WO2011086826A1 - 放射線画像撮影装置 - Google Patents

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WO2011086826A1
WO2011086826A1 PCT/JP2010/073137 JP2010073137W WO2011086826A1 WO 2011086826 A1 WO2011086826 A1 WO 2011086826A1 JP 2010073137 W JP2010073137 W JP 2010073137W WO 2011086826 A1 WO2011086826 A1 WO 2011086826A1
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英明 田島
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コニカミノルタエムジー株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus capable of detecting the start of radiation irradiation and the like.
  • a so-called direct type radiographic imaging device that generates electric charges by a detection element in accordance with the dose of irradiated radiation such as X-rays and converts it into an electrical signal, or other radiation such as visible light with a scintillator or the like.
  • Various so-called indirect radiographic imaging devices have been developed that convert charges to electromagnetic waves after being converted into electrical signals by generating electric charges with photoelectric conversion elements such as photodiodes in accordance with the energy of the converted and irradiated electromagnetic waves. Yes.
  • the detection element in the direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in the indirect type radiographic imaging apparatus are collectively referred to as a radiation detection element.
  • This type of radiographic imaging device is known as an FPD (Flat Panel Detector) and has been conventionally formed integrally with a support base (or a bucky apparatus) (see, for example, Patent Document 1).
  • FPD Full Panel Detector
  • a portable radiographic imaging device in which an element or the like is housed in a housing has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Documents 2 and 3).
  • the radiation image capturing apparatus may be configured to read image data from each radiation detection element after the radiation irradiation ends.
  • a sensor or the like in the radiographic imaging apparatus so that the start or end of radiation irradiation is detected by the sensor, but the sensor is arranged in the radiographic imaging apparatus. Space is required, and the apparatus becomes large. Further, when the sensor is provided, there is a problem that a large amount of electric power is consumed for driving the sensor, and in particular, a portable radiographic imaging apparatus consumes a built-in battery.
  • JP-A-9-73144 JP 2006-58124 A Japanese Patent Laid-Open No. 6-342099 US Pat. No. 7,211,803
  • the radiation detection element is connected via the bias line.
  • the noise generated by the current detecting means is superimposed on the applied bias voltage and applied.
  • each radiation detection element itself is formed small in order to increase the resolution of the radiographic image.
  • the light condensing surface such as a photodiode is designed to be as wide as possible in a limited space. Therefore, the parasitic capacitance C of the radiation detection element becomes relatively large, and the noise of the bias voltage is converted into a relatively large noise charge and superimposed on the charge (image data) generated in the radiation detection element. There is a possibility that the deterioration of the image quality of the obtained radiographic image is further increased.
  • the radiographic imaging apparatus When the image quality of radiographic images deteriorates, especially when the granularity deteriorates, for example, when making a diagnosis using such radiographic images, the lesion may be overlooked or the normal part may be mistaken for the lesion. There is a risk of inconvenience such as misdiagnosis. For this reason, it is desirable for the radiographic imaging apparatus to obtain a radiographic image with an appropriate image quality in which the influence of noise is eliminated as much as possible.
  • the present invention has been made in view of the above-described problems, and reduces the influence of noise generated by current detection means that detects a current for detecting the start of irradiation of radiation, etc., on the image data. It aims at providing the radiographic imaging apparatus which can obtain a radiographic image.
  • the radiographic imaging device of the present invention includes: A plurality of scanning lines and a plurality of signal lines arranged so as to intersect with each other; a plurality of radiation detecting elements arranged in a two-dimensional manner in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines; , Switch means arranged for each radiation detection element and switched between an off state and an on state according to a voltage applied to the connected scanning line, Scan drive means comprising a gate driver for applying an on voltage and an off voltage to the switch means via the scan line, and a power supply circuit for supplying an on voltage and an off voltage to the gate driver; Current detection means connected to a predetermined number of the scanning lines and detecting a current flowing through the scanning lines; Control means for detecting at least the start of radiation irradiation based on the value of the current detected by the current detection means; With The control means discharges the remaining charges from the radiation detecting elements, which are performed while sequentially switching the scanning lines for switching the voltage applied
  • the current detection means is not provided in the bias line as in the conventional radiographic imaging apparatus described above, but the current is supplied to each scanning line and the binding line obtained by binding them.
  • a detecting means is provided to detect a current flowing through each scanning line or binding line.
  • each switch means Since the parasitic capacitance of each switch means is relatively very small compared to the parasitic capacitance of each radiation detection element itself, the charge generated or accumulated in each radiation detection element by irradiation of radiation, that is, the image data Even if the noise generated by the current detecting means is superimposed as a noise charge, the noise charge is very small.
  • the radiographic imaging apparatus of the system as in the present invention it is possible to accurately reduce the influence of noise generated by the current detection unit on the image data, and appropriate radiation is based on the detected image data.
  • An image can be generated.
  • deterioration of the image quality of the radiographic image is accurately prevented, and in particular, deterioration of the granularity is accurately prevented.
  • the lesion It is possible to accurately prevent inconveniences such as oversight or mistaking a normal part as a lesion and causing misdiagnosis.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line XX in FIG. It is a top view which shows the structure of the board
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along line YY in FIG. It is a side view explaining the board
  • FIG. 6 is a timing chart illustrating timings at which a voltage applied to each line of a scanning line is switched between an on voltage and an off voltage in image data read processing. It is an equivalent circuit diagram showing the structure of a current detection means. It is a graph showing an example of the voltage value equivalent to the electric current detected by an electric current detection means. It is a timing chart which shows the timing which switches the voltage applied to each line of a scanning line between ON voltage and OFF voltage in reset processing of each radiation detection element. (A) It is a timing chart which shows the timing which switches the voltage applied to 1 line of a scanning line between ON voltage and OFF voltage in a reset process, (B) It flows into the said line of a scanning line at the time of voltage switching It is a graph which shows an electric current.
  • 10 is a timing chart illustrating an example of timing for switching between voltages applied to each line of a scanning line between an on-voltage and an off-voltage in a reset process of a radiation detection element and a read process of image data.
  • the graph showing the maximum value for each line of image data from each radiation detection element connected to each line of the scanning line, and an example of the on-time at the time of resetting again changed based on each maximum value are shown. It is a timing chart.
  • the radiographic imaging device is a so-called indirect radiographic imaging device that includes a scintillator or the like and converts the irradiated radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal.
  • the present invention can also be applied to a direct radiographic imaging apparatus.
  • the radiographic image capturing apparatus is portable will be described, the present invention is also applicable to a radiographic image capturing apparatus formed integrally with a support base or the like.
  • FIG. 1 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line XX of FIG.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment is configured as a portable (that is, so-called cassette type) apparatus in which a scintillator 3, a substrate 4, and the like are housed in a housing 2, as shown in FIGS. 1 and 2. ing.
  • the housing 2 is formed of a material such as a carbon plate or plastic that transmits radiation at least on a surface R (hereinafter referred to as a radiation incident surface R) that receives radiation.
  • a radiation incident surface R a surface that receives radiation.
  • 1 and 2 show a case in which the housing 2 is a so-called lunch box type formed by the frame plate 2A and the back plate 2B.
  • the housing 2 is integrally formed in a rectangular tube shape. It is also possible to use a so-called monocoque type.
  • the side surface of the housing 2 is opened and closed to replace a power switch 36, an indicator 37 composed of LEDs and the like, and a battery 40 (not shown) (see FIG. 7 described later).
  • a possible lid member 38 and the like are arranged.
  • an antenna device 39 that is a communication unit for wirelessly communicating with an external device is embedded in the side surface of the lid member 38.
  • the installation position of the antenna device 39 is not limited to the side surface portion of the lid member 38, and the antenna device 39 can be installed at an arbitrary position of the radiographic image capturing apparatus 1.
  • the number of antenna devices 39 to be installed is not limited to one, and a plurality of antenna devices 39 may be provided.
  • a connection terminal or the like for connection by inserting a cable or the like is used as radiation. It is provided on the side surface of the image capturing apparatus 1 or the like.
  • a base 31 is disposed inside the housing 2 via a thin lead plate or the like (not shown) on the lower side of the substrate 4.
  • the disposed PCB substrate 33, the buffer member 34, and the like are attached.
  • a glass substrate 35 for protecting the substrate 4 and the radiation incident surface R of the scintillator 3 is disposed.
  • the scintillator 3 is affixed to a detection part P (described later) of the substrate 4.
  • the scintillator 3 is, for example, a phosphor whose main component is converted into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm, that is, an electromagnetic wave centered on visible light when it receives radiation, and that is output.
  • the substrate 4 is formed of a glass substrate. As shown in FIG. 3, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. In each small region r defined by the plurality of scanning lines 5 and the plurality of signal lines 6 on the surface 4 a of the substrate 4, radiation detection elements 7 are respectively provided.
  • the region is a detection unit P.
  • a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used.
  • Each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 serving as a switch means, as shown in the enlarged views of FIGS.
  • the drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.
  • the TFT 8 is turned on when a turn-on voltage is applied to the connected scanning line 5 by the scanning drive means 15 described later and applied to the gate electrode 8g, and is generated and accumulated in the radiation detection element 7. The charged electric charge is discharged to the signal line 6.
  • the TFT 8 is turned off when the off voltage is applied to the connected scanning line 5 and the off voltage is applied to the gate electrode 8g, and the discharge of the charge from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 is stopped. Electric charges generated in the radiation detection element 7 are held and accumulated in the radiation detection element 7.
  • FIG. 5 is a sectional view taken along line YY in FIG.
  • a gate electrode 8g of a TFT 8 made of Al, Cr or the like is formed on the surface 4a of the substrate 4 so as to be integrally laminated with the scanning line 5, and silicon nitride (laminated on the gate electrode 8g and the surface 4a).
  • An upper portion of the gate electrode 8g on the gate insulating layer 81 made of SiN x ) or the like is connected to the first electrode 74 of the radiation detection element 7 via a semiconductor layer 82 made of hydrogenated amorphous silicon (a-Si) or the like.
  • the formed source electrode 8s and the drain electrode 8d formed integrally with the signal line 6 are laminated.
  • the source electrode 8s and the drain electrode 8d are divided by a first passivation layer 83 made of silicon nitride (SiN x ) or the like, and the first passivation layer 83 covers both electrodes 8s and 8d from above.
  • ohmic contact layers 84a and 84b formed in an n-type by doping hydrogenated amorphous silicon with a group VI element are stacked between the semiconductor layer 82 and the source electrode 8s and the drain electrode 8d, respectively.
  • the TFT 8 is formed as described above.
  • an auxiliary electrode 72 is formed by laminating Al, Cr or the like on an insulating layer 71 formed integrally with the gate insulating layer 81 on the surface 4 a of the substrate 4.
  • a first electrode 74 made of Al, Cr, Mo or the like is laminated on the auxiliary electrode 72 with an insulating layer 73 formed integrally with the first passivation layer 83 interposed therebetween.
  • the first electrode 74 is connected to the source electrode 8 s of the TFT 8 through the hole H formed in the first passivation layer 83.
  • a p layer 77 formed by doping a group III element into silicon and forming a p-type layer is formed by laminating sequentially from below.
  • the electromagnetic wave When radiation enters from the radiation incident surface R of the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 and is converted into an electromagnetic wave such as visible light by the scintillator 3, and the converted electromagnetic wave is irradiated from above in the figure, the electromagnetic wave is detected by radiation.
  • the electron hole pair is generated in the i layer 76 by reaching the i layer 76 of the element 7. In this way, the radiation detection element 7 converts the electromagnetic waves irradiated from the scintillator 3 into electric charges.
  • a second electrode 78 made of a transparent electrode such as ITO is laminated and formed so that the irradiated electromagnetic wave reaches the i layer 76 and the like.
  • the radiation detection element 7 is formed as described above. The order of stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 may be reversed. Further, in the present embodiment, a case where a so-called pin-type radiation detection element formed by sequentially stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 as described above is used as the radiation detection element 7. However, it is not limited to this.
  • a bias line 9 for applying a bias voltage to the radiation detection element 7 is connected to the upper surface of the second electrode 78 of the radiation detection element 7 via the second electrode 78.
  • the second electrode 78 and the bias line 9 of the radiation detection element 7, the first electrode 74 extended to the TFT 8 side, the first passivation layer 83 of the TFT 8, that is, the upper surfaces of the radiation detection element 7 and the TFT 8 are A second passivation layer 79 made of silicon nitride (SiN x ) or the like is covered from above.
  • one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and each bias line 9 is connected to a signal line 6. Are arranged in parallel with each other.
  • each bias line 9 is bound to one connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4.
  • each scanning line 5 is connected to an input / output terminal (pad) provided near the edge of the substrate 4. (Also referred to as 11).
  • the other end side of each scanning line 5 is connected to the source electrode 23s of the switch element 23 formed of a TFT.
  • each switch element 23 is bound to one binding wire 24, and one end side of the binding wire 24 is connected to the input / output terminal 11. Further, the gate electrode 23 g of each switch element 23 is also connected to the input / output terminal 11.
  • each input / output terminal 11 has a COF (ChipCOn Film) 12 in which a chip such as a gate IC 12 a functioning as a gate driver 15 b of the scanning drive means 15 described later is incorporated. They are connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as a film (Anisotropic Conductive Film) or an anisotropic conductive paste (Anisotropic Conductive Paste).
  • COF ChipCOn Film
  • the COF 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side.
  • substrate 4 part of the radiographic imaging apparatus 1 is formed.
  • illustration of the electronic component 32 and the like is omitted.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating an equivalent circuit of the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment
  • FIG. 8 is a block diagram illustrating an equivalent circuit for one pixel constituting the detection unit P.
  • each radiation detection element 7 of the detection unit P of the substrate 4 has the bias line 9 connected to the second electrode 78, and each bias line 9 is bound to the connection 10 to the bias power supply 14. It is connected.
  • the bias power supply 14 applies a bias voltage to the second electrode 78 of each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9.
  • the bias line 9 is connected to the p-layer 77 side (see FIG. 5) of the radiation detection element 7 via the second electrode 78
  • a voltage lower than the voltage applied to the first electrode 74 side of the radiation detection element 7 (that is, a so-called reverse bias voltage) is applied to the second electrode 78 of the radiation detection element 7 as a bias voltage via the bias line 9. Yes.
  • the bias power source 14 is connected to a control unit 22 described later, and the control unit 22 varies the bias voltage applied from the bias power source 14 to each radiation detection element 7 as necessary. ing.
  • the first electrode 74 of each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 (indicated as S in FIGS. 7 and 8), and the gate electrode 8g of each TFT 8 (FIGS. 7 and 8). Are respectively connected to the lines L1 to Lx of each scanning line 5 whose one end is connected to a gate driver 15b of the scanning driving means 15 to be described later. Further, the drain electrode 8 d (denoted as D in FIGS. 7 and 8) of each TFT 8 is connected to each signal line 6.
  • the scanning drive unit 15 includes a power supply circuit 15a and a gate driver 15b, and is applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via each scanning line 5 connected to the gate driver 15b.
  • the voltage and the off voltage are controlled.
  • the power supply circuit 15a supplies an on voltage and an off voltage to be applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via each scanning line 5 to the gate driver 15b.
