JP6662211B2

JP6662211B2 - Radiation imaging equipment

Info

Publication number: JP6662211B2
Application number: JP2016122215A
Authority: JP
Inventors: 駒坂　友則; 友則駒坂
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2016-06-21
Filing date: 2016-06-21
Publication date: 2020-03-11
Anticipated expiration: 2036-06-21
Also published as: JP2017228863A

Description

本発明は、放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic imaging device.

従来、被検体を介して照射されたＸ線等の放射線を二次元配列された放射線検出素子により検出して、当該検出結果から被検体の診断に用いられる放射線画像の画像データを生成する放射線画像撮影装置がある。放射線画像撮影装置における放射線画像の画像データの生成は、例えば、入射した放射線量に応じて放射線検出素子から出力された画素信号を相関二重サンプリングにより抽出し、当該抽出された信号をデジタル信号に変換することにより行われる。ここで、相関二重サンプリングにおけるサンプリング間隔は、放射線画像の撮影条件に応じて適宜変更することができる。例えば、放射線画像を連続撮影する場合におけるサンプリング間隔は、放射線画像に係る画像データの生成処理時間を短縮させるために、静止画を撮影する場合におけるサンプリング間隔よりも小さく設定される。 2. Description of the Related Art Conventionally, a radiation image that detects radiation such as X-rays radiated through a subject by a two-dimensionally arranged radiation detecting element and generates image data of a radiation image used for diagnosis of the subject from the detection result There is a shooting device. The generation of image data of a radiation image in a radiation image capturing apparatus is performed, for example, by extracting a pixel signal output from a radiation detection element according to an incident radiation dose by correlated double sampling, and converting the extracted signal into a digital signal. This is done by conversion. Here, the sampling interval in the correlated double sampling can be appropriately changed according to the imaging condition of the radiation image. For example, the sampling interval in the case of continuously taking a radiation image is set smaller than the sampling interval in the case of taking a still image in order to shorten the processing time for generating image data related to a radiation image.

また、放射線画像撮影装置は、入力された直流電圧を所定の電源電圧に変換して出力するＤＣ−ＤＣコンバーターを備え、当該変換後の電源電圧により放射線検出素子及びその駆動回路などの各部が動作する構成とすることができる。ここで、ＤＣ−ＤＣコンバーターとしては、コイル及びダイオードを組み合わせた回路に対する直流電圧の供給と停止をスイッチング素子によって所定の切替周波数で切り替えることで電圧を変換する方式のものが用いられる（例えば、特許文献１）。 In addition, the radiation image capturing apparatus includes a DC-DC converter that converts an input DC voltage into a predetermined power supply voltage and outputs the converted power supply voltage. Each unit such as a radiation detection element and a drive circuit thereof is operated by the converted power supply voltage. Configuration. Here, as the DC-DC converter, a type that converts a voltage by switching a supply and a stop of a DC voltage to a circuit combining a coil and a diode at a predetermined switching frequency by a switching element is used (for example, Patent Reference 1).

特開２００２−３４１０４３号公報JP-A-2002-341043

しかしながら、上記従来の放射線画像撮影装置では、相関二重サンプリングを行う信号抽出部において相関二重サンプリングのサンプリング間隔が変更されると、当該信号抽出部における周波数に応じた信号の利得が変動するため、変更後のサンプリング間隔によっては、ＤＣ−ＤＣコンバーターの動作に起因して生じる切替周波数のノイズが信号抽出部において増幅される。この結果、信号抽出部により抽出された信号に含まれる切替周波数のノイズが増大して放射線画像の画質が低下するという課題がある。 However, in the above-described conventional radiographic imaging apparatus, when the sampling interval of correlated double sampling is changed in the signal extracting unit that performs correlated double sampling, the signal gain in the signal extracting unit according to the frequency fluctuates. Depending on the sampling interval after the change, the noise of the switching frequency generated due to the operation of the DC-DC converter is amplified in the signal extraction unit. As a result, there is a problem that noise at the switching frequency included in the signal extracted by the signal extraction unit increases and the image quality of the radiation image deteriorates.

この発明の目的は、より安定して放射線画像におけるノイズの発生を抑制することができる放射線画像撮影装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a radiographic image capturing apparatus that can more stably suppress generation of noise in a radiographic image.

上記目的を達成するため、請求項１に記載の放射線画像撮影装置の発明は、
入射した放射線量に応じた画素信号を各々出力する二次元配列された複数の放射線検出素子を有する放射線検出部と、
前記複数の放射線検出素子から出力された前記画素信号を相関二重サンプリングにより抽出する信号抽出部と、
直流電圧が入力される回路の構成を所定の切替周波数で切り替えることにより、入力された直流電圧を所定の電源電圧に変換して出力する電圧変換部と、
前記相関二重サンプリングにおけるサンプリング間隔が互いに異なる複数の動作モードで前記信号抽出部を動作させ、前記信号抽出部が前記複数の動作モードのうち何れの動作モードで動作している期間においても、前記切替周波数に対する前記信号抽出部の利得を、１よりも小さい所定の上限利得以下に制御する制御部と、
を備えることを特徴としている。 In order to achieve the above object, the invention of the radiation image capturing apparatus according to claim 1 is:
A radiation detection unit having a plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally, each of which outputs a pixel signal corresponding to the amount of incident radiation,
A signal extraction unit that extracts the pixel signals output from the plurality of radiation detection elements by correlated double sampling,
By switching the configuration of a circuit to which a DC voltage is input at a predetermined switching frequency, a voltage conversion unit that converts the input DC voltage to a predetermined power supply voltage and outputs the converted voltage,
The sampling interval in the correlated double sampling operates the signal extraction unit in a plurality of operation modes different from each other, even during a period in which the signal extraction unit is operating in any one of the plurality of operation modes, A control unit that controls a gain of the signal extraction unit with respect to a switching frequency to be equal to or less than a predetermined upper limit gain smaller than 1.
It is characterized by having.

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の放射線画像撮影装置において、
前記放射線検出部は、第１の方向に延在する複数の走査線、及び前記第１の方向と交差する第２の方向に延在する複数の信号線を有し、
前記複数の放射線検出素子の各々は、前記複数の走査線の何れか一つ及び前記複数の信号線の何れか一つと接続され、
前記制御部は、
前記信号抽出部の動作モードに対応する選択周期で前記複数の走査線に対して順に所定の選択信号を供給することにより、当該選択信号が供給された走査線に接続されている前記放射線検出素子から前記信号線に前記画素信号を出力させ、
前記信号抽出部が前記一の動作モードで動作している期間における前記切替周波数は、前記一の動作モードに対応する前記選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きい
ことを特徴としている。 According to a second aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the first aspect,
The radiation detection unit includes a plurality of scanning lines extending in a first direction, and a plurality of signal lines extending in a second direction that intersects the first direction.
Each of the plurality of radiation detection elements is connected to any one of the plurality of scanning lines and any one of the plurality of signal lines,
The control unit includes:
The radiation detection element connected to the scanning line to which the selection signal is supplied by sequentially supplying a predetermined selection signal to the plurality of scanning lines in a selection cycle corresponding to an operation mode of the signal extraction unit. To output the pixel signal to the signal line,
The switching frequency during a period in which the signal extraction unit is operating in the one operation mode is higher than a Nyquist frequency related to the selection cycle corresponding to the one operation mode.

請求項３に記載の発明は、請求項１又は２に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記信号抽出部を前記複数の動作モードのうち何れの動作モードで動作させる場合においても、前記電圧変換部により同一の前記切替周波数で前記回路の構成の切り替えを行わせることを特徴としている。 According to a third aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the first or second aspect,
The control unit, when operating the signal extraction unit in any one of the plurality of operation modes, causes the voltage conversion unit to switch the configuration of the circuit at the same switching frequency. Features.

請求項４に記載の発明は、請求項１又は２に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記信号抽出部の動作モードを切り替える場合に、切り替え後の動作モードにおける前記利得が前記上限利得以下となるように前記電圧変換部における前記切替周波数を調整することを特徴としている。 According to a fourth aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the first or second aspect,
The control unit is characterized in that when switching the operation mode of the signal extraction unit, the switching frequency in the voltage conversion unit is adjusted such that the gain in the operation mode after switching is equal to or less than the upper limit gain. .

請求項５に記載の発明は、請求項２に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記信号抽出部の動作モードを切り替える場合に、切り替え後の動作モードにおける前記利得が前記上限利得以下となり、かつ、前記切替周波数が、前記切り替え後の動作モードに対応する前記選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きくなるように、前記電圧変換部における前記切替周波数を調整することを特徴としている。 According to a fifth aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the second aspect,
The control unit, when switching the operation mode of the signal extraction unit, the gain in the operation mode after the switching is equal to or less than the upper limit gain, and the switching frequency, the selection corresponding to the operation mode after the switching. The switching frequency in the voltage conversion unit is adjusted so as to be higher than the Nyquist frequency related to a cycle.

請求項６に記載の発明は、請求項４又は５に記載の放射線画像撮影装置において、
前記複数の動作モードに対応付けられて予め定められた複数の前記切替周波数を記憶する記憶部を備え、
前記制御部は、前記信号抽出部の動作モードを切り替える場合に、前記記憶部を参照して、前記切り替え後の動作モードに対応付けられた前記切替周波数を選択する
ことを特徴としている。 According to a sixth aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the fourth or fifth aspect,
A storage unit that stores a plurality of the predetermined switching frequencies associated with the plurality of operation modes,
When switching the operation mode of the signal extraction unit, the control unit refers to the storage unit and selects the switching frequency associated with the operation mode after the switching.

請求項７に記載の発明は、請求項４又は５に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記切り替え後の動作モードにおける前記サンプリング間隔に基づいて、当該切り替え後の動作モードにおける前記利得が前記上限利得以下となる前記切替周波数を算出することを特徴としている。 According to a seventh aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the fourth or fifth aspect,
The control unit is configured to calculate the switching frequency at which the gain in the operation mode after the switching is equal to or less than the upper limit gain, based on the sampling interval in the operation mode after the switching.

請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記信号抽出部が切り替え前の動作モードで動作している期間における前記切替周波数に対し、前記切り替え後の動作モードにおける前記利得を算出し、当該算出された利得が前記上限利得よりも大きい場合に、前記切り替え後の動作モードにおける前記利得が前記上限利得以下となる前記切替周波数を算出することを特徴としている。 The invention according to claim 8 is the radiation image capturing apparatus according to claim 7,
The control unit calculates the gain in the operation mode after the switching with respect to the switching frequency during a period in which the signal extraction unit is operating in the operation mode before the switching, and the calculated gain is the upper limit gain. The switching frequency at which the gain in the operation mode after the switching is less than or equal to the upper limit gain is calculated when the switching frequency is greater than the upper limit gain.

請求項９に記載の発明は、請求項７又は８に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記切り替え後の動作モードにおける前記サンプリング間隔と前記切替周波数との積が整数に近付くように前記切替周波数を調整することを特徴としている。 According to a ninth aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the seventh or eighth aspect,
The control unit adjusts the switching frequency such that a product of the sampling interval and the switching frequency in the operation mode after the switching approaches an integer.

