない領域に対応する読出回路６８への電力供給を停止するように構成することも可能である。

なお、上述したように、放射線画像撮影システム１０Ａに放射線１６が照射されていない状態でも、各光電変換素子４８の内部では、光電変換素子４８自体の熱による熱励起等によりいわゆる暗電荷が発生して蓄積される。そして、それに起因する電流がバイアス線８８、９０に漏出し、それが結線９２、９４に集められるため、放射線画像撮影システム１０Ａに放射線１６が照射されていない状態でも、結線９２、９４中には微弱な電流が流れ、それに相当する電圧値Ｖａが電流検出手段６２から出力される。

次に、上述の処理により、領域毎に放射線１６の照射を検出した後に、制御手段６６が、放射線１６が照射された領域から電気信号の読み出しを行って、画像データを取得し、さらに、取得した画像データに基づいて間引き画像データを生成してシステムコントローラ２４に送信する処理について説明する。

以下では、放射線１６が照射された領域（すなわち、放射線画像撮影に使用された領域）の処理を、放射線１６が照射されなかった領域（すなわち、放射線画像撮影に使用されない領域）の処理と容易に区別できるように、一例として、ユーザが、２つの領域Ａ、Ｂのうち、領域Ａを使用して放射線画像撮影を実施し、領域Ａのみに放射線１６が照射された場合について説明するが、領域Ｂを使用して放射線画像撮影を実施した場合や、領域Ａ、Ｂの両方（検出部Ｐの全領域）を使用して放射線画像撮影を実施した場合であっても、以下と同様の処理が行われることはもちろんである。

制御手段６６は、まず、放射線画像撮影において撮影領域とされた領域、すなわち、放射線１６の照射を検出した領域Ａに対応する読出回路６８Ａに備わる各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とし（ステップＳ２５）、その読出回路６８Ａに備わるＣＤＳ回路８０に信号を送信する。この信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図１２を参照して説明したように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｉｎを保持する。

そして、制御手段６６は、ゲート駆動回路６５から１本のゲート線５０に信号読み出し用の電圧を印加して、そのゲート線５０にゲート電極Ｇが接続されているＴＦＴ５４のゲートを開く。

すると、信号読み出し用の電圧が印加されたゲート線５０上のＴＦＴ５４が接続されている各光電変換素子４８から、ＴＦＴ５４のソース電極Ｓ及びドレイン電極Ｄを介して、それらの光電変換素子４８に蓄積された電荷が電気信号として各信号線５２に読み出される。

そして、放射線１６が照射されたことを検出した領域Ａに対応する読出回路６８Ａでは、各信号線５２から出力される電気信号が増幅回路７０においてそれぞれ増幅され、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂに蓄積される（ステップＳ２６）。

続いて、制御手段６６は、放射線１６が照射された領域Ａ内の光電変換素子４８から読み出された電荷が増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂに蓄積された後に、ゲート駆動回路６５に対して、信号の読み出しを行わない（すなわち信号を保持する）電圧をゲート線５０に印加する信号を出力して各ＴＦＴ５４のゲートを閉じる。また、制御手段６６は、放射線１６の照射を検出した領域Ａに対応する読出回路６８Ａ内のＣＤＳ回路８０にも同様の信号を送信する。

この信号の送信を受けたＣＤＳ回路８０は、図１２に示したように、この段階で増幅回路７０から出力される電圧値Ｖｏｕｔを保持する。そして、増幅回路７０から出力されたこれらの電圧値Ｖｉｎ、Ｖｏｕｔの差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎを算出して出力する（ステップＳ２７）。

放射線１６の照射を検出した領域Ａに対応する読出回路６８Ａ内の各ＣＤＳ回路８０から出力された電気信号、すなわち前記差Ｖｏｕｔ−Ｖｉｎは、マルチプレクサ８２を介して順次ＡＤ変換器８４に送信され、Ａ／Ｄ変換器８４で順次デジタル値に変換される（ステップＳ２８）。ＡＤ変換器８４から光電変換素子４８毎の電気信号が送信されてくると、制御手段６６は、光電変換素子４８毎の電気信号を、メモリ６６ｍに保存する。

続いて、制御手段６６は、放射線１６の照射を検出した領域Ａ内の全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しを終了していなければ（ステップＳ２９；ＮＯ）、放射線１６の照射を検出した領域Ａに対応する読出回路６８Ａ内の各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオン状態として（ステップＳ３０）、増幅回路７０の可変コンデンサ７０ｂに蓄積されている電荷を放電して除去した後、再び各増幅回路７０の電荷リセット用スイッチＳＷ１をオフ状態とし、ゲート駆動回路６５から信号読み出し用の電圧を印加するゲート線５０を替えてステップＳ２５以降の処理を繰り返す。

