JP6465230B2 - Ｘ線画像撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線画像撮影装置に係り、特に、Ｘ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置に関する。

照射されたＸ線の線量に応じて検出素子で画像を生成するＸ線画像撮影装置が種々開発されている。このタイプのＸ線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来は支持台等と一体的に形成された、いわゆる専用機型（固定型等ともいう。）として構成されていたが、近年、検出素子等を筐体内に収納し、持ち運び可能とした可搬型（カセッテ型等ともいう。）のＸ線画像撮影装置が開発され、実用化されている。

このようなＸ線画像撮影装置では、従来、Ｘ線発生装置との間でインターフェースを構築して互いに信号を送受信し、Ｘ線画像撮影装置の準備が整った段階で、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射して撮影が行われていた。

すなわち、Ｘ線画像撮影装置は、撮影前に、各検出素子内に残存している電荷を除去するリセット処理を行い、放射線技師がＸ線発生装置を操作する等してＸ線発生装置からＸ線の照射を開始する旨を表す照射開始信号が送信されてくるとリセット処理を停止する。そして、各検出素子のスイッチ素子をオフ状態にして、照射されるＸ線の線量に応じて検出素子内で生じる電荷が検出素子内に蓄積される電荷蓄積状態に移行するとともに、Ｘ線発生装置にインターロック解除信号を送信する。Ｘ線発生装置は、Ｘ線画像撮影装置からインターロック解除信号が送信されてくると、被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する。

従来のＸ線画像撮影システムでは、このようにして撮影が行われていた。そして、このようにして撮影を行うことで、リセット処理で各検出素子内に残存する電荷がほとんどない状態にしてスイッチ素子をオフ状態とし、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線により各検出素子内で電荷が発生すると、それを各検出素子内に蓄積させて的確に撮影が行われるようになっていた。

しかし、例えば、Ｘ線画像撮影装置とＸ線発生装置との製造元が異なっているような場合には、両者の間でインターフェースを構築することが必ずしも容易でない場合があり、或いは、インターフェースを構築できない場合がある。そして、このような場合には、上記と同様に、Ｘ線画像撮影装置で、各検出素子のリセット処理と同時並行で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出する検出処理を行い、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射開始を検出するとすぐにスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積状態に移行させるように構成されたＸ線画像撮影装置が種々開発されている。

そして、Ｘ線画像撮影装置自体でＸ線の照射開始を検出する方法としては、例えば特許文献１、２等に記載されているように、Ｘ線画像撮影装置の各検出素子に逆バイアス電圧を印加するために接続されているバイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段を設け、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されるとバイアス線を流れる電流が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法が知られている。

また、例えば特許文献３等に記載されているように、スイッチ素子を介して検出素子からリークする電荷をリークデータｄleakとして読み出すように構成し、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されると読み出されるリークデータｄleakの値が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法も知られている。さらに、例えば特許文献４等に記載されているように、撮影前から画像データｄの読み出し処理を行うように構成し、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されると読み出される画像データｄの値が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法も知られている。

米国特許第７２１１８０３号明細書 特開２００９−２１９５３８号公報 国際公開第２０１１／１３５９１７号パンフレット 国際公開第２０１１／１５２０９３号パンフレット

ところで、例えば特許文献１、２等に記載されているように、バイアス線を流れる電流を電流検出手段で検出するように構成すると、電流検出手段で生じたノイズがバイアス線を介して各検出手段に伝達してしまい、読み出される本画像としての画像データＤにこのノイズが重畳されてしまう虞れがある。そのため、電流検出手段で生じたノイズがバイアス線を介して各検出手段に伝達しないようにする手段を講じる必要がある場合があった。

また、特許文献３、４等に記載された方法では、例えば可搬型のＸ線画像撮影装置を被写体である患者の身体にあてがったり、或いは患者とベッド等との間に差し込んだりする際に、Ｘ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わると、それによって読み出されるリークデータｄleakや画像データｄが増加してしまい、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されていないにもかかわらず、Ｘ線の照射が開始されたと誤検出してしまう虞れがある。

このような誤検出は、例えば、Ｘ線画像撮影装置を患者の身体にあてがう等した後で（すなわちいわゆるポジショニングが完了した後で）検出処理を開始する等すれば的確に回避することが可能である。しかし、そのためには、放射線技師等が、ポジショニングを完了した時点で、Ｘ線画像撮影装置に対してポジショニングが完了したことを示す操作をする等して、Ｘ線画像撮影装置にポジショニングが完了したことを認識させることが必要になる。

しかし、Ｘ線画像撮影装置のユーザーである放射線技師等にとっては、上記のような操作をし忘れる場合もあり、また、撮影のたびにそのような操作を行わなければならないことを面倒に感じる可能性もある。そして、上記のような操作を行わずに撮影を行うことが可能なＸ線画像撮影装置の方が、使い勝手が良いと感じられるであろう。そして、放射線技師等が上記のような操作を行わなくても、Ｘ線画像撮影装置が上記のような誤検出を生じることなく的確に撮影を行うことができるように構成されていることが望ましい。

本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、Ｘ線の照射開始を誤検出することなく的確に撮影を行うことが可能なＸ線画像撮影装置を提供することを目的とする。

前記の問題を解決するために、本発明は、
Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置であって、
入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて入射した電磁波の光子の個数を、入射したＸ線のエネルギー別にカウントするフォトカウンティング方式の検出素子と、
前記個数のカウント結果に基づいて、前記Ｘ線のエネルギーごとにＸ線画像を生成する画像処理装置と、を有することを特徴とする。

また、本発明は、
Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置であって、
入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて入射した電磁波の光子の個数に応じた量の電荷を発生させる光電変換部と、
前記光電変換部の出力を複数の異なる基準電圧と比較し、各基準電圧と比較した比較結果をそれぞれ出力するコンパレーターと、
前記コンパレーターから出力されたそれぞれの比較結果ごとに、前記光子の個数をそれぞれカウントする複数のカウント回路と、
前記複数のカウント回路のカウント結果に基づいて、前記カウント回路ごとにＸ線画像を生成する画像処理装置と、を有することを特徴とする。

本発明のような方式のＸ線画像撮影装置によれば、Ｘ線の照射開始を誤検出することなく的確に撮影を行うことが可能となる。

本実施形態に係るＸ線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。 図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。 Ｘ線画像撮影装置の等価回路を概略的に表すブロック図である。 センサー基板上に半導体基板を二次元状に配列させた状態を表す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図を表す。 半導体基板の具体的な構成を表す図である。 （Ａ）光電変換部に光子が１個入射するごとに個数が１ずつ増加することを表すグラフであり、（Ｂ）光電変換部に入射したのがエネルギーが大きな自然放射線である場合には個数が増加しないことを表すグラフである。 （Ａ）ノイズ等がない理想的な状態においてカウント回路で個数がカウントされる状態等を表す図であり、（Ｂ）ノイズがある状態においてカウント回路で個数がカウントされる状態等を表す図である。 画像処理装置や本実施形態に係るＸ線画像撮影システムを表す図である。 検出素子の別の構成を表すブロック図である。