  • the gate driver 15b is formed by juxtaposing a plurality of the gate ICs 12a described above, and can modulate the pulse width of the on-voltage applied to each scanning line 5 by pulse width modulation (PWM) or the like. It is like that.
  • PWM pulse width modulation
  • the source electrode 23s of the switch element 23, the switch control means 44, the current detection means 43, etc. are provided on the other end side of each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5. Will be explained later.
  • Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16. Note that a predetermined number of readout circuits 17 are provided in the readout IC 16, and by providing a plurality of readout ICs 16, readout circuits 17 corresponding to the number of signal lines 6 are provided.
  • the readout circuit 17 includes an amplification circuit 18, a correlated double sampling circuit 19, an analog multiplexer 21, and an A / D converter 20.
  • the correlated double sampling circuit 19 is expressed as CDS.
  • the analog multiplexer 21 is omitted.
  • the amplifier circuit 18 is configured by a charge amplifier circuit, and is configured by connecting a capacitor 18b and a charge reset switch 18c in parallel to the operational amplifier 18a and the operational amplifier 18a. Further, the signal line 6 is connected to the inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18 a of the amplifier circuit 18, and the reference potential V 0 is applied to the non-inverting input terminal on the input side of the amplifier circuit 18. ing. Note that the reference potential V 0 is set to an appropriate value, and in this embodiment, for example, 0 [V] is applied.
  • the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 is connected to the control means 22 described later, and is turned on / off by the control means 22.
  • the TFT 8 of the radiation detection element 7 is turned on with the charge reset switch 18c turned off (that is, when an on voltage is applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via the scanning line 5), radiation detection is performed.
  • the electric charge discharged from the element 7 flows into the capacitor 18b and is accumulated, and a voltage value corresponding to the accumulated electric charge is output from the output terminal of the operational amplifier 18a.
  • the amplifier circuit 18 outputs a voltage in accordance with the amount of charge output from each radiation detection element 7, converts the charge voltage, and amplifies it.
  • the amplifier circuit 18 may be configured to output a current in accordance with the charge output from the radiation detection element 7.
  • the amplifier circuit 18 is supplied with electric power for driving the amplifier circuit 18 from a power supply unit 18d connected to the battery 41.
  • a correlated double sampling circuit (CDS) 19 is connected to the output side of the amplifier circuit 18.
  • the correlated double sampling circuit 19 has a sample and hold function, and the voltages output from the amplifier circuit 18 at the time when the first and second pulse signals from the control means 22 are received. The value is sampled and held, and a difference value between these voltage values is output downstream.
  • the correlated double sampling circuit 19 receives the first pulse signal from the control means 22 before starting reading, and is output from the amplifier circuit 18 at that time. At the time when the electric charge generated and accumulated in each radiation detection element 7 by radiation irradiation is released from each radiation detection element 7 to the signal line 6 and the charge flows into the capacitor and is accumulated.
  • the second pulse signal is received from the control means 22, the voltage value output from the amplifier circuit 18 is held again at that time, and the difference value between the voltage values is output downstream as image data. It has become.
  • the image data of each radiation detection element 7 output from the correlated double sampling circuit 19 is transmitted to the analog multiplexer 21 and sequentially transmitted from the analog multiplexer 21 to the A / D converter 20. Then, the A / D converter 20 sequentially converts the image data into digital values, which are output to the storage means 43 and sequentially stored.
  • the control means 22 applies an on-voltage to the first scanning line 5 from the gate driver 15 b of the scanning driving means 15 in this way, and turns on the TFT 8 connected to the scanning line 5.
  • the ON state charges are emitted from the radiation detection elements 7 to the signal lines 6 via the TFTs 8 to read image data from the radiation detection elements 7.
  • the voltage applied to the line of the scanning line 5 is switched to the off voltage, and then the on voltage is applied to the scanning line 5 of the next line, and the TFT 8 is applied to the next scanning line 5 in the same manner.
  • the image data is read from each of the radiation detection elements 7 connected to each other.
  • control unit 22 sequentially switches the line L of the scanning line 5 to which the ON voltage is applied from the gate driver 15b of the scanning driving unit 15 and sequentially switches the TFTs 8 to be turned on, while sequentially switching the radiation detection elements 7.
  • the image data is read from the image data.
  • the control means 22 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), a microcomputer (FPGA) (Field Programmable Gate Array), etc., which are connected to the bus. It is configured. It may be configured by a dedicated control circuit. And the control means 22 controls operation
  • the control means 22 is connected to a storage means 40 composed of DRAM (Dynamic RAM) or the like.
  • control unit 22 is connected to the antenna device 39 described above, and further includes the detection unit P, the bias power source 14, the scanning drive unit 15, the readout circuit 17, the power supply unit 41, and the storage unit.
  • a battery 41 for supplying power to each member such as 40 is connected.
  • the battery 41 is built in the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1, and the battery 41 has a connection terminal 42 for supplying power from the external device to the battery 41 to charge the battery 41. It is attached.
  • control means 22 controls the bias power supply 14 to set a bias voltage to be applied to each radiation detection element 7 from the bias power supply 14, or the charge reset switch 18 c of the amplification circuit 18 of the readout circuit 17.
  • Various processes such as on / off control and transmission of a pulse signal to the correlated double sampling circuit 19 to control on / off of the sample hold function are executed.
  • control means 22 controls the gate of the scanning drive means 15 with respect to the scanning drive means 15 at the time of reset processing of each radiation detection element 7 or at the time of reading the image data D from each radiation detection element 7 after radiographic imaging.
  • a pulse signal for switching the voltage applied to the gate electrode 8g of each TFT 8 between the ON voltage and the OFF voltage from the driver 15b via each scanning line 5 is transmitted.
  • the source electrode 23s of the switch element 23 described above is connected to the end opposite to the end where the gate driver 15b of each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 is connected.
  • the drain electrode 23 d of each switch element 23 is bound to one binding wire 24, and a current detection means 43 is connected to one end side of the binding wire 24. That is, in the present embodiment, the lines L1 to Lx of the scanning line 5 are bound to the binding line 24 via the switch elements 23 and connected to the current detection means 43.
  • the switch element 23 and the like are not necessarily formed at the end of the scanning line 5 opposite to the end to which the gate driver 15b of each of the lines L1 to Lx is connected. It is also possible to configure the lines L1 to Lx so that the wires are drawn out from the end portions to which the gate drivers 15b are connected, the switch elements 23 are provided in the respective wires, and they are bound by the binding wires 24.
  • the elements 23 and the like can be provided at arbitrary positions on the lines L1 to Lx of the scanning line 5.
  • the current detection means 43 detects the current flowing through each scanning line 5, that is, the binding line 24, during the reset process of each radiation detection element 7.
  • the current detection means 43 includes a resistor 43a connected in series to the binding wire 24 of each scanning line 5 and having a predetermined resistance value, and each input side terminal is a resistor.
  • the differential amplifier 43b is connected to both terminals 43a.
  • the differential amplifier 43b is supplied with power from the power supply means 43c.
  • a resistor 43a provided in the current detection means 43 a resistor having a resistance value capable of converting the current flowing through the binding wire 24 into an appropriate voltage value V is used.
  • a diode (not shown) or the like may be connected in parallel to the resistor 43a.
  • the resistor 43a is provided with a switch 43d in parallel with the resistor 43a for short-circuiting both terminals of the resistor 43a as necessary when current detection by the current detection means 43 is unnecessary.
  • a power source 43e for supplying a constant voltage is connected to the end of the resistor 43a opposite to the end to which the binding wire 24 is connected.
  • the power supply 43e can be configured to use the same power supply circuit as the power supply means 43c, or to use the power supply circuit 15a of the scanning drive means 15, and is grounded instead of the power supply 43e. And can be designed as appropriate.
  • the voltage V generated between both terminals of the resistor 43b by the current flowing in the binding wire 24 is measured by the differential amplifier 43b in a state where the switch 43d is OFF, and the binding is performed.
  • the current flowing in the line 24 is converted to a voltage value V, detected, and output to the control means 22.
  • control unit 22 monitors the current value detected by the current detection unit 43 during the reset process of each radiation detection element 7, that is, the voltage value V corresponding to the current value. Based on this, at least the start of radiation irradiation is detected.
  • the radiation incident on the radiographic image capturing apparatus 1 is converted into electromagnetic waves such as visible light by the scintillator 3, and the converted electromagnetic waves are directly below the radiation.
  • the i layer 76 see FIG. 5
  • electron-hole pairs are generated in the i layer 76 of the radiation detection element 7. Therefore, in the radiation detection element 7, the potential of the first electrode 74 with respect to the second electrode 78 changes.
  • a predetermined negative bias voltage Vbias is applied to the second electrode 78 from the bias power supply 14 via the bias line 9, and the potential is fixed, and electrons generated in the i layer 76 are generated.
  • the hole pairs holes move to the second electrode 78 side and electrons move to the first electrode 74 side, so that the potential on the first electrode 74 side decreases.
  • the potential on the source electrode 8s (denoted as S in FIG. 8) side of the TFT 8 shown in FIG. 8 is lowered accordingly.
  • a kind of capacitor is formed by the gate electrode 8g, the source electrode 8s, and the insulating layer 71 (see FIG. 5) between them, and there is a parasitic capacitance between the gate electrode 8g and the source electrode 8s. Existing.
  • the potential on the source electrode 8s side of the TFT 8 falls with respect to the gate electrode 8g of the TFT 8 to which the predetermined off voltage is applied and the potential does not change, the potential difference between the gate electrode 8g and the source electrode 8s of the TFT 8 changes. To do.
  • the control unit 22 increases the voltage value V output from the current detection unit 43, for example, when it exceeds a preset threshold value Vth (see time tc in FIG. 11), When the increase rate of the value V exceeds a preset threshold (see time td), the start of radiation irradiation is detected.
  • the current detection means 43 may output a voltage value Va that is a small amount but not 0 [V].
  • the switch element 23 is maintained in the ON state even after the start of radiation irradiation, and the control unit 22 reduces the voltage value V corresponding to the current output from the current detection unit 41.
  • the threshold value Vth falls below the preset threshold value (see time tf), or when the rate of decrease of the voltage value V falls below the preset threshold value (see time tg), the radiation irradiation has ended. It can also be configured to detect.
  • the control means 22 captures the radiographic imaging in order to obtain the charge, that is, the image data, which is generated and accumulated in each radiation detecting element 7 by irradiating the radiographic imaging apparatus 1 as accurately as possible. Prior to this, a reset process is performed to discharge the excess charges remaining in each radiation detection element 7 from each radiation detection element 7.
  • each radiation detection element 7 in the reset process of each radiation detection element 7, the control unit 22 performs the same process as in the image data read process from each radiation detection element 7 shown in FIG.
  • the radiation detection element 7 is reset while sequentially switching the on / off timing of the TFT 8, that is, the timing at which the on voltage is applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 from the gate driver 15b of the scanning driving means 15.
  • the electric charge remaining in each radiation detection element 7 is sequentially discharged to the signal line 6 and the downstream side thereof.
  • the time interval for applying the ON voltage to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 during the reset process of each radiation detection element 7 is the same as that during the process of reading image data from each radiation detection element 7. Although the case where it is set as the space
  • the control means 22 monitors the voltage value V corresponding to the current detected by the current detection means 43 and detects at least the start of radiation irradiation based on the voltage value V.
  • one line Ln of the scanning line 5 intersects with a plurality of signal lines 6 via an insulating layer (not shown) as shown in FIGS. Therefore, at the intersection between the scanning line 5 and the signal line 6, a kind of capacitor-like structure is formed by the scanning line 5, the signal line 6, and an insulating layer interposed therebetween, Parasitic capacitance is generated at the intersection with the signal line 6. Then, this occurs for the number of signal lines 6 that intersect one line Ln of the scanning lines 5.
  • the scanning line 5 and the signal line 6 in the capacitor-like structure portion are respectively per one capacitor-like structure.
  • the charge ⁇ q flows in and out by the number of signal lines 6 (hereinafter referred to as “m”) intersecting the line Ln of the scanning line 5.
  • m the number of signal lines 6
  • each switch elements 23 are not provided as in the present embodiment shown in FIGS. 3 and 7 and each line L1 to Lx of the scanning line 5 is directly bound to the binding line 24, the reset of each radiation detection element 7 is performed.
  • the noise current I at the time also flows into the binding wire 24.
  • the voltage value V corresponding to the current flowing through the binding wire 24 is detected by the current detection unit 43 while performing the reset process of each radiation detection element 7, so that the noise current I is also the current.
  • the detection means 43 detects the converted voltage value V corresponding to it. Therefore, there is a possibility that the control unit 22 erroneously detects that radiation irradiation has started on the radiation image capturing apparatus 1.
  • the radiation detection elements 7 are sequentially switched while switching the timing for applying the ON voltage from the gate driver 15b of the scanning drive means 15 to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5. Therefore, only the noise current I corresponding to one line Ln of the scanning line 5 flows through the current detection means 43.
  • the noise current I is generated in the line Ln of the scanning line 5, but no noise current I is generated in the other line L of the scanning line 5 at that moment. Therefore, the noise currents I of the plurality of lines L of the scanning line 5 do not flow together and flow through the binding line 24, and only the noise current I corresponding to one line Ln of the scanning line 5 flows through the current detection unit 43.
  • the noise current I for one line Ln of the scanning line 5 is compared with the current (that is, the voltage value V (refer to FIG. 11) corresponding to the current flowing through the binding line 24 by irradiation of the radiation imaging apparatus 1 with radiation). If it is sufficiently small, for example, the threshold value Vth set in advance for the voltage value V output from the current detecting means 43 is set to one line of the scanning line 5 as shown in FIG.
  • the voltage value V I corresponding to the noise current I may be set in advance to a value larger than that.
  • the switches element 23 it is not necessary to provide the switch element 23 as in the present embodiment.
  • the lines L1 to Lx of the scanning line 5 are directly bound to the binding line 24 as shown in FIG. It becomes possible to comprise. Then, it is possible to reliably prevent the control means 22 from erroneously detecting the start of radiation irradiation on the radiation imaging apparatus 1 based on the voltage value V I corresponding to the noise current I.
  • the control means 22 can accurately detect the start of radiation irradiation on the radiation imaging apparatus 1 when the voltage value V corresponding to the current flowing through the binding wire 24 exceeds a preset threshold value Vth. It becomes.
  • the noise current I for one line Ln of the scanning line 5 is relatively large compared to the current flowing in the binding line 24 due to radiation irradiation to the radiographic imaging apparatus 1, and corresponds to the noise current I by the threshold Vth.
  • the voltage value V I and the voltage value V corresponding to the current generated by the radiation irradiation to the radiographic imaging device 1 cannot always be clearly distinguished, or the inside of the binding line 24 detected by the current detection means 43
  • the control means 22 is based on the noise current I when detecting the start of radiation irradiation. A new mechanism is required to prevent erroneous detection of the start of radiation irradiation on the radiographic imaging apparatus 1.
  • each is provided with a switch element 23. That is, as described above, the source electrode 23s of the switch element 23 is connected to the end of the scanning line 5 opposite to the end where the gate driver 15b of each of the lines L1 to Lx is connected.
  • the drain electrode 23 d of the switch element 23 is bound to the binding wire 24.
