WO2011125312A1 - 放射線画像検出器及びその駆動方法 - Google Patents

放射線画像検出器及びその駆動方法 Download PDF

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會田　博之
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株式会社 東芝
東芝電子管デバイス株式会社
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    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • the present invention relates to a radiation image detector having a plurality of pixels arranged in a grid as an image detection unit and a driving method thereof, and more specifically, a radiation image detector and a driving method thereof that prevent image deterioration due to noise mixing. About.
  • a radiation image detector using an active matrix is attracting a great deal of attention.
  • an X-ray image or a real-time X-ray image is output as a digital signal.
  • it since it is a flat solid detector, it is highly expected in terms of image quality and stability. For this reason, many universities and manufacturers are working on research and development.
  • Radiation image detectors are roughly divided into two types: direct and indirect.
  • the direct method is a method in which X-rays are directly converted into a charge signal by a photoconductive film such as a-Se and led to a charge storage capacitor.
  • the indirect method is a method in which X-rays are received by the phosphor layer and converted to visible light, and the visible light is converted into signal charges by an a-Si photodiode or the like and led to a charge storage capacitor (for example, Patent Document 1).
  • a conventional indirect radiation image detector includes a fluorescence conversion film and an image detection unit that has a plurality of pixels arranged two-dimensionally and converts visible light into signal charges.
  • this indirect radiation image detector In this indirect radiation image detector, X-rays incident from the outside are converted into visible light inside the fluorescence conversion film, and the generated visible light enters the image detection unit.
  • this image detection unit visible light incident on the photodiode in the pixel is converted into an electric charge, and the electric charge is accumulated in the photodiode or in a capacitive element connected in parallel.
  • the X-ray information converted into electric charges passes through each switching element (TFT transistor) connected to the photodiode for each pixel group connected to the row selection line arranged in the row direction in each pixel and column direction.
  • the signal is transmitted to the outside of the image detection unit through the connected signal line.
  • Row selection line 1 in FIG. 13 is connected to a pixel group in the uppermost row of a plurality of pixels arranged in a matrix in the image detection unit, and “row selection line 2” is the second row from the upper end. Connected to the pixel group. Similarly, the “row selection line 3” is connected to the pixel group of the third row, and the row selection line N is connected to the pixel group of the Nth (lower end) row.
  • Each row selection line is connected to the gate terminal of the TFT arranged inside the pixel of the corresponding row.
  • a voltage (Lo state) that makes the connected TFT insulated is applied during most of the period, but the voltage (Hi) that makes the TFT conductive only for a specific period. State) is applied.
  • each row selection line 1 to N the period during which the voltage for turning on the TFT is different is different, and voltage application with the period shifted from the row selection line 1 in order is applied. Made. In this way, the charge signals from the pixels belonging to different rows are input to the integrating amplifier through the common signal line without crossing each other.
  • the “integration amplifier reset” operation in FIG. 13 resets the charge information stored in the integration amplifier connected to the signal line to the initial state at the time when the timing signal changes from Lo to Hi. Is.
  • the integrating amplifier accumulates the electric charge flowing through the signal line and converts it into a voltage.
  • a reset operation is required to release the accumulation of charge information from pixels belonging to a different row in the previous operation and return to the initial state. It is. By performing this reset operation immediately before each row selection line is turned on, only signals from pixels belonging to the target row can be accumulated by the integrating amplifier.
  • the “integration amplifier accumulation” operation in FIG. 13 performs charge accumulation operation of all the integration amplifiers connected to the signal line by setting to the Hi state, and accumulates the charge flowing in the signal line. On the other hand, by setting the Lo state, the charge accumulation operation is paused and the accumulation of the charge flowing through the signal line is paused.
  • the operation of “AD conversion” in FIG. 13 performs analog / digital conversion by an A / D converter connected after the integration amplifier.
  • the analog signal accumulated in the integrating amplifier and converted into a voltage is converted into a digital signal.
  • the timing signal for “integration amplifier accumulation” is changed from the Hi state to the Lo state, the timing signal for “AD conversion” is changed to the Hi state, thereby completing the charge accumulation of the integration amplifier.
  • a / D conversion is performed.
  • each operation shown in FIG. 13 is performed, so that the integration amplifier is operated only during a period in which the TFT is conducted in each row selection line and the charge signal from the pixel flows through the signal line.
  • the noise signal flowing through the signal line is cut off during an unnecessary period.
  • X-rays incident from the outside can be converted into charge signals and output to the outside as image information composed of digital signals.
  • the charge signal from only the pixel to which the TFT that has been turned on according to the voltage state of the row selection line belongs is amplified and converted into a digital signal, whereby image information of incident X-rays is obtained. Can be output accurately, but the resistance value is lowered by the X-rays irradiated to the TFT in an insulating state, so that charge signals from other pixels are mixed and inaccurate image information is output to the outside. .
  • Radiation image detectors used for medical applications perform the minimum necessary X-ray irradiation to avoid exposure to X-rays, and the intensity of X-rays that pass through the human body and have internal structure information is very low. The signal intensity output to the outside is also low.
  • TFT malfunction due to high-intensity incident X-rays is inevitable.
  • an apparatus for generating pulsed X-rays is more expensive than continuous X-rays, and information on periods during which no X-ray pulses are generated cannot be obtained.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a radiation image detector and a driving method thereof that can prevent image deterioration due to a malfunction of a TFT caused by continuous incident X-rays. .