一方、放射線１６の照射を検出した領域Ａ内の全ての光電変換素子４８について電気信号の読み出しを終了していれば（ステップＳ２９；ＹＥＳ）、制御手段６６は、各光電変換素子４８や各増幅回路７０等に残っている電荷を放電する等の必要な処理を行って、光電変換素子４８からの電気信号の読み出し処理を終了する。

次に、制御手段６６は、読み出し処理により取得したデータに対して、オフセット／ゲイン補正や欠陥補正等、必要に応じて各種の補正処理を施すことにより画像データを生成して、メモリ６６ｍに記憶させるとともに、生成した画像データから、所定の割合で画素データを間引いて間引き画像データを生成する（ステップＳ３１）。そして、生成した間引き画像データを、通信部７６を介して、システムコントローラ２４に送信し（ステップＳ３２）、処理を終了する。

さらに、図１５のフローチャートにおいて図示は省略するが、放射線画像撮影システム１０Ａの制御手段６６は、間引き画像データをシステムコントローラ２４に送信した後に、システムコントローラ２４から、間引き画像データの元の画像データの送信を要求する指示信号を受信した場合には、メモリ６６ｍに記憶された元の画像データを読み出して、通信部７６を介して、システムコントローラ２４に送信する。

以上のようにして、制御手段６６は、放射線１６が照射された領域Ａ（すなわち、放射線画像撮影に使用された領域Ａ）のみから画像データを取得するとともに、放射線１６が照射された領域Ａのみの間引き画像データや元の画像データを生成してシステムコントローラ２４に送信するようになっている。

なお、制御手段６６は、全ての領域（すなわち、領域Ａ及び領域Ｂ）において放射線１６の照射を検出した場合には、領域Ａ及び領域Ｂを一つの撮影領域とする画像データ（間引き画像データや元の画像データ）を生成し、システムコントローラ２４に送信するようになっている。

また、電子カセッテ２０は、間引き画像データや元の画像データをシステムコントローラ２４に送信する際に、これらの画像データがどの領域のデータであるか、すなわち、どの領域が放射線画像撮影に使用されたかを示す情報を、間引き画像データや元の画像データとともにシステムコントローラ２４に送信するように構成しても良い。

また、電子カセッテ２０は、放射線１６の照射を検出しない領域が存在する場合に、その領域では放射線１６の照射を検出しなかった旨を、システムコントローラ２４に通知するように構成しても良い。

実際上、システムコントローラ２４は、電子カセッテ２０Ａから送信されてきた間引き画像データを受信すると、受信した間引き画像データに必要な画像処理を施して、放射線画像としてのプレビュー画像（間引き画像）を生成し、表示装置２８に表示する。

ユーザは、システムコントローラ２４の表示装置２８に表示されたプレビュー画像（間引き画像）を見て、再撮影の要否等を確認し、再撮影が必要ない場合には、コンソール２６を用いて、間引き画像データの元の画像データの送信を指示する操作を行う。

システムコントローラ２４は、間引き画像データの元の画像データの送信が指示されると、元の画像データの送信を要求する指示信号を、電子カセッテ２０Ａに対して送信する。

この元の画像データの送信を要求する指示信号に基づいて、電子カセッテ２０Ａから、通信部７６を介して元の画像データが送信されてくると、システムコントローラ２４は、送信されてきた元の画像データ受信し、受信した元の画像データに必要な画像処理を施して、放射線画像としての診断用の画像を生成する。生成された画像は、表示装置２８に表示等されたり、イメージャによりフイルム等の画像記録媒体に記録されることとなる。

以上のように、他の実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａに係る電子カセッテ２０Ａでは、検出部Ｐが複数の領域Ａ、Ｂから構成されており、制御手段６６が、検出部Ｐを構成する各領域Ａ、Ｂに対応する第１電流検出手段６２Ａ及び第２電流検出手段６２Ｂからそれぞれ出力される電圧値Ｖに基づいて、放射線１６の照射を各領域Ａ、Ｂ毎に別々に検出する。さらに、検出部Ｐを構成する全ての領域Ａ、Ｂのうち、放射線画像撮影に使用されて放射線１６の照射を検出した領域のみを対象として、画像信号の読み出し処理やメモリ６６ｍへの画像データの保存処理、システムコントローラ２４への画像データの送信処理を行う。

したがって、放射線画像撮影において、照射野絞りを使用して、ある領域のみに放射線１６が照射された場合には、検出部Ｐの全領域の画像データではなく、放射線１６が照射された領域の画像データ、すなわち、再撮影の要否の判断や診断等に必要な画像データのみを読み出して、電子カセッテ２０Ａのメモリ６６ｍに保存するとともに、システムコントローラ２４に送信することができる。