  • Each terminal of the switch control means 44 is connected to the gate electrode 23g of each switch element 23.
  • the switch control unit 44 is configured by a gate driver similar to the gate driver 15b of the scan driving unit 15 described above, and is configured by the gate IC 12a (see FIG. 6) described above.
  • the switch control unit 44 is supplied with an on-voltage and an off-voltage from the power supply circuit 15 a of the scan driving unit 15.
  • the power source of the switch control unit 44 may be a separate power source from the power source circuit 15 a of the scan driving unit 15.
  • the switch control unit 44 Based on an instruction from the control unit 22, the switch control unit 44 applies an on voltage or an off voltage to the gate electrode 23 g of the switch element 23 provided between each scanning line 5 and the current detection unit 43. The on / off operation of each switch element 23 is controlled. When the switch element 23 is turned on, the corresponding scanning line 5 and the current detection means 43 are connected via the binding line 24, and when the switch element 23 is turned off, the connection between both is released. Yes.
  • 23 is represented as a switch element 23 (n).
  • the control unit 22 sequentially switches the timing at which the on-voltage is applied from the gate driver 15b of the scanning drive unit 15 to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5. While performing the reset process of each radiation detection element 7, the voltage value V corresponding to the current flowing through the binding wire 24 detected by the current detection means 43 is monitored, and the start of radiation irradiation is detected based on the voltage value V. .
  • the control unit 22 turns off the switch element 23 (n) corresponding to the line Ln of the scanning line 5 to which the on-voltage is applied from the gate driver 15b of the scanning driving unit 15 during the reset process.
  • the switch control means 44 is controlled so that the switch element 23 (n) corresponding to the line Ln of the scanning line 5 to which the off voltage is applied is turned on.
  • the switch control means 44 applies an on-voltage to the line Ln of the scanning line 5 from the gate driver 15 b of the scanning driving means 15 as shown in FIGS. 15 and 16.
  • the off voltage is applied to the gate electrode of the switch element 23 (n) corresponding to the line Ln of the scanning line 5 during a period including the period from when the off voltage is applied to the switch element 23 (n).
  • An on-voltage is applied to the gate electrode.
  • the switch elements 23 (n) are sequentially turned off.
  • the switch element 23 (n) corresponding to the line Ln of the scanning line 5 to which the ON voltage is applied from the gate driver 15b of the scanning driving means 15 is always turned off by the switch control means 44, the current detecting means 43 can be connected to only each line L of the scanning line to which the off voltage is applied from the gate driver 15b through the binding line 24.
  • the control unit 22 sequentially switches the lines L1 to Lx of the scanning line 5 to which the on-voltage is applied from the gate driver 15b of the scanning driving unit 15 to sequentially turn on the TFTs 8 to be turned on.
  • the reset processing of each radiation detection element 7 is performed while switching. As described above, the start of radiation irradiation is detected based on the voltage value V corresponding to the current detected by the current detection means 43 during the reset processing.
  • the voltage applied from the gate driver 15b to all the lines L1 to Lx of the scanning line 5 is switched to the off voltage to turn off the TFTs 8, and the charges generated in the radiation detecting elements 7 due to the irradiation of the radiation
  • the mode is shifted to a charge accumulation mode for accumulating in the radiation detecting element 7.
  • the control means 22 Even after the start of radiation irradiation is detected and the voltage applied to all the lines L1 to Lx of the scanning line 5 from the gate driver 15b of the scanning driving unit 15 is switched to the off-voltage, the switching element 23 is switched to the charge accumulation mode. Is maintained in the ON state, and in the same manner as described above, when the voltage value V output from the current detection unit 43 has decreased rapidly, the end of radiation irradiation to the radiographic imaging apparatus 1 is detected. It is also possible to do.
  • the control unit 22 detects all of the radiation irradiation at the stage of detecting the end of irradiation.
  • the switch control unit 44 is configured to control the switch element 23 to be in an OFF state. This is because it is no longer necessary to detect the start or end of radiation irradiation by the current detection means 43, and each switch element 23 is turned on, for example, when reading image data from each radiation detection element 7 thereafter. This is to prevent adverse effects from occurring.
  • noise generated by the current detection means 43 or the like causes the lines L1 to Lx of the binding line 24 and the scanning line 5 to be generated.
  • the charge accumulated in each radiation detection element 7 via each TFT 8 may be superimposed as noise charge.
  • control unit 22 detects the start of radiation irradiation based on the voltage value V corresponding to the current detected by the current detection unit 43 during the reset process, and the scanning line 5 is detected from the gate driver 15b.
  • the voltage applied to all the lines L1 to Lx can be switched to the off voltage to shift to the charge accumulation mode, and all the switch elements 23 can be switched to the off state.
  • the switch elements 23 are provided between the lines L1 to Lx of the scanning line 5 and the binding line 24 as in the case of the present embodiment shown in FIG. 22 detects the start of radiation irradiation based on the voltage value V corresponding to the current detected by the current detection means 43, and turns off the voltage applied to all the lines L1 to Lx of the scanning line 5 from the gate driver 15b.
  • the switch element 23 is switched to the charge accumulation mode, but the switch element 23 is maintained in the ON state even after the transition to the charge accumulation mode, or the switch element 23 is shifted to the charge accumulation mode. It is determined as appropriate whether to configure to switch to the OFF state.
  • the switch 43 d (see FIG. 10) of the current detection means 43 is turned on and the resistor is turned on. If both terminals of 43a are short-circuited and the supply of power from the power supply means 43c to the differential amplifier 43b is stopped, at least noise generated in the differential amplifier 43b or the like causes noise in the binding line 24 or the scanning line 5. It is possible to prevent the charge accumulated in each radiation detection element 7 from being superimposed via the lines L1 to Lx and the like.
  • the current detection means 43 For example, as shown in FIG. 17, a threshold value Vth set in advance with respect to the voltage value V output from the voltage value corresponding to the noise current I for one line of the scanning line 5 (see FIG. 13B). previously set to a value greater than V I.
  • the control unit 22 sequentially switches the timing of applying the on-voltage for each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 from the gate driver 15b of the scanning driving unit 15 of each radiation detecting element 7.
  • the noise current is applied each time the voltage applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 is switched between the on voltage and the off voltage. I flows into the binding wire 24.
  • the threshold value Vth set in advance for the voltage value V output from the current detection means 43 as described above is larger than the voltage value V I corresponding to the noise current I for one line of the scanning line 5. Therefore, as shown in FIG. 17, the voltage value V I corresponding to the noise current I does not exceed the threshold value Vth. For this reason, even if the voltage value V I corresponding to the noise current I is generated, the control unit 22 does not mistakenly determine that the irradiation of the radiation imaging apparatus 1 has started.
  • the line Ln of the scanning line 5 to which the on-voltage is applied is disconnected from the binding line 24 by the corresponding switch element 23 (n), and other off-voltage is applied. Only each line L of the scanning line 5 is connected to the binding line 24.
  • the voltage value V corresponding to the current flowing in the binding line 24 output from the current detection means 43 has a voltage corresponding to the noise current I generated in each line Ln of the scanning line 5 as shown in FIG.
  • the value V I is not detected.
  • the control means 22 detects the start of radiation irradiation to the radiation image capturing apparatus 1 when the voltage value V exceeds the threshold value Vth during the reset processing of each radiation detection element 7.
  • control unit 22 performs radiation irradiation on the radiographic imaging apparatus 1 based on the voltage value V corresponding to the current flowing in the binding wire 24 output from the current detection unit 43. It is possible to accurately detect the start.
  • the threshold value Vth can be set to a smaller value.
  • the switch element 23 When the switch element 23 is provided (see FIG. 7), the switch element 23 is maintained in the ON state even after detecting the start of radiation irradiation, and the switch 43d (see FIG. 10) is kept in the OFF state, or when the switch element 23 is not provided (see FIG. 14), if the switch 43d (see FIG. 10) of the current detection means 43 is left in the OFF state, As shown in FIG. 11, the control unit 22 can accurately detect the end of radiation irradiation on the radiographic imaging apparatus 1 when the voltage value V output from the current detection unit 43 has rapidly decreased. it can.
  • the switch element 23 is turned off when the switch element 23 is provided (see FIG. 7) after detecting the start of radiation irradiation. If the switch element 23 is not provided or the switch element 23 is not provided (see FIG. 14), the switch 43d of the current detection means 43 is turned on to short-circuit both terminals of the resistor 43a and to the differential amplifier 43b. If the supply of power from the power supply means 43c is stopped, noise generated in the differential amplifier 43b and the like will enter each radiation detection element 7 via the binding line 24, the lines L1 to Lx of the scanning line 5, and the like. It is possible to accurately prevent the accumulated charge from being superimposed.
  • the current detection means is not provided in the bias line 9 and their connection 10 as in the conventional radiographic image capturing apparatus described above, but each scanning is performed.
  • Current detection means 43 is provided on the lines 5 and their binding lines 24 so as to detect the current flowing through each scanning line 5 and the binding lines 24 or the voltage value V corresponding thereto.
  • each TFT 8 is turned off in radiographic imaging as described above. Even after the state is changed to the charge accumulation mode, the noise generated by the current detection means is the noise charge for the charge (that is, image data) generated and accumulated in each radiation detection element 7 by radiation irradiation. It will be superimposed.
  • each TFT 8 Since the parasitic capacitance of each TFT 8 is relatively very small compared to the parasitic capacitance of each radiation detection element 7 itself, the charge generated and accumulated in each radiation detection element 7 by irradiation of radiation, that is, the image data is stored. On the other hand, even if the noise generated by the current detection means 43 is superimposed as a noise charge, the noise charge is very small.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 it is possible to accurately reduce the influence of noise generated by the current detection unit 43 on the image data, and appropriate radiation based on the detected image data. An image can be generated.
  • the lesion It is possible to accurately prevent inconveniences such as oversight or mistaking a normal part as a lesion and causing misdiagnosis.
  • each switch element 23 is formed on the surface 4 a provided with the detection unit P of the substrate 4 .
  • the lines L1 to Lx may be routed to the back surface 4b side of the substrate 4 via the input / output terminals 11, and the switch elements 23 may be provided on the back surface 4b side.
  • each switch element 23 is not limited to the surface 4a on which the detection portion P of the substrate 4 is provided, and can be formed at any location. It is. Therefore, for example, it is not necessary to form the substrate 4 as large as the switch elements 23, so that the radiographic image capturing apparatus 1 can be formed in a compact manner, and the degree of freedom in designing the radiographic image capturing apparatus 1 is ensured. It also has the effect that it becomes possible.
  • the switch element 23 prevents the noise current I generated when the ON voltage is applied to each line Ln of the scanning line 5 from flowing into the binding line 24 while scanning with the OFF voltage applied. Only each line L of the line 5 is connected to the binding line 24 and the current detection means 43, and a voltage value V corresponding to a current flowing through each line L and the binding line 24 of the scanning line 5 by irradiation of radiation is detected by the current detection means. Anything that enables detection at 43 may be used.
  • the switch element 23 is used for a predetermined number of scanning lines 5 such as 128 or 256 in the central portion of the detection unit P (see FIG. 3) that is surely irradiated with radiation. It is also possible to configure so as to be provided only on each line L.
  • the switching element 23 is provided only on one line L of the scanning line 5, the switching element 23 is turned off when an on-voltage is applied to the line L of the scanning line 5, and the current detection unit 43. Thus, it becomes impossible to detect the voltage value V corresponding to the current due to the irradiation of radiation. For this reason, the number of scanning lines 5 provided with the switch elements 23 is at least two.
  • each switch element 23 is configured by a TFT.
  • the present invention is not limited to this, and the switch element 23 can also be configured using other members.
  • a member such as an optical sensor that is energized when radiation is incident or when an incident electromagnetic wave converted by the scintillator 3 is received without being energized in a normal state. It is also possible. In the case of such a configuration, the switch control means 44 becomes unnecessary or only power is supplied to each switch element 23.
  • the control unit 22 performs radiation irradiation based on the voltage value V corresponding to the current detected by the current detection unit 43 during the reset process of each radiation detection element 7.
  • the voltage applied from the gate driver 15b to all the lines L1 to Lx of the scanning line 5 is switched to the off voltage to turn off the TFTs 8 and are generated in the radiation detecting elements 7 by radiation irradiation.
  • the mode is shifted to a charge accumulation mode in which charges are accumulated in each radiation detection element 7.
  • each radiation detection element connected to the line Lx of the scanning line 5 via each TFT 8 by switching the voltage applied to the final line Lx of the scanning line 5 from the off voltage to the on voltage. 7, the resetting process is performed by discharging excess charges, and the voltage applied to the line Lx of the scanning line 5 is switched from the on voltage to the off voltage. Then, the start of radiation irradiation is detected, and all of the scanning lines 5 are detected.
  • a case is shown in which the voltage applied to the lines L1 to Lx is switched to the off voltage to shift to the charge accumulation mode.
  • the voltage applied to the predetermined line Ln of the scanning line 5 is switched from the off-voltage to the on-voltage so that the radiation detection elements 7 are reset, and the voltage applied to the predetermined line Ln of the scanning line 5 is changed.
  • the start of radiation irradiation is not necessarily detected after the reset process is completed after switching from the on voltage to the off voltage.
  • the image data Dn read from each radiation detection element 7 connected to the line Ln of the scanning line 5 is discarded, and the line Ln ⁇ 1 adjacent to the line Ln of the scanning line 5 is discarded.
  • the image data Dn ⁇ 1 and Dn + 1 read from the radiation detection elements 7 connected to Ln + 1 are linearly interpolated according to the following equation (4), for example, to the line Ln of the scanning line 5.
  • the image data Dn from each connected radiation detection element 7 can be used.
  • the image data Dn instead of discarding the image data Dn, the image data Dn to be originally read based on the remaining image data Dn using the image data Dn ⁇ 1 and Dn + 1. It is also possible to configure to restore.
  • An average value Dnave of the image data Dn is calculated.
  • Average values Dn-1ave and Dn + 1ave for each line Ln-1 and Ln + 1 of the line 5 are respectively calculated.
  • a value obtained by linearly interpolating the average values Dn-1ave and Dn + 1ave that is, for example, an average value (Dn-1ave + Dn + 1ave) / 2 is obtained from each radiation detection element 7 connected to the line Ln of the scanning line 5.
  • a coefficient a is calculated according to the following expression (6), and the coefficient a is multiplied by each image data Dn actually read from each radiation detection element 7 connected to the line Ln of the scanning line 5.
  • the original image data Dn can be restored.
  • each radiation detection element 7 when the start of radiation irradiation is detected and the line of the scanning line 5 to which the on-voltage is last applied in the reset processing of each radiation detection element 7 is, for example, the line L3.
  • the lines L4 to Lx and L1 to L3 of the scanning line 5 to which the ON voltage is applied in order from the line L4 next to the line L3 of the scanning line 5 are sequentially switched.
  • the image data can be read out.
  • the time interval from when the on-voltage is applied during the reset process to when the on-voltage is applied during the readout process ⁇ t or the time interval ⁇ t from when the off voltage is applied during the reset process to when the off voltage is applied during the read process is the same time interval. Therefore, it is possible to easily construct a control configuration for image data read processing, and it is possible to easily perform various processes such as an offset correction value calculation process.