以下、本発明に係るＸ線画像撮影装置およびＸ線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。

なお、以下では、Ｘ線画像撮影装置として、検出素子に入射したＸ線を直接検出する、いわゆる直接型のＸ線画像撮影装置について説明するが、本発明は、シンチレーター等を備え、放射されたＸ線をシンチレーターで可視光等の他の波長の電磁波に変換し、検出素子に入射した電磁波を検出する、いわゆる間接型のＸ線画像撮影装置に対しても適用することができる。

また、以下では、Ｘ線画像撮影装置が、可搬型のＸ線画像撮影装置である場合について説明するが、非連携方式での撮影を専用機型のＸ線画像撮影装置で行う場合にも適用することが可能である。

さらに、以下の各図における各部材の相対的な大きさや長さ等は、必ずしも現実の装置における相対的な大きさや長さ等を反映していない。また、以下では、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線が入射するＸ線画像撮影装置１の面であるＸ線入射面Ｒの法線方向（すなわち図１や図２等に示すようにＸ線画像撮影装置１を載置した場合の上下方向）を、Ｘ線画像撮影装置１における上下方向として説明する。

［Ｘ線画像撮影装置の構成について］
図１は、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置の外観を示す斜視図であり、図２は、図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。本実施形態では、Ｘ線画像撮影装置１は、後述する検出素子２０等が形成されたセンサーパネルＳＰが筐体２内に収納されて構成されている。また、筐体２の一方の側面には、電源スイッチ３ａを含むスイッチ類３やコネクター４、インジケーター５等が配置されており、図示を省略するが、筐体２の側面等に、外部と無線通信を行うためのアンテナ（後述する図３の３５参照）等が設けられている。

図２に示すように、筐体２内には、基台１０が配置されており、基台１０のＸ線入射面Ｒ側すなわち上面側に、図示しない鉛の薄板等を介してガラス基板等の絶縁基板で形成されたセンサー基板１１が配置されている。そして、本実施形態では、センサー基板１１上に、複数の検出素子２０が二次元状に配列されて設けられている。

そして、本実施形態では、図２に示すように、センサー基板１１の上方すなわちＸ線入射面Ｒ側には、センサー基板１１や各検出素子２０等を保護したり、センサーパネルＳＰにある程度の剛性を持たせたりするためのガラス基板１２が、センサー基板１１に貼付される等して設けられている。なお、ガラス基板１２は必ずしも設けなくてもよい。また、図示を省略するが、前述したように、Ｘ線画像撮影装置１を、シンチレーターを備えるいわゆる間接型のＸ線画像撮影装置として形成する場合には、ガラス基板１２の代わりに、シンチレーターの蛍光体層等が形成されたシンチレーター基板をセンサー基板１１に貼付してもよく、また、検出素子２０上に直接的または間接的に蒸着したり貼付する等して設けるように構成することが可能である。

また、図２に示すように、基台１０の下面側には、電子部品１３等の必要な部材や回路等が配設されたＰＣＢ基板１４やバッテリー１５等が取り付けられている。本実施形態では、このようにして、基台１０やセンサー基板１１、複数の検出素子２０等でセンサーパネルＳＰが形成されている。また、センサーパネルＳＰと筐体２の側面との間に緩衝材１６が設けられている。

次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の回路構成等について説明する。図３は、Ｘ線画像撮影装置の等価回路を概略的に表すブロック図である。

［検出素子の構成について］
図３に示すように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１は、複数の検出素子２０_１〜２０_ｘを備えている。以下、各検出素子２０_１〜２０_ｘを区別せずに説明する場合は、検出素子２０として説明する。また、この場合のｘは、例えば検出素子２０がｍ行ｎ列配列されている場合にはｍ×ｎに等しい。

本実施形態では、検出素子２０として、入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて当該検出素子に入射した電磁波の光子の個数をカウントするフォトカウンティング方式の検出素子が用いられている。以下、図３に基づいて検出素子２０の構成について説明する。

検出素子２０は、例えばシリコン等で形成された光電変換部２１を備えている。光電変換部２１は、Ｘ線画像撮影装置１が直接型の場合には当該光電変換素子２１にＸ線が入射した場合、Ｘ線画像撮影装置１が間接型の場合には入射したＸ線がシンチレーターで変換された可視光等の電磁波が当該光電変換部２１に入射した場合に、その内部で電荷すなわち電子正孔対を発生させるようになっている。

そして、本実施形態では、光電変換部２１は、当該光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子が有しているエネルギーの大きさに応じた量の電子正孔対を生じさせるようになっている。なお、入射したＸ線がシンチレーターで変換されて生じた電磁波のエネルギーの大きさは、シンチレーターに入射したＸ線のエネルギーの大きさに応じて決まるため、光電変換部２１は、当該光電変換部２１に直接入射したＸ線またはシンチレーターを介して間接的に入射したＸ線のエネルギーに応じた量の電子正孔対を生じさせるようになっている。

光電変換部２１では、このようにして、入射したＸ線が電子正孔対（すなわち電荷）に変換される。なお、光電変換部２１内で生じた電子正孔対を再結合させずに的確に分離させるために、光電変換部２１には、バイアス電源３１からいわゆる逆バイアス電圧が印加されるようになっている。

光電変換部２１には、プレアンプ２２ａおよびメインアンプ２２ｂ等を備えるアンプ回路２２が接続されており、アンプ回路２２では、光電変換部２１内で発生し、光電変換部２１から流出した電荷が増幅され、この電荷量に応じた大きさのアナログ値の電圧が出力されるようになっている。

すなわち、本実施形態に係る検出素子２０では、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じた量の電荷が発生し、その電荷量に応じてアンプ回路２２からアナログ値の電圧が出力されるため、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーとアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧とが１：１に対応し、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが大きいほどアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が大きくなるようになっている。

そして、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧は、コンパレーター２３の一方の入力端子に入力するようになっている。また、コンパレーター２３の他方の入力端子には、基準電圧源３２から基準電圧Ｖ０が入力するようになっている。