  • a plurality of pixels that convert visible light into signal information are two-dimensionally arranged on a substrate, and each of the plurality of pixels is arranged in a row direction.
  • An image detection unit connected to one of the plurality of row selection lines extending and one of the plurality of signal lines extending in the column direction, and radiation provided on the plurality of pixels.
  • a radiation sensor including a fluorescence conversion film that converts visible light, a gate drive circuit that sequentially applies a drive voltage to each row selection line, and a drive signal that determines the scanning timing in the column direction with respect to the gate drive circuit
  • Read image signal information through a drive control circuit that generates a signal, a signal line connected to a pixel group connected to any one of the row selection lines to which the drive voltage is applied, and Apply the drive voltage to the row selection line
  • a reading circuit that reads noise signal information via the signal lines connected to all pixels in a non-existing state, a reading control circuit that generates a reading signal that determines a reading timing in the reading circuit, and the image signal information And a noise correction circuit for correcting based on the noise signal information.
  • the radiation image detector driving method of the present invention includes a plurality of pixels that are arranged on a substrate in a two-dimensional manner to convert visible light into signal information.
  • An image detection unit connected to one of a plurality of row selection lines extending in the row direction and one of a plurality of signal lines extending in the column direction;
  • a radiation image detector having a radiation sensor provided with a fluorescence conversion film for converting radiation into visible light, wherein a drive voltage is sequentially applied to each row selection line, and the drive voltage is applied
  • the image signal information is read through the signal line connected to the pixel group connected to any one of the row selection lines, and the drive voltage is not applied to all the row selection lines. Via the signal line connected to the pixels of It reads's signal information, and correcting, based on the noise signal information the image signal information.
  • FIG. 3 is an equivalent circuit diagram of the image detection unit in FIG. 2.
  • FIG. 2 is a plan view illustrating an example of a gate driving circuit and a reading circuit in FIG. 1.
  • Schematic which shows the integral amplifier circuit of the radiographic image detector which concerns on the 1st Embodiment of this invention.
  • 3 is a timing chart showing a method for driving the radiation image detector according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 shows a first embodiment of a radiation image detector according to the present invention.
  • the radiation image detector 10 is two-dimensionally arranged in a radiation sensor 11 having a phosphor layer that converts incident X-rays into light and an image detection unit that converts incident light into an electrical signal, and the image detection unit.
  • a gate drive circuit 13 for sequentially applying a drive voltage for each scan line for each pixel, a drive control circuit 15 for generating a drive signal for determining a scan timing in the column direction for the gate drive circuit 13, and a pixel in a selected row
  • a reading circuit 17 that reads and amplifies the electric signal, a reading control circuit 18 that generates a reading signal for determining the reading timing in the reading circuit 17, and noise correction by subtracting the noise signal from the image signal mixed with the noise signal.
  • a correction circuit 19 to be performed.
  • FIG. 2 shows an example of a specific configuration of the radiation sensor 11.
  • the radiation sensor 11 includes a fluorescence conversion film 23 that converts incident X-rays 21 into fluorescence, and an image detection unit 25 that converts the fluorescence into image information using an electrical signal.
  • the image detection unit 25 is formed by providing a circuit layer 29 in which a large number of pixels 28 including photodiodes and thin film transistors (TFTs) are arranged on a holding substrate 27 mainly composed of a glass substrate.
  • TFTs thin film transistors
  • FIG. 3 shows a partially enlarged view of the surface of the image detection unit 25.
  • the pixels 28 including the thin film transistors 31 and the photodiodes 33 are arranged in a grid pattern.
  • Each pixel 28 is connected to one of the plurality of row selection lines 35 arranged along the row direction and is one of the signal lines 37 arranged along the column direction. Connected to one. Further, each photodiode 33 is connected to one of a plurality of bias lines 39 arranged in the column direction.
  • Such an image detection unit 25 is manufactured by a TFT panel manufacturing process similar to the manufacturing process of the liquid crystal display device. That is, after the signal wiring (row selection line 35 and signal line 37) and the thin film transistor 31 are formed on the holding substrate 27, the photodiode 33 is formed in a lattice shape on the thin film transistor 31, and the output thereof is disposed at the lower portion. And a bias line 39 is formed.
  • FIG. 4 shows an equivalent circuit of the image detection unit 25, and FIG. 5 shows an equivalent circuit inside the pixel 28.
  • the pixel 28 includes a thin film transistor 31, a photodiode 33, and a capacitor 36.
  • a row selection line (gate line) 35 is connected to the gate of the thin film transistor 31, and a signal line 37 is connected to the source of the thin film transistor 31.
  • a photodiode 33 and a capacitor 36 are connected in parallel to the drain.
  • the capacitor 36 is a capacitance between the electrodes of the photodiode 33.
  • an integration amplifier 41 having a function of amplifying a charge signal transmitted through the signal line 37 and outputting the amplified signal is connected to the signal line 37 on a one-to-one basis.
  • the row selection line (gate line) 35 is connected to a specific signal line of the gate driver 63 shown in FIG.
  • FIG. 6 shows an example of a specific configuration of the gate driving circuit 13 and the reading circuit 17 of FIG.
  • the gate driving circuit 13 includes a gate driver 63 and a row selection circuit 65, and the reading circuit 17 includes an integrating amplifier 41, an A / D (analog / digital) converter 67, and a driver 69.