  • the line of the scanning line 5 to which the on-voltage is last applied in the reset process of each radiation detection element 7 is a line in the middle of the line L3 or the like, that is, other than the final line Lx of the scanning line 5.
  • the reading process of the image data from each radiation detection element 7 is configured to be performed by switching the line L of the scanning line 5 to which the ON voltage is sequentially applied from the first line L1 of the scanning line 5. It is also possible.
  • Reset processing is performed again to discharge the extra charges remaining in each radiation detection element 7 such as the charges that could not be completely read out from the radiation detection element 7 from each radiation detection element 7.
  • this reset process is the same as the reset process before radiation irradiation shown in FIG. 20 and the like, that is, the on-state application is sequentially applied from the gate driver 15b of the scan drive means 15 to each line L1 to Lx of the scan line 5.
  • the on-voltage is applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 for the same on-time as the voltage application time (that is, the time from when the voltage is switched from the off-voltage to the on-voltage until it is switched to the off-voltage again, hereinafter referred to as on-time).
  • the voltage application time that is, the time from when the voltage is switched from the off-voltage to the on-voltage until it is switched to the off-voltage again, hereinafter referred to as on-time.
  • sequential application of the ON voltage to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 is repeated a preset number of times.
  • the radiation detection element 7 that receives a low-level electromagnetic wave having a relatively low dose or incident low-dose radiation converted by the scintillator 3 generates only a relatively small amount of charges. Since the excess charge remaining in each radiation detection element 7 is read out as image data, the remaining charge is effectively discharged from each radiation detection element 7 even if the on time is short, and is reset efficiently. .
  • the control means 22 uses the lines L1 to Lx of the scanning line 5 of the image data read from the radiation detecting elements 7 connected to the lines L1 to Lx of the scanning line 5.
  • the maximum values D1max to Dxmax of the respective image data D1 to Dx are extracted, and the ON time of the ON voltage applied to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 in the reset process again based on the maximum values D1max to Dxmax Can be configured to change.
  • FIG. 21 shows a case where the ON time of the ON voltage applied to each line L1 to Lx of the scanning line 5 in the reset process is changed so as to be proportional to each maximum value D1max to Dxmax.
  • FIG. 21 shows a case where the reset process is performed again following the reading process of the image data from each radiation detection element 7 shown in FIG. 20, but as described above, each radiation detection element 7.
  • the reset process of the scanning line 5 is performed again.
  • the ON voltage is sequentially applied for the ON times changed to the lines L1 to Lx in order from the first line L1.
  • the on-voltage is applied for a longer on-time in the reset process again as the line L of the scanning line 5 to which the radiation detecting element 7 to which a higher dose of radiation is incident and a large amount of remaining charge is connected is connected. Even if the charge remaining in the radiation detection element 7 is large, the remaining charge is effectively discharged from the radiation detection element 7 by the reset process again, and the reset efficiency of the radiation detection element 7 is improved. It becomes possible to improve.
  • the second and subsequent reset processes can be performed by changing the on-time in the same way as the first time, and the second and subsequent reset processes are performed with the normal on-time. It is also possible to configure.
  • the lines L1 to Lx of the scanning line 5 in the reset process are performed again based on the maximum values D1max to Dxmax of the image data D1 to Dx extracted for the lines L1 to Lx of the scanning line 5, respectively.
  • the voltage value of the ON voltage applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 in the reset process is changed in addition to or instead of the ON time. It is also possible to configure to change the number of resets.

Abstract

　放射線画像撮影装置１は、走査線５を介してスイッチ手段８にオン／オフを切り替えるゲートドライバ１５ｂと、ゲートドライバ１５ｂが接続された走査線５の端部とは反対側の端部に接続され、各走査線５を流れる電流を検出する電流検出手段４３と、電流検出手段４３が検出した電流の値に基づいて放射線の照射開始を検出する制御手段２２とを備え、制御手段２２は、ゲートドライバ１５ｂから印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替える走査線５を順次切り替えさせながら行う各放射線検出素子７のリセット処理の際に放射線の照射の開始を検出すると、各スイッチ手段８をオフ状態とさせて、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生した電荷を各放射線検出素子７内に蓄積させる。

Description

放射線画像撮影装置
　本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、放射線の照射の開始等を検出することが可能な放射線画像撮影装置に関する。
　照射されたＸ線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が種々開発されている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。
　このタイプの放射線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来は支持台（或いはブッキー装置）と一体的に形成されていたが（例えば特許文献１参照）、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納した可搬型の放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている（例えば特許文献２、３参照）。
　ところで、これらの放射線画像撮影装置、特に可搬型の放射線画像撮影装置では、放射線照射装置やシステムを管理するコンピュータ等の外部装置から放射線画像撮影装置に放射線の照射の開始や終了の情報を送信し、それに応じて放射線画像撮影装置で放射線の照射終了後に各放射線検出素子からの画像データの読み出しを行うように構成される場合がある。
　しかし、そのためには、放射線照射装置やコンピュータ等と放射線画像撮影装置とのインターフェースをとり、放射線照射装置やコンピュータ等を含むシステム全体で制御構成を構築しなければならず、放射線画像撮影装置が放射線の照射の開始や終了を認識するための構成が大掛かりになる。そのため、放射線の照射の開始や終了を放射線画像撮影装置自体で検出できるように構成することが望ましい。
　その際、放射線画像撮影装置にセンサ等を配設して、センサで放射線の照射の開始や終了を検出するように構成することも可能であるが、放射線画像撮影装置内にセンサを配設するためのスペースが必要になり、装置が大型化してしまう。また、センサを設けると、センサを駆動する分だけ多くの電力を消費し、特に可搬型の放射線画像撮影装置では内蔵されたバッテリの消費を招いてしまう等の問題があった。
　そこで、各放射線検出素子にバイアス電圧を印加するためのバイアス線を流れる電流を検出し、放射線の照射によって放射線検出素子内に電荷が発生す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、その電流値の増減に基づいて放射線の照射の開始や終了を検出することが提案されている（特許文献４参照）。このように構成すれば、既存の配線等に電流検出手段を設けることで電力消費を抑制した状態で、かつ容易に放射線の照射の開始や終了を検出することが可能となる。
特開平９－７３１４４号公報 特開２００６－５８１２４号公報 特開平６－３４２０９９号公報 米国特許第７２１１８０３号明細書
　しかしながら、上記のようにバイアス線に電流検出手段を設けて、バイアス線を流れる電流値の増減に基づいて放射線の照射の開始等を検出するように構成すると、バイアス線を介して放射線検出素子に印加されるバイアス電圧に、電流検出手段で発生したノイズが重畳されて印加されるようになる。
　そして、電流検出手段で発生した電圧のノイズが、コンデンサ状の構造を有する放射線検出素子の寄生容量ＣによりＱ＝ＣＶの関係に従ってノイズ電荷に変換されて、放射線の照射により放射線検出素子内で発生した電荷すなわち画像データに重畳されてしまうため、ノイズ電荷の影響で、最終的に得られる放射線画像の画質、特にその粒状性が悪化してしまう等の問題が生じる虞れがある。
　また、上記のような放射線画像撮影装置では、放射線画像の解像度を高くするために各放射線検出素子自体は小さく形成されるが、個々の放射線検出素子について見た場合、集光率をできるだけ高めるために、限られたスペースの中でフォトダイオード等の集光面の面積ができるだけ広くなるように設計される。そのため、放射線検出素子の寄生容量Ｃは比較的大きくなり、バイアス電圧のノイズが比較的大きなノイズ電荷に変換されて放射線検出素子内で発生した電荷（画像データ）に重畳されるため、最終的に得られる放射線画像の画質の低下がさらに増大する虞れがある。
　放射線画像の画質が低下し、特にその粒状性が悪化すると、例えば、このような放射線画像を用いて診断を行うような場合に、病変を見落としたり、正常な部分を病変と見誤ったりして誤診を生じる等の不都合を生じる虞れがある。そのため、放射線画像撮影装置には、ノイズの影響ができるだけ排除された適切な画質の放射線画像が得られることが望まれる。
　本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、放射線の照射開始等を検出するための電流を検出する電流検出手段により発生するノイズの画像データに対する影響を低減させ、より適切な放射線画像を得ることが可能な放射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、本発明の放射線画像撮影装置は、
　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
　前記放射線検出素子ごとに配置され、接続された前記走査線に印加される電圧に応じてオフ状態とオン状態とが切り替えられるスイッチ手段と、
　前記走査線を介して前記スイッチ手段にオン電圧およびオフ電圧を印加するゲートドライバと、前記ゲートドライバにオン電圧およびオフ電圧を供給する電源回路とを備える走査駆動手段と、
　所定本数の前記走査線に接続され、前記各走査線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
　前記電流検出手段が検出した電流の値に基づいて少なくとも放射線の照射の開始を検出する制御手段と、
を備え、
　前記制御手段は、前記走査駆動手段の前記ゲートドライバから印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替える前記走査線を順次切り替えさせながら行う、前記各放射線検出素子から残存する電荷を放出させるリセット処理の際に、前記電流検出手段が検出した電流の値に基づいて放射線の照射の開始を検出すると、前記ゲートドライバから全ての前記走査線にオフ電圧を印加させて前記各スイッチ手段をオフ状態とさせ、放射線の照射により前記各放射線検出素子内で発生した電荷を前記各放射線検出素子内に蓄積させることを特徴とする。
　本発明のような方式の放射線画像撮影装置によれば、前述した従来の放射線画像撮影装置のようにバイアス線に電流検出手段を設けるのではなく、各走査線やそれらを結束した結束線に電流検出手段を設け、各走査線や結束線を流れる電流を検出するように構成した。
　そのため、従来の放射線画像撮影装置のように各放射線検出素子に直接接続されたバイアス線に電流検出手段を設けた場合には、放射線画像撮影において放射線の照射により各放射線検出素子内で発生し蓄積される電荷（すなわち画像データ）に対して、電流検出手段で発生したノイズがノイズ電荷として重畳されてしまうが、本発明のような方式の放射線画像撮影装置では、各走査線や結束線に電流検出手段を設けたため、電流検出手段でノイズが発生するとしても、そのノイズは結束線や各走査線を介し、さらに各スイッチ手段を介して各放射線検出素子に到達する。
　そして、各スイッチ手段の寄生容量は、各放射線検出素子自体の寄生容量に比べて相対的に非常に小さいため、放射線の照射により各放射線検出素子内で発生し蓄積される電荷すなわち画像データに対して電流検出手段で発生したノイズが仮にノイズ電荷として重畳されるとしても、そのノイズ電荷は非常に小さいものとなる。
　そのため、本発明のような方式の放射線画像撮影装置によれば、電流検出手段により発生するノイズの画像データに対する影響を的確に低減させることが可能となり、検出された画像データに基づいて適切な放射線画像を生成することが可能となる。そして、このように放射線画像の画質の低下が的確に防止され、特にその粒状性の悪化が的確に防止されるため、例えば、このような放射線画像を用いて診断を行うような場合に、病変を見落としたり正常な部分を病変と見誤ったりして誤診を生じる等の不都合が生じることを的確に防止することが可能となる。
各実施形態に係る放射線画像撮影装置を示す斜視図である。 図１におけるＸ－Ｘ線に沿う断面図である。 本実施形態に係る基板の構成を示す平面図である。 図３の基板上の小領域に形成された放射線検出素子とＴＦＴ等の構成を示す拡大図である。 図４におけるＹ－Ｙ線に沿う断面図である。 ＣＯＦやＰＣＢ基板等が取り付けられた基板を説明する側面図である。 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。 検出部を構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。 画像データの読み出し処理において走査線の各ラインに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングを示すタイミングチャートである。 電流検出手段の構成を表す等価回路図である。 電流検出手段で検出される電流に相当する電圧値の一例を表すグラフである。 各放射線検出素子のリセット処理において走査線の各ラインに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングを示すタイミングチャートである。 （Ａ）リセット処理において走査線の１ラインに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングを示すタイミングチャートであり、（Ｂ）電圧の切り替えの際に走査線の当該ラインに流れる電流を示すグラフである。 放射線画像撮影装置の変形例の等価回路を表すブロック図である。 リセット処理において走査線の１ラインおよび当該ラインに対応するスイッチ素子にそれぞれ印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングを示すタイミングチャートである。 リセット処理において走査線の各ラインおよび各ラインに対応する各スイッチ素子にそれぞれ印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングを示すタイミングチャートである。 図１４の放射線画像撮影装置の変形例において電流検出手段で検出される電流に相当する電圧値、ノイズ電流に相当する電圧値および設定される閾値の例を表すグラフである。 図７の本実施形態に係る放射線画像撮影装置において電流検出手段で検出される電流に相当する電圧値および設定される閾値の例を表すグラフである。 走査線にオン電圧が印加されている最中に放射線の照射が開始された状態を説明するタイミングチャートである。 放射線検出素子のリセット処理と画像データの読み出し処理において走査線の各ラインにそれぞれ印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるタイミングの例を示すタイミングチャートである。 走査線の各ラインに接続された各放射線検出素子からの画像データの各ラインごとの最大値を表すグラフと、各最大値に基づいて変更された再度のリセット処理時のオン時間の例を示すタイミングチャートである。