コンパレーター２３は、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば「１」の電気信号を出力し、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０未満であれば「０」の電気信号を出力するようになっている。なお、「１」、「０」の電気信号は、コンパレーター２３から出力する電圧値の高低で表すことができ、以下では、「１」の電気信号が「０」の電気信号より高い電圧値で表される場合について説明するが、「０」、「１」の電気信号を表す電圧値の高低は逆であってもよい。

いずれにせよ、コンパレーター２３により、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧が、「１」、「０」のデジタル値の電気信号（すなわちデジタル信号）に変換されるようになっている。

なお、上記の基準電圧Ｖ０は、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射しない場合にアンプ回路２２から出力される電圧値の揺らぎと、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射したことにより上昇するアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧とを的確に判別することが可能な電圧値に設定される。

また、上記のように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、光電変換部２１内で発生した電荷が流出し、電荷量に応じてアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が上昇して基準電圧Ｖ０以上になり、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力される。そして、Ｘ線や電磁波の光子の入射に基づく光電変換部２１での電荷の発生や流出が収まると、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が低下するため、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０未満になり、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」に変わる。

このように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が１個入射すると、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が１回だけ「０」から「１」に変わり「０」に戻るようになる。そのため、本実施形態では、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が１個入射すると、検出素子２０のコンパレーター２３から１個のパルス信号が出力される状態になる。

また、コンパレーター２３には、カウント回路２４が接続されている。本実施形態では、カウント回路２４は、積分回路等で形成されており、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わるごとに、すなわち、本実施形態ではコンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出するごとに、カウント値Ｎ（初期値は０）に１ずつ加算していくようになっている。

すなわち、本実施形態では、検出素子２０のカウント回路２４で算出されるカウント値Ｎが、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎということになる。そして、後述する画像処理装置Ｃ（図８参照）で、この検出素子２０ごとの個数Ｎに基づいて検出素子２０ごとの画像データが生成され、生成された画像データに基づいてＸ線画像が生成される。

一方、Ｘ線撮影の際に照射されるＸ線以外の、宇宙線等の自然放射線が光電変換部２１に入射しても、それはＸ線画像にとってノイズにしかならない。そこで、本実施形態では、光電変換部２１に自然放射線が入射しても、それを検出素子２０で光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないように構成されている。

なお、ここで言う自然放射線には、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線以外の全ての放射線が含まれる。すなわち、自然放射線には、上記のような宇宙線のほか、地表や地中等に存在する放射性元素等から放射される自然由来の放射線や、病院等の施設内に存在する放射性治療薬や放射性検査薬等からの放射線、或いは、原子力発電所等から飛散したり漏れ出す等した人工の核燃料等に由来する放射性物質等からの放射線等も含まれる。

以下、自然放射線が光電変換部２１に入射しても、カウント回路２４がそれを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないようにさせるための構成について説明する。

本実施形態では、図３に示すように、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧は、前述したコンパレーター２３以外に、もう１つのコンパレーター２５の一方の入力端子にも入力するようになっている。また、マスク用コンパレーター２５の他方の入力端子には、基準電圧源３２から、上記の基準電圧Ｖ０より高い電圧値に設定された基準電圧Ｖthが入力するようになっている。なお、以下、コンパレーター２３と区別し易くするためにマスク用コンパレーター２５といい、基準電圧Ｖ０と区別するために、マスク用基準電圧Ｖthという。

そして、マスク用コンパレーター２５は、コンパレーター２３の場合と同様に、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が、マスク用基準電圧Ｖth以上であれば「１」のデジタル信号を出力し、マスク用基準電圧Ｖth未満であれば「０」のデジタル信号を出力するようになっている。

また、マスク用コンパレーター２５の出力端子は、前述したコンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力経路上に設けられたマスク回路２６に接続されている。そして、マスク回路２６は、マスク用コンパレーター２５から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わると、出力されるデジタル信号が「１」である間、或いは出力されるデジタル信号の立ち上がりから所定時間が経過するまでの間、コンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力をマスクするようになっている。すなわちコンパレーター２３からカウント回路２４にデジタル信号を入力させないようになっている。

光電変換部２１に入射した光子のエネルギーのうち、検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧ＶthになるようなエネルギーをＥthとすると、本実施形態では、上記のように構成することにより、少なくともＸ線撮影の際にＸ線発生装置から照射されるＸ線よりも大きく、所定の閾値Ｅth以上の大きなエネルギーを有する自然放射線が検出素子２０に入射した場合、カウント回路２４がそれを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントさせないようになっている。

なお、上記のマスク用基準電圧Ｖthや光子のエネルギーに関する閾値Ｅthは、Ｘ線撮影の際にＸ線発生装置から照射されるＸ線とエネルギーが大きな自然放射線とを的確に切り分けることが可能な値に設定される。

すなわち、Ｘ線撮影の際にＸ線発生装置からＸ線画像撮影装置１にＸ線が照射され、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、上記のように、検出素子２０のアンプ回路２２から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーに応じたアナログ値の電圧が出力される。

そして、この電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力されるが、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射した場合には、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値はマスク用基準電圧Ｖthよりは低いため、マスク用コンパレーター２５から出力されるデジタル信号は「０」のままとなる。そのため、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出して、カウント値Ｎに１だけ加算する。

しかし、光電変換部２１に上記の所定の閾値Ｅth以上の大きなエネルギーを有する自然放射線が入射すると、検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値は、基準電圧Ｖ０以上であるが、マスク用基準電圧Ｖth以上でもあるため、コンパレーター２３とマスク用基準電圧Ｖthのいずれからも「１」のデジタル信号が出力される。そのため、マスク回路２６により、コンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力がマスクされるため、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出できない。

本実施形態では、このようにして、少なくとも光電変換部２１に入射した、エネルギーが閾値Ｅth以上の光子（すなわち自然放射線の光子）を検出素子２０のカウント回路２４が上記の個数Ｎとしてカウントさせないようになっている。すなわち、本実施形態では、マスク用コンパレーター２５とマスク回路２６とが、光電変換部２１に入射した、エネルギーが設定された閾値Ｅth以上の自然放射線の光子を、カウント回路２４が光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントしないようにさせるための手段として機能するようになっている。

［半導体基板の具体的な構成等について］
なお、本実施形態では、Ｘ線画像撮影装置１は、例えば１４×１７インチ等のサイズに形成され、比較的大型である。そのため、前述したようにセンサー基板１１上に複数の検出素子２０を二次元状に配列する場合、例えば、センサー基板１１上に各検出素子２０を１つ１つ貼付する等して複数の検出素子２０を二次元状に配列することも不可能ではないが、縦横１００μｍ程度の大きさの検出素子２０をセンサー基板１１上に二次元状に貼付していく作業は現実的には必ずしも容易に行うことはできない。また、例えば、複数の検出素子２０を１つの半導体基板上に一体的に形成しようとしても、現状では、半導体基板を例えば１４×１７インチの大きさに形成することができない。