一方、それ以外の領域、すなわち、放射線画像撮影に用いられず、放射線１６が照射されなかった領域に対しては、画像信号の読み出し処理は行われず、また、画像データのメモリ６６ｍへの保存処理、システムコントローラ２４への送信処理も行われない。

そのため、再撮影の要否の判断や診断等に不要な画像データの読み出し処理やメモリ６６ｍへの保存処理、外部装置への送信処理に、無駄な時間や無駄なメモリ容量、無駄な消費電力を費やすことがなくなり、放射線画像撮影を効率良く行うことができる。

また、システムコントローラ２４に対して、放射線画像撮影において放射線１６が照射された領域の画像データのみが送信されることとなるため、放射線画像撮影に使用されなかった無駄な画像データの送信や、システムコントローラ２４におけるこれらの画像データの受信に余計な時間を費やすことなく、画像データの送信や受信に要する時間を短縮することができる。

これにより、システムコントローラ２４では、放射線画像撮影に使用された領域の画像データのみを、より素早く受信して、画像データに基づく画像を迅速に表示することができ、操作者や患者にとって利用し易いシステムとなる。

とくに、システムコントローラ２４では、電子カセッテ２０Ａから送信される間引き画像データを早期の段階で受信して、間引き画像データに基づくプレビュー画像を迅速に表示することが可能となるため、ユーザが、再撮影の要否を早期に判断することができることとなり、ユーザ及び患者等の被写体１４への負担を軽減することが可能となる。

以上、この発明を実施の形態を用いて説明したが、この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。

例えば、図１６は、変形例の電子カセッテ２０Ｂ（放射線画像検出装置）の説明に供される放射線画像撮影システム１０Ｂの回路図であり、上述したように、光電変換素子４８のｐｉｎ型の積層順を逆に形成して（光電変換素子４８の極性が逆となるように形成して）カソード電極にバイアス線５６を接続するように構成したものである。この場合には、バイアス電源６４からは光電変換素子４８ｉのカソード電極に逆バイアス電圧として正の電圧（アノード電極よりも所定電圧以上高い電圧であればよい。）が印加される。この図１６例では、図４や図５における光電変換素子４８のバイアス電源６４に対する接続の向きが、逆向きになり、カレントミラー回路１００も極性が異なるものとされる。このような電子カセッテ２０Ｂを有する放射線画像撮影システム１０Ｂもこの発明の技術的範囲に含まれる。

また、この発明では、上述したように、シンチレータ４４を用いず、照射された放射線１６により光電変換素子で直接電荷を発生させて電気信号に変換する、いわゆる直接型の放射線画像検出装置にも同様に適用可能である。

直接型の放射線画像検出装置に適用される光電変換素子としては、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体の他、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｃｄ_ｘＺｎ_１−ｘＴｅ、例えば、Ｃｄ_０．８Ｚｎ_０．２Ｔｅ、ＣｄＳｅ、ＨｇＩ_２、ＰｂＩ_２、ＰｂＯ、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ、ＧａＰ、Ｂｉ_ｘＭＯ_ｙ｛ただし、Ｍは、Ｇｅ、Ｓｉ、Ｔｉ中の少なくとも１種であり、ｘは１０≦ｘ≦１４の条件を満たす数、ｙは上記Ｍ及びｘにより定められる化学量論的な酸素原子数を表す。例として、Ｂｉ_１２ＭＯ_２０（但し、ＭはＧｅ、Ｓｉ、Ｔｉ中の少なくとも１種）｝等の半導体を挙げることができる。

これらの直接型の光電変換素子では、公知のように、ガラス基板等上に形成された多数の画素電極と共通のバイアス電極との間に光電変換素子が挟持された構成とされ、各前記画素電極にＴＦＴと、一端が接地された蓄積容量と、が接続される。前記共通のバイアス電極にバイアス線の一端が接続され、他端がカレントミラーからなる電流検出手段を通じて、高電圧のバイアス電源に接続される。このバイアス電源から前記カレントミラー及び前記バイアス線を通じて前記共通のバイアス電極に正の高電圧を順方向に、いわゆる順バイアス電圧として印加して、使用に供する。

このように、上記実施の形態に、多様な変更又は改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。その様な変更又は改良を加えた形態もこの発明の技術的範囲に含まれ得ることが、特許請求の範囲の記載から明らかである。