　以下、本発明に係る放射線画像撮影装置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、放射線画像撮影装置が、シンチレータ等を備え、照射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置である場合について説明するが、本発明は、直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することが可能である。また、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、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適用される。
　図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図２は、図１のＸ－Ｘ線に沿う断面図である。本実施形態に係る放射線画像撮影装置１は、図１や図２に示すように、筐体２内にシンチレータ３や基板４等が収納された可搬型（すなわちいわゆるカセッテ型）の装置として構成されている。
　筐体２は、少なくとも放射線の照射を受ける側の面Ｒ（以下、放射線入射面Ｒという。）が放射線を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。なお、図１や図２では、筐体２がフレーム板２Ａとバック板２Ｂとで形成された、いわゆる弁当箱型である場合が示されているが、筐体２を一体的に角筒状に形成した、いわゆるモノコック型とすることも可能である。
　また、図１に示すように、筐体２の側面部分には、電源スイッチ３６や、ＬＥＤ等で構成されたインジケータ３７、図示しないバッテリ４０（後述する図７参照）の交換等のために開閉可能とされた蓋部材３８等が配置されている。また、本実施形態では、蓋部材３８の側面部には、外部装置と無線で通信するための通信手段であるアンテナ装置３９が埋め込まれている。
　なお、アンテナ装置３９の設置位置は蓋部材３８の側面部に限らず、放射線画像撮影装置１の任意の位置にアンテナ装置３９を設置することが可能である。また、設置するアンテナ装置３９は１個に限らず、複数設けることも可能である。さらに、画像データ等を外部装置に有線方式で送受信するように構成することも可能であり、その場合は、例えば、通信手段として、ケーブル等を差し込むなどして接続するための接続端子等が放射線画像撮影装置１の側面部等に設けられる。
　また、図２に示すように、筐体２の内部には、基板４の下方側に図示しない鉛の薄板等を介して基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４等が取り付けられている。なお、本実施形態では、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒには、それらを保護するためのガラス基板３５が配設されている。
　シンチレータ３は、基板４の後述する検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。シンチレータ３は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００～８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。
　基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各小領域ｒには、それぞれ放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。
　このように、走査線５と信号線６で区画された各小領域ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた領域ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。
　本実施形態では、放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、図３や図４の拡大図に示すように、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。
　そして、ＴＦＴ８は、後述する走査駆動手段１５により、接続された走査線５にオン電圧が印加され、ゲート電極８ｇにオン電圧が印加されるとオン状態となり、放射線検出素子７内で発生し蓄積されている電荷を信号線６に放出させるようになっている。また、ＴＦＴ８は、接続された走査線５にオフ電圧が印加され、ゲート電極８ｇにオフ電圧が印加されるとオフ状態となり、放射線検出素子７から信号線６への電荷の放出を停止し、放射線検出素子７内で発生した電荷を保持して、放射線検出素子７内に蓄積させるようになっている。
　ここで、本実施形態における放射線検出素子７やＴＦＴ８の構造について、図５に示す断面図を用いて簡単に説明する。図５は、図４におけるＹ－Ｙ線に沿う断面図である。
　基板４の面４ａ上に、ＡｌやＣｒ等からなるＴＦＴ８のゲート電極８ｇが走査線５と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極８ｇ上および面４ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層８１上のゲート電極８ｇの上方部分に、水素化アモルファスシリコン（ａ－Ｓｉ）等からなる半導体層８２を介して、放射線検出素子７の第１電極７４と接続されたソース電極８ｓと、信号線６と一体的に形成されるドレイン電極８ｄとが積層されて形成されている。
　ソース電極８ｓとドレイン電極８ｄとは、窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第１パッシベーション層８３によって分割されており、さらに第１パッシベーション層８３は両電極８ｓ、８ｄを上側から被覆している。また、半導体層８２とソース電極８ｓやドレイン電極８ｄとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたオーミックコンタクト層８４ａ、８４ｂがそれぞれ積層されている。以上のようにしてＴＦＴ８が形成されている。
　また、放射線検出素子７の部分では、基板４の面４ａ上にゲート絶縁層８１と一体的に形成される絶縁層７１の上にＡｌやＣｒ等が積層されて補助電極７２が形成されており、補助電極７２上に第１パッシベーション層８３と一体的に形成される絶縁層７３を挟んでＡｌやＣｒ、Ｍｏ等からなる第１電極７４が積層されている。第１電極７４は、第１パッシベーション層８３に形成されたホールＨを介してＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。
　第１電極７４の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたｎ層７５、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるｉ層７６、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてｐ型に形成されたｐ層７７が下方から順に積層されて形成されている。
　放射線画像撮影装置１の筐体２の放射線入射面Ｒから放射線が入射し、シンチレータ３で可視光等の電磁波に変換され、変換された電磁波が図中上方から照射されると、電磁波は放射線検出素子７のｉ層７６に到達して、ｉ層７６内で電子正孔対が発生する。放射線検出素子７は、このようにして、シンチレータ３から照射された電磁波を電荷に変換するようになっている。
　また、ｐ層７７の上には、ＩＴＯ等の透明電極とされた第２電極７８が積層されて形成されており、照射された電磁波がｉ層７６等に到達するように構成されている。本実施形態では、以上のようにして放射線検出素子７が形成されている。なお、ｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の積層の順番は上下逆であってもよい。また、本実施形態では、放射線検出素子７として、上記のようにｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の順に積層されて形成されたいわゆるｐｉｎ型の放射線検出素子を用いる場合が説明されているが、これに限定されない。
　放射線検出素子７の第２電極７８の上面には、第２電極７８を介して放射線検出素子７にバイアス電圧を印加するバイアス線９が接続されている。なお、放射線検出素子７の第２電極７８やバイアス線９、ＴＦＴ８側に延出された第１電極７４、ＴＦＴ８の第１パッシベーション層８３等、すなわち放射線検出素子７とＴＦＴ８の上面部分は、その上方側から窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第２パッシベーション層７９で被覆されている。
　図３や図４に示すように、本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、基板４の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線１０に結束されている。
　本実施形態では、図３に示すように、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０の一端側は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう）１１に接続されている。また、本実施形態では、各走査線５の他端側は、それぞれＴＦＴで構成されたスイッチ素子２３のソース電極２３ｓに接続されている。
　また、本実施形態では、各スイッチ素子２３のドレイン電極２３ｄは、１本の結束線２４に結束されており、結束線２４の一端側は、入出力端子１１に接続されている。また、各スイッチ素子２３のゲート電極２３ｇも、それぞれ入出力端子１１に接続されている。
　各入出力端子１１には、図６に示すように、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂとして機能するゲートＩＣ１２ａ等のチップが組み込まれたＣＯＦ（Chip On Film）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。
　また、ＣＯＦ１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置１の基板４部分が形成されている。なお、図６では、電子部品３２等の図示が省略されている。
　ここで、放射線画像撮影装置１の回路構成について説明する。図７は本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の等価回路を表すブロック図であり、図８は検出部Ｐを構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。
　前述したように、基板４の検出部Ｐの各放射線検出素子７は、その第２電極７８にそれぞれバイアス線９が接続されており、各バイアス線９は結線１０に結束されてバイアス電源１４に接続されている。バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の第２電極７８にそれぞれバイアス電圧を印加するようになっている。
　また、本実施形態では、放射線検出素子７のｐ層７７側（図５参照）に第２電極７８を介してバイアス線９が接続されていることからも分かるように、バイアス電源１４からは、放射線検出素子７の第２電極７８にバイアス線９を介してバイアス電圧として放射線検出素子７の第１電極７４側にかかる電圧以下の電圧（すなわち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。
　本実施形態では、バイアス電源１４は、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２は、バイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を必要に応じて可変させるようになっている。
　各放射線検出素子７の第１電極７４はＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図７、図８中ではＳと表記されている。）に接続されており、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇ（図７、図８中ではＧと表記されている。）は、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂに一端側が接続された各走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄ（図７、図８中ではＤと表記されている。）は各信号線６にそれぞれ接続されている。
　走査駆動手段１５は、図７に示すように、電源回路１５ａとゲートドライバ１５ｂとを備えており、ゲートドライバ１５ｂに接続されている各走査線５を介してＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加するオン電圧およびオフ電圧を制御するようになっている。本実施形態では、電源回路１５ａは、ゲートドライバ１５ｂに対して各走査線５を介してＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加するオン電圧およびオフ電圧を供給するようになっている。また、ゲートドライバ１５ｂは、前述したゲートＩＣ１２ａが複数並設されて形成されており、パルス幅変調（Pulse Width Modulation：ＰＷＭ）等により各走査線５に印加するオン電圧のパルス幅等を変調できるようになっている。
　また、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘの他端側には、前述したスイッチ素子２３のソース電極２３ｓやスイッチ制御手段４４、電流検出手段４３等が設けられているが、これらの構成等については後で説明する。
　各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。なお、読み出しＩＣ１６には所定個数の読み出し回路１７が設けられており、読み出しＩＣ１６が複数設けられることにより、信号線６の本数分の読み出し回路１７が設けられるようになっている。
　読み出し回路１７は、増幅回路１８と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路１９と、アナログマルチプレクサ２１と、Ａ／Ｄ変換器２０とで構成されている。なお、図７、図８中では、相関二重サンプリング回路１９はＣＤＳと表記されている。また、図８中では、アナログマルチプレクサ２１は省略されている。
　本実施形態では、増幅回路１８はチャージアンプ回路で構成されており、オペアンプ１８ａと、オペアンプ１８ａにそれぞれ並列にコンデンサ１８ｂおよび電荷リセット用スイッチ１８ｃが接続されて構成されている。また、増幅回路１８のオペアンプ１８ａの入力側の反転入力端子には信号線６が接続されており、増幅回路１８の入力側の非反転入力端子には基準電位Ｖ０が印加されるようになっている。なお、基準電位Ｖ０は適宜の値に設定され、本実施形態では、例えば０［Ｖ］が印加されるようになっている。
　また、増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃは、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２によりオン／オフが制御されるようになっている。電荷リセット用スイッチ１８ｃがオフの状態で、放射線検出素子７のＴＦＴ８がオン状態とされると（すなわち、ＴＦＴ８のゲート電極８ｇに走査線５を介してオン電圧が印加されると）、放射線検出素子７から放出された電荷がコンデンサ１８ｂに流入して蓄積され、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ようになっている。増幅回路１８は、このようにして、各放射線検出素子７から出力された電荷量に応じて電圧を出力して電荷電圧変換して増幅するようになっている。
　また、電荷リセット用スイッチ１８ｃをオン状態とすることにより、増幅回路１８の入力側と出力側とが短絡されてコンデンサ１８ｂに蓄積された電荷が放電されて増幅回路１８をリセットすることができるようになっている。なお、増幅回路１８を、放射線検出素子７から出力された電荷に応じて電流を出力するように構成することも可能である。また、増幅回路１８には、バッテリ４１に接続された電源供給部１８ｄから増幅回路１８を駆動するための電力が供給されるようになっている。
　また、増幅回路１８の出力側には、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）１９が接続されている。相関二重サンプリング回路１９は、本実施形態では、サンプルホールド機能を有しており、制御手段２２からの１回目および２回目のパルス信号を受信した時点でそれぞれ増幅回路１８が出力している電圧値をサンプルホールドして、それらの電圧値の差分値を下流側に出力するようになっている。
　例えば、相関二重サンプリング回路１９は、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し時には、読み出し開始前に制御手段２２から１回目のパルス信号を受信すると、その時点で増幅回路１８から出力されている電圧値を保持し、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生し蓄積された電荷が各放射線検出素子７から信号線６に放出され、その電荷がコンデンサに流入して蓄積された時点で制御手段２２から２回目のパルス信号を受信すると、その時点で再び増幅回路１８から出力されている電圧値を保持して、それらの電圧値の差分値を下流側に画像データとして出力するようになっている。
　相関二重サンプリング回路１９から出力された各放射線検出素子７の画像データは、アナログマルチプレクサ２１に送信され、アナログマルチプレクサ２１から順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信される。そして、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値の画像データに変換されて記憶手段４３に出力されて順次保存されるようになっている。
　制御手段２２は、図９に示すように、このようにして走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから１ライン目の走査線５にオン電圧を印加させ、その走査線５に接続されているＴＦＴ８をオン状態としてＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７から電荷を各信号線６に放出させて各放射線検出素子７からの画像データの読み出しを行う。そして、走査線５の当該ラインに印加されている電圧をオフ電圧に切り替えさせ、続いて、次のラインの走査線５にオン電圧を印加させて、同様にして次の走査線５にＴＦＴ８を介して接続されている各放射線検出素子７からの画像データの読み出しを行う。
　制御手段２２は、このようにして、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧を印加する走査線５のラインＬを順次切り替えさせ、オン状態とするＴＦＴ８を順次切り替えながら、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理を行うようになっている。
　制御手段２２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マイクロコンピュータやＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等により構成されている。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２２は、放射線画像撮影装置１の各部材の動作等を制御するようになっている。また、制御手段２２には、ＤＲＡＭ（Dynamic RAM）等で構成される記憶手段４０が接続されている。
　また、本実施形態では、制御手段２２には、前述したアンテナ装置３９が接続されており、さらに、検出部Ｐやバイアス電源１４、走査駆動手段１５、読み出し回路１７、電源供給部４１、記憶手段４０等の各部材に電力を供給するためのバッテリ４１が接続されている。このように、バッテリ４１は、放射線画像撮影装置１のハウジング２内に内蔵されており、バッテリ４１には、外部装置からバッテリ４１に電力を供給してバッテリ４１を充電する際の接続端子４２が取り付けられている。
　前述したように、制御手段２２は、バイアス電源１４を制御してバイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を設定したり、読み出し回路１７の増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃのオン／オフを制御したり、相関二重サンプリング回路１９にパルス信号を送信して、そのサンプルホールド機能のオン／オフを制御する等の各種の処理を実行するようになっている。