そこで、本実施形態では、複数の検出素子２０を二次元状（或いは一次元状でもよい。）に形成した複数の半導体基板２０Ａを、図４（Ａ）、（Ｂ）に示すようにセンサー基板１１上に圧着したり接着したりすることで、複数の検出素子２０をセンサー基板１１上に二次元状に配列するようになっている。

なお、例えばＸ線画像撮影装置１がより面積が小さい小型の装置である場合には、上記のように半導体基板上に複数の検出素子２０を二次元状に形成することも可能である。本発明では、複数の検出素子２０が二次元状に配列されていればよく、その形態は特定の形態に限定されない。また、図４（Ａ）、（Ｂ）では図示が省略されているが、各半導体基板２０Ａを保護するための樹脂や無機材料等からなる保護層で各半導体基板２０Ａ等を被覆するように形成するなど、必要な構成が適宜設けられる。

ここで、半導体基板２０Ａの具体的な構成例について説明する。本実施形態では、半導体基板２０Ａは、例えば図５に示すように各層の積層構造として構成されている。なお、半導体基板２０Ａとしては、例えば、特開２０１４−９３６１６号公報に記載されているＳＯＩ（Silicon-On-Insulator）基板を用いることが可能であるが、必ずしもＳＯＩ基板を用いる場合に限定されない。また、図５における半導体基板２０Ａの各層や各部の相対的な厚さや大きさ等は、必ずしも現実を反映していない。

本実施形態に係る半導体基板２０Ａでは、図５では図示を省略した各検出素子２０の光電変換部２１は共通とされているが、光電変換部２１を各検出素子２０ごとに区画したり分離する等して構成することも可能である。そして、シリコン等で形成された光電変換部２１の上側（すなわちＸ線入射面Ｒ（図１、図２参照）に近い側）には、電極２０ａが形成されており、電極２０ａには、バイアス電源３１（図３参照）から逆バイアス電圧が印加されるようになっている。なお、Ｘ線画像撮影装置１を間接型として形成する場合には、図示しないシンチレーターからの電磁波が光電変換部２１に到達するようにするために、電極２０ａは透明電極とされる。

また、光電変換部２１の下側には、酸化膜等で形成された絶縁層２０ｂを介して回路部２０ｃが形成されており、さらに、回路部２０ｃには、回路部２０ｃに必要な電力を供給したり、後述する制御手段３０（図３参照）からの信号を送信したり、或いは各カウント回路２４で上記のように加算処理された、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報を制御手段３０に送信したりするための各配線２０ｄが接続されている。

そして、本実施形態では、回路部２０ｃ内に、前述した各検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４、マスク用コンパレーター２５、マスク回路２６（図３参照）等の必要な回路等が形成されている。

そして、図示を省略するが、本実施形態では、絶縁層２０ｂ中に、光電変換部２１と回路部２０ｃ内のアンプ回路２２とを電気的に接続する複数のホールが二次元状に形成されており（すなわち図５に示した半導体基板２０Ａを図中上側から見た場合に複数のホールが二次元状に配列されており）、これらの複数のホールがそれぞれ各検出素子２０に相当している。なお、光電変換部２１内の所定の部分にVI族元素をドープしたりIII族元素をドープしてｎ層やｐ層を形成するなど、必要な処理が行われている。

本実施形態では、このようにして、複数の検出素子２０が半導体基板２０Ａ内に形成されており、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎをカウントする各検出素子２０のカウント回路２４等が当該半導体基板２０Ａ内にそれぞれ設けられるようになっている。

［Ｘ線画像撮影装置における検出素子以外の構成等について］
次に、図３に基づいて、Ｘ線画像撮影装置１における検出素子２０以外の構成等について説明する。

制御手段３０は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等で構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。

そして、制御手段３０は、前述したバイアス電源３１を制御して、バイアス線３１ａを介して光電変換部２１に逆バイアス電圧を印加させるようになっている。また、制御手段３０は、前述した基準電圧源３２を制御してコンパレーター２３やマスク用コンパレーター２５に基準電圧Ｖ０やマスク用基準電圧Ｖthを供給させたり、或いは基準電圧Ｖ０やマスク用基準電圧Ｖthの値を設定するようになっている。

また、制御手段３０には、ＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）やＳＤＲＡＭ（Synchronous ＤＲＡＭ）等で構成される記憶手段３３が接続されており、制御手段３０から各検出素子２０に送信した信号に基づいて各検出素子２０のカウント回路２４から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報が送信されてくると、制御手段３０は、それらの情報を記憶手段３３に順次保存させるようになっている。

さらに、制御手段３０には、アンテナ３５やコネクター４（図１参照）等が接続された通信部３４が接続されており、制御手段３０は、通信部３４を制御して、記憶手段３３に保存している個数Ｎの情報を、アンテナ３５を介して無線方式で、或いはコネクター４を介して有線方式で、外部装置に転送させたり、或いは、通信部３４を介して外部装置から送信されてきた信号等を受信するようになっている。なお、図３では図示を省略するが、Ｘ線画像撮影装置１には、このほか、バッテリー等の必要な機器や回路等が適宜備えられる。

［作用］
次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の作用について説明する。Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０は、Ｘ線画像撮影装置１の電源スイッチ３ａ（図１参照）がオンされると、例えば検出素子２０のアンプ回路２２に電力を供給させたり、バイアス電源３１（図３参照）から光電変換部２１に逆バイアス電圧を印加させたり、各カウント回路２４のカウント数すなわち個数Ｎをリセットする（すなわち０を設定する）等の所定の初期動作を行わせて、検出素子２０によるフォトンカウンティング処理を開始させる。

なお、Ｘ線画像撮影装置１は、例えば図示しないブッキー装置に装填してＸ線撮影に用いることも可能であり、また、Ｘ線画像撮影装置１を被写体である患者の身体にあてがったり、患者とベッド等との間に差し込んだりした状態で、ポータブルのＸ線発生装置からＸ線を照射させて用いることも可能である。

そして、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置１にＸ線が照射されると、Ｘ線画像撮影装置１が直接型である場合には、Ｘ線の光子が光電変換部２１に入射する。また、Ｘ線画像撮影装置１が間接型である場合には、Ｘ線画像撮影装置１にＸ線が照射されるとシンチレーターでＸ線が可視光等の別の波長の電磁波に変換され、変換された電磁波の光子が光電変換部２１に入射する。