請求項１０に記載の発明は、請求項５に記載の放射線画像撮影装置において、
前記制御部は、前記切り替え後の動作モードにおける前記サンプリング間隔、及び当該切り替え後の動作モードに対応する前記選択周期に基づいて、当該切り替え後の動作モードに対応する前記切替周波数を算出することを特徴としている。 According to a tenth aspect of the present invention, in the radiation image capturing apparatus according to the fifth aspect,
The control unit calculates the switching frequency corresponding to the operation mode after switching based on the sampling interval in the operation mode after switching and the selection cycle corresponding to the operation mode after switching. Features.

請求項１１に記載の発明は、請求項１〜１０の何れか一項に記載の放射線画像撮影装置において、
前記信号抽出部による前記画素信号の抽出結果に基づいて放射線画像の画像データを生成する画像データ生成部を備え、
前記制御部は、
前記画像データ生成部により静止画の放射線画像の画像データを生成させる静止画撮影モードにおいて、前記複数の動作モードのうち所定の第１の動作モードで前記信号抽出部を動作させ、前記画像データ生成部により放射線画像の画像データを連続して生成させる連続撮影モードにおいて、前記複数の動作モードのうち前記サンプリング間隔が前記第１の動作モードにおけるサンプリング間隔よりも小さい第２の動作モードで前記信号抽出部を動作させ、
前記静止画撮影モードと前記連続撮影モードとを切り替える場合に、前記信号抽出部の動作モードを切り替える
ことを特徴としている。 The invention according to claim 11 is the radiation image capturing apparatus according to any one of claims 1 to 10,
An image data generating unit that generates image data of a radiation image based on an extraction result of the pixel signal by the signal extracting unit,
The control unit includes:
In a still image capturing mode in which the image data generating unit generates image data of a still image radiation image, the signal extracting unit is operated in a predetermined first operation mode among the plurality of operation modes, and the image data generation is performed. In the continuous imaging mode in which the image data of the radiation image is continuously generated by the unit, the signal extraction is performed in a second operation mode in which the sampling interval is smaller than the sampling interval in the first operation mode among the plurality of operation modes. Operate the part,
When switching between the still image shooting mode and the continuous shooting mode, an operation mode of the signal extraction unit is switched.

本発明に従うと、より安定して放射線画像におけるノイズの発生を抑制することができるという効果がある。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, there exists an effect that generation | occurrence | production of the noise in a radiographic image can be suppressed more stably.

放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。It is a perspective view showing the appearance of a radiographic imaging device. 放射線画像撮影装置の構成を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of the radiation image capturing apparatus. 一の放射線検出素子と、読み出しＩＣのうち当該一の放射線検出素子に対応する部分の構成を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of one radiation detection element and a portion corresponding to the one radiation detection element in the readout IC. リセット処理における動作を説明するタイミングチャートである。6 is a timing chart illustrating an operation in a reset process. 読み出し処理における動作を説明するタイミングチャートである。6 is a timing chart illustrating an operation in a read process. 電源回路におけるＤＣ−ＤＣコンバーターの構成及び動作を説明する図である。FIG. 3 is a diagram illustrating the configuration and operation of a DC-DC converter in a power supply circuit. ＣＤＳにおける周波数に応じた信号の利得の例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a signal gain according to a frequency in a CDS. 切替周波数の設定に用いられるテーブルデータの例を示す図である。FIG. 4 is a diagram illustrating an example of table data used for setting a switching frequency. 放射線画像撮影処理の制御手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the control procedure of a radiographic imaging process. 変形例１に係る放射線画像撮影処理の制御手順を示すフローチャートである。9 is a flowchart illustrating a control procedure of a radiation image capturing process according to Modification 1.

以下、本発明の放射線画像撮影装置に係る実施の形態を図面に基づいて説明する。 Hereinafter, embodiments of the radiation image capturing apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は、本発明の実施形態である放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。
放射線画像撮影装置１は、放射線検出素子７（図２）が配列されたセンサーパネルや、放射線画像撮影装置１の各部の動作を制御する制御回路等が筐体２内に収納されて構成されている。筐体２の一方の側面には、電源スイッチ２５、放射線画像撮影装置１の撮影モードの切り替えを行うための切替スイッチ２６、外部機器との有線通信に用いられるコネクター２７、バッテリー状態や放射線画像撮影装置１の稼働状態等を表示するＬＥＤ等で構成されたインジケーター２８、等が設けられている。また、筐体２の反対側の側面には、外部機器との無線通信に用いられるアンテナ２９（図２）が設けられている。 FIG. 1 is a perspective view illustrating an appearance of a radiation image capturing apparatus according to an embodiment of the present invention.
The radiation image capturing apparatus 1 is configured such that a sensor panel in which the radiation detecting elements 7 (FIG. 2) are arranged, a control circuit for controlling the operation of each unit of the radiation image capturing apparatus 1, and the like are housed in a housing 2. I have. On one side of the housing 2, a power switch 25, a changeover switch 26 for switching an imaging mode of the radiographic image capturing apparatus 1, a connector 27 used for wired communication with an external device, a battery state and radiographic image capturing An indicator 28 including an LED or the like for displaying an operation state of the device 1 and the like are provided. An antenna 29 (FIG. 2) used for wireless communication with an external device is provided on the opposite side surface of the housing 2.

図２は、放射線画像撮影装置１の構成を示すブロック図である。放射線画像撮影装置１は、放射線検出部３と、走査線駆動回路１５と、読み出しＩＣ１６と、制御部２２（画像データ生成部）と、記憶部２３と、電源回路２４（電圧変換部）と、通信部３０などを備える。 FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of the radiation image capturing apparatus 1. The radiation image capturing apparatus 1 includes a radiation detection unit 3, a scanning line driving circuit 15, a readout IC 16, a control unit 22 (image data generation unit), a storage unit 23, a power supply circuit 24 (voltage conversion unit), The communication unit 30 is provided.

放射線検出部３は、図２の左右方向（第１の方向）に延在するように形成された複数の走査線５と、図１の上下方向（第２の方向）に延在するように形成された複数の信号線６と、複数の信号線６及び複数の信号線６の交差に対応する位置に設けられ二次元マトリクス状に配列された複数の放射線検出素子７とを有する。走査線５、信号線６及び放射線検出素子７は、例えば基材であるガラス基板上に形成される。なお、複数の放射線検出素子７は、マトリクス状に代えて、例えばハニカム状といった他の態様で二次元配列されていても良い。 The radiation detection unit 3 includes a plurality of scanning lines 5 formed to extend in the left-right direction (first direction) of FIG. 2 and the plurality of scanning lines 5 extending in the up-down direction (second direction) of FIG. It has a plurality of signal lines 6 formed, and a plurality of radiation detection elements 7 provided at positions corresponding to intersections of the plurality of signal lines 6 and the plurality of signal lines 6 and arranged in a two-dimensional matrix. The scanning lines 5, the signal lines 6, and the radiation detecting elements 7 are formed on, for example, a glass substrate as a base material. Note that the plurality of radiation detecting elements 7 may be two-dimensionally arranged in another form such as a honeycomb form instead of a matrix form.

放射線検出素子７は、当該放射線検出素子７の形成領域に入射した放射線の量に応じた電荷を発生させる。放射線検出素子７は、例えばｐｉｎ型のフォトダイオードにより構成することができる。また、放射線検出素子７としては、放射線検出素子７の放射線入射側に設けられた図示略のシンチレーターにより放射線を可視光の波長域の電磁波に変換し、当該電磁波の量を検出する方式のものを用いても良いし、放射線を直接検出して電荷を発生させる方式のものを用いても良い。 The radiation detecting element 7 generates an electric charge according to the amount of radiation incident on the region where the radiation detecting element 7 is formed. The radiation detecting element 7 can be constituted by, for example, a pin type photodiode. The radiation detecting element 7 is of a type that converts radiation into electromagnetic waves in the visible light wavelength range by a scintillator (not shown) provided on the radiation incident side of the radiation detecting element 7 and detects the amount of the electromagnetic waves. Alternatively, a device that directly detects radiation and generates charges may be used.

各放射線検出素子７は、薄膜トランジスター８（Thin Film Transistor。以下、ＴＦＴと記す。）を介して一つの走査線５及び一つの信号線６に接続されている。即ち、ＴＦＴ８のソースＳに放射線検出素子７の第１電極７ａが接続されているとともに、ＴＦＴ８のゲートＧが走査線５に、またドレインＤが信号線６にそれぞれ接続されている。また、放射線検出素子７の第２電極７ｂは、バイアス線９に接続されており、バイアス線９に接続された結線１０を介して電源回路２４から逆バイアス電圧が印加されるようになっている。 Each radiation detecting element 7 is connected to one scanning line 5 and one signal line 6 via a thin film transistor 8 (hereinafter, referred to as TFT). That is, the first electrode 7a of the radiation detecting element 7 is connected to the source S of the TFT 8, the gate G of the TFT 8 is connected to the scanning line 5, and the drain D is connected to the signal line 6, respectively. Further, the second electrode 7b of the radiation detecting element 7 is connected to the bias line 9, and a reverse bias voltage is applied from the power supply circuit 24 via the connection 10 connected to the bias line 9. .

複数の走査線５は、走査線駆動回路１５に接続されている。走査線駆動回路１５は、複数の走査線５に対して、所定の選択周期で順にオン電圧（選択信号）を供給して走査線５を順番に選択する。また、走査線駆動回路１５は、選択していない走査線５に対しては、オフ電圧を供給する。
走査線５にオン電圧が供給されると、当該走査線５にゲートＧが接続されたＴＦＴ８のソースＳ−ドレインＤ間が導通状態となり（以下では、この状態をオン状態とも記す。）、放射線検出素子７内に蓄積された電荷が信号線６に放出されることにより、放射線検出素子７から画素信号が出力される。この後、走査線５にオフ電圧が供給されると、ＴＦＴ８のソースＳ−ドレインＤ間が非導通状態となり、放射線検出素子７内で発生した電荷が放射線検出素子７内に蓄積される。 The plurality of scanning lines 5 are connected to a scanning line driving circuit 15. The scanning line driving circuit 15 sequentially supplies the ON voltage (selection signal) to the plurality of scanning lines 5 at a predetermined selection cycle, and selects the scanning lines 5 in order. Further, the scanning line driving circuit 15 supplies an off voltage to the scanning lines 5 which are not selected.
When an on-voltage is supplied to the scanning line 5, the source 8 and the drain D of the TFT 8 whose gate G is connected to the scanning line 5 are brought into a conductive state (hereinafter, this state is also referred to as an on state), and radiation is emitted. The charge accumulated in the detection element 7 is released to the signal line 6, so that a pixel signal is output from the radiation detection element 7. Thereafter, when an off-voltage is supplied to the scanning line 5, the source S and the drain D of the TFT 8 become non-conductive, and the charges generated in the radiation detecting element 7 are accumulated in the radiation detecting element 7.