　また、制御手段２２は、各放射線検出素子７のリセット処理時や放射線画像撮影後の各放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し時に、走査駆動手段１５に対して、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから各走査線５を介して各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えさせるためのパルス信号を送信するようになっている。
　一方、本実施形態では、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘのゲートドライバ１５ｂが接続された端部とは反対側の端部には、前述したスイッチ素子２３のソース電極２３ｓがそれぞれ接続されており、各スイッチ素子２３のドレイン電極２３ｄは、１本の結束線２４に結束されていて、結束線２４の一端側には電流検出手段４３が接続されている。すなわち、本実施形態では、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘは、各スイッチ素子２３を介して結束線２４に結束されて電流検出手段４３に接続されている。
　なお、スイッチ素子２３等は、必ずしも走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘのゲートドライバ１５ｂが接続された端部とは反対側の端部に形成される必要はなく、例えば、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘのゲートドライバ１５ｂが接続された端部側からそれぞれ配線を引き出して各配線にスイッチ素子２３を設けて、それらを結束線２４で結束するように構成することも可能であり、スイッチ素子２３等を走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘの任意の位置に設けることが可能である。
　電流検出手段４３は、各放射線検出素子７のリセット処理の際に、各走査線５すなわちそれらの結束線２４を流れる電流を検出するようになっている。
　本実施形態では、電流検出手段４３は、例えば図１０に示すように、各走査線５の結束線２４に直列に接続され所定の抵抗値を有する抵抗器４３ａと、各入力側端子が抵抗器４３ａの両端子にそれぞれ接続された差動アンプ４３ｂ等を備えて構成されている。差動アンプ４３ｂには、電源供給手段４３ｃから電力が供給されるようになっている。なお、電流検出手段４３に備えられる抵抗器４３ａとしては、結束線２４中を流れる電流を適切な電圧値Ｖに変換可能な抵抗値を有する抵抗器が用いられる。また、例えば、抵抗器４３ａに並列に図示しないダイオード等を接続するように構成することも可能である。
　また、抵抗器４３ａには、それと並列に、電流検出手段４３による電流検出が不要の際に抵抗器４３ａの両端子間を必要に応じて短絡するためのスイッチ４３ｄが設けられている。さらに、抵抗器４３ａの結束線２４が接続された側の端部とは反対側の端部には、一定電圧を供給する電源４３ｅが接続されている。なお、この電源４３ｅは、電源供給手段４３ｃと同じ電源回路を用いたり、走査駆動手段１５の電源回路１５ａを用いるように構成することも可能であり、また、電源４３ｅの代わりにアースとすることも可能であり、適宜設計可能である。
　このように構成された電流検出手段４３では、スイッチ４３ｄがオフの状態で、結束線２４中を流れる電流により抵抗器４３ｂの両端子間に発生した電圧Ｖを差動アンプ４３ｂで測定し、結束線２４中を流れる電流を電圧値Ｖに変換して検出して制御手段２２に出力するようになっている。
　放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射が開始されると走査線５や結束線２４を流れる電流が増加し、電流検出手段４３で検出される結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが上昇するため、電流検出手段４３が検出した走査線５や結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが上昇したことに基づいて少なくとも放射線の照射開始を検出することができる。
　そこで、本実施形態では、制御手段２２は、各放射線検出素子７のリセット処理の際に、電流検出手段４３が検出した電流の値、すなわちそれに相当する電圧値Ｖを監視し、電圧値Ｖに基づいて少なくとも放射線の照射の開始を検出するようになっている。
　ここで、放射線画像撮影装置１に対して放射線が照射されると、走査線５や結束線２４を流れる電流が増加する理由について説明する。
　前述したように、放射線画像撮影装置１に放射線の照射が開始されると、放射線画像撮影装置１に入射した放射線がシンチレータ３で可視光等の電磁波に変換され、変換された電磁波が直下の放射線検出素子７のｉ層７６（図５参照）に到達して、放射線検出素子７のｉ層７６内で電子正孔対が発生する。そのため、放射線検出素子７内では、第２電極７８に対する第１電極７４の電位が変化する。
　本実施形態では、第２電極７８にはバイアス電源１４からバイアス線９を介して所定の負の値のバイアス電圧Ｖbiasが印加されていて電位が固定されており、ｉ層７６内で発生した電子正孔対のうち、正孔が第２電極７８側に移動し、電子が第１電極７４側に移動するため、第１電極７４側の電位が下がる。そして、放射線検出素子７の第１電極７４側の電位が下がると、図８に示したＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図８中ではＳと表記されている。）側の電位がそれに伴って下がる。
　また、ＴＦＴ８では、ゲート電極８ｇとソース電極８ｓとそれらの間の絶縁層７１（図５参照）とで一種のコンデンサが形成されており、ゲート電極８ｇとソース電極８ｓとの間に寄生容量が存在している。そして、所定のオフ電圧が印加されており電位が変わらないＴＦＴ８のゲート電極８ｇに対して、ＴＦＴ８のソース電極８ｓ側の電位が下がると、ＴＦＴ８のゲート電極８ｇとソース電極８ｓとの電位差が変化する。
　そのため、変化した電位差に対応する電荷が走査線５を通ってＴＦＴ８のゲート電極８ｇに供給される。すなわち、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ中を電流が流れる。そして、この走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ中を流れる電流が結束線２４に集まって結束線２４中を流れるのである。
　実際、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射が開始されると、図１１に示すように、放射線の照射が開始された時刻ｔｂで、電流検出手段４３の差動アンプ４３ｂから出力される、結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが急激に増加する。そのため、本実施形態では、制御手段２２は、電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖが増加し、例えば、予め設定された閾値Ｖthを越えた場合（図１１の時刻ｔｃ参照）や、電圧値Ｖの増加率が予め設定された閾値を越えた場合（時刻ｔｄ参照）等に、放射線の照射の開始を検出するようになっている。
　なお、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されない状態でも、放射線検出素子７の熱による熱励起等により各放射線検出素子７内で暗電荷が発生するため、図１１における時刻ｔａに示されるように、放射線画像撮影装置１に放射線が照射される以前においても、電流検出手段４３から微量ではあるが０［Ｖ］でない電圧値Ｖａが出力される場合がある。
　また、放射線の照射が終了すると、放射線検出素子７内での電子正孔対の発生が止まるため、各走査線５中を電流が流れなくなる。そのため、後述するように、スイッチ素子２３（図７参照）を放射線の照射開始後もオン状態のまま維持するように構成する場合には、図１１に示すように、例えば時刻ｔｅで放射線の照射が終了したとすると、電流検出手段４３で検出される結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが、時刻ｔｅ以後、急激に減少することが観察される。
　そこで、上記のように、放射線の照射開始後もスイッチ素子２３をオン状態のまま維持するように構成し、制御手段２２で、電流検出手段４１から出力された電流に相当する電圧値Ｖが減少して予め設定された閾値Ｖthを下回った場合（時刻ｔｆ参照）や、電圧値Ｖの減少率が予め設定された閾値を下回った場合（時刻ｔｇ参照）等に、放射線の照射が終了したことを検出するように構成することも可能である。
　制御手段２２は、放射線画像撮影において、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されて各放射線検出素子７内で発生して蓄積された電荷すなわち画像データをできるだけ正確に取得するために、放射線画像撮影の前に、各放射線検出素子７内に残存している余分な電荷を各放射線検出素子７から放出させるリセット処理を行わせるようになっている。
　具体的には、制御手段２２は、図１２に示すように、各放射線検出素子７のリセット処理では、図９に示した各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理時と同様に、各ＴＦＴ８のオン／オフのタイミング、すなわち走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとにオン電圧を印加するタイミングを順次切り替えながら、各放射線検出素子７のリセット処理を行い、各放射線検出素子７内に残存している電荷を順次信号線６およびその下流側に放出させるようになっている。
　なお、図１２では、走査線５の最終ラインＬｘに印加する電圧をオン電圧からオフ電圧に切り替えて１画面分の各放射線検出素子７のリセット処理のシーケンスを終了すると、続いて、すぐに次のシーケンスに移って走査線５の１番目のラインＬ１へのオン電圧の印加が行われる場合が示されているが、走査線５の最終ラインＬｘへのオン電圧の印加が終了した後、所定時間のインターバルをおいた後で次のシーケンスに移り、走査線５の１番目のラインＬ１から順にオン電圧の印加を再開するように構成することも可能である。
　また、図１２では、各放射線検出素子７のリセット処理時に走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにオン電圧を印加する時間間隔が、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理時と同じ時間間隔とされている場合が示されているが、必ずしも同じ時間間隔とする必要はなく、適宜の時間間隔に設定される。
　本発明では、各放射線検出素子７のリセット処理を行いながら、上記のように走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを流れ、結束線２４を流れる電流に相当する電圧値Ｖを電流検出手段４３で検出し、制御手段２２は、電流検出手段４３が検出した電流に相当する電圧値Ｖを監視し、電圧値Ｖに基づいて少なくとも放射線の照射の開始を検出するようになっている。
　ところで、本発明者らの研究では、各放射線検出素子７のリセット処理の際に、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬｎに印加する電圧を図１３（Ａ）に示すようにオン電圧とオフ電圧との間で切り替えると、同図にＡで示すように電圧をオフ電圧からオン電圧に切り替えた瞬間や、同図にＢで示すように電圧をオン電圧からオフ電圧に切り替えた瞬間に、図１３（Ｂ）に示すように走査線５のラインＬｎに瞬間的に電流Ｉが流れることが分かっている。
　このように、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬｎに印加する電圧を切り替える際に走査線５のラインＬｎに瞬間的に電流Ｉが流れる理由は、以下のように考えられている。
　すなわち、走査線５の１本のラインＬｎは、図３や図７に示したように、複数の信号線６と図示を省略した絶縁層を介して交差している。そのため、走査線５と信号線６との交差部分には、走査線５と信号線６とそれらの間に介在する絶縁層とで一種のコンデンサ状の構造が形成されており、走査線５と信号線６との交差部分には寄生容量が生じている。そして、それが走査線５の１本のラインＬｎと交差する信号線６の本数分生じる。
　ここで、上記のコンデンサ状の構造の部分の寄生容量をｃとすると、例えば、走査線５のラインＬｎにオフ電圧Ｖoffが印加されており、信号線６に初期電圧Ｖ０（例えば０［Ｖ］）が印加されている状態では、コンデンサ状の構造の走査線５や信号線６の部分には、絶対値が、
　　ｑ＝ｃ×｜Ｖ０－Ｖoff｜　　…（１）
の電荷がそれぞれ既に蓄積されている。
　そして、走査線５のラインＬｎにオフ電圧Ｖoffが印加されており、信号線６に電圧Ｖ０が印加されている状態が維持されていれば、それぞれのコンデンサ状の構造部分に蓄積される電荷ｑは変動しないため、走査線５のラインＬｎには電流Ｉは流れない。すなわち、図１３（Ｂ）に示したように、電流Ｉ＝０［Ａ］の状態が続く。
　しかし、走査線５のラインＬｎに印加される電圧がオフ電圧Ｖoffからオン電圧Ｖonに変化すると、コンデンサ状の構造の部分の走査線５や信号線６にそれぞれ蓄積される電荷が、電荷ｑから、絶対値が
　　ｑ＊＝ｃ×｜Ｖon－Ｖ０｜　　…（２）
の電荷に変化する。
　そのため、コンデンサ状の構造の部分の走査線５や信号線６には、１個のコンデンサ状の構造あたり、それぞれ、
　　Δｑ＝ｑ＊－ｑ
　　　　＝ｃ×｜Ｖon－Ｖoff｜　　…（３）
の電荷Δｑが流入し或いは流出する。そして、走査線５のラインＬｎ上では、走査線５のラインＬｎと交差する信号線６の本数分（以下ｍ本とする。）だけ上記の電荷Δｑが流入、流出するため、走査線５のラインＬｎに印加する電圧をオフ電圧Ｖoffからオン電圧Ｖonに切り替えた瞬間（図１３（Ａ）のＡ参照）に、走査線５のラインＬｎにｍ×Δｑの電荷に相当する電流Ｉが流れる。
　寄生容量ｃは、通常、非常に小さいため、この電荷Δｑの流入、流出は早急に完了し、そのため、電流Ｉが流れる期間は非常に短くなり、電流Ｉが瞬間的に流れる状態となる。これは、走査線５のラインＬｎに印加する電圧をオン電圧Ｖonからオフ電圧Ｖoffに切り替えた瞬間（図１３（Ａ）のＢ参照）も同様であり、切り替えた瞬間に、走査線５のラインＬｎにｍ×（－Δｑ）の電荷に相当する電流Ｉが瞬間的に流れる。
　このように、走査線５の各ラインＬｎに印加する電圧をオフ電圧Ｖoffからオン電圧Ｖonに切り替えた瞬間（図１３（Ａ）のＡ参照）やオン電圧Ｖonからオフ電圧Ｖoffに切り替えた瞬間（Ｂ参照）に、走査線５の各ラインＬｎにそれぞれ図１３（Ｂ）に示したような電流Ｉが生じる。そして、これは、上記のように、主に走査線５と信号線６との交差部分に形成されるコンデンサ状の構造部分の寄生容量ｃが原因と考えられている。以下、走査線５の各ラインＬｎに印加する電圧の切り替えに伴って瞬間的に流れる電流Ｉを、ノイズ電流Ｉという。
　図３や図７に示した本実施形態のようにスイッチ素子２３を設けず、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘが結束線２４に直接結束されているとすると、各放射線検出素子７のリセット時のノイズ電流Ｉは、結束線２４にも流れ込む。
　そして、上記のように、本実施形態では、各放射線検出素子７のリセット処理を行いながら電流検出手段４３で結束線２４を流れる電流に相当する電圧値Ｖを検出するため、ノイズ電流Ｉも電流検出手段４３でそれに相当する電圧値Ｖに変換されて検出される。そのため、制御手段２２が、放射線画像撮影装置１に対して放射線の照射が開始されたと誤検出してしまう可能性がある。
　しかし、本実施形態では、図１２に示したように、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとにオン電圧を印加するタイミングを順次切り替えながら各放射線検出素子７のリセット処理を行うため、電流検出手段４３には、走査線５の１ラインＬｎ分のノイズ電流Ｉしか流れない。
　つまり、走査線５のラインＬｎに印加する電圧がオン電圧とオフ電圧との間で切り替えられる間は、走査線５の他のラインＬに印加される電圧はオフ電圧に維持されているため、走査線５のラインＬｎでは上記のノイズ電流Ｉが発生するが、走査線５の他のラインＬではその瞬間にはノイズ電流Ｉは発生しない。そのため、走査線５の複数のラインＬのノイズ電流Ｉが合わさって結束線２４を流れることはなく、電流検出手段４３には走査線５の１ラインＬｎ分のノイズ電流Ｉしか流れない。
　従って、走査線５の１ラインＬｎ分のノイズ電流Ｉが、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射により結束線２４中を流れる電流（すなわちそれに相当する電圧値Ｖ（図１１参照））に比べて十分に小さい場合には、例えば、前述した電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖに対して予め設定される閾値Ｖthを、例えば後述する図１７に示すように、走査線５の１ライン分のノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩよりも大きな値に予め設定すればよい。
　そして、このように構成すれば、本実施形態のようにスイッチ素子２３を設けなくてもよく、例えば図１４に示すように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを結束線２４に直接結束するように構成することが可能となる。そして、制御手段２２が、ノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩに基づいて放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射開始を誤検出することを確実に防止することが可能となる。
　また、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを結束線２４に直接結束されているため、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射に伴って走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを流れる電流が確実に結束線２４に集まって流れるため、結束線２４を流れる電流が大きくなる。そのため、制御手段２２は、結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが予め設定された閾値Ｖthを越えたことをもって放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射開始を的確に検出することが可能となる。
　一方、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射により結束線２４中を流れる電流に比べて、走査線５の１ラインＬｎ分のノイズ電流Ｉが相対的に大きく、閾値Ｖthによってノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩと、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射により生じる電流に相当する電圧値Ｖとを必ずしも明確に切り分けることができない場合や、或いは、電流検出手段４３が検出した結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖの増加率が予め設定された閾値を越えた場合に放射線の照射の開始を検出するように構成されている場合には、制御手段２２がノイズ電流Ｉに基づいて放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射開始を誤検出することを防止するための新たな機構が必要になる。
　本実施形態では、このような誤検出を防止するために、図７に示したように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘのゲートドライバ１５ｂが接続された端部と結束線２４との間に、それぞれスイッチ素子２３が設けられている。すなわち、前述したように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘのゲートドライバ１５ｂが接続された端部とは反対側の端部は、スイッチ素子２３のソース電極２３ｓがそれぞれ接続されており、各スイッチ素子２３のドレイン電極２３ｄが結束線２４に結束されている。
　そして、各スイッチ素子２３のゲート電極２３ｇには、スイッチ制御手段４４の各端子がそれぞれ接続されている。本実施形態では、スイッチ制御手段４４は、前述した走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂと同様のゲートドライバで構成されており、前述したゲートＩＣ１２ａ（図６参照）で構成されている。また、本実施形態では、スイッチ制御手段４４には、走査駆動手段１５の電源回路１５ａからオン電圧およびオフ電圧が供給されるようになっている。なお、スイッチ制御手段４４の電源を、走査駆動手段１５の電源回路１５ａとは別体の電源とすることも可能である。
　スイッチ制御手段４４は、制御手段２２からの指示に基づいて、各走査線５と電流検出手段４３との間にそれぞれ設けられたスイッチ素子２３のゲート電極２３ｇにオン電圧やオフ電圧を印加して各スイッチ素子２３のオン／オフ動作を制御するようになっている。そして、スイッチ素子２３は、オン状態とされると対応する走査線５と電流検出手段４３とを結束線２４を介して接続させ、オフ状態とされると両者の接続を解除するようになっている。
　なお、以下では、走査線５のラインＬｎに対応する各スイッチ素子２３、すなわち、走査線５のラインＬｎのゲートドライバ１５ｂが接続された端部とは反対側の端部に接続されたスイッチ素子２３を、スイッチ素子２３(n)と表す。