  • the gate driver 63 has a function of sequentially changing the voltages of a large number of signal lines connected to the radiation sensor 11 when receiving an external signal.
  • a row selection circuit 65 is connected to the gate driver 63.
  • the row selection circuit 65 has a function of sending a signal to the corresponding gate driver 63 according to the scanning direction of the X-ray image, and is connected to the drive control circuit 15 of FIG.
  • the integrating amplifier 41 is connected to a driver 69 via an A / D converter 67.
  • the driver 69 is connected to the reading control circuit 18 of FIG. 1, and reads out the signal digitized by the A / D converter 67 by the reading signal from the reading control circuit 18.
  • Fluorescence incident on the photodiode 33 shown in FIG. 5 is converted into charges consisting of electrons and holes inside the photodiode 33, and reaches both terminals of the photodiode 33 along the direction of the electric field applied to the capacitor 36. Thus, the current flowing through the photodiode 33 is observed.
  • the current generated inside the photodiode 33 flows into the capacitor 36 connected in parallel, and acts to cancel the charge stored in the capacitor 36.
  • the charge stored in the capacitor 36 decreases, and the potential difference generated between the terminals of the capacitor 36 also decreases compared to the initial state.
  • the gate driver 63 has a function of sequentially changing the potentials of a large number of control lines, but there is only one control line whose potential changes at a specific time.
  • the source-drain terminal of the thin film transistor 31 connected in parallel to the row selection line 35 connected to the control line changes from an insulating state to a conductive state.
  • a specific voltage is applied to each signal line 37 in FIG. 5, and the voltage is applied to the capacitor 36 connected through the source and drain terminals of the thin film transistor 31 connected to the row selection line 35 whose potential has changed. Will be.
  • the capacitor 36 Since the capacitor 36 is in the same potential state as the signal line 37 in the initial state, if the charge amount of the capacitor 36 is not changed from the initial state, the capacitor 36 does not move the charge from the signal line 37. . However, in the capacitor 36 connected in parallel with the photodiode 33 into which the fluorescence generated inside the fluorescence conversion film 23 from the incident X-ray 21 from the outside is incident, the charge stored inside is decreased, The potential of the state has changed. For this reason, a movement of electric charge is generated from the signal line 37 through the thin film transistor 31 in the conductive state, and the amount of electric charge stored in the capacitor 36 returns to the initial state. In addition, the amount of electric charge that has moved becomes a signal flowing through the signal line 37 and is transmitted to the outside.
  • the current flowing through the signal line 37 in FIG. 5 is input to the corresponding integrating amplifier 41, and the integrating amplifier 41 integrates the current flowing within a predetermined time and outputs a voltage corresponding to the integrated value to the outside.
  • the amount of charge flowing through the signal line within a certain time can be converted into a voltage value.
  • a charge signal corresponding to the intensity distribution of the fluorescence generated inside the fluorescence conversion film 23 by the incident X-ray 21 is generated inside the photodiode 33, and this charge signal is converted into potential information by the integrating amplifier 41. Is done.
  • the potential generated by the integrating amplifier 41 is sequentially converted into a digital signal by the A / D converter 67 shown in FIG.
  • the signal having the digital value is subjected to noise signal removal by the correction circuit 19 shown in FIG. 1 via the driver 69, and then the rows and columns of pixels arranged in the circuit layer 29 by an image synthesis circuit (not shown). Are sequentially arranged and output to the outside as an image signal.
  • Image information based on electrical signals output to the outside can be easily imaged by a normal display device, and an X-ray image can be observed as an image by visible light.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing an integration amplifier circuit of the radiological image detector 10
  • FIG. 8 is a timing chart showing an example of a driving method of the radiological image detector 10.
  • “Row selection line 1” in FIG. 8 is connected to the pixel group in the uppermost row of the plurality of pixels 28 arranged in a matrix in the image detection unit 25 in FIG. 1, and “Row selection line 2” is It is connected to the pixel group in the second row from the upper end. Similarly, the “row selection line 3” is connected to the pixel group of the third row, and the row selection line N is connected to the pixel group of the Nth (lower end) row.
  • each row selection line 35 is connected to a gate terminal of a thin film transistor (TFT) 31 disposed inside the pixel 28 in the corresponding row.
  • the gate drive circuit 13 Based on the timing signals of the row selection lines 1 to N shown in FIG. 8 generated by the drive control circuit 15 of FIG. 1, the gate drive circuit 13 applies a voltage to the row selection lines 1 to N.
  • a voltage (Lo state) for insulating the connected TFTs is applied to the row selection lines 1 to N in the most part, but only in a specific period.
  • a voltage (Hi state) for making the thin film transistor (TFT) 31 conductive is applied.
  • the period during which the gate drive circuit 13 applies a voltage for bringing the thin film transistor (TFT) 31 into the conductive state to each of the row selection lines 1 to N is different, and from the row selection line 1 as shown in FIG. Voltage application is performed with the period shifted to the row selection line N in order. In this way, the charge signals from the pixels 28 belonging to different rows are input to the integrating amplifier 41 through the common signal line 37 without being mixed with each other.
  • TFT thin film transistor
  • the operation of “integration amplifier reset” in FIG. 8 turns on the integration amplifier reset SW 42 in the reading circuit 17 based on the timing signal generated by the reading control circuit 18 in FIG. 1, as shown in FIG. By doing so, the charge information stored in the integrating amplifier 41 is reset to the initial state.