ここで、本実施形態の走査線駆動回路１５は、放射線画像撮影装置１の撮影モード等に応じて異なる選択周期で走査線５を順番に選択する。例えば、放射線画像撮影装置１の撮影モードが、静止画の放射線画像を撮影する静止画撮影モードである場合には、第１の選択周期Ｔｇ１で走査線５を選択し、放射線画像撮影装置１の撮影モードが、放射線画像を連続して生成する連続撮影モードである場合には、第２の選択周期Ｔｇ２（＜Ｔｇ１）で走査線を選択する。これにより、連続撮影モードにおいて生成される動画のフレームレートを増大させることができる。
なお、走査線駆動回路１５による走査線５の選択周期は、上記第１及び第２の選択周期に限られない。例えば、放射線画像撮影装置１の撮影モードが連続撮影モードである場合における選択周期は、放射線画像撮影装置１において生成される放射線画像のフレームレートに応じて互いに異なる値とされても良い。 Here, the scanning line driving circuit 15 of the present embodiment sequentially selects the scanning lines 5 at different selection periods according to the imaging mode of the radiation image imaging apparatus 1 and the like. For example, when the imaging mode of the radiation image capturing apparatus 1 is a still image capturing mode for capturing a radiation image of a still image, the scanning line 5 is selected in the first selection cycle Tg1, and the When the imaging mode is a continuous imaging mode for continuously generating a radiation image, a scanning line is selected in the second selection cycle Tg2 (<Tg1). Thereby, the frame rate of the moving image generated in the continuous shooting mode can be increased.
The selection cycle of the scanning line 5 by the scanning line drive circuit 15 is not limited to the first and second selection cycles. For example, the selection cycle when the imaging mode of the radiation image capturing apparatus 1 is the continuous imaging mode may be different from each other according to the frame rate of the radiation image generated in the radiation image capturing apparatus 1.

読み出しＩＣ１６は、複数の信号線６に対応する複数の読み出し回路１７と、アナログマルチプレクサー２０と、Ａ／Ｄ変換器２１とを備える。このうち複数の読み出し回路１７の各々は、対応する一つの信号線６に接続されており、増幅回路１８と、相関二重サンプリング回路１９（信号抽出部）（以下では「ＣＤＳ１９（Correlated Double Sampling）」と記す。）とを有する。
増幅回路１８は、放射線検出素子７から放出された電荷に応じた電圧信号をＣＤＳ１９に出力する。
ＣＤＳ１９は、増幅回路１８から出力された電圧信号を相関二重サンプリングにより抽出（サンプリング）し、アナログ信号の画素データとしてアナログマルチプレクサー２０に出力する。
アナログマルチプレクサー２０は、ＣＤＳ１９により出力された画素データを、Ａ／Ｄ変換器２１に順次送信する。
Ａ／Ｄ変換器２１は、入力されたアナログ信号の画素データをデジタル信号の画素データに変換して制御部２２に出力する。 The read IC 16 includes a plurality of read circuits 17 corresponding to the plurality of signal lines 6, an analog multiplexer 20, and an A / D converter 21. Each of the plurality of readout circuits 17 is connected to a corresponding one of the signal lines 6, and includes an amplifier circuit 18 and a correlated double sampling circuit 19 (signal extraction unit) (hereinafter, “CDS19 (Correlated Double Sampling)”). ").).
The amplifying circuit 18 outputs a voltage signal corresponding to the electric charge emitted from the radiation detecting element 7 to the CDS 19.
The CDS 19 extracts (samples) the voltage signal output from the amplifier circuit 18 by correlated double sampling, and outputs the voltage signal to the analog multiplexer 20 as pixel data of an analog signal.
The analog multiplexer 20 sequentially transmits the pixel data output from the CDS 19 to the A / D converter 21.
The A / D converter 21 converts the input pixel data of the analog signal into the pixel data of the digital signal, and outputs the pixel data to the control unit 22.

図３は、一の放射線検出素子７と、読み出しＩＣ１６のうち当該一の放射線検出素子７に対応する部分の構成を示すブロック図である。なお、図３中では、アナログマルチプレクサー２０は省略されている。 FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of one radiation detection element 7 and a portion of the readout IC 16 corresponding to the one radiation detection element 7. Note that the analog multiplexer 20 is omitted in FIG.

本実施形態では、増幅回路１８は、電源回路２４から供給される電源電圧で動作するオペアンプ１８ａと、オペアンプ１８ａに並列に設けられたコンデンサー１８ｂと、コンデンサー１８ｂの電極間の導通及び非導通を切り替える電荷リセット用スイッチ１８ｃと、オペアンプ１８ａとＣＤＳ１９との導通及び非導通を切り替えるスイッチ１８ｄとを有するチャージアンプ回路で構成されている。オペアンプ１８ａの入力側の反転入力端子には、信号線６が接続されている。 In the present embodiment, the amplifier circuit 18 switches between the conduction and non-conduction between the operational amplifier 18a operated by the power supply voltage supplied from the power supply circuit 24, the capacitor 18b provided in parallel with the operational amplifier 18a, and the electrode of the capacitor 18b. The charge amplifier circuit includes a charge reset switch 18c and a switch 18d that switches conduction and non-conduction between the operational amplifier 18a and the CDS 19. The signal line 6 is connected to an inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18a.

増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃは、制御部２２によりオン／オフが制御されるようになっている。また、スイッチ１８ｄは、電荷リセット用スイッチ１８ｃと連動するように切り替えられ、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオン状態となっているときにオフ状態となり、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオフ状態となっているときにオン状態となるように制御部２２により制御される。 On / off of the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 is controlled by the control unit 22. The switch 18d is switched so as to operate in conjunction with the charge reset switch 18c. The switch 18d is turned off when the charge reset switch 18c is turned on, and turned off when the charge reset switch 18c is turned off. Is controlled by the control unit 22 to be turned on.

放射線画像撮影装置１では、放射線検出素子７内に残存する電荷を除去するための各放射線検出素子７のリセット処理を行う場合には、図４に示されるように、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオン状態（従って、スイッチ１８ｄがオフ状態）とされた状態で、各ＴＦＴ８がオン状態とされる。すると、オン状態とされた各ＴＦＴ８を介して放射線検出素子７から電荷が信号線６に放出され、増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃを通過してオペアンプ１８ａの出力端子側からオペアンプ１８ａ内を通り、非反転入力端子から出てアースされたり、オペアンプ１８ａに接続された電源回路２４に流出したりする。このようにして、各放射線検出素子７のリセット処理が行われる。 In the radiation image capturing apparatus 1, when performing reset processing of each radiation detecting element 7 for removing electric charges remaining in the radiation detecting element 7, the charge reset switch 18c is turned on as shown in FIG. Each TFT 8 is turned on with the state (therefore, the switch 18d is turned off). Then, the charge is released from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 through each of the TFTs 8 turned on, passes through the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18, and flows from the output terminal side of the operational amplifier 18a to the inside of the operational amplifier 18a. As a result, the signal flows out of the non-inverting input terminal and is grounded, or flows out to the power supply circuit 24 connected to the operational amplifier 18a. Thus, the reset processing of each radiation detection element 7 is performed.

また、放射線検出素子７からの画素信号の読み出し処理を行う場合には、図５（ａ）に示されるように、増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃがオフ状態（従って、スイッチ１８ｄがオン状態）とされた状態で、オン状態とされたＴＦＴ８を介して放射線検出素子７から電荷が信号線６に放出され、電荷が増幅回路１８のコンデンサー１８ｂに蓄積される。 When the pixel signal is read from the radiation detecting element 7, the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 is turned off (accordingly, the switch 18d is turned on, as shown in FIG. 5A). In this state, the charge is released from the radiation detection element 7 to the signal line 6 via the TFT 8 which is turned on, and the charge is accumulated in the capacitor 18b of the amplifier circuit 18.

増幅回路１８では、コンデンサー１８ｂに蓄積された電荷量に応じた電圧値がオペアンプ１８ａの出力端子から出力される。即ち、増幅回路１８では、放射線検出素子７から流出した電荷量が、電圧信号に変換される。 In the amplifier circuit 18, a voltage value corresponding to the amount of charge stored in the capacitor 18b is output from the output terminal of the operational amplifier 18a. That is, in the amplifier circuit 18, the amount of electric charge flowing out of the radiation detecting element 7 is converted into a voltage signal.

増幅回路１８の出力側に設けられたＣＤＳ１９は、制御部２２からのパルス信号Ｓｐ１（図５）の入力に応じて、上述したリセット処理の後、かつ放射線検出素子７から電荷が流出する前の時点において増幅回路１８から出力されている電圧値Ｖ１を、図示略の第１のサンプルホールド回路により保持する。また、その後、制御部２２からのパルス信号Ｓｐ２（図５）の入力に応じて、上述した読み出し処理により放射線検出素子７から流出した電荷が増幅回路１８のコンデンサー１８ｂに蓄積された後の時点において増幅回路１８から出力されている電圧値Ｖ２を図示略の第２のサンプルホールド回路により保持する。そして、ＣＤＳ１９は、第１及び第２のサンプルホールド回路により保持された電圧値の差分Ｖ２−Ｖ１を算出し、当該差分Ｖ２−Ｖ１をアナログ値の画素データとして後段の回路（図２のアナログマルチプレクサー２０）に出力する。
このように、ＣＤＳ１９は、放射線検出素子７から出力された画素信号を相関二重サンプリングにより抽出する。以下では、パルス信号Ｓｐ１及びパルス信号Ｓｐ２が入力される時間間隔を、相関二重サンプリングのサンプリング間隔とも記す。 The CDS 19 provided on the output side of the amplifier circuit 18 responds to the input of the pulse signal Sp1 (FIG. 5) from the control unit 22 after the above-described reset processing and before the electric charge flows out of the radiation detection element 7. The voltage value V1 output from the amplifier circuit 18 at the time is held by a first sample and hold circuit (not shown). Further, after that, in response to the input of the pulse signal Sp2 (FIG. 5) from the control unit 22, at the time after the electric charge flowing out of the radiation detection element 7 is accumulated in the capacitor 18b of the amplifier circuit 18 by the above-described readout processing. The voltage value V2 output from the amplifier circuit 18 is held by a second sample and hold circuit (not shown). Then, the CDS 19 calculates a difference V2-V1 between the voltage values held by the first and second sample-and-hold circuits, and uses the difference V2-V1 as pixel data of an analog value in a circuit at a subsequent stage (an analog multiplexer in FIG. 2). 2).
Thus, the CDS 19 extracts the pixel signal output from the radiation detection element 7 by correlated double sampling. Hereinafter, the time interval at which the pulse signal Sp1 and the pulse signal Sp2 are input is also referred to as a sampling interval of correlated double sampling.