光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、そのエネルギーに応じた量の電子正孔対が光電変換部２１内で発生し、光電変換部２１に印加された逆バイアス電圧による電位勾配に従って電子と正孔が光電変換部２１内をそれぞれの方向に移動する。そして、一方の電荷（例えば電子）は前述したホールを通って検出素子２０のアンプ回路２２側に流出し、他方の電荷（例えば正孔）は、半導体基板２０Ａの電極２０ａ（図５参照）やバイアス線３１ａ（図３参照）を介してバイアス電源３１に流出する。

電荷が検出素子２０のアンプ回路２２に流出すると、アンプ回路２２で増幅され、その電荷量に応じた大きさのアナログ値の電圧がアンプ回路２２から出力され、出力されたアナログ値の電圧が、コンパレーター２３で基準電圧Ｖ０と比較される。そして、コンパレーター２３は、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が、基準電圧Ｖ０以上であれば「１」のデジタル信号を出力し、基準電圧Ｖ０未満であれば「０」のデジタル信号を出力して、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧をデジタル信号に変換する。

そして、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わり、デジタル信号が立ち上がるごとに、カウント値Ｎ、すなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎに１ずつ加算する。このようにして、カウント回路２４では、図６（Ａ）に示すように、光電変換部２１に光子が１個入射するごとに、個数Ｎであるカウント値Ｎが１ずつ増加される。なお、図６（Ａ）や以下の各図において、グラフの縦線は、コンパレーター２３からカウント回路２４に「１」のデジタル信号が入力され、カウント回路２４で個数をカウントした時刻ｔを表す。

一方、光電変換部２１に、宇宙線等の自然放射線が入射した場合にも、上記と同様にして、検出素子２０のアンプ回路２２からアナログ値の電圧が出力され、電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力される。しかし、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが大きく、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧Ｖth以上であれば、マスク用コンパレーター２５（図３参照）から「１」のデジタル信号が出力され、マスク回路２６により、コンパレーター２３からカウント回路２４への「１」のデジタル信号の入力がマスクされる。

そのため、光電変換部２１にこの自然放射線が入射した時刻が時刻ｔａであるとすると、図６（Ｂ）に示すように、時刻ｔａに光電変換部２１に自然放射線が入射しても、そのタイミングでは、検出素子２０のコンパレーター２３からカウント回路２４には「１」のデジタル信号が入力されない状態になる。そのため、その時刻ｔａには、カウント回路２４のカウント値Ｎすなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎは増加しない。

このように、本実施形態では、少なくとも、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧Ｖth以上になるようなエネルギーが大きな自然放射線が光電変換部２１に入射しても、検出素子２０のカウント回路２４ではそれにより「光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎ」を加算しないようになっている。すなわち、少なくともエネルギーが大きな自然放射線については、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないようにすることが可能となり、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎに、自然放射線によるノイズが含まれてしまうことを的確に防止することが可能となる。

そして、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了すると、制御手段３０（図３参照）は、各検出素子２０に信号を送信する。そして、信号に応じて各検出素子２０からカウント回路２４から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報が送信されてくると、制御手段３０は、それらの情報を記憶手段３３に順次保存させる。また、制御手段３０は、通信部３４を制御してアンテナ３５やコネクター４を介して記憶手段３３に保存されている個数Ｎの情報を外部装置に無線方式や有線方式で転送する。

Ｘ線撮影では、Ｘ線画像撮影装置１の各検出素子２０のうち、被写体である患者の骨や内臓等のようにＸ線が散乱されたり吸収されたりし易い身体の部分に対応する位置の検出素子２０では、入射するＸ線の量が少なくなり、Ｘ線をより透過し易い身体の部分に対応する位置の検出素子２０では、入射するＸ線の量が多くなる。そのため、各検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎは、従来のＸ線画像撮影装置で撮影されるＸ線画像と同様に、患者の身体の各部の組織（病変部等も含む。）の情報を担持したものとなる。

そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１で検出素子２０ごとの個数Ｎの情報に対して的確に処理を行うことで、従来のＸ線画像撮影装置で撮影された画像データの場合と同様に、的確にＸ線画像を生成することが可能となる。なお、画像処理の仕方等については後で説明する。

［効果］
次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の効果について説明する。ここで、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の優れた作用効果を説明するために、従来のＸ線画像撮影装置で撮影時に行われていた処理について簡単に説明する。

前述したように、例えば特許文献２〜４等に記載されている従来のＸ線画像撮影装置では、撮影前に、通常、各検出素子のリセット処理が行われる。そして、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する際にこのリセット処理が行われていると、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷が検出素子内から流出してしまうため、各検出素子内で発生した電荷の量に担持された被写体の病変部等の貴重な情報が失われてしまう。Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する際には、各検出素子のリセット処理を停止し、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷を検出素子内に蓄積させる電荷蓄積状態に移行させることが必要になる。

また、前述したように、Ｘ線画像撮影装置とＸ線発生装置との間で信号のやり取りを行えない、或いは行わない場合（以下、このような場合を非連携方式という。）には、Ｘ線画像撮影装置自体で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出するように構成し、Ｘ線の照射開始を検出すると即座に各検出素子のリセット処理を停止し、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして電荷蓄積状態に移行させるように構成することが必要になる。

すなわち、従来のＸ線画像撮影装置を用いて非連携方式でＸ線撮影を行う場合、少なくとも（１）Ｘ線画像撮影装置自体でＸ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出することと、（２）Ｘ線の照射開始を検出したら即座に電荷蓄積状態に移行することが必要であった。

そして、上記の（１）の点においては、前述したように、例えば可搬型のＸ線画像撮影装置を被写体である患者の身体にあてがう等する際にＸ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わると、衝撃や振動等によって、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されていないにもかかわらず、Ｘ線画像撮影装置がＸ線の照射が開始されたと誤検出してしまう虞れがあった。そして、このような現象が生じる原因の１つとして、振動等によりフレキシブル回路基板（フレキシブル配線基板、フレキシブルプリント基板等ともいう。）が振動することが考えられている。

すなわち、従来のＸ線画像撮影装置では、Ｘ線の照射開始の判断に用いられるデータがアナログ値の状態でフレキシブル回路基板上を送信されるように構成される場合があるが、このような場合、Ｘ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わってフレキシブル回路基板が振動すると、その振動が、アナログ値のデータにノイズとして重畳されてしまい、Ｘ線が照射されていないにもかかわらす、アナログ値のデータに振動等によるノイズが重畳されて照射開始判定用の閾値を越える等することで、Ｘ線画像撮影装置が、Ｘ線の照射が開始されたと誤検出してしまった。

それに対し、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように検出素子２０として、入射したＸ線（直接型の場合）や電磁波（間接型の場合）の光子の個数Ｎをカウント回路２４（図３参照）でカウントするフォトカウンティング方式の検出素子２０が用いられている。