  • the integrating amplifier 41 accumulates the charge flowing through the signal line 37 shown in FIG. 4 and converts it into a voltage. (In FIG. 4, the integration amplifier accumulation SW 40 in FIG. 7 is omitted for simplification.)
  • the reset operation for releasing the accumulation of the charge information from the pixels 28 belonging to different rows and returning to the initial state is performed. By performing this reset operation immediately before each row selection line is turned on, only the signals from the pixels 28 belonging to the target row can be accumulated in the integrating amplifier 41.
  • “integrating amplifier accumulation” in FIG. 8 is performed when the signal from the reading control circuit 18 (see FIG. 1) is in the Hi state by turning on the integrating amplifier accumulation SW 40 in the reading circuit 17 shown in FIG.
  • the charge accumulation operation of all the integration amplifiers 41 connected to the signal line 37 is performed, and the charge flowing through the signal line 37 is accumulated.
  • the Lo state is set, the charge accumulation operation is paused and the accumulation of the charge flowing through the signal line 37 is paused.
  • the operation of “AD conversion” in FIG. 8 performs analog / digital conversion by the A / D converter 67 connected after the integrating amplifier 41 shown in FIG.
  • the A / D converter 67 converts the analog signal accumulated in the integrating amplifier 41 and converted into a voltage into a digital signal.
  • the “AD conversion” timing signal is changed to the Hi state, thereby completing the charge accumulation of the integration amplifier 41.
  • a / D conversion is performed at the timing.
  • a correction reading period 71 is provided within the period of leaving period 70 shown in FIG.
  • this correction reading period 71 all the row selection lines connected to the pixels 28 are in the off state, and the TFT elements inside the pixels 28 connected to the row selection lines are in an insulated state.
  • the image information detected in the image reading period 72 and output from the A / D converter 67 is the conventional radiation shown in FIG. The same as in the case of the image detector. Therefore, mixing of noise into X-ray image information caused by TFTs malfunctioning due to incident X-rays is unavoidable as in the prior art.
  • the leakage current flowing through the signal line 37 in the correction reading period 71 is from the pixel to which the TFT to which the TFT which has been malfunctioned due to incident X-rays and is deteriorated in the insulation state is connected to the row selection line in the OFF state.
  • the leakage current is the same as that mixed in the charge signal from the pixel 28 connected to the row selection line that has been turned on in the image reading period 72.
  • the value of the current flowing through the signal line 37 during the correction reading period 71 is such that any row selection line is in the On state and the TFT in the On state from the leakage current from the TFT connected to the other row selection line in the Off state.
  • the original X-ray image can be reproduced by subtracting the charge information detected during the correction reading period 71 from the X-ray image information mixed with the image information from the TFT malfunctioning due to incident X-rays. Is possible.
  • FIG. 9 is a timing chart showing an example of another driving method of the radiation image detector 10.
  • the first embodiment of the integrating amplifier in the corrected read period 81 shown in FIG. 9 is driven in the same way as the form.
  • the integration amplifier accumulation time T 3 is doubled the integration amplifier accumulation time T 2 , the amount of charge obtained is doubled, but the amount of noise generated from the integration amplifier 41 and the A / D converter 67 is It does not change.
  • the charge amount this obtained by half can equal the amount of charge integration time T 2, and the amount of noise generated from the integrating amplifier 41 and A / D converter 67 can be halved. Therefore, in the correction of the X-ray image, it is possible to use a correction charge amount with less noise from the integrating amplifier 41 and the A / D converter 67, so that it is possible to easily further increase the accuracy of the X-ray image.
  • the radiation image detector 10 it is necessary to use a large number of integration amplifiers 41 that amplify a high-magnification and minute signal, but the output of the integration amplifier 41 is likely to change depending on the environmental temperature and operating conditions. For this reason, when the radiation image detector 10 is activated, the operating point of the integrating amplifier 41 changes due to a temperature rise inside the device, and noise that cannot be ignored may be mixed in the X-ray image output as a result. Similarly, the TFT element in each pixel 28 also changes the insulation performance in the OFF state depending on the temperature, and adversely affects the X-ray image as a leakage current from the TFT mainly due to the temperature rise. These adverse effects can be easily corrected by the driving method according to the present embodiment, and an X-ray image with less noise can be obtained.
  • the integration amplifier accumulation time T 3 is preferably in the range of 2 to 10 times the integration amplifier accumulation time T 2 .
  • FIG. 10 is a timing chart showing an example of another driving method of the radiation image detector 10.
  • the first embodiment of the integrating amplifier in the corrected read period 91 shown in FIG. 10 is driven in the same way as the form.
  • the radiological image detector according to the present embodiment is configured in the same manner as the radiological image detector 10 according to the first embodiment, except that the integrating amplifier circuit is configured as shown in FIG.
  • the integration amplifier circuit shown in FIG. 11 is obtained by removing only the integration amplifier storage SW40 from the integration amplifier circuit shown in FIG. 7. However, the integration amplifier storage SW40 is changed by turning ON / OFF the integration amplifier reset SW42 in FIG. It is possible to realize the same function as turning on and off.
  • a driving method of the radiation image detector having the integration amplifier circuit shown in FIG. 11 will be described with reference to a timing chart shown in FIG.