ここで、本実施形態のＣＤＳ１９は、放射線画像撮影装置１の撮影モード等に応じて異なる複数の動作モードで動作する。即ち、ＣＤＳ１９は、放射線画像撮影装置１の撮影モードが静止画撮影モードである場合には、図５（ａ）に示されるように、サンプリング間隔がＴｃ１である第１の動作モードで動作し、放射線画像撮影装置１の撮影モードが連続撮影モードである場合には、図５（ｂ）に示されるように、サンプリング間隔がＴｃ２（＜Ｔｃ１）である第２の動作モードで動作する。
なお、ＣＤＳ１９の動作モードは、上記第１及び第２の動作モードに限られない。例えば、放射線画像撮影装置１の撮影モードが連続撮影モードである場合におけるＣＤＳ１９の動作モードは、放射線画像撮影装置１において生成される放射線画像のフレームレートに応じてサンプリング間隔が互いに異なる２以上の動作モードから、当該フレームレートに対応して選択されても良い。 Here, the CDS 19 of the present embodiment operates in a plurality of different operation modes according to the imaging mode of the radiation image capturing apparatus 1 and the like. That is, when the imaging mode of the radiation image imaging apparatus 1 is the still image imaging mode, the CDS 19 operates in the first operation mode in which the sampling interval is Tc1, as shown in FIG. When the imaging mode of the radiographic imaging apparatus 1 is the continuous imaging mode, as shown in FIG. 5B, the apparatus operates in the second operation mode in which the sampling interval is Tc2 (<Tc1).
Note that the operation mode of the CDS 19 is not limited to the first and second operation modes. For example, when the imaging mode of the radiation image capturing apparatus 1 is the continuous imaging mode, the operation mode of the CDS 19 includes two or more operations whose sampling intervals are different from each other according to the frame rate of the radiation image generated in the radiation image capturing apparatus 1. The mode may be selected according to the frame rate.

制御部２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びこれらを接続するバスなどを備える。ＣＰＵは、ＲＯＭに記憶された各種制御用のプログラムや設定データを読み出してＲＡＭに記憶させ、当該プログラムを実行して各種演算処理を行う。また、ＣＰＵは、走査線駆動回路１５、読み出しＩＣ１６、記憶部２３、電源回路２４といった放射線画像撮影装置１の各部の動作を統括制御する。ＲＡＭは、ＣＰＵに作業用のメモリー空間を提供し、一時データを記憶する。ＲＯＭは、ＣＰＵにより実行される各種制御用のプログラムや設定データ等を格納する。この設定データとしては、ＣＤＳ１９におけるサンプリング間隔及び走査線５の選択周期と、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの切替周波数とが対応付けられて記憶された後述するテーブルデータが含まれる。なお、ＲＯＭに代えてＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）やフラッシュメモリー等の書き換え可能な不揮発性メモリーが用いられても良い。また、制御部２２は、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）により構成されても良い。 The control unit 22 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), and a bus connecting these. The CPU reads various control programs and setting data stored in the ROM and stores them in the RAM, and executes the programs to perform various arithmetic processes. Further, the CPU controls the operation of each unit of the radiation image capturing apparatus 1 such as the scanning line driving circuit 15, the reading IC 16, the storage unit 23, and the power supply circuit 24. The RAM provides a working memory space to the CPU and stores temporary data. The ROM stores various control programs executed by the CPU, setting data, and the like. The setting data includes later-described table data in which the sampling interval in the CDS 19 and the selection cycle of the scanning line 5 are associated with the switching frequency of the DC-DC converter 24a. Note that a rewritable nonvolatile memory such as an EEPROM (Electrically Erasable Programmable Read Only Memory) or a flash memory may be used instead of the ROM. Further, the control unit 22 may be configured by an FPGA (Field Programmable Gate Array).

記憶部２３は、制御部２２に接続され、読み出しＩＣ１６から制御部２２に出力された画素データからなる放射線画像の画像データが記憶される。記憶部２３としては、例えばＳＲＡＭ（Static Random Access Memory）やＳＤＲＡＭ（Synchronous Dynamic Random Access Memory）などが用いられる。 The storage unit 23 is connected to the control unit 22, and stores radiation image data composed of pixel data output from the readout IC 16 to the control unit 22. As the storage unit 23, for example, an SRAM (Static Random Access Memory) or an SDRAM (Synchronous Dynamic Random Access Memory) is used.

電源回路２４は、放射線画像撮影装置１の外部に設けられた外部電源４０に接続され、外部電源４０から入力された直流電圧をＤＣ−ＤＣコンバーターにより複数の所定の電源電圧に変換して走査線駆動回路１５、読み出しＩＣ１６、制御部２２、記憶部２３等の各部に供給する。なお、外部電源４０に代えて、放射線画像撮影装置１の内部に設けられたバッテリーや電池が用いられても良い。 The power supply circuit 24 is connected to an external power supply 40 provided outside the radiographic image capturing apparatus 1, converts a DC voltage input from the external power supply 40 into a plurality of predetermined power supply voltages by a DC-DC converter, and scans the scan lines. The power is supplied to the drive circuit 15, the read IC 16, the control unit 22, the storage unit 23, and the like. In addition, instead of the external power supply 40, a battery or a battery provided inside the radiation image capturing apparatus 1 may be used.

図６は、電源回路２４におけるＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの構成及び動作を説明する図である。
図６（ａ）に示されるＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａは、三角波発振回路２４１と、三角波発振回路２４１の出力が一方の入力端子に入力されるコンパレーター２４２と、コンパレーター２４２の出力電圧に応じてオン／オフ動作するスイッチング素子としてのＴＦＴ２４３と、ＴＦＴ２４３のドレインと接地電位との間に設けられたダイオード２４４と、ＴＦＴ２４３のドレインに一端が接続されたコイル２４５と、コイル２４５の他端と接地電位との間に直列に設けられた抵抗２４６，２４７とを備える。ＴＦＴ２４３のソースには、外部電源４０から直流電圧が入力される。また、コンパレーター２４２の他方の入力端子には、コイル２４５の他端の電圧を抵抗２４６，２４７により分圧した電圧が入力される。また、三角波発振回路２４１の発振周波数は、制御部２２により制御される。
コンパレーター２４２は、三角波発振回路２４１から出力される電圧の値に応じてＴＦＴ２４３をオン状態とする電圧及びオフ状態とする電圧を交互に出力する。
ＴＦＴ２４３がオン状態となっている場合には、外部電源４０からコイル２４５に流れる電流によりコイルにエネルギーが蓄えられ、ＴＦＴ２４３がオフ状態となると、コイル２４５の誘導起電力による誘導電流がダイオード２４４及びコイル２４５を流れる。ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａでは、この動作が繰り返されることにより、ＴＦＴ２４３がオフ状態となっている期間の割合に応じて入力電圧が降圧されて出力端子から出力される。 FIG. 6 is a diagram illustrating the configuration and operation of the DC-DC converter 24a in the power supply circuit 24.
The DC-DC converter 24a shown in FIG. 6A includes a triangular wave oscillation circuit 241, a comparator 242 to which an output of the triangular wave oscillation circuit 241 is input to one input terminal, and an output voltage of the comparator 242. A TFT 243 as a switching element that performs on / off operation, a diode 244 provided between the drain of the TFT 243 and the ground potential, a coil 245 having one end connected to the drain of the TFT 243, and the other end of the coil 245 connected to the ground potential And resistors 246 and 247 provided in series between the two. A DC voltage is input to the source of the TFT 243 from the external power supply 40. Further, a voltage obtained by dividing the voltage at the other end of the coil 245 by the resistors 246 and 247 is input to the other input terminal of the comparator 242. The oscillation frequency of the triangular wave oscillation circuit 241 is controlled by the control unit 22.
The comparator 242 alternately outputs a voltage for turning on the TFT 243 and a voltage for turning off the TFT 243 according to the value of the voltage output from the triangular wave oscillation circuit 241.
When the TFT 243 is turned on, energy is stored in the coil by the current flowing from the external power supply 40 to the coil 245, and when the TFT 243 is turned off, the induced current due to the induced electromotive force of the coil 245 causes the diode 244 and the coil 245. In the DC-DC converter 24a, by repeating this operation, the input voltage is reduced according to the ratio of the period in which the TFT 243 is in the OFF state, and is output from the output terminal.

図６（ｂ）は、コンパレーター２４２からＴＦＴ２４３のゲートに出力される信号を示す図である。このように、コンパレーター２４２からは、三角波発振回路の発振周波数に対応する切替周波数の矩形波が出力される。本実施形態では、三角波発振回路２４１の発振周波数は、制御部２２により制御され、当該制御に従ってＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａにおける切替周波数が変更される。
また、電源回路２４は、出力する電源電圧の種類に対応する数のＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａを備える。なお、電源回路２４では、昇圧型のＤＣ−ＤＣコンバーターが用いられても良い。また、チャージポンプ等の他の方式のＤＣ−ＤＣコンバーターが用いられても良い。 FIG. 6B is a diagram illustrating a signal output from the comparator 242 to the gate of the TFT 243. Thus, the comparator 242 outputs a rectangular wave having a switching frequency corresponding to the oscillation frequency of the triangular wave oscillation circuit. In the present embodiment, the oscillation frequency of the triangular wave oscillation circuit 241 is controlled by the control unit 22, and the switching frequency in the DC-DC converter 24a is changed according to the control.
In addition, the power supply circuit 24 includes DC-DC converters 24a of a number corresponding to the type of power supply voltage to be output. In the power supply circuit 24, a step-up DC-DC converter may be used. Further, another type of DC-DC converter such as a charge pump may be used.

通信部３０は、アンテナ２９を介して外部と無線方式を行い、またコネクター２７を介して外部と有線通信を行う。放射線画像撮影装置１では、通信部３０を介して、生成された放射線画像の画像データの送信や、放射線画像撮影装置１の動作を指示する制御命令の受信が行われる。 The communication unit 30 performs wireless communication with the outside via the antenna 29 and performs wired communication with the outside via the connector 27. In the radiographic image capturing apparatus 1, transmission of image data of the generated radiographic image and reception of a control instruction instructing the operation of the radiographic image capturing apparatus 1 are performed via the communication unit 30.

次に、放射線画像撮影装置１における電源回路２４の切替周波数の調整について説明する。
放射線画像撮影装置１では、ＣＤＳ１９における相関二重サンプリングのサンプリング間隔に応じて、ＣＤＳ１９における周波数に応じた信号の利得が変動する。このため、撮影モードの切り替え等によってＣＤＳ１９におけるサンプリング間隔が変更されると、変更後のサンプリング間隔によっては、電源回路２４のＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの動作に起因して生じる切替周波数のノイズがＣＤＳ１９において増幅される。この結果、ＣＤＳ１９において抽出された信号に含まれる切替周波数のノイズが増大して放射線画像の画質が低下してしまう。
そこで、本実施形態の放射線画像撮影装置１では、ＣＤＳ１９におけるノイズの発生が抑制されるようにＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの切替周波数が調整される。以下では、この切替周波数の調整方法について説明する。 Next, adjustment of the switching frequency of the power supply circuit 24 in the radiation image capturing apparatus 1 will be described.
In the radiation image capturing apparatus 1, the signal gain according to the frequency in the CDS 19 fluctuates according to the sampling interval of the correlated double sampling in the CDS 19. For this reason, when the sampling interval in the CDS 19 is changed due to switching of the photographing mode or the like, depending on the changed sampling interval, noise of the switching frequency generated due to the operation of the DC-DC converter 24a of the power supply circuit 24 is generated in the CDS 19. Amplified. As a result, noise at the switching frequency included in the signal extracted by the CDS 19 increases, and the image quality of the radiation image decreases.
Therefore, in the radiation image capturing apparatus 1 of the present embodiment, the switching frequency of the DC-DC converter 24a is adjusted so that the generation of noise in the CDS 19 is suppressed. Hereinafter, a method of adjusting the switching frequency will be described.