このようなフォトンカウンティング方式の検出素子２０では、上記の従来のＸ線画像撮影装置における検出素子のように、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷を検出素子内に蓄積させるための電荷蓄積状態に移行する操作を行う必要がない（上記の（２）参照）。

すなわち、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１におけるフォトンカウンティング方式の検出素子２０では、上記のように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射して電荷（電子正孔対）が発生すると、従来のＸ線画像撮影装置のようにそれを光電変換部２１内に一旦蓄積させることなく、すぐにアンプ回路２２で増幅してコンパレーター２３で基準電圧Ｖ０と比較してカウント回路２４でカウントする。このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、Ｘ線や電磁波が光電変換部２１に入射したことにより光電変換部２１内で発生した電荷を光電変換部２１内に溜めておく必要がない。そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１におけるフォトンカウンティング方式の検出素子２０では電荷蓄積状態に移行するという概念がない。

そのため、従来のＸ線画像撮影装置では、各検出素子を的確に電荷蓄積状態に移行させる必要があるために装置自体でＸ線の照射が開始されたことを検出する照射開始の検出処理を行うことが必須の要件になったが、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように検出素子２０を電荷蓄積状態に移行させる必要がないため、そもそもＸ線画像撮影装置１自体で、Ｘ線の照射開始の検出処理を行う必要がない（上記の（１）参照）。

すなわち、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前にＸ線画像撮影装置１を起動させて光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎを各検出素子２０で的確にカウントできる状態にすれば、後は、各検出素子２０が上記のように動作して、例えば図６（Ａ）、（Ｂ）に示したように光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射するごとにいわば自動的にその個数Ｎをカウントしていく。

本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、このように、そもそもＸ線の照射開始の検出処理を行う必要がないため、Ｘ線の照射開始を誤検出するという事態が生じることはない。そして、このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、従来のＸ線画像撮影装置のように衝撃や振動等が加わっても誤検出が生じることがないため、前述したように撮影の際にＸ線画像撮影装置にポジショニングが完了したことを認識させるための操作等を行う必要がない。そのため、放射線技師等にとって、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１は使い勝手が良いものとなる。

そして、上記のように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の各検出素子２０でカウントされた上記の光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎは、その検出素子２０に対応する患者の身体の組織（病変部等も含む。）の情報を担持したものとなる。そのため、このような個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することで、患者の身体の各部の組織が濃淡で表された的確なＸ線画像を生成することが可能となり、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１を用いてＸ線撮影を的確に行うことが可能となる。

一方、本実施形態では、図５に示したように、検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等が、検出素子２０の回路部２０ｃ内に形成され、回路部２０ｃと光電変換部２１等とが一体的に形成されている。すなわち、本実施形態では、検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等の間を、例えばフレキシブル回路基板で接続するような構成にはなっていない。そのため、Ｘ線画像撮影装置１に振動等が加わっても、検出素子２０には、フレキシブル回路基板のように振動する要素がないため、光電変換部２１からカウント回路２４までの経路でノイズが入り込む余地がない。

そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記の従来のＸ線画像撮影装置のように、装置に衝撃や振動等が加わっても、読み出されるデータ（本実施形態のＸ線画像撮影装置１ではアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧やコンパレーター２３から出力されるデジタル信号等）にノイズが重畳されるような現象は生じないという特徴もある。

また、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、各検出手段２０のコンパレーター２３でアンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧がデジタル信号に変換される。そして、カウント回路２４でカウントされる上記の回数Ｎもデジタル化されている。そのため、例えば、各検出手段２０から回数Ｎの情報が出力される時点で、上記のようにＸ線画像撮影装置１に衝撃や振動が加わる等して、回数Ｎの情報にノイズが重畳される等しても、例えば誤り訂正符号を用いた誤り検出訂正（error detection and correction）等の公知の技術を用いて的確に訂正することが可能となる。

なお、従来のＸ線画像撮影装置では、上記の（２）に示したように、Ｘ線の照射開始を検出すると全てのスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積状態に移行する。その際、検出素子内では、検出素子自体の熱（温度）による熱励起等によりいわゆる暗電荷（暗電流等ともいう。）が常時発生しているため、このようにスイッチ素子をオフ状態にすると、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷だけでなく、暗電荷も検出素子内に蓄積されることになる。そのため、検出素子から読み出される電荷から生成される画像データには、暗電荷に起因するオフセット分が重畳されることになる。

そのため、従来のＸ線画像撮影装置では、Ｘ線撮影の前や後に、Ｘ線画像撮影装置にＸ線を照射しない状態で、Ｘ線撮影時と同じ時間だけ全てのスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積を行わせ、蓄積された暗電荷を読み出して、上記の暗電荷に起因するオフセット分に相当するオフセットデータを読み出す処理が行われていた。そして、後の画像処理では、画像データからオフセットデータを減算していわゆる真の画像データを算出し、この真の画像データに基づいてＸ線画像を生成していた。しかし、従来のＸ線画像撮影装置では、上記のようにＸ線撮影の前や後にオフセットデータの読み出し処理を行う分だけ、撮影に要する時間が長くなっていた。

それに対し、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように、電荷蓄積という処理を行う必要がなく、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると即座に検出素子２０のコンパレーター２３でデジタル信号に変換してカウント回路２４に出力する。そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎに、上記の暗電荷に起因するオフセット分のような成分は含まれず、個数Ｎの情報をそのまま真の画像データとして用いることができる。

このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、従来のＸ線画像撮影装置のようにＸ線撮影の前や後にオフセットデータの読み出し処理を行わないため、少なくともその分だけ撮影に要する時間が従来のＸ線画像撮影装置に比べて短くすることが可能となるといったメリットも有している。

［ノイズの影響を除去するための構成等について］
上記の実施形態では、上記のように、アンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等を回路部２０ｃ内に形成し、それと光電変換部２１等とを一体的に形成することで、Ｘ線画像撮影装置１に衝撃や振動等が加わっても、それによりカウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎの情報にノイズが重畳されないように構成されている。

また、上記の実施形態では、上記のように、マスク用コンパレーター２５やマスク回路２６を設け、光電変換部２１に所定の閾値Ｅth以上のエネルギーを有する自然放射線が入射してもそれを検出素子２０のカウント回路２４で光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の個数Ｎとしてカウントしないように構成することで、同様に、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎの情報にノイズが重畳されないようになっている。

ところで、上記の実施形態の構成では、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが上記の所定の閾値Ｅth未満であり、そのような自然放射線が光電変換部２１に入射したことにより検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、カウント回路２４は、それを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントすることになる。