  • the operation of the “row selection lines 1 to N” is the same as that of the radiation image detector 10 having the integration amplifier circuit shown in FIG. 7, and the voltages for sequentially turning on the thin film transistors (TFTs) 31 from the row selection line 1 are sequentially applied. The operation to apply is performed.
  • integration amplifier reset is performed by turning ON the integration amplifier reset SW 42 in the reading circuit 17 as shown in FIG. 11 based on the timing signal generated by the reading control circuit 18 in FIG. (Hi state in FIG. 12), the charge information stored in the integrating amplifier 41 is reset to the initial state. Thereafter, the integration amplifier reset SW 42 is turned OFF (Lo state in FIG. 12), whereby the integration amplifier 41 accumulates the charge flowing through the signal line 37 shown in FIG. 4 and converts it into a voltage.
  • the integration amplifier reset SW 42 remains ON (Hi state in FIG. 12), and during the correction reading period 71, the integration amplifier reset SW 42 remains OFF (FIG. 12). Lo state), the charge information flowing through the signal line 37 during the correction reading period 71 is accumulated by the integrating amplifier 41, and the charge information flowing through the signal line other than the pixel reading period 72 can be output.
  • the radiation image detector according to the present embodiment can achieve the same effects as those of the radiation image detector 10 according to the first embodiment.

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Abstract

　連続的な入射Ｘ線を原因とするＴＦＴの誤動作による画像劣化を防止できる放射線画像検出器を提供する。基板上に二次元状に配列された複数の画素がそれぞれ複数本の行選択線のうちの１本及び複数本の信号線のうちの１本に接続された画像検出部を備えた放射線センサ１１と、行選択線毎に順次駆動電圧を印加するゲート駆動回路１３と、ゲート駆動回路１３に対して駆動信号を生成する駆動制御回路１５と、駆動電圧が印加された任意の行選択線と接続された画素群に接続される信号線を介して画像信号情報を読み取るとともに、全ての行選択線に駆動電圧を印加しない状態で全ての画素に接続される信号線を介してノイズ信号情報を読み込む読取回路１７と、読取信号を生成する読取制御回路１８と、画像信号情報をノイズ信号情報に基づいて補正するノイズ補正回路１９とを備える。

Description

放射線画像検出器及びその駆動方法
　本発明は、画像検出部として格子状に配列された複数の画素を有する放射線画像検出器及びその駆動方法に係り、さらに詳しくは、ノイズ混入による画像劣化を防止した放射線画像検出器及びその駆動方法に関する。
　新世代のＸ線診断用検出器としてアクティブマトリックスを用いた放射線画像検出器が大きな注目を集めている。この放射線画像検出器にＸ線を照射することにより、Ｘ線撮影像又はリアルタイムのＸ線画像がデジタル信号とし出力される。また、平面状の固体検出器であることから、画質性能や安定性の面でも極めて期待が大きい。この為、多くの大学やメーカーが研究開発に取り組んでいる。
　放射線画像検出器は、直接方式と間接方式の２方式に大別される。
　直接方式は、Ｘ線をａ－Ｓｅ等の光導電膜により直接電荷信号に変換し、電荷蓄積用のキャパシタに導く方式である。
　一方の間接方式は、蛍光体層によりＸ線を受けて一旦可視光に変換し、可視光をａ－Ｓｉフォトダイオードなどにより信号電荷に変換して電荷蓄積用キャパシタに導く方式である（例えば、特許文献１参照）。
　現在実用化されている放射線画像検出器の多くが間接方式を採用している。