ＣＤＳ１９における周波数Ｆの信号の利得ｇは、相関二重サンプリングのサンプリング間隔をＴｃとして下記の式（１）により表される。
ｇ＝［２−２ｃｏｓ｛２π（Ｆ×Ｔｃ）｝］＾（１／２）…（１）
式（１）に示されるように、利得ｇは、周波数Ｆとサンプリング間隔Ｔｃとの積が整数となる場合に、ＣＤＳ１９における差分Ｖ２−Ｖ１の算出時に信号がキャンセルされることに起因して最小値（０）となる。他方で、利得ｇは、周波数Ｆとサンプリング間隔Ｔｃとの積が１／２の奇数倍となる場合に最大値（２）となる。 The gain g of the signal of the frequency F in the CDS 19 is expressed by the following equation (1), where Tc is the sampling interval of correlated double sampling.
g = [2-2 cos ｛2π (F × Tc)｝] ＾ (1/2) (1)
As shown in Expression (1), when the product of the frequency F and the sampling interval Tc is an integer, the gain g is minimized due to the fact that the signal is canceled when the difference V2−V1 is calculated in the CDS 19. It becomes the value (0). On the other hand, the gain g has the maximum value (2) when the product of the frequency F and the sampling interval Tc is an odd multiple of 1/2.

図７は、ＣＤＳ１９における周波数に応じた信号の利得の例を示す図である。図７（ａ）は、放射線画像撮影装置１が静止画撮影モードである場合における利得を示し、図７（ｂ）は、放射線画像撮影装置１が連続撮影モードである場合における利得を示す。本実施形態の静止画撮影モードでは、サンプリング間隔Ｔｃが１７５［μｓ］に設定され、連続撮影モードでは、サンプリング間隔Ｔｃが３１．６［μｓ］に設定される。また、静止画撮影モードでは、走査線５の選択周期Ｔｇが２８０［μｓ］に設定され、連続撮影モードでは、走査線５の選択周期Ｔｇが５０［μｓ］に設定される。 FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a signal gain according to a frequency in the CDS 19. FIG. 7A illustrates the gain when the radiation image capturing apparatus 1 is in the still image capturing mode, and FIG. 7B illustrates the gain when the radiation image capturing apparatus 1 is in the continuous capturing mode. In the still image shooting mode of the present embodiment, the sampling interval Tc is set to 175 [μs], and in the continuous shooting mode, the sampling interval Tc is set to 31.6 [μs]. In the still image shooting mode, the selection cycle Tg of the scanning line 5 is set to 280 [μs], and in the continuous shooting mode, the selection cycle Tg of the scanning line 5 is set to 50 [μs].

図７（ａ）に示されるように、放射線画像撮影装置１が静止画撮影モードとなっている場合のＣＤＳ１９における利得ｇは、周波数Ｆに対して０と２との間で周期的に変動し、周波数Ｆが１／１７５［μｓ］≒５．７［ｋＨｚ］の整数倍となる場合に０となる。このため、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａにおける切替周波数を、図７（ａ）において利得ｇが１未満となる範囲（例えば、図７（ａ）における周波数範囲Ｒ１ａ，Ｒ１ｂ，Ｒ１ｃ等）内で調整することにより、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの動作により発生する切替周波数のノイズを、ＣＤＳ１９において低減させることができる。特に、切替周波数を利得ｇが０となる周波数、即ち５．７［ｋＨｚ］の整数倍とすることにより、切替周波数のノイズを最も効果的に低減させることができる。 As shown in FIG. 7A, the gain g in the CDS 19 when the radiation image capturing apparatus 1 is in the still image capturing mode periodically fluctuates between 0 and 2 with respect to the frequency F. , When the frequency F is an integral multiple of 1/175 [μs] ≒ 5.7 [kHz]. For this reason, the switching frequency in the DC-DC converter 24a is adjusted within the range where the gain g is less than 1 in FIG. 7A (for example, the frequency range R1a, R1b, R1c, etc. in FIG. 7A). Thereby, the noise of the switching frequency generated by the operation of the DC-DC converter 24a can be reduced in the CDS 19. In particular, by setting the switching frequency to a frequency at which the gain g becomes 0, that is, an integer multiple of 5.7 [kHz], noise at the switching frequency can be reduced most effectively.

また、本実施形態では、切替周波数は、走査線５の選択周期Ｔｇに係るナイキスト周波数Ｆｎ＝１／（２Ｔｇ）よりも大きい周波数の範囲内で調整される。切替周波数をナイキスト周波数Ｆｎよりも大きくすることにより、選択周期Ｔｇで切替周波数のノイズが画素信号に混入（サンプリング）される際に、ナイキスト周波数を超える周波数成分に折り返し（エイリアシング）が生じるため、画素信号に混入した上記ノイズの空間周波数をナイキスト周波数Ｆｎに対応する周波数未満に抑制することができる。
本実施形態では、静止画撮影モードにおけるナイキスト周波数Ｆｎ１は、１／（２×２８０［μｓ］）≒１．８［ｋＨｚ］であり、この周波数よりも大きい周波数の範囲で切替周波数が調整される。 Further, in the present embodiment, the switching frequency is adjusted within a range of a frequency higher than the Nyquist frequency Fn = 1 / (2Tg) related to the selection cycle Tg of the scanning line 5. By setting the switching frequency higher than the Nyquist frequency Fn, when noise of the switching frequency is mixed (sampled) into the pixel signal in the selection period Tg, aliasing occurs in a frequency component exceeding the Nyquist frequency. The spatial frequency of the noise mixed in the signal can be suppressed to less than the frequency corresponding to the Nyquist frequency Fn.
In the present embodiment, the Nyquist frequency Fn1 in the still image shooting mode is 1 / (2 × 280 [μs]) ≒ 1.8 [kHz], and the switching frequency is adjusted within a frequency range larger than this frequency. .

また、図７（ｂ）に示されるように、放射線画像撮影装置１が連続撮影モードとなっている場合のＣＤＳ１９における利得ｇは、周波数Ｆが１／３１．６［μｓ］≒３１．６［ｋＨｚ］の整数倍となる場合に０となる。連続撮影モードにおいても、利得ｇが１未満であり、かつナイキスト周波数Ｆｎ２（Ｆｎ２＝１／（２×５０）＝１０［ｋＨｚ］）よりも大きい範囲（例えば、図７（ｂ）における周波数範囲Ｒ２等）内で切替周波数が調整される。特に、切替周波数を利得ｇが０となる周波数、即ち３１．６［ｋＨｚ］の整数倍とすることにより、切替周波数のノイズを最も効果的に低減させることができる。 As shown in FIG. 7B, the gain g in the CDS 19 when the radiation image capturing apparatus 1 is in the continuous capturing mode is such that the frequency F is 1 / 31.6 [μs] ≒ 31.6 [ kHz] when the value is an integral multiple of [kHz]. Also in the continuous shooting mode, the gain g is less than 1 and is larger than the Nyquist frequency Fn2 (Fn2 = 1 / (2 × 50) = 10 [kHz]) (for example, the frequency range R2 in FIG. 7B). Etc.), the switching frequency is adjusted. In particular, by setting the switching frequency to a frequency at which the gain g becomes 0, that is, an integer multiple of 31.6 [kHz], the noise at the switching frequency can be reduced most effectively.

図８は、切替周波数の設定に用いられるテーブルデータの例を示す図である。
このテーブルデータでは、放射線画像撮影装置１の複数の撮影モード（静止画撮影１，２、連続撮影１，２，…，ｍ）の各々において設定されるＣＤＳ１９のサンプリング間隔（ａ１，ａ２，…，ａｎ）及び走査線５の選択周期（ｂ１，ｂ２，…，ｂｎ）に対して、上記の方法により決定された最適なＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａの切替周波数が対応付けられている。また、このテーブルデータは、制御部のＲＯＭに記憶され、撮影モードの切り替えが行われる場合にＣＰＵにより参照されて、切り替え後の撮影モードにおけるサンプリング間隔、選択周期及び切替周波数の設定に用いられる。 FIG. 8 is a diagram illustrating an example of table data used for setting the switching frequency.
In the table data, the sampling intervals (a1, a2,...) Of the CDS 19 set in each of a plurality of imaging modes (still image imaging 1, 2, continuous imaging 1, 2,. a) and the selection period (b1, b2,..., bn) of the scanning line 5 are associated with the optimum switching frequency of the DC-DC converter 24a determined by the above method. The table data is stored in the ROM of the control unit, is referred to by the CPU when the photographing mode is switched, and is used for setting a sampling interval, a selection cycle, and a switching frequency in the photographing mode after the switching.

なお、図８に示されるように２種類の静止画撮影モード（静止画撮影１，２）が設けられる例としては、放射線画像撮影装置１を外部の放射線照射装置における放射線照射開始動作と連携させて撮影動作を開始させる場合（連携時）と、外部の放射線照射装置とは連携させずに、入射した放射線量を検知して撮影動作を開始させる場合（非連携時）とで放射線画像撮影装置１の動作設定を異ならせる場合が挙げられる。この例では、非連携時において放射線の曝射を検出する間隔を空けて感度を高めるために、ＣＤＳ１９のサンプリング間隔や走査線５の選択周期が、連携時に対して相対的に大きい値に設定される。
また、複数の連続撮影モード（動画撮影１，２，…，ｍ）が設けられる例としては、連続撮影時に生成される放射線画像のフレームレートの大きさに応じて放射線画像撮影装置１の動作設定を異ならせる場合が挙げられる。この例では、フレームレートが大きいほどＣＤＳ１９のサンプリング間隔や走査線５の選択周期が小さい値に設定される。
なお、図８は、テーブルデータの一例を示すものであってこれに限定されず、少なくとも２つの切替周波数が定められているものであれば良い。例えば、放射線画像撮影装置１の撮影モードは、２つ（例えば、一つの静止画撮影モード及び一つの連続撮影モード）又は３つ以上の任意の数とすることができる。また、同一の撮影モードに対して、撮影モード以外のパラメーターに応じて、サンプリング間隔及び選択周期のうち少なくともサンプリング間隔が異なる２つの設定を用意し、当該設定ごとに切替周波数が定められていても良い。 As an example in which two types of still image shooting modes (still image shooting 1 and 2) are provided as shown in FIG. 8, the radiation image shooting apparatus 1 is linked with a radiation irradiation start operation of an external radiation irradiation apparatus. The radiographic image capturing apparatus is used for starting a radiographic operation (when cooperating) and for starting the radiographic operation by detecting the amount of incident radiation without cooperating with an external radiation irradiation apparatus (when not cooperating). There is a case in which the operation setting of 1 is made different. In this example, the sampling interval of the CDS 19 and the selection period of the scanning line 5 are set to relatively large values with respect to the time of cooperation in order to increase the sensitivity by leaving an interval for detecting radiation exposure during non-working. You.
Further, as an example in which a plurality of continuous imaging modes (moving image capturing 1, 2,..., M) are provided, the operation setting of the radiation image capturing apparatus 1 according to the frame rate of a radiation image generated during continuous imaging May be different. In this example, the sampling interval of the CDS 19 and the selection cycle of the scanning line 5 are set to smaller values as the frame rate increases.
FIG. 8 shows an example of the table data, and the present invention is not limited to this example. Any table data may be used as long as at least two switching frequencies are determined. For example, the number of imaging modes of the radiation image capturing apparatus 1 can be two (for example, one still image capturing mode and one continuous capturing mode) or an arbitrary number of three or more. Also, for the same shooting mode, at least two different sampling intervals among the sampling interval and the selection cycle are prepared according to parameters other than the shooting mode, and the switching frequency is determined for each setting. good.