　以下、本実施形態における制御手段２２による各放射線検出素子７のリセット処理や各スイッチ素子２３のオン／オフ制御、および放射線の照射開始を検出した場合の処理等について説明する。
　本実施形態では、制御手段２２は、前述したように（図１２参照）、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとにオン電圧を印加するタイミングを順次切り替えながら各放射線検出素子７のリセット処理を行いながら、電流検出手段４３が検出した結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖを監視し、電圧値Ｖに基づいて放射線の照射の開始を検出する。
　そして、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えるごとに発生する図１３（Ｂ）に示したノイズ電流Ｉが結束線２４に流れ込まないようにするために、制御手段２２は、リセット処理の際に、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧が印加されている走査線５のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)をオフ状態とし、オフ電圧が印加されている走査線５のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)をオン状態とするようにスイッチ制御手段４４を制御するようになっている。
　具体的には、制御手段２２の制御により、スイッチ制御手段４４は、図１５および図１６に示すように、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５のラインＬｎにオン電圧が印加されてからオフ電圧が印加されるまでの期間を含む期間、走査線５のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)のゲート電極にオフ電圧を印加し、その他の期間はスイッチ素子２３(n)のゲート電極にオン電圧を印加するようになっている。
　そして、各放射線検出素子７のリセット処理の際には、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧を印加する走査線５のラインＬｎが順次切り替えられるごとに、走査線のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)を順次オフ状態とするようになっている。
　また、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧を印加される走査線５のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)は、スイッチ制御手段４４により必ずオフ状態とされるため、電流検出手段４３を、結束線２４を介して、ゲートドライバ１５ｂからオフ電圧が印加されている走査線の各ラインＬのみと接続させた状態とすることが可能となる。
　制御手段２２は、図１２や図１６に示したように、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧を印加する走査線５のラインＬ１～Ｌｘを順次切り替えさせ、オン状態とするＴＦＴ８を順次切り替えながら各放射線検出素子７のリセット処理を行わせるが、上記のように、リセット処理の際に、電流検出手段４３が検出した電流に相当する電圧値Ｖに基づいて放射線の照射の開始を検出すると、ゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて各ＴＦＴ８をオフ状態とさせ、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生した電荷を各放射線検出素子７内に蓄積させる電荷蓄積モードに移行させるようになっている。
　その際、図１４に示したように、スイッチ素子２３を設けずに走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘが結束線２４に直接結束されるように構成されている場合には、図１１に示したように、電流検出手段４３から出力される結束線２４を流れる電流に相当する電圧値Ｖは、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射開始時に急激に増加した後、放射線の照射が終了すると急激に減少する。
　そのため、この電圧値Ｖの減少を検出して、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射が終了したことを検出するように構成することが可能であることは前述したとおりである。
　また、図７に示した本実施形態の場合のように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘと結束線２４との間にそれぞれスイッチ素子２３が設けられている場合には、制御手段２２は、放射線の照射開始を検出し、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて電荷蓄積モードに移行させた後もスイッチ素子２３をオン状態のまま維持し、上記と同様にして、電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖが急激に減少したことをもって、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の終了を検出するように構成することも可能である。
　このように、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の開始のみならず照射の終了まで検出するように構成する場合には、制御手段２２は、放射線の照射の終了を検出した段階で、全てのスイッチ素子２３をオフ状態とするようにスイッチ制御手段４４を制御するように構成される。もはや電流検出手段４３で放射線の照射の開始や終了を検出する必要がないためであり、その後の各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理の際などに各スイッチ素子２３をオン状態としておくことで悪影響が生じることを防止するためである。
　一方、上記のように電荷蓄積モードに移行させた後もスイッチ素子２３をオン状態のまま維持すると、電流検出手段４３等で発生したノイズが結束線２４や走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを介し、各ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７内に蓄積される電荷にノイズ電荷として重畳されてしまう場合もある。
　そのような場合には、制御手段２２が、リセット処理の際に電流検出手段４３が検出した電流に相当する電圧値Ｖに基づいて放射線の照射の開始を検出し、ゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて電荷蓄積モードに移行させるとともに、全てのスイッチ素子２３をオフ状態に切り替えさせるように構成することも可能である。
　そして、このように構成すれば、少なくとも電流検出手段４３等で発生したノイズが結束線２４から走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを介し、各ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７内に蓄積される電荷にノイズ電荷として重畳されることを的確に防止することが可能となる。
　このように、図７に示した本実施形態の場合のように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘと結束線２４との間にそれぞれスイッチ素子２３が設けられている場合にも、制御手段２２は、電流検出手段４３が検出した電流に相当する電圧値Ｖに基づいて放射線の照射の開始を検出すると、ゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて電荷蓄積モードに移行させるが、電荷蓄積モードに移行させた後もスイッチ素子２３をオン状態のまま維持するように構成するか、或いは、電荷蓄積モードに移行させた後はスイッチ素子２３をオフ状態に切り替えるように構成するかは、適宜決められる。
　図７に示した本実施形態の場合も、図１４に示した場合も、放射線の照射の開始を検出した後、例えば、電流検出手段４３のスイッチ４３ｄ（図１０参照）をオン状態として抵抗器４３ａの両端子間を短絡させ、差動アンプ４３ｂへの電源供給手段４３ｃからの電力の供給を停止させれば、少なくとも差動アンプ４３ｂ等で発生するノイズが、結束線２４や走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ等を介して各放射線検出素子７内に蓄積される電荷に重畳されることを防止することができる。
　次に、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の作用について説明する。
　図１４に示したように、各スイッチ素子２３を設けず、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを結束線２４に直接結束するように構成する場合には、前述したように、電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖに対して予め設定される閾値Ｖthを、例えば図１７に示すように、走査線５の１ライン分のノイズ電流Ｉ（図１３（Ｂ）参照）に相当する電圧値ＶＩよりも大きな値に予め設定する。
　そして、制御手段２２は、図１２に示したように走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとにオン電圧を印加するタイミングを順次切り替えながら各放射線検出素子７のリセット処理を行うが、その際、図１３（Ｂ）に示したように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加される電圧がオン電圧とオフ電圧との間で切り替えられるごとにノイズ電流Ｉが結束線２４に流れ込む。
　しかし、上記のように電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖに対して予め設定される閾値Ｖthが、走査線５の１ライン分のノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩよりも大きな値に設定されているため、図１７に示すように、ノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩが閾値Ｖthを越えることがない。そのため、ノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩが生じても、制御手段２２が、それを誤認して放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射が開始されたと判断することはない。
　そして、リセット処理の際に、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射が開始されると、前述したように、各放射線検出素子７のｉ層７６（図５参照）内で電子正孔対が発生し、放射線検出素子７内の第２電極７８に対する第１電極７４の電位が変化するため、ＴＦＴ８のゲート電極８ｇとソース電極８ｓとの電位差が変化する。そして、変化した電位差に対応する電荷が走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを通ってＴＦＴ８のゲート電極８ｇに供給されるため、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ中を電流が流れる。そして、この走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ中を流れる電流が結束線２４に集まって結束線２４中を流れる。
　制御手段２２は、図１７に示したように電流検出手段４３から出力される結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖが閾値Ｖthを越えた場合に（図１７中では時刻ｔｃ参照。なお、この時刻ｔｃは図１１の時刻ｔｃに相当する。）、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の開始を検出する。
　一方、図７に示した本実施形態の場合のように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘと結束線２４との間にそれぞれスイッチ素子２３が設けられている場合には、前述したように、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５のラインＬｎに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替える際には、走査線５のラインＬｎに対応するスイッチ素子２３(n)はオフ状態とされるため、ノイズ電流Ｉ（図１３（Ｂ）参照）は結束線２４には流れ込まない。
　このように、本実施形態では、オン電圧が印加されている走査線５のラインＬｎはそれに対応するスイッチ素子２３(n)により結束線２４から切り離され、それ以外のオフ電圧が印加されている走査線５の各ラインＬのみが結束線２４に接続される。
　そのため、電流検出手段４３から出力される結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖには、図１８に示すように、走査線５の各ラインＬｎで発生するノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩは検出されない。そして、この場合も、制御手段２２は、各放射線検出素子７のリセット処理時に、電圧値Ｖが閾値Ｖthを越える等した場合に、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の開始を検出する。
　このようにして、図７に示したように走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘと結束線２４との間にそれぞれスイッチ素子２３を設ける場合でも、或いは、図１４に示したように各スイッチ素子２３を設けない場合でも、いずれの場合でも、制御手段２２は、電流検出手段４３が出力した結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖに基づいて放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の開始を的確に検出することが可能となる。
　なお、図１８では、閾値Ｖthとして、図１７に示した閾値Ｖthと同じ閾値を設定した場合が示されているが、上記のように、図１８に示した場合には走査線５の各ラインＬｎで発生するノイズ電流Ｉに相当する電圧値ＶＩは検出されないため、閾値Ｖthをより小さな値に設定することが可能である。
　図１７に示した場合でも、図１８に示した場合でも、制御手段２２は、放射線の照射の開始を検出すると、即座にゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて各ＴＦＴ８をオフ状態とさせ、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生した電荷を各放射線検出素子７内に蓄積させる電荷蓄積モードに移行させる。
　そして、スイッチ素子２３が設けられている場合（図７参照）には、放射線の照射開始を検出した後もスイッチ素子２３をオン状態のまま維持し、かつ、電流検出手段４３のスイッチ４３ｄ（図１０参照）をオフ状態のままとし、或いは、スイッチ素子２３が設けられていない場合（図１４参照）には、電流検出手段４３のスイッチ４３ｄ（図１０参照）をオフ状態のままとすれば、図１１に示したように、制御手段２２は、電流検出手段４３から出力される電圧値Ｖが急激に減少したことをもって、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射の終了を的確に検出することができる。
　また、電流検出手段４３で発生するノイズが比較的大きいような場合には、放射線の照射開始を検出した後、スイッチ素子２３が設けられている場合（図７参照）にはスイッチ素子２３をオフ状態に切り替え、或いは、スイッチ素子２３が設けられていない場合（図１４参照）には、電流検出手段４３のスイッチ４３ｄをオン状態として抵抗器４３ａの両端子間を短絡させ、差動アンプ４３ｂへの電源供給手段４３ｃからの電力の供給を停止させれば、差動アンプ４３ｂ等で発生するノイズが結束線２４や走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ等を介して各放射線検出素子７内に蓄積される電荷に重畳されることを的確に防止することが可能となる。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、前述した従来の放射線画像撮影装置のようにバイアス線９やそれらの結線１０に電流検出手段を設けるのではなく、各走査線５やそれらの結束線２４に電流検出手段４３を設け、各走査線５や結束線２４を流れる電流或いはそれに相当する電圧値Ｖを検出するように構成した。
　そのため、従来の放射線画像撮影装置のように各放射線検出素子７に直接接続されたバイアス線９等に電流検出手段を設けた場合には、前述したように、放射線画像撮影において、各ＴＦＴ８がオフ状態とされて電荷蓄積モードになった後も、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生し蓄積される電荷（すなわち画像データ）に対して、電流検出手段で発生したノイズがノイズ電荷として重畳されてしまう。
　しかし、本実施形態の放射線画像撮影装置１では、上記のように、各走査線５やそれらの結束線２４に電流検出手段４３を設けたため、電流検出手段４３でノイズが発生するとしても、そのノイズは結束線２４や各走査線５を介し、さらに各ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７に到達する。
　そして、各ＴＦＴ８の寄生容量は、各放射線検出素子７自体の寄生容量に比べて相対的に非常に小さいため、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生し蓄積される電荷すなわち画像データに対して電流検出手段４３で発生したノイズがノイズ電荷として重畳されるとしても、ノイズ電荷は非常に小さいものとなる。
　そのため、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、電流検出手段４３により発生するノイズの画像データに対する影響を的確に低減させることが可能となり、検出された画像データに基づいて適切な放射線画像を生成することが可能となる。
　そして、このように放射線画像の画質の低下が的確に防止され、特にその粒状性の悪化が的確に防止されるため、例えば、このような放射線画像を用いて診断を行うような場合に、病変を見落としたり正常な部分を病変と見誤ったりして誤診を生じる等の不都合が生じることを的確に防止することが可能となる。
　なお、上記の実施形態では、図３に示したように、各スイッチ素子２３を、基板４の検出部Ｐが設けられた面４ａ上に形成する場合について説明したが、例えば、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを各入出力端子１１を介して基板４の裏面４ｂ側に引き回し、裏面４ｂ側に各スイッチ素子２３を設けるように構成することも可能である。
　このように、本発明に係る放射線画像撮影装置１では、各スイッチ素子２３の形成場所は基板４の検出部Ｐが設けられた面４ａ上に限定されず、任意の場所に形成することが可能である。そのため、例えば基板４を各スイッチ素子２３の分だけ大きく形成する必要はなく、放射線画像撮影装置１をコンパクトに形成することが可能となるとともに、放射線画像撮影装置１の設計の自由度を確保することが可能となるといった効果も有している。
　また、上記の実施形態では、図３や図７に示したように、スイッチ素子２３を走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに設ける場合について説明したが、スイッチ素子２３は、必ずしも走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに設けられる必要はない。
　スイッチ素子２３は、上記のように、走査線５の各ラインＬｎにオン電圧を印加する際に発生するノイズ電流Ｉが結束線２４に流れ込むことを防止しつつ、オフ電圧が印加されている走査線５の各ラインＬのみを結束線２４や電流検出手段４３と接続して、放射線の照射により走査線５の各ラインＬや結束線２４中を流れる電流に相当する電圧値Ｖを電流検出手段４３で検出することを可能とするものであればよい。
　そのため、スイッチ素子２３を、例えば、通常の放射線画像撮影において、放射線が確実に照射される検出部Ｐ（図３参照）の中央部分の、例えば１２８本や２５６本等の所定本数の走査線５の各ラインＬにのみ設けるように構成することも可能である。
　また、仮にスイッチ素子２３を走査線５の１本のラインＬにのみ設けたとすると、走査線５のラインＬにオン電圧が印加された際にはスイッチ素子２３がオフ状態となり、電流検出手段４３で放射線の照射による電流に相当する電圧値Ｖを検出することができなくなる。そのため、スイッチ素子２３が設けられる走査線５の本数は、少なくとも２本以上とされる。
　さらに、上記の実施形態では、各スイッチ素子２３をＴＦＴで構成する場合について説明したが、これに限定されず、他の部材を用いてスイッチ素子２３を構成することも可能である。例えば、各スイッチ素子２３として、通常の状態では通電せず、放射線が入射すると、或いは、入射した放射線がシンチレータ３で変換された電磁波を受光すると、通電状態となる光センサのような部材を用いることも可能である。このように構成する場合、スイッチ制御手段４４は不要となり、或いは、各スイッチ素子２３に電力を供給するのみとなる。