一方、上記の実施形態では、Ｘ線発生装置からＸ線が照射されている間は、Ｘ線画像撮影装置１の検出素子２０でＸ線や電磁波が検出され、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すればそれをカウント回路２４でカウントしていく。しかし、Ｘ線発生装置からＸ線が照射されていない場合には、Ｘ線画像撮影装置１の光電変換部２１にはＸ線や電磁波の光子が入射しないため、検出素子２０のカウント回路２４におけるカウント数すなわち上記の個数Ｎは増加しない。このことを前提として説明した。

すなわち、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされる様子を図６（Ａ）等と同様にグラフに縦線で表すと、ノイズ等がない理想的な状態では、例えば図７（Ａ）に示すように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前は、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされることはなく、例えば時刻ＴｓでＸ線発生装置からのＸ線の照射が開始されると、その時刻Ｔｓ以降、各検出素子２０のカウント回路２４で個数Ｎがカウントされる状態になる。そして、時刻ＴｅでＸ線発生装置からのＸ線の照射が終了すると、その時刻Ｔｅ以降は、各検出素子２０のカウント回路２４では上記の個数Ｎがカウントされない状態に戻る。

そのため、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅ以降であれば、制御手段３０が、時刻Ｔ１で各検出素子２０のカウント回路２４から上記の個数Ｎの情報を送信させても、時刻Ｔ２で送信させても、同じ個数Ｎの情報が各検出素子２０のカウント回路２４から送信されてくる。そのため、上記のように、この理想的な状態では、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了すれば、任意のタイミングで（すなわち任意の時刻に）各検出素子２０のカウント回路２４から個数Ｎの情報を送信させることができる。

しかし、実際には、上記のように、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが上記の所定の閾値Ｅth未満であるような場合には、検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎとしてカウントされる。また、それ以外の原因で、ノイズが上記の個数Ｎとしてカウントされる可能性もある。そのため、実際には、図７（Ｂ）に示すように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前や、Ｘ線の照射が終了した後でも、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされる可能性がある。

そのため、上記のように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、制御手段３０が、時刻Ｔ１で各検出素子２０のカウント回路２４から送信させた場合の上記の個数Ｎと、それより後の時刻Ｔ２で送信させた場合の上記の個数Ｎは、異なる個数になる。また、いずれもノイズにより誤ってカウントされた個数が含まれている。

そこで、例えば、以下のように構成することにより、検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎに、少なくとも、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前や、Ｘ線の照射が終了した後に生じたノイズ（エネルギーが低い自然放射線の入射を含む。）をカウントしたことによる個数が含まれないようにすることが可能である。

［構成１］
すなわち、例えば、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎをカウントする処理と同時に、例えば制御手段３０（図３参照）で、Ｘ線発生装置からＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓと照射が終了した時刻Ｔｅを割り出すように構成することが可能である。なお、この場合のＸ線発生装置からＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓの割り出し処理は、上記のように個数Ｎからノイズの影響を除去するための処理であり、前述した従来のＸ線画像撮影装置における電荷蓄積状態に移行するためのＸ線の照射開始の検出処理とは異なる。

具体的には、例えば、上記のようにして検出素子２０のカウント回路２４がコンパレーター２３から出力されたデジタル信号の「０」から「１」への立ち上がりを検出して個数Ｎを１だけ増加させる（すなわち個数Ｎをカウントする）処理を行うと同時に、カウント回路２４から制御手段３０に個数Ｎを増加させた旨を表す信号を送信する。

そして、制御手段３０は、各検出素子２０のカウント回路２４から送信されてくる信号を常時監視し、例えば、１秒等に設定された単位時間前から現時点までに送信されてきた信号の数を、単位時間あたりの個数ｎとして算出する。そして、図７（Ａ）、（Ｂ）に示したようにＸ線発生装置からＸ線の照射が開始されると単位時間あたりの個数ｎが増加することから、単位時間あたりの個数ｎに所定の閾値を設けておき、算出した単位時間あたりの個数ｎが閾値以上になった時刻をＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓとして割り出す。また、このように算出した単位時間あたりの個数ｎが一旦閾値以上になった後、閾値未満になった場合にその時刻をＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅとして割り出すように構成する。

そして、制御手段３０は、Ｘ線の照射が開始された時刻Ｔｓを割り出す前、或いはＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅを割り出した後に、信号を送信してきた検出素子２０に対して、当該検出素子２０のカウント回路２４におけるカウント数Ｎすなわち上記の個数Ｎを１だけ減らすように指示する信号を送信する。そして、この信号を受信した検出素子２０は、カウント回路２４における上記の個数Ｎを１だけ減らす。

このように構成すれば、例えば図７（Ｂ）に示したような時刻に各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされたとしても、少なくとも、Ｘ線の照射が開始された時刻Ｔｓより前や、Ｘ線の照射が終了した時刻Ｔｅより後に、カウント回路２４でカウントした個数Ｎについては個数Ｎを増加させない、すなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントしないようにすることが可能となる。

そして、制御手段３０は、このようにして、各検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎから、Ｘ線の照射開始時刻Ｔｓより前や照射終了時刻Ｔｅより後に生じたノイズに基づく個数Ｎを除去することが可能となり、各検出素子２０のカウント回路２４における上記の個数Ｎを、照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間だけでカウント回路２４でカウントされた個数Ｎとすることが可能となる。

そして、制御手段３０は、以上の処理を行ったうえで、各検出素子２０のカウント回路２４から個数Ｎの情報を送信させて、記憶手段３３（図３参照）に保存させたり、通信部３４を介して、図８に示すように無線方式や有線方式で外部の画像処理装置Ｃに検出素子２０ごとの個数Ｎの情報を転送するように構成することが可能である。

そして、画像処理装置Ｃで、送信されてきた個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。

［構成２］
また、上記の構成１のように、各検出素子２０のカウント回路２４で個数Ｎをカウントする処理と同時並行で、制御手段３０で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出すように構成する代わりに、Ｘ線撮影の終了後、各検出素子２０のカウント回路２４から上記の個数Ｎの情報を送信させた後で、これらの個数Ｎの情報を時間的に解析して、Ｘ線の照射開始時刻Ｔｓや照射終了時刻Ｔｅを割り出すように構成することも可能である。

しかし、上記の実施形態や構成１では、各検出素子２０のカウント回路２４でどの時刻に個数Ｎがカウントされたか分からないため、この場合は、検出素子２０のカウント回路２４は、上記のように個数Ｎをカウントするとともに、カウントした時刻ｔの情報をも保存するように構成される。