続いて、放射線画像撮影装置１により実行される放射線画像撮影処理の制御部２２による制御手順について説明する。ここでは、上述した連携時における処理を例に挙げて説明する。 Subsequently, a control procedure by the control unit 22 of the radiation image capturing process executed by the radiation image capturing apparatus 1 will be described. Here, the processing at the time of the above-described cooperation will be described as an example.

図９は、放射線画像撮影処理の制御手順を示すフローチャートである。
放射線画像撮影処理が開始されると、制御部２２は、撮影モードの設定の入力を受け付ける（ステップＳ１０１）。撮影モードの設定の入力は、例えば、切替スイッチ２６による入力操作により行われる。 FIG. 9 is a flowchart illustrating a control procedure of the radiation image capturing process.
When the radiation image photographing process is started, the control unit 22 receives an input of a photographing mode setting (step S101). The input of the setting of the photographing mode is performed by, for example, an input operation using the changeover switch 26.

制御部２２は、撮影モードの設定の入力が行われたか否かを判別し（ステップＳ１０２）、撮影モードの設定の入力が行われていないと判別された場合には（ステップＳ１０２で“ＮＯ”）、処理をステップＳ１０５に移行させる。 The control unit 22 determines whether or not the setting of the shooting mode has been input (step S102). If it is determined that the setting of the shooting mode has not been input (“NO” in step S102). ) And the process proceeds to step S105.

撮影モードの設定の入力が行われたと判別された場合には（ステップＳ１０２で“ＹＥＳ”）、制御部２２は、記憶部２３に記憶されたテーブルデータから、切り替え後の撮影モードに対応する切替周波数を取得する（ステップＳ１０３）。また、制御部２２は、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａにおける切替周波数の設定を変更し、ステップＳ１０３で取得された切替周波数でＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａを動作させる（ステップＳ１０４）。 When it is determined that the input of the setting of the shooting mode has been performed (“YES” in step S102), the control unit 22 determines from the table data stored in the storage unit 23 the switching corresponding to the shooting mode after the switching. The frequency is obtained (step S103). Further, the control unit 22 changes the setting of the switching frequency in the DC-DC converter 24a, and operates the DC-DC converter 24a at the switching frequency acquired in step S103 (step S104).

ステップＳ１０４の処理が終了すると、制御部２２は、外部の制御装置から通信部３０を介して撮影開始命令が入力されたか否かを判別し（ステップＳ１０５）、撮影開始命令が入力されていないと判別された場合には（ステップＳ１０５で“ＮＯ”）、処理をステップＳ１０１に移行させる。 When the process of step S104 is completed, the control unit 22 determines whether or not a shooting start command has been input from an external control device via the communication unit 30 (step S105). If it is determined (“NO” in step S105), the process proceeds to step S101.

撮影開始命令が入力されたと判別された場合には（ステップＳ１０５で“ＹＥＳ”）、制御部２２は、放射線画像の撮影を行う（ステップＳ１０６）。即ち、制御部２２は、放射線検出素子７のリセット処理を完了させ、全ての走査線５に対してオフ電圧を供給させて、放射線検出素子７内において放射線量に応じた電荷を蓄積させる。続いて、制御部２２は、上述した読み出し処理を実行し、放射線検出素子７から出力された画素信号を抽出して放射線画像の画像データを生成する。制御部２２は、撮影モードの設定に応じて、生成された画像データを記憶部２３に記憶させ、また通信部３０を介して外部に出力する。
ステップＳ１０６において、撮影モードの設定に応じた枚数の放射線画像の撮影が終了すると、制御部２２は、放射線画像撮影処理を終了させる。 When it is determined that the imaging start command has been input (“YES” in step S105), the control unit 22 performs imaging of a radiation image (step S106). That is, the control unit 22 completes the reset processing of the radiation detection element 7, supplies an off-voltage to all the scanning lines 5, and accumulates charges in the radiation detection element 7 according to the radiation dose. Subsequently, the control unit 22 executes the above-described reading process, extracts the pixel signal output from the radiation detection element 7, and generates image data of a radiation image. The control unit 22 stores the generated image data in the storage unit 23 according to the setting of the shooting mode, and outputs the image data to the outside via the communication unit 30.
In step S106, when the imaging of the number of radiation images according to the setting of the imaging mode ends, the control unit 22 ends the radiation image imaging process.

（変形例１）
次に、上記実施形態の変形例１について説明する。この変形例では、切替周波数の調整においてテーブルデータを参照せず、放射線画像撮影装置１の撮影モードに対応して設定されたサンプリング間隔及び走査線５の選択周期から直接切替周波数を算出する点で上記実施形態と異なる。その他の点は上記実施形態と同様であるため、以下では上記実施形態との差異点について説明する。 (Modification 1)
Next, a first modification of the above embodiment will be described. In this modified example, the switching frequency is not directly referred to in the adjustment of the switching frequency, and the switching frequency is directly calculated from the sampling interval and the selection period of the scanning line 5 set corresponding to the imaging mode of the radiation image capturing apparatus 1. Different from the above embodiment. The other points are the same as those of the above-described embodiment, and therefore, differences from the above-described embodiment will be described below.

図１０は、本変形例に係る放射線画像撮影処理の制御手順を示すフローチャートである。このフローチャートは、上記実施形態に係る図９のフローチャートにおけるステップＳ１０３をステップＳ１０３ａに変更し、ステップＳ１０７を追加したものである。以下では、図９と同一のステップについては説明を省略する。 FIG. 10 is a flowchart illustrating a control procedure of the radiation image capturing process according to the present modification. This flowchart is obtained by changing step S103 in the flowchart of FIG. 9 according to the above embodiment to step S103a and adding step S107. Hereinafter, description of the same steps as those in FIG. 9 will be omitted.

本変形例の放射線画像撮影処理では、撮影モードの設定の入力がなされると（ステップＳ１０２で“ＹＥＳ”）、制御部２２は、切り替え後の撮影モードにおいて、現在の切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得ｇが１以上であるか否かを判別する（ステップＳ１０７）。即ち、制御部２２は、上記の式（１）におけるＴｃを、切り替え後の撮影モードに係るサンプリング間隔とし、また式（１）におけるＦを、現在の設定に係る切替周波数とした場合の利得ｇが１以上であるか否かを判別する。当該利得ｇが１未満であると判別された場合には（ステップＳ１０７で“ＮＯ”）、制御部２２は、処理をステップＳ１０５に移行させる。 In the radiographic image capturing process according to the present modification, when an input of an image capturing mode is input (“YES” in step S102), the control unit 22 controls the gain g of the CDS 19 with respect to the current switching frequency in the image capturing mode after switching. Is greater than or equal to 1 (step S107). That is, the control unit 22 sets the gain g when Tc in the above equation (1) is a sampling interval according to the shooting mode after the switching, and F in the equation (1) is a switching frequency according to the current setting. Is determined to be 1 or more. When it is determined that the gain g is less than 1 (“NO” in step S107), the control unit 22 shifts the processing to step S105.

上記利得ｇが１以上であると判別された場合には（ステップＳ１０７で“ＹＥＳ”）、制御部２２は、切り替え後の撮影モードに対応して設定されているサンプリング間隔及び走査線５の選択周期に基づいて、ＣＤＳ１９における利得ｇが１未満となる切替周波数を算出する（ステップＳ１０３ａ）。即ち、制御部２２は、上記の式（１）におけるＴｃを、切り替え後の撮影モードに係るサンプリング間隔とした場合において、利得ｇが１未満となり、かつ走査線５の選択期間に係るナイキスト周波数よりも大きい周波数Ｆを算出する。典型的には、上記条件を満たし利得ｇが０となるような最小の周波数Ｆを算出する。そして、制御部２２は、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａにおける切替周波数の設定を変更し、ステップＳ１０３ａで算出された切替周波数でＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａを動作させる（ステップＳ１０４）。 When it is determined that the gain g is 1 or more (“YES” in step S107), the control unit 22 selects the sampling interval and the scanning line 5 that are set in accordance with the shooting mode after switching. The switching frequency at which the gain g in the CDS 19 becomes less than 1 is calculated based on the cycle (step S103a). That is, when Tc in the above equation (1) is a sampling interval according to the imaging mode after switching, the control unit 22 determines that the gain g is less than 1 and the Nyquist frequency according to the selection period of the scanning line 5 Is also calculated. Typically, a minimum frequency F that satisfies the above condition and has a gain g of 0 is calculated. Then, the control unit 22 changes the setting of the switching frequency in the DC-DC converter 24a, and operates the DC-DC converter 24a at the switching frequency calculated in step S103a (step S104).

（変形例２）
次に、上記実施形態の変形例２について説明する。この変形例では、放射線画像撮影装置１において設定され得る全ての撮影モードにおいて、切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得が１未満となり、かつ切替周波数が走査線５の選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きくなるように、予め一の切替周波数が設定され、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａは、各撮影モードにおいて当該一の切替周波数で動作する。即ち、ＤＣ−ＤＣコンバーター２４ａは、ＣＤＳ１９の動作モードに関わらず同一の切替周波数で動作する。その他の点は、上記実施形態と同様である。 (Modification 2)
Next, a second modification of the above embodiment will be described. In this modification, in all imaging modes that can be set in the radiation image capturing apparatus 1, the gain of the CDS 19 with respect to the switching frequency is less than 1, and the switching frequency is higher than the Nyquist frequency related to the selection period of the scanning line 5. , One switching frequency is set in advance, and the DC-DC converter 24a operates at the one switching frequency in each shooting mode. That is, the DC-DC converter 24a operates at the same switching frequency regardless of the operation mode of the CDS 19. Other points are the same as in the above embodiment.