　従来の間接型放射線画像検出器においては、蛍光変換膜と、二次元状に配列された複数の画素を有し可視光を信号電荷に変換する画像検出部とを備えている。
　この間接型放射線画像検出器では、外部から入射したＸ線が蛍光変換膜の内部にて可視光に変換され、発生した可視光は画像検出部に入射する。この画像検出部において画素内のフォトダイオードに入射した可視光は電荷に変換され、その電荷はフォトダイオード内部もしくは並列接続されている容量素子内部に蓄積される。
　電荷に変換されたＸ線情報は、フォトダイオードに接続されているスイッチング素子（ＴＦＴトランジスタ）を通して、行方向に配置された行選択線に接続された画素群毎に、各々の画素と列方向に接続された信号線により画像検出部の外部へと伝達される。
　このような放射線画像検出器の駆動方法について図１３を用いて説明する。　図１３における「行選択線１」は、画像検出部内の行列状に配置された複数の画素における上端の行の画素群に接続されており、「行選択線２」は上端から２番目の行の画素群に接続されている。同様に「行選択線３」は３行目、行選択線ＮはＮ番目（下端）の行の画素群に接続されている。
　各々の行選択線は、対応する行の画素内部に配置されているＴＦＴのゲート端子に接続されている。各々の行選択線における電圧状態は、接続されているＴＦＴを絶縁状態にする電圧（Ｌｏ状態）が大部分の期間において印加されているが、特定の期間のみＴＦＴを導通状態にする電圧（Ｈｉ状態）が印加される。
　また、図１３に示すように、各々の行選択線１～Ｎにおいて、ＴＦＴを導通状態にする電圧が印加される期間は全て異なっており、行選択線１から順に期間をずらした電圧印加がなされる。このようにすることで、異なる行に属する画素からの電荷信号はお互いに交じり合うことなく、共通する信号線を通じて積分アンプに入力されることになる。
　次に、図１３における「積分アンプリセット」の動作は、タイミング信号がＬｏからＨｉに変化する時刻において、信号線に接続されている積分アンプに蓄積された電荷情報をリセットし、初期状態にするものである。積分アンプは、信号線を流れる電荷を蓄積し、電圧に変換する。この動作を行うに当たって、特定の行に属する画素からの電荷情報を蓄積する場合には、直前の動作において異なる行に属する画素からの電荷情報の蓄積を開放し、初期状態に戻すリセット動作が必要である。このリセット動作を各々の行選択線がＯＮ状態になる直前に行うことで、目的とする行に属する画素からの信号のみを積分アンプにて蓄積することが可能となる。
　また、図１３の「積分アンプ蓄積」の動作は、Ｈｉ状態にすることで信号線に接続されている全ての積分アンプの電荷蓄積動作を行い、信号線に流れる電荷を蓄積する。一方、Ｌｏ状態にすることで電荷蓄積動作を休止して信号線に流れる電荷の蓄積を休止する動作を行う。
　更に、図１３の「ＡＤ変換」の動作は、積分アンプ後に接続されているＡ／Ｄ変換器によりアナログ／デジタル変換を行うものである。タイミング信号がＬｏからＨｉに変化する時刻において、積分アンプに蓄積され電圧に変換されたアナログ信号をデジタル信号に変換する。図１３に示すように、「積分アンプ蓄積」のタイミング信号をＨｉ状態からＬｏ状態とした直後に、「ＡＤ変換」のタイミング信号をＨｉ状態とすることにより、積分アンプの電荷蓄積が終了したタイミングでＡ／Ｄ変換が行われることになる。
　外部からＸ線が照射されている間、図１３に示す各動作を行うことで、各々の行選択線においてＴＦＴを導通して画素からの電荷信号が信号線を流れる期間のみ積分アンプを動作し、不要な期間において信号線を流れるノイズ信号を遮断する。これより、外部から入射したＸ線は電荷信号に変換され、デジタル信号から構成される画像情報として外部に出力することが可能となる。
特開２００９－１２８０２３号公報
　しかしながら、放射線画像検出器に時間的に連続してＸ線が入射した場合、蛍光変換膜を通過したＸ線が絶縁状態になったＴＦＴ内部にも入射する可能性がある。ＴＦＴ内部に入射したＸ線の一部はＴＦＴ内部にて電荷に変換し、絶縁状態であるＴＦＴのドレイン、ソース間の抵抗を下げる働きをする。その結果、本来絶縁状態であるＴＦＴ素子を通じて画素内部に蓄積された電荷が信号線へと流れ込むことになる。流れ込んだ信号線は、その時点にて導通状態となっているＴＦＴが属する行の画素からの信号に重なり、積分アンプを通じて画像情報として外部に出力される。
　即ち、図１３における本来の動作では、行選択線の電圧状態に応じて導通状態となったＴＦＴが属する画素のみからの電荷信号を増幅し、デジタル信号に変換することで入射Ｘ線の画像情報を正確に出力することができるが、絶縁状態であるＴＦＴに照射されたＸ線により抵抗値が下がることで、他の画素からの電荷信号が混ざり不正確な画像情報が外部に出力されてしまう。
　医療用途に用いる放射線画像検出器では、Ｘ線による被爆を避けるため必要最小限のＸ線照射を行っており、人体を通過し体内の内部構造の情報を持つＸ線の強度は非常に低く、外部に出力される信号強度も低くなっている。それに対して、人体以外を通過し強度の高いＸ線も同時に放射線画像検出器に入射するため、強度の高い入射Ｘ線によるＴＦＴの誤動作は避けられない。
　この問題を解決するために、パルス状のＸ線を用いる手法がある。
　これは、図１３における放射線画像検出器の動作において、画素からの電荷読み出しを行わない放置期間７０にのみＸ線を照射し、その前後の画像読み取り期間７２にはＸ線を照射しないパルス状のＸ線を用いる手法である。
　この手法を用いると、入射Ｘ線によるＴＦＴの誤動作が発生して絶縁性能が低くなったＴＦＴを通して画素からの信号が信号線に混入しても、信号線に接続された積分アンプとＡ／Ｄ変換器は動作しておらず、不必要な電荷情報が混入した画像情報が出力されることは無い。