　一方、本実施形態では、前述したように、制御手段２２は、各放射線検出素子７のリセット処理の際に、電流検出手段４３が検出した電流に相当する電圧値Ｖに基づいて放射線の照射の開始を検出すると、ゲートドライバ１５ｂから走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオフ電圧に切り替えて各ＴＦＴ８をオフ状態とさせ、放射線の照射により各放射線検出素子７内で発生した電荷を各放射線検出素子７内に蓄積させる電荷蓄積モードに移行させる。
　例えば、図１２に示した例では、走査線５の最終ラインＬｘに印加する電圧をオフ電圧からオン電圧に切り替えて、走査線５のラインＬｘに各ＴＦＴ８を介して接続された各放射線検出素子７から余分な電荷を放出させてリセット処理を行い、走査線５のラインＬｘに印加する電圧をオン電圧からオフ電圧に切り替えた後に、放射線の照射の開始が検出され、走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧がオフ電圧に切り替えられて電荷蓄積モードに移行させた場合が示されている。
　しかし、このように走査線５の所定のラインＬｎに印加する電圧をオフ電圧からオン電圧に切り替えて各放射線検出素子７のリセット処理を行い、走査線５の所定のラインＬｎに印加する電圧をオン電圧からオフ電圧に切り替えてリセット処理が完了した後に、放射線の照射の開始が検出されるとは限らない。
　すなわち、例えば図１９に示すように、走査線５の所定のラインＬｎにオン電圧が印加されている最中に放射線の照射（図中の斜線部分参照）が開始されると、その後、走査線５のラインＬｎに印加される電圧がオフ電圧に切り替えられるまでに放射線検出素子７内で発生した電荷がＴＦＴ８を介して流出してしまい、その後の各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理において走査線５のラインＬｎに接続された放射線検出素子７から読み出される画像データＤｎの値が、流出した電荷分だけ減少してしまい、画像データＤｎを正確に検出できなくなるといった問題が生じ得る。
　そこで、このような問題に対しては、例えば、放射線の照射の開始を検出した際に走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧が印加されていた走査線５のラインＬｎ、或いは、電荷蓄積モードに移行したため次のタイミングでオン電圧が印加される予定であったがオン電圧が印加されなくなった走査線５のラインＬn+1の直前のラインＬｎに、各ＴＦＴ８を介して接続されている放射線検出素子７から読み出された画像データＤｎを、走査線５のラインＬｎに隣り合う２本のラインＬn-1、Ｌn+1に接続されている放射線検出素子７から読み出された画像データＤn-1、Ｄn+1を用いて補正するように構成することが可能である。
　具体的には、例えば、走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から読み出された画像データＤｎを破棄してしまい、走査線５のラインＬｎに隣接するラインＬn-1、Ｌn+1に接続されている各放射線検出素子７から読み出された画像データＤn-1、Ｄn+1で例えば下記（４）式に従って線形補間する等して、走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７からの画像データＤｎとするように構成することが可能である。
　　Ｄｎ＝（Ｄn-1＋Ｄn+1）／２　　…（４）
　この場合、走査線５のラインＬｎに印加されたオン電圧がオフ電圧に切り替えられた後に放射線画像撮影装置１への放射線の照射が開始された場合には、放射線検出素子７内で発生した電荷は全て放射線検出素子７内に保持され、画像データＤｎの欠損の問題は生じない。そのため、走査線５のラインＬｎに印加された電圧がオフ電圧に切り替えられたタイミングと放射線の照射が開始されたタイミングのいずれが先かを判断して上記の補正を行うか否かを判断するように構成することが可能である。
　また、上記のような判断を行うことなく、走査線５のラインＬｎに接続された放射線検出素子７に対して一律に上記の補正を行うように構成することも可能である。このように構成すれば、画像データＤｎの補正処理の制御構成を容易に構築することが可能となる。
　上記の問題の別の解決法としては、画像データＤｎを破棄する代わりに、画像データＤn-1、Ｄn+1を用いて、残存している画像データＤｎに基づいて本来読み出されるべき画像データＤｎを復元するように構成することも可能である。
　例えば、放射線の照射の開始を検出した際に走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂからオン電圧が印加されていた走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から読み出された各画像データＤｎの平均値Ｄｎaveを算出する。また、走査線５のラインＬｎに隣り合う２本のラインＬn-1、Ｌn+1にそれぞれ接続されている各放射線検出素子７から読み出された各画像データＤn-1、Ｄn+1の走査線５の各ラインＬn-1、Ｌn+1ごとの平均値Ｄn-1ave、Ｄn+1aveをそれぞれ算出する。
　ここで、平均値Ｄn-1ave、Ｄn+1aveを線形補間した値、すなわち例えば平均値（Ｄn-1ave＋Ｄn+1ave）／２が、走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から読み出された各画像データＤｎの本来の平均値であると仮定して、実際の平均値Ｄｎaveとの差分ΔＤを算出する。すなわち、
　　ΔＤ＝（Ｄn-1ave＋Ｄn+1ave）／２－Ｄｎave　　…（５）
　そして、この差分ΔＤを、走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から実際に読み出された各画像データＤｎに加算することで、本来の画像データＤｎを復元するように構成することが可能である。
　また、下記（６）式に従って、係数ａを算出し、この係数ａを、走査線５のラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から実際に読み出された各画像データＤｎに乗算することで、本来の画像データＤｎを復元するように構成することも可能である。
　　ａ＝｛（Ｄn-1ave＋Ｄn+1ave）／２｝／Ｄｎave　　…（６）
　このように、上記（５）式で算出される差分ΔＤを各画像データＤｎに加算したり、或いは上記（６）式で算出される係数ａを各画像データＤｎに乗算するように構成すれば、画像データＤｎの補正処理の制御構成を容易に構築することが可能となる。なお、これらの補正処理は、放射線画像撮影装置１自体が行うように構成することも可能であり、また、放射線画像撮影装置１から画像データを受信した外部装置で行うように構成することも可能である。
　ところで、例えば図２０に示すように、放射線の照射の開始が検出され、各放射線検出素子７のリセット処理で最後にオン電圧を印加した走査線５のラインが例えばラインＬ３であった場合には、その後の各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理では、走査線５のラインＬ３の次のラインＬ４から順にオン電圧を印加する走査線５のラインＬ４～Ｌｘ、Ｌ１～Ｌ３を順次切り替えながら画像データの読み出しを行うように構成することが可能である。
　このように構成すると、図２０に示すように、走査線５の全てのラインＬ１～Ｌｘにおいて、リセット処理の際にオン電圧が印加されてから読み出し処理においてオン電圧が印加されるまでの時間間隔Δｔ、或いはリセット処理の際にオフ電圧が印加されてから読み出し処理においてオフ電圧が印加されるまでの時間間隔Δｔが同じ時間間隔になる。そのため、画像データの読み出し処理の制御構成を容易に構築することが可能となるとともに、オフセット補正値の算出処理等の各種の処理を容易に行うことが可能となる。
　なお、図２０に示したように、各放射線検出素子７のリセット処理で最後にオン電圧を印加した走査線５のラインがラインＬ３等の途中のライン、すなわち走査線５の最終ラインＬｘ以外のラインであった場合でも、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理は、走査線５の最初のラインＬ１から順次オン電圧を印加する走査線５のラインＬを切り替えて行うように構成することも可能である。
　また、図２０に示した各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理の後、次の放射線画像撮影や、オフセット補正値を取得するためのいわゆるダーク読取処理を行う前に、読み出し処理で各放射線検出素子７から読み出し切れなかった電荷等の各放射線検出素子７内に残存している余分な電荷を各放射線検出素子７から放出させるリセット処理が再び行われる。
　通常の場合、このリセット処理は、図２０等に示した放射線の照射前のリセット処理と同様に、すなわち走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに順次印加するオン電圧の印加時間（すなわち電圧をオフ電圧からオン電圧に切り替えた後再度オフ電圧に切り替えるまでの時間。以下、オン時間という。）と同じオン時間だけ走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにオン電圧を順次印加するように構成される。また、この走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに対する順次のオン電圧の印加が予め設定された回数繰り返される。
　このように構成すると、比較的低線量の放射線、或いは入射した低線量の放射線がシンチレータ３で変換された低光量の電磁波を受光した放射線検出素子７では、比較的少ない電荷しか発生せず、それらが画像データとして読み出された後に各放射線検出素子７に残存する余分な電荷も小さくなるため、オン時間が短くても残存電荷が有効に各放射線検出素子７から放出され、効率良くリセットされる。
　しかし、比較的高線量の放射線、或いは入射した高線量の放射線がシンチレータ３で変換された高光量の電磁波を受光した放射線検出素子７では、比較的多くの電荷が発生し、画像データが読み出された後に各放射線検出素子７に残存する余分な電荷も大きくなる。そのため、再度のリセット処理で残存電荷を有効に放出し切れず、放射線検出素子７のリセット効率が低下するという問題が生じ得る。
　そこで、例えば、図２１に示すように、制御手段２２で、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに接続された各放射線検出素子７から読み出した画像データの、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとの各画像データＤ１～Ｄｘの最大値Ｄ１max～Ｄｘmaxをそれぞれ抽出し、各最大値Ｄ１max～Ｄｘmaxに基づいて再度のリセット処理における走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加するオン電圧のオン時間を変更するように構成することが可能である。
　図２１では、再度のリセット処理における走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加するオン電圧のオン時間を、各最大値Ｄ１max～Ｄｘmaxに比例するようにそれぞれ変更する場合が示されている。なお、図２１では、図２０に示した各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理に続けて再度のリセット処理を行う場合が示されているが、上記のように、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理を走査線５の最初のラインＬ１から順次オン電圧を印加する走査線５のラインＬを切り替えて行うように構成する場合には、再度のリセット処理も走査線５の最初のラインＬ１から順に各ラインＬ１～Ｌｘに変更されたオン時間だけオン電圧を順次印加して行われる。
　このように構成すれば、より高線量の放射線が入射し、残存する電荷が多い放射線検出素子７が接続されている走査線５のラインＬほど再度のリセット処理で長いオン時間だけオン電圧を印加するように構成することが可能となり、放射線検出素子７内に残存する電荷も大きい場合でも再度のリセット処理で残存電荷を放射線検出素子７から有効に放出して、放射線検出素子７のリセット効率を向上させることが可能となる。
　なお、この場合も、通常の場合と同様に、再度のリセット処理を予め設定された回数繰り返すように構成することも可能である。また、その際、２回目以降のリセット処理を、１回目と同様にオン時間を変更して行うように構成することも可能であり、２回目以降は通常のオン時間でリセット処理を行うように構成することも可能である。
　また、上記のように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとに抽出した各画像データＤ１～Ｄｘの最大値Ｄ１max～Ｄｘmaxに基づいて再度のリセット処理における走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加するオン電圧のオン時間を変更するだけでなく、それとともに、或いはそれに代えて、再度のリセット処理において走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加するオン電圧の電圧値を変更したり、或いはリセット回数を変更するように構成することも可能である。
　１　放射線画像撮影装置
　５、Ｌ１～Ｌｘ　走査線
　６　信号線
　７　放射線検出素子
　８　ＴＦＴ（スイッチ手段）
　１５　走査駆動手段
　１５ａ　電源回路
　１５ｂ　ゲートドライバ
　２２　制御手段
　２３　スイッチ素子
　４３　電流検出手段
　４４　スイッチ制御手段
　ｒ　領域
　Ｖ　電流に相当する電圧値（電流の値）
　Ｖon　オン電圧
　Ｖoff　オフ電圧

Claims (6)

  1. 　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
    　前記放射線検出素子ごとに配置され、接続された前記走査線に印加される電圧に応じてオフ状態とオン状態とが切り替えられるスイッチ手段と、
    　前記走査線を介して前記スイッチ手段にオン電圧およびオフ電圧を印加するゲートドライバと、前記ゲートドライバにオン電圧およびオフ電圧を供給する電源回路とを備える走査駆動手段と、
    　所定本数の前記走査線に接続され、前記各走査線を流れる電流を検出する電流検出手段と、
    　前記電流検出手段が検出した電流の値に基づいて少なくとも放射線の照射の開始を検出する制御手段と、
    を備え、
    　前記制御手段は、前記走査駆動手段の前記ゲートドライバから印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替える前記走査線を順次切り替えさせながら行う、前記各放射線検出素子から残存する電荷を放出させるリセット処理の際に、前記電流検出手段が検出した電流の値に基づいて放射線の照射の開始を検出すると、前記ゲートドライバから全ての前記走査線にオフ電圧を印加させて前記各スイッチ手段をオフ状態とさせ、放射線の照射により前記各放射線検出素子内で発生した電荷を前記各放射線検出素子内に蓄積させることを特徴とする放射線画像撮影装置。
  2. 　前記制御手段は、前記電流検出手段が検出した電流の値が増加した場合に放射線の照射の開始を検出することを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記制御手段は、前記電流検出手段が検出した電流の値が減少した場合に放射線の照射の終了を検出することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　前記所定本数の走査線と前記電流検出手段との間にそれぞれ設けられ、オン状態では対応する前記走査線と前記電流検出手段とを接続させ、オフ状態では対応する前記走査線と前記電流検出手段との接続を解除するスイッチ素子と、
    　前記スイッチ素子のオン／オフ動作を制御するスイッチ制御手段と、
    を備え、
    　前記制御手段は、前記リセット処理の際に、前記走査駆動手段の前記ゲートドライバから、前記走査線にオフ電圧が印加されている場合には当該走査線に対応する前記スイッチ素子をオン状態とし、前記走査線にオン電圧が印加されている場合には当該走査線に対応する前記スイッチ素子をオフ状態とするように前記スイッチ制御手段を制御することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記スイッチ素子を介して前記電流検出手段が接続される前記走査線の所定本数は、２本以上であることを特徴とする請求項４に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記制御手段は、放射線の照射の開始または終了を検出すると、前記スイッチ制御手段を、全ての前記スイッチ素子をオフ状態とさせるように制御することを特徴とする請求項４または請求項５に記載の放射線画像撮影装置。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120097860A1 (en) * 2009-07-01 2012-04-26 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiographic imaging apparatus
JP2013232884A (ja) * 2012-04-06 2013-11-14 Canon Inc 放射線撮像装置、その制御方法及び放射線撮像システム
JP2014017593A (ja) * 2012-07-06 2014-01-30 Canon Inc 放射線撮像装置の制御方法、放射線撮像装置、及び、放射線撮像システム

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11155847A (ja) * 1997-11-28 1999-06-15 Canon Inc 放射線撮影装置及び駆動方法
JP2006148901A (ja) * 1998-02-20 2006-06-08 Canon Inc 光電変換装置、放射線読取装置及び光電変換装置の駆動方法
US7211803B1 (en) * 2006-04-24 2007-05-01 Eastman Kodak Company Wireless X-ray detector for a digital radiography system with remote X-ray event detection
JP2009219538A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置および放射線画像撮影システム

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010073894A1 (ja) * 2008-12-24 2010-07-01 コニカミノルタエムジー株式会社 可搬型放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
US8866095B2 (en) * 2009-07-01 2014-10-21 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiographic imaging apparatus

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11155847A (ja) * 1997-11-28 1999-06-15 Canon Inc 放射線撮影装置及び駆動方法
JP2006148901A (ja) * 1998-02-20 2006-06-08 Canon Inc 光電変換装置、放射線読取装置及び光電変換装置の駆動方法
US7211803B1 (en) * 2006-04-24 2007-05-01 Eastman Kodak Company Wireless X-ray detector for a digital radiography system with remote X-ray event detection
JP2009219538A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置および放射線画像撮影システム

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120097860A1 (en) * 2009-07-01 2012-04-26 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiographic imaging apparatus
US8866095B2 (en) * 2009-07-01 2014-10-21 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiographic imaging apparatus
JP2013232884A (ja) * 2012-04-06 2013-11-14 Canon Inc 放射線撮像装置、その制御方法及び放射線撮像システム
JP2014017593A (ja) * 2012-07-06 2014-01-30 Canon Inc 放射線撮像装置の制御方法、放射線撮像装置、及び、放射線撮像システム

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