ここでは、放射線画像撮影装置１の撮影モードが、一つの静止画撮影モード及び一つの連続撮影モードのみであり、静止画撮影モードでのＣＤＳ１９における信号の利得ｇが図７（ａ）により表され、連続撮影モードでのＣＤＳ１９における信号の利得ｇが図７（ｂ）により表される場合を例に挙げて説明する。 Here, the radiographic imaging apparatus 1 has only one imaging mode and one continuous imaging mode, and the gain g of the signal in the CDS 19 in the still imaging mode is represented by FIG. 7A. The case where the gain g of the signal in the CDS 19 in the continuous shooting mode is represented by FIG. 7B will be described as an example.

この場合には、静止画撮影モードのナイキスト周波数Ｆｎ１及び連続撮影モードのナイキスト周波数Ｆｎ２の何れよりも大きく、かつ静止画撮影モード及び連続撮影モードにおける利得ｇが何れも１未満となるような周波数範囲、即ち図７（ａ）における周波数範囲Ｒ１ｂ，Ｒ１ｃから上記一の切替周波数が設定される。この切替周波数は、例えば、図７（ａ）における利得ｇが０となるような周波数に設定される。あるいは、静止画撮影モード及び連続撮影モードにおける利得ｇが等しくなるような周波数に設定されても良い。 In this case, the frequency range is higher than either the Nyquist frequency Fn1 in the still image shooting mode or the Nyquist frequency Fn2 in the continuous shooting mode, and the gain g in the still image shooting mode or the continuous shooting mode is less than 1. That is, the one switching frequency is set from the frequency ranges R1b and R1c in FIG. This switching frequency is set, for example, to a frequency at which the gain g in FIG. Alternatively, the frequency may be set such that the gain g in the still image shooting mode and the continuous shooting mode becomes equal.

以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１は、入射した放射線量に応じた画素信号を各々出力する二次元配列された複数の放射線検出素子７を有する放射線検出部３と、複数の放射線検出素子７から出力された画素信号を相関二重サンプリングにより抽出するＣＤＳ１９と、直流電圧が入力される回路の構成を所定の切替周波数で切り替えることにより、入力された直流電圧を所定の電源電圧に変換して出力する電源回路２４と、相関二重サンプリングにおけるサンプリング間隔が互いに異なる複数の動作モードでＣＤＳ１９を動作させ、ＣＤＳ１９が複数の動作モードのうち何れの動作モードで動作している期間においても、当該期間における切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得を１未満に制御する制御部２２と、を備える。
このような構成によれば、ＣＤＳ１９におけるサンプリング間隔によらず、切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得が１未満となるため、ＣＤＳ１９が何れの動作モードで動作している場合においても、ＣＤＳ１９において、電源回路２４の動作に起因して生じる切替周波数のノイズを低減させることができる。この結果、放射線画像撮影装置１により生成される放射線画像におけるノイズの発生を、より安定して抑制することができる。 As described above, the radiation image capturing apparatus 1 according to the present embodiment includes the radiation detection unit 3 having the plurality of radiation detection elements 7 arranged two-dimensionally, each of which outputs a pixel signal corresponding to the amount of incident radiation. By switching the configuration of a circuit to which a DC voltage is input at a predetermined switching frequency and a CDS 19 for extracting the pixel signal output from the radiation detection element 7 by correlated double sampling at a predetermined switching frequency, A power supply circuit 24 that converts the voltage into a voltage and outputs the voltage; and a CDS 19 that operates in a plurality of operation modes in which sampling intervals in correlated double sampling are different from each other. And a control unit 22 that controls the gain of the CDS 19 with respect to the switching frequency in the period to less than 1.
According to such a configuration, the gain of the CDS 19 with respect to the switching frequency is less than 1 irrespective of the sampling interval in the CDS 19. Therefore, even when the CDS 19 is operating in any operation mode, the power supply circuit 24 The noise at the switching frequency caused by the above operation can be reduced. As a result, generation of noise in the radiation image generated by the radiation image capturing apparatus 1 can be more stably suppressed.

また、放射線検出部３は、第１の方向に延在する複数の走査線５、及び第１の方向と交差する第２の方向に延在する複数の信号線６を有し、複数の放射線検出素子７の各々は、複数の走査線５の何れか一つ及び複数の信号線６の何れか一つと接続され、制御部２２は、ＣＤＳ１９の動作モードに対応する選択周期で複数の走査線５に対して順にオン電圧を供給することにより、当該オン電圧が供給された走査線５に接続されている放射線検出素子７から信号線６に画素信号を出力させ、ＣＤＳ１９が一の動作モードで動作している期間における切替周波数は、一の動作モードに対応する選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きい。これにより、上記選択周期で切替周波数のノイズが画素信号に混入（サンプリング）される際に、ナイキスト周波数を超える周波数成分に折り返し（エイリアシング）が生じるため、画素信号に混入した上記ノイズの空間周波数をナイキスト周波数に対応する周波数未満に抑制することができる。この結果、放射線画像におけるノイズをより低減させ、また視認されにくくすることができる。 The radiation detection unit 3 has a plurality of scanning lines 5 extending in a first direction and a plurality of signal lines 6 extending in a second direction intersecting the first direction. Each of the detection elements 7 is connected to any one of the plurality of scanning lines 5 and any one of the plurality of signal lines 6, and the control unit 22 controls the plurality of scanning lines 5 in a selection cycle corresponding to the operation mode of the CDS 19. 5, the pixel signal is output to the signal line 6 from the radiation detection element 7 connected to the scanning line 5 to which the ON voltage is supplied, and the CDS 19 operates in one operation mode. The switching frequency during the operating period is higher than the Nyquist frequency related to the selection cycle corresponding to one operation mode. Thereby, when noise of the switching frequency is mixed (sampled) into the pixel signal in the above-described selection cycle, aliasing occurs in a frequency component exceeding the Nyquist frequency, so that the spatial frequency of the noise mixed into the pixel signal is reduced. It can be suppressed to less than the frequency corresponding to the Nyquist frequency. As a result, it is possible to further reduce noise in the radiographic image and make it less visible.

また、制御部２２は、ＣＤＳ１９を複数の動作モードのうち何れの動作モードで動作させる場合においても、電源回路２４により同一の切替周波数で回路の構成の切り替えを行わせる。このような構成によれば、撮影モードの切り替え等に従ってＣＤＳ１９の動作モードを切り替える場合に、電源回路２４において切替周波数を変更することなく放射線画像におけるノイズの発生を安定して抑制することができる。よって、より簡易な制御により放射線画像におけるノイズの発生を抑制することができる。 Further, even when the CDS 19 is operated in any one of the plurality of operation modes, the control unit 22 causes the power supply circuit 24 to switch the circuit configuration at the same switching frequency. According to such a configuration, when the operation mode of the CDS 19 is switched according to the switching of the imaging mode or the like, it is possible to stably suppress the generation of noise in the radiation image without changing the switching frequency in the power supply circuit 24. Therefore, the generation of noise in the radiation image can be suppressed by simpler control.

また、制御部２２は、ＣＤＳ１９の動作モードを切り替える場合に、切り替え後の動作モードにおける利得が１未満となるように電源回路２４における切替周波数を調整する。これにより、ＣＤＳ１９の動作モードの切り替えに応じて、ノイズを低減させることが可能な適切な切替周波数で電源回路２４を動作させることができる。よって、ＣＤＳ１９が複数の動作モードにおいて多数の異なるサンプリング間隔で動作する場合においても、安定して放射線画像におけるノイズの発生を抑制することができる。 Further, when switching the operation mode of the CDS 19, the control unit 22 adjusts the switching frequency in the power supply circuit 24 so that the gain in the operation mode after switching is less than 1. Thus, the power supply circuit 24 can be operated at an appropriate switching frequency capable of reducing noise in accordance with the switching of the operation mode of the CDS 19. Therefore, even when the CDS 19 operates at a number of different sampling intervals in a plurality of operation modes, it is possible to stably suppress the generation of noise in the radiation image.

また、制御部２２は、ＣＤＳ１９の動作モードを切り替える場合に、切り替え後の動作モードにおける利得が１未満となり、かつ、切替周波数が、切り替え後の動作モードに対応する選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きくなるように、電源回路２４における切替周波数を調整する。このような構成によれば、ＣＤＳ１９が複数の動作モードにおいて多数の異なるサンプリング間隔で動作する場合においても、安定して放射線画像におけるノイズをより低減させ、また視認されにくくすることができる。 Further, when switching the operation mode of the CDS 19, the control unit 22 sets the gain in the switched operation mode to be less than 1, and sets the switching frequency to be lower than the Nyquist frequency according to the selection cycle corresponding to the switched operation mode. The switching frequency in the power supply circuit 24 is adjusted so as to increase. According to such a configuration, even when the CDS 19 operates at a number of different sampling intervals in a plurality of operation modes, it is possible to stably reduce noise in a radiographic image and make it less visible.

また、複数の動作モードに対応付けられて予め定められた複数の切替周波数を記憶する記憶部２３を備え、制御部２２は、ＣＤＳ１９の動作モードを切り替える場合に、記憶部２３を参照して、切り替え後の動作モードに対応付けられた切替周波数を選択する。これにより、ＣＤＳ１９の動作モードの切り替え時に、簡易な処理によりノイズを低減できる適切な切替周波数を選択して電源回路２４を動作させることができる。 The storage unit 23 stores a plurality of predetermined switching frequencies associated with the plurality of operation modes. The control unit 22 refers to the storage unit 23 when switching the operation mode of the CDS 19, The switching frequency associated with the operation mode after switching is selected. Thus, when switching the operation mode of the CDS 19, the power supply circuit 24 can be operated by selecting an appropriate switching frequency capable of reducing noise by simple processing.

また、制御部２２は、切り替え後の動作モードにおけるサンプリング間隔に基づいて、当該切り替え後の動作モードにおける利得が１未満となる切替周波数を算出する。これにより、ＣＤＳ１９におけるサンプリング間隔に応じて、ノイズを低減できる適切な切替周波数を設定することができる。 Further, the control unit 22 calculates a switching frequency at which the gain in the operation mode after the switching is less than 1 based on the sampling interval in the operation mode after the switching. Thus, an appropriate switching frequency that can reduce noise can be set according to the sampling interval in the CDS 19.

また、制御部２２は、ＣＤＳ１９が切り替え前の動作モードで動作している期間における切替周波数に対し、切り替え後の動作モードにおける利得を算出し、当該算出された利得が１以上である場合に、切り替え後の動作モードにおける利得が１未満となる切替周波数を算出する。これによれば、切替後の動作モードで動作するＣＤＳ１９において切替周波数のノイズが低減されない場合にのみ、切替周波数の調整が行われる。よって、切替周波数の調整頻度を低減させることができる。 Further, the control unit 22 calculates a gain in the operation mode after the switching with respect to the switching frequency during a period in which the CDS 19 is operating in the operation mode before the switching, and when the calculated gain is 1 or more, The switching frequency at which the gain in the operation mode after switching becomes less than 1 is calculated. According to this, the switching frequency is adjusted only when the noise of the switching frequency is not reduced in the CDS 19 operating in the operation mode after the switching. Therefore, the frequency of adjusting the switching frequency can be reduced.