　しかし、連続的なＸ線に比べてパルス状のＸ線を発生させるための装置は高価であり、しかもＸ線パルスが発生していない期間の情報を得ることはできない。また、放置期間として、Ｘ線パルスを入射するために十分な時間を確保する必要があり、放射線画像検出器の動作に制限が加えられることとなる。この制限のため、放射線画像検出器の画像更新速度は制限されてしまい、高速に変化するＸ線画像を検出することが困難になってしまう。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、連続的な入射Ｘ線を原因とするＴＦＴの誤動作による画像劣化を防止できる放射線画像検出器及びその駆動方法を提供することを目的とする。
　上述の目的を達成するため、本発明の放射線画像検出器は、基板上に、可視光を信号情報に変換する複数の画素が二次元状に配列され、前記複数の画素はそれぞれ、行方向に延在する複数本の行選択線のうちの１本及び列方向に延在する複数本の信号線のうちの１本に接続された画像検出部と、前記複数の画素上に設けられ放射線を可視光に変換する蛍光変換膜とを備えた放射線センサと、前記行選択線毎に順次駆動電圧を印加するゲート駆動回路と、前記ゲート駆動回路に対して列方向の走査のタイミングを決める駆動信号を生成する駆動制御回路と、前記駆動電圧が印加された任意の１本の前記行選択線と接続された画素群に接続される前記信号線を介して画像信号情報を読み取るとともに、全ての前記行選択線に前記駆動電圧を印加しない状態で全ての画素に接続される前記信号線を介してノイズ信号情報を読み込む読取回路と、前記読取回路での読み取りタイミングを決める読取信号を生成する読取制御回路と、前記画像信号情報を前記ノイズ信号情報に基づいて補正するノイズ補正回路と、を備えることを特徴とする。
　また、上述の目的を達成するため、本発明の放射線画像検出器の駆動方法は、基板上に、可視光を信号情報に変換する複数の画素が二次元状に配列され、前記複数の画素はそれぞれ、行方向に延在する複数本の行選択線のうちの１本及び列方向に延在する複数本の信号線のうちの１本に接続された画像検出部と、前記複数の画素上に設けられ放射線を可視光に変換する蛍光変換膜とを備えた放射線センサを有する放射線画像検出器の駆動方法であって、前記行選択線毎に順次駆動電圧を印加し、前記駆動電圧が印加された任意の１本の前記行選択線と接続された画素群に接続される前記信号線を介して画像信号情報を読み取るとともに、全ての前記行選択線に前記駆動電圧を印加しない状態で全ての画素に接続される前記信号線を介してノイズ信号情報を読み込み、前記画像信号情報を前記ノイズ信号情報に基づいて補正することを特徴とする。
　本発明によれば、連続的な入射Ｘ線を原因とするＴＦＴの誤動作による画像劣化を防止することができる。
本発明の第１の実施の形態に係る放射線画像検出器を示す模式図。 図１の放射線画像検出器に用いた放射線センサの一例を示す斜視図。 図２の画像検出部表面の部分拡大図。 図２の画像検出部の等価回路図。 画素内部の等価回路図。 図１のゲート駆動回路及び読取回路の一例を示す平面図。 本発明の第１の実施の形態に係る放射線画像検出器の積分アンプ回路を示す概略図。 本発明の第１の実施の形態に係る放射線画像検出器の駆動方法を示すタイミングチャート。 本発明の第２の実施の形態に係る放射線画像検出器の駆動方法を示すタイミングチャート。 本発明の第３の実施の形態に係る放射線画像検出器の駆動方法を示すタイミングチャート。 本発明の第４の実施の形態に係る放射線画像検出器の積分アンプ回路を示す概略図。 本発明の第４の実施の形態に係る放射線画像検出器の駆動方法を示すタイミングチャート。 従来の放射線画像検出器の駆動方法を示すタイミングチャート。
　以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。
［第１の実施の形態］
（放射線画像検出器の全体構成）
　図１に、本発明に係る放射線画像検出器の第１の実施の形態を示す。
　この放射線画像検出器１０は、入射したＸ線を光に変換する蛍光体層及び入射した光を電気信号に変換する画像検出部を有する放射線センサ１１と、画像検出部に２次元的に配置された画素につき走査ライン毎に順次駆動電圧を印加するゲート駆動回路１３と、ゲート駆動回路１３に対して列方向のスキャンタイミングを決める駆動信号を生成する駆動制御回路１５と、選択された一行の画素の電気信号を読み取って増幅する読取回路１７と、読取回路１７での読取タイミングを決める読取信号を生成する読取制御回路１８と、ノイズ信号が混入した画像信号からノイズ信号を減算してノイズ補正を行う補正回路１９と、を備えている。
（放射線センサ１１）
　図２は、放射線センサ１１の具体的な構成の一例を示すものである。
　この放射線センサ１１は、入射Ｘ線２１を蛍光に変換する蛍光変換膜２３と、この蛍光を電気信号による画像情報へと変換する画像検出部２５とを備えている。
　画像検出部２５は、主にガラス基板により構成されている保持基板２７上に、フォトダイオード及び薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）を含む画素２８が多数配列された回路層２９を設けて形成されている。
　図３は、画像検出部２５表面の部分拡大図を示すものである。
　画像検出部２５表面では、薄膜トランジスタ３１及びフォトダイオード３３を含む画素２８が格子状に配置されている。また、各々の画素２８は、行方向に沿って複数本配設された行選択線３５のうちの１本と接続され、かつ列方向に沿って複数本配設された信号線３７のうちの１本と接続されている。更に、それぞれのフォトダイオード３３は、列方向に沿って複数本配設されたバイアス線３９のうちの１本と接続されている。