１０、１０Ａ、１０Ｂ…放射線画像撮影システム
１６…放射線 ２０、２０Ａ、２０Ｂ…電子カセッテ
２４…システムコントローラ ４８…光電変換素子
５６…バイアス線 ５８…結線
６２…電流検出手段
１００、１００ａ、１００ｂ、１００ｃ…カレントミラー回路
１０２…電流・電圧変換回路 １０４…入力側素子
１０６…出力側素子

Claims (13)

1. 放射線の照射により電荷を発生させる複数の光電変換素子と、
   前記各光電変換素子にバイアス電圧を供給するバイアス線と、
   前記バイアス線を介して前記光電変換素子に前記バイアス電圧を印加する電源と、
   前記バイアス線を流れるバイアス電流を検出する電流検出手段と、
   信号線を通じて前記光電変換素子から前記電荷による電気信号を読み出す際に、前記放射線の照射時に前記電流検出手段で検出された電流値に基づいて、前記電気信号の読み出し時のゲインが設定される増幅回路を含む読出回路と、
   を備える放射線画像検出装置であって、
   前記電流検出手段は、前記光電変換素子に接続された前記バイアス線と前記電源との間に接続される入力側素子、及び、出力側素子から構成されたカレントミラー回路と、前記出力側素子の電流出力端に接続された電流・電圧変換回路とを備える
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
2. 複数の領域から構成され、照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の光電変換素子が二次元状に配列された検出部と、
   前記各光電変換素子にバイアス線を介してバイアス電圧を印加する電源と、
   前記領域毎に、前記バイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
   前記領域毎に、前記各光電変換素子内で発生し蓄積された電荷を読み出して電気信号に変換する読出回路と、
   前記電流検出手段により検出される前記バイアス線を流れる前記電流の増加に基づいて、前記放射線の照射の開始を前記領域毎に検出し、前記放射線の照射を検出した前記領域の前記電気信号のみを読み出すよう前記読出回路を制御する制御手段と、
   を備える放射線画像検出装置であって、
   前記電流検出手段は、前記光電変換素子に接続された前記バイアス線と前記電源との間に接続される入力側素子、及び、出力側素子から構成されたカレントミラー回路と、前記出力側素子の電流出力端に接続された電流・電圧変換回路とを備える
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
3. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
   前記カレントミラー回路は、前記光電変換素子に接続され入力側電流が流れる前記入力側素子と、前記入力側素子に流れる電流をミラーして出力側電流を流す前記出力側素子とを備え、前記出力側素子が並列に接続されて多連型カレントミラー回路とされている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
4. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
   前記カレントミラー回路は、前記光電変換素子に接続され入力側電流が流れる前記入力側素子としての入力側ＭＯＳＦＥＴと、前記入力側ＭＯＳＦＥＴに流れる電流をミラーして出力側電流を流す前記出力側素子としての出力側ＭＯＳＦＥＴとを備え、
   前記入力側ＭＯＳＦＥＴのチャネル幅／チャネル長の値よりも、前記出力側ＭＯＳＦＥＴのチャネル幅／チャネル長の値が大きく形成されている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
5. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
   前記カレントミラー回路は、前記光電変換素子と同一基板上に配設されている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
6. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
   前記カレントミラー回路は、集積回路として形成されている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
7. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
   前記カレントミラー回路と前記電流・電圧変換回路とは、一つの集積回路として形成されている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
8. 請求項１〜７のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置において、
   前記電流・電圧変換回路は、オペアンプとこのオペアンプの入出力端に接続された抵抗器とを含む電流・電圧変換回路、又はオペアンプとこのオペアンプの入出力端に接続されたコンデンサとを含むチャージアンプとして構成されている
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
9. 請求項２記載の放射線画像検出装置において、
   前記制御手段は、前記電流検出手段により検出された前記バイアス線を流れる電流の増加及び減少に基づいて前記放射線の照射の開始及び／又は終了を検出する
   ことを特徴とする放射線画像検出装置。
10. 請求項１〜９のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置と、
    前記電気信号の読み出し時に、前記放射線画像検出装置から出力されてきた前記各光電変換素子から読み出され増幅された各電気信号に基づいて放射線画像を形成する画像処理装置と、
    を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
11. 請求項１０記載の放射線画像撮影システムにおいて、
    前記放射線画像検出装置と前記画像処理装置とは無線接続により接続される
    ことを特徴とする放射線画像撮影システム。
12. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
    前記光電変換素子が形成される基板は、ガラス基板、又は、可撓性のある樹脂基板である
    ことを特徴とする放射線画像検出装置。
13. 請求項１又は２記載の放射線画像検出装置において、
    前記カレントミラー回路は、カスコード型又はウイルソン型のカレントミラー回路である
    ことを特徴とする放射線画像検出装置。

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