また、制御部２２は、切り替え後の動作モードにおけるサンプリング間隔と切替周波数との積が整数に近付くように切替周波数を調整する。これにより、切り替え後の動作モードで動作するＣＤＳ１９において、切替周波数の利得を０に近付けることができる。この結果、放射線画像におけるノイズの発生をより効果的に抑制することができる。 Further, the control unit 22 adjusts the switching frequency so that the product of the sampling interval and the switching frequency in the operation mode after switching approaches an integer. Thereby, in the CDS 19 operating in the operation mode after switching, the gain of the switching frequency can be approached to zero. As a result, generation of noise in the radiation image can be more effectively suppressed.

また、制御部２２は、切り替え後の動作モードにおけるサンプリング間隔、及び当該切り替え後の動作モードに対応する選択周期に基づいて、当該切り替え後の動作モードに対応する切替周波数を算出する。これにより、ＣＤＳ１９におけるサンプリング間隔及び走査線５の選択周期に応じて、ノイズを低減できる適切な切替周波数を設定することができる。 Further, the control unit 22 calculates the switching frequency corresponding to the operation mode after the switching based on the sampling interval in the operation mode after the switching and the selection cycle corresponding to the operation mode after the switching. This makes it possible to set an appropriate switching frequency that can reduce noise in accordance with the sampling interval in the CDS 19 and the selection cycle of the scanning lines 5.

また、制御部２２は、ＣＤＳ１９による画素信号の抽出結果に基づいて放射線画像の画像データを生成し（画像データ生成部）、静止画の放射線画像の画像データを生成する静止画撮影モードにおいて、複数の動作モードのうち所定の第１の動作モードでＣＤＳ１９を動作させ、放射線画像の画像データを連続して生成する連続撮影モードにおいて、複数の動作モードのうちサンプリング間隔が第１の動作モードにおけるサンプリング間隔よりも小さい第２の動作モードでＣＤＳ１９を動作させ、静止画撮影モードと連続撮影モードとを切り替える場合に、ＣＤＳ１９の動作モードを切り替える。このような構成により、静止画撮影モード及び連続撮影モードの双方において、安定して放射線画像におけるノイズの発生を抑制することができる。 The control unit 22 generates a radiation image image data based on the result of the pixel signal extraction by the CDS 19 (image data generation unit), and generates a plurality of radiographic image data in a still image capturing mode. In the continuous imaging mode in which the CDS 19 is operated in a predetermined first operation mode among the operation modes and the image data of the radiation image is continuously generated, the sampling interval among the plurality of operation modes is the same as the sampling in the first operation mode. When the CDS 19 is operated in the second operation mode smaller than the interval and the mode is switched between the still image shooting mode and the continuous shooting mode, the operation mode of the CDS 19 is changed. With such a configuration, it is possible to stably suppress the generation of noise in the radiographic image in both the still image capturing mode and the continuous image capturing mode.

なお、本発明は、上記実施形態及び各変形例に限られるものではなく、様々な変更が可能である。
例えば、上記実施形態及び各変形例では、切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得ｇが１未満となるように切替周波数を設定する例を用いて説明したが、これに限定する趣旨ではなく、１未満の所定の上限利得以下となるように切替周波数を設定しても良い。このような上限利得は、特には限られないが、例えばノイズを３０％以下に低減可能となる「０．３」とすることができる。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment and each of the modifications, and various modifications are possible.
For example, in the above-described embodiment and each of the modifications, the example in which the switching frequency is set so that the gain g of the CDS 19 with respect to the switching frequency is less than 1 has been described. The switching frequency may be set so as to be equal to or less than the upper limit gain. Such an upper limit gain is not particularly limited, but may be, for example, "0.3" which can reduce noise to 30% or less.

また、上記実施形態及び各変形例では、切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得ｇが所定の上限利得以下となり、かつ走査線５の選択周期に係るナイキスト周波数よりも大きくなるように切替周波数が設定される例を用いて説明したが、これに限定する趣旨ではない。例えば、切替周波数に対するＣＤＳ１９の利得ｇが所定の上限利得以下となる条件のみを考慮して切替周波数を設定しても良い。 In the above-described embodiment and each of the modifications, the switching frequency is set such that the gain g of the CDS 19 with respect to the switching frequency is equal to or less than a predetermined upper limit gain and is higher than the Nyquist frequency related to the selection cycle of the scanning line 5. However, the present invention is not limited to this. For example, the switching frequency may be set in consideration of only the condition that the gain g of the CDS 19 with respect to the switching frequency is equal to or less than a predetermined upper limit gain.

また、上記実施形態及び各変形例では、センサーパネルが筐体内に収納されて持ち運び可能とされた、いわゆる可搬型の放射線画像撮影装置を例に挙げて説明したが、これに限定する趣旨ではなく、例えば、撮影室に設置され、支持台等と一体的に形成された放射線画像撮影装置に対しても本発明を適用することができる。 Further, in the above-described embodiment and each of the modifications, the so-called portable radiation image capturing apparatus in which the sensor panel is housed in the housing and is portable has been described as an example, but the present invention is not limited to this. For example, the present invention can be applied to a radiographic imaging apparatus that is installed in an imaging room and is integrally formed with a support base or the like.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、本発明の範囲は、上述の実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された発明の範囲とその均等の範囲を含む。 Although some embodiments of the present invention have been described, the scope of the present invention is not limited to the above-described embodiments, but includes the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof .

１放射線画像撮影装置
３放射線検出部
５走査線
６信号線
７放射線検出素子
８ＴＦＴ
１４電源回路（電圧変換部）
１５走査線駆動回路
１７読み出し回路
１８増幅回路
１９ＣＤＳ（信号抽出部）
２０アナログマルチプレクサー
２１Ａ／Ｄ変換器
２２制御部（画像データ生成部）
２３記憶部
２４電源回路
２４ａＤＣ−ＤＣコンバーター
４０外部電源 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiation imaging device 3 Radiation detection unit 5 Scanning line 6 Signal line 7 Radiation detection element 8 TFT
14. Power supply circuit (voltage converter)
15 Scanning line drive circuit 17 Readout circuit 18 Amplification circuit 19 CDS (Signal extraction unit)
20 analog multiplexer 21 A / D converter 22 control unit (image data generation unit)
23 storage unit 24 power supply circuit 24a DC-DC converter 40 external power supply

Claims

A radiation detection unit having a plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally, each of which outputs a pixel signal corresponding to the amount of incident radiation,
A signal extraction unit that extracts the pixel signals output from the plurality of radiation detection elements by correlated double sampling,
By switching the configuration of a circuit to which a DC voltage is input at a predetermined switching frequency, a voltage conversion unit that converts the input DC voltage to a predetermined power supply voltage and outputs the converted voltage,
The sampling interval in the correlated double sampling operates the signal extraction unit in a plurality of operation modes different from each other, even during a period in which the signal extraction unit is operating in any one of the plurality of operation modes, A control unit that controls a gain of the signal extraction unit with respect to a switching frequency to be equal to or less than a predetermined upper limit gain smaller than 1.
A radiographic imaging apparatus comprising:

The radiation detection unit includes a plurality of scanning lines extending in a first direction, and a plurality of signal lines extending in a second direction that intersects the first direction.
Each of the plurality of radiation detection elements is connected to any one of the plurality of scanning lines and any one of the plurality of signal lines,
The control unit includes:
The radiation detection element connected to the scanning line to which the selection signal is supplied by sequentially supplying a predetermined selection signal to the plurality of scanning lines in a selection cycle corresponding to an operation mode of the signal extraction unit. To output the pixel signal to the signal line,
The switching frequency during a period when the signal extraction unit is operating in the one operation mode is higher than a Nyquist frequency related to the selection cycle corresponding to the one operation mode. Radiation imaging equipment.

The control unit, when operating the signal extraction unit in any one of the plurality of operation modes, causes the voltage conversion unit to switch the configuration of the circuit at the same switching frequency. The radiation image capturing apparatus according to claim 1 or 2, wherein

The control unit, when switching the operation mode of the signal extraction unit, adjusts the switching frequency in the voltage conversion unit so that the gain in the operation mode after switching is equal to or less than the upper limit gain. The radiation image capturing apparatus according to claim 1.

The control unit, when switching the operation mode of the signal extraction unit, the gain in the operation mode after the switching is equal to or less than the upper limit gain, and the switching frequency, the selection corresponding to the operation mode after the switching. The radiation image capturing apparatus according to claim 2, wherein the switching frequency in the voltage conversion unit is adjusted to be higher than a Nyquist frequency related to a cycle.

A storage unit that stores a plurality of the predetermined switching frequencies associated with the plurality of operation modes,
The switching unit, when switching the operation mode of the signal extraction unit, refers to the storage unit and selects the switching frequency associated with the operation mode after the switching. Or the radiographic image capturing apparatus according to 5.

The control unit calculates the switching frequency at which the gain in the operation mode after the switching is equal to or less than the upper limit gain based on the sampling interval in the operation mode after the switching. 6. The radiographic image capturing apparatus according to 5.

The control unit calculates the gain in the operation mode after the switching with respect to the switching frequency during a period in which the signal extraction unit is operating in the operation mode before the switching, and the calculated gain is the upper limit gain. The radiographic imaging apparatus according to claim 7, wherein when the switching frequency is larger than the switching mode, the switching frequency at which the gain in the operation mode after the switching is equal to or less than the upper limit gain is calculated.

9. The radiographic imaging apparatus according to claim 7, wherein the control unit adjusts the switching frequency so that a product of the sampling interval and the switching frequency in the operation mode after the switching approaches an integer. 10. apparatus.

The control unit calculates the switching frequency corresponding to the operation mode after switching based on the sampling interval in the operation mode after switching and the selection cycle corresponding to the operation mode after switching. The radiographic image capturing apparatus according to claim 5, wherein

An image data generating unit that generates image data of a radiation image based on an extraction result of the pixel signal by the signal extracting unit,
The control unit includes:
In a still image capturing mode in which the image data generating unit generates image data of a still image radiation image, the signal extracting unit is operated in a predetermined first operation mode among the plurality of operation modes, and the image data generation is performed. In the continuous imaging mode in which the image data of the radiation image is continuously generated by the unit, the signal extraction is performed in a second operation mode in which the sampling interval is smaller than the sampling interval in the first operation mode among the plurality of operation modes. Operate the part,
The radiation image capturing apparatus according to any one of claims 1 to 10, wherein when switching between the still image capturing mode and the continuous capturing mode, an operation mode of the signal extracting unit is switched.