そして、制御手段３０は、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、例えば放射線技師等による操作があった時点で、各検出素子２０のカウント回路２４から、個数Ｎの情報と、個数をカウントした時刻ｔの情報とを送信させる。そして、各検出素子２０で個数をカウントした時刻ｔを例えば図７（Ｂ）に示したように時系列的に並べ、上記と同様に、単位時間あたりの個数ｎを算出し、算出した単位時間あたりの個数ｎに基づいてＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出す。そして、割り出した照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間に検出素子２０ごとにカウントされた個数Ｎを、当該検出素子２０ごとの個数Ｎとするように構成することが可能である。

そして、上記の構成１と同様に、制御手段３０は、以上の処理を行ったうえで、検出素子２０ごとの個数Ｎの情報を、記憶手段３３に保存させたり、通信部３４を介して外部の画像処理装置Ｃ（図８参照）に転送する。そして、画像処理装置Ｃで、送信されてきた個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。

［構成３］
また、上記の構成２の処理を、Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０等で行う代わりに、図８に示したＸ線画像撮影システム１００の画像処理装置Ｃで行うように構成することも可能である。

この場合、Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０は、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、例えば放射線技師等による操作があった時点で、各検出素子２０のカウント回路２４から、個数Ｎの情報と、個数をカウントした時刻ｔの情報とを送信させる。そして、それらの情報を画像処理装置Ｃに転送する。

そして、画像処理装置Ｃは、Ｘ線画像撮影装置１の各検出素子２０で個数をカウントした時刻ｔを例えば図７（Ｂ）に示したように時系列的に並べ、上記と同様に、単位時間あたりの個数ｎを算出し、算出した単位時間あたりの個数ｎに基づいてＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出す。そして、割り出した照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間に検出素子２０ごとにカウントされた個数Ｎを、当該検出素子２０ごとの個数Ｎとするように構成することが可能である。

そして、画像処理装置Ｃは、このようにして割り出した個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。

［入射したＸ線等のエネルギー別に個数をカウントする構成等について］
なお、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、前述したように、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーに応じた量の電荷が光電変換部２１内で発生し、検出素子２０のアンプ回路２２からその電荷量に応じたアナログ値の電圧が出力される。そこで、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧を、その電荷量に応じて（すなわち光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じて）分離してカウントするように構成することも可能である。

この場合、検出素子２０^＊を、例えば図９に示すように構成することが可能である。具体的には、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧を、複数のコンパレーター２３Ａ〜２３Ｃの一方の入力端子に入力させる。なお、以下、コンパレーターが２３Ａ〜２４Ｃの３個設けられている場合について説明するが、３個の場合に限定されない。また、図９では、上記のマスク用コンパレーター２５等の図示が省略されている。

また、コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃの他方の入力端子には、基準電圧源３２から基準電圧Ｖ０〜Ｖ２（例えばＶ０＜Ｖ１＜Ｖ２＜Ｖth）を入力する。そして、各コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃから各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃにそれぞれデジタル信号を送信するように構成する。

このように構成すると、検出素子２０^＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが小さく、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であるが基準電圧Ｖ１未満である場合には、コンパレーター２３Ａからは「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａのカウント値Ｎが１増加するが、コンパレーター２３Ｂ、２３Ｃから出力されるデジタル信号は「０」のままであり、カウント回路２４Ｂ、２４Ｃのカウント値Ｎは増加しない。

また、検出素子２０^＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが中程度で、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ１以上であるが基準電圧Ｖ２未満である場合には、コンパレーター２３Ａ、２３Ｂからは「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａ、２４Ｂのカウント値Ｎがそれぞれ１増加するが、コンパレーター２３Ｃから出力されるデジタル信号は「０」のままであり、カウント回路２４Ｃのカウント値Ｎは増加しない。

さらに、検出素子２０^＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが大きく、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ２以上である場合である場合（なお、マスク用基準電圧Ｖth未満であるとする。）には、コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃから「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａ〜２４Ｃのカウント値Ｎがそれぞれ１増加する。

このようにして、カウント回路２４Ｃでは、検出素子２０^＊の光電変換部２１に入射した光子のうち、エネルギーが大きい光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ２以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。また、カウント回路２４Ｂでは、エネルギーが大きい光子と中程度の光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ１以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。そして、カウント回路２４Ａでは、エネルギーが大きい光子と中程度の光子と小さい光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ０以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。

そのため、上記のように構成することにより、検出素子２０^＊の各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃで、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じて光子の個数Ｎを分離してカウントするように構成することが可能となる。そして、画像処理装置Ｃで、各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃごとに別々にＸ線画像を生成することで、Ｘ線画像撮影装置１に照射したＸ線に含まれるエネルギーの各領域ごとにＸ線画像を生成することが可能となる。

なお、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。

１ Ｘ線画像撮影装置
２ 筐体
２０ 検出素子
２０Ａ 半導体基板
２４ カウント回路
３０ 制御手段（手段）
１００ Ｘ線画像撮影システム
Ｃ 画像処理装置
Ｅth 閾値
Ｎ 光子の個数
ｎ 単位時間あたりの個数
ＳＰ センサーパネル
ｔ 時刻
Ｔｓ Ｘ線の照射が開始された時刻、照射開始時刻
Ｔｅ Ｘ線の照射が終了した時刻、照射終了時刻

Claims (4)

1. Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置であって、
   入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて入射した電磁波の光子の個数を、入射したＸ線のエネルギー別にカウントするフォトカウンティング方式の検出素子と、
   前記個数のカウント結果に基づいて、前記Ｘ線のエネルギーごとにＸ線画像を生成する画像処理装置と、を有することを特徴とするＸ線画像撮影装置。
2. Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置であって、
   入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて入射した電磁波の光子の個数に応じた量の電荷を発生させる光電変換部と、
   前記光電変換部の出力を複数の異なる基準電圧と比較し、各基準電圧と比較した比較結果をそれぞれ出力するコンパレーターと、
   前記コンパレーターから出力されたそれぞれの比較結果ごとに、前記光子の個数をそれぞれカウントする複数のカウント回路と、
   前記複数のカウント回路のカウント結果に基づいて、前記カウント回路ごとにＸ線画像を生成する画像処理装置と、を有することを特徴とするＸ線画像撮影装置。
3. 単位時間あたりの前記カウント結果に基づいて、前記Ｘ線発生装置からのＸ線の照射開始時刻と照射終了時刻とを算出する制御手段を有することを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線画像撮影装置。
4. 前記画像処理装置は、前記制御手段によって算出された前記照射開始時刻から前記照射終了時刻までの間にカウントされたカウント結果に基づいて前記Ｘ線画像を生成することを特徴とする請求項３に記載のＸ線画像撮影装置。

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