　このような画像検出部２５は、液晶表示装置の製造工程に類似しているＴＦＴパネル製造工程により製造される。即ち、保持基板２７上に信号配線（行選択線３５及び信号線３７）と薄膜トランジスタ３１を形成後、その上にフォトダイオード３３を格子状に形成し、その出力を下部に配置されている薄膜トランジスタ３１に電気的に接続し、さらにバイアス線３９を形成することで製造される。
　図４に画像検出部２５の等価回路を、図５に画素２８内部の等価回路を示す。
　画素２８は、薄膜トランジスタ３１、フォトダイオード３３及びコンデンサ３６からなり、薄膜トランジスタ３１のゲートには行選択線（ゲート線）３５が接続され、薄膜トランジスタ３１のソースには信号線３７が接続され、薄膜トランジスタ３１のドレインにはフォトダイオード３３とコンデンサ３６とが並列に接続されている。なお、コンデンサ３６は、フォトダイオード３３の電極間の容量である。
　また、信号線３７の終端には、信号線３７を伝わる電荷信号を増幅し、外部に出力する機能を有する積分アンプ４１が信号線３７と一対一に接続されている。
　更に、行選択線（ゲート線）３５は、図６に示すゲートドライバ６３の特定の信号線に接続される。
（ゲート駆動回路１３、読取回路１７）
　図６は、図１のゲート駆動回路１３及び読取回路１７の具体的な構成の一例を示すものである。
　ゲート駆動回路１３は、ゲートドライバ６３及び行選択回路６５を備え、読取回路１７は積分アンプ４１、Ａ／Ｄ（アナログ・デジタル）変換器６７及び駆動器６９を備えている。
　ゲートドライバ６３は、外部からの信号を受信すると、放射線センサ１１に接続されている多数の信号線の電圧を順番に変更していく機能を有している。また、このゲートドライバ６３には行選択回路６５が接続される。
　行選択回路６５は、Ｘ線画像の走査方向に従って対応するゲートドライバ６３へと信号を送る機能を有しており、図１の駆動制御回路１５と接続されている。
　また、積分アンプ４１は、Ａ／Ｄ変換器６７を介して駆動器６９に接続されている。駆動器６９は、図１の読取制御回路１８と接続されており、読取制御回路１８からの読取信号により、Ａ／Ｄ変換器６７でデジタル化された信号の読み出しを行う。
（放射線画像検出器１０の動作）
　以下に、上記のＸ線画像検出器１０の動作について説明する。
　初期状態において、図５におけるコンデンサ３６には電荷が蓄えられており、並列接続されているフォトダイオード３３には逆バイアス状態の電圧が加えられている。このときの電圧は、信号線３７に加えられている電圧と同じである。フォトダイオード３３はダイオードの一種なので、逆バイアスの電圧が加えられても電流はほとんど流れることは無い。そのためコンデンサ３６に蓄えられた電荷は減少することなく保持されることになる。
　この状態において、図２に示す入射Ｘ線２１が蛍光変換膜２３に入射すると、蛍光変換膜２３内部において、高エネルギーのＸ線が低エネルギーの多数の可視光に変換される。蛍光変換膜２３内部にて発生した蛍光の一部は、画像検出部２５の表面に配置されているフォトダイオード３３へと到達する。
　図５に示すフォトダイオード３３に入射した蛍光は、フォトダイオード３３内部にて電子とホールからなる電荷に変換され、コンデンサ３６に印加されている電界方向に沿ってフォトダイオード３３の両端子へと到達することで、フォトダイオード３３内部を流れる電流として観測される。
　フォトダイオード３３の内部において発生した電流は、並列接続されているコンデンサ３６へと流れ込み、コンデンサ３６内部に蓄えられている電荷を打ち消す作用を及ぼす。その結果、コンデンサ３６に蓄えられていた電荷は減少し、コンデンサ３６の端子間に発生していた電位差も初期状態と比べて減少する。
　図６において、ゲートドライバ６３は多数の制御線の電位を順番に変化させる機能を有するが、ある特定の時間において電位の変化している制御線は１本のみである。この制御線に接続されている行選択線３５に並列接続されている薄膜トランジスタ３１のソース、ドレイン間端子は、絶縁状態から導通状態へと変化する。
　図５の各信号線３７には特定の電圧がかけられており、電位の変化した行選択線３５に接続されている薄膜トランジスタ３１のソース、ドレイン端子を通じて接続されているコンデンサ３６に電圧が印加されることになる。
　初期状態においては、コンデンサ３６は信号線３７と同じ電位状態になっているため、コンデンサ３６の電荷量が初期状態と変化していない場合、コンデンサ３６では信号線３７からの電荷の移動は発生しない。しかし、外部からの入射Ｘ線２１より蛍光変換膜２３内部にて発生した蛍光が入射したフォトダイオード３３と並列接続しているコンデンサ３６では、内部に蓄えられている電荷が減少しており、初期状態の電位とは変化している。そのため導通状態となった薄膜トランジスタ３１を通じて信号線３７より電荷の移動が発生し、コンデンサ３６内部に蓄えられた電荷量は初期状態に戻る。また、移動した電荷量は信号線３７を流れる信号となり外部へと伝わっていく。
　図５における信号線３７を流れる電流は、対応する積分アンプ４１へと入力され、積分アンプ４１は、一定時間内に流れる電流を積分し、その積分値に対応した電圧を外部へと出力する。この動作を行うことで、ある一定時間内に信号線を流れる電荷量を電圧値に変換することが可能となる。この結果、入射Ｘ線２１にて蛍光変換膜２３内部にて発生した蛍光の強弱分布に対応した電荷信号がフォトダイオード３３内部にて発生し、この電荷信号が積分アンプ４１によって電位情報へと変換される。
　積分アンプ４１より発生した電位は、図６に示すＡ／Ｄ変換器６７にて順次デジタル信号へと変換される。デジタル値となった信号は、駆動器６９を介して、図１に示す補正回路１９にてノイズ信号を除去した後、図示しない画像合成回路にて回路層２９に配置された画素の行と列に従って順次整理され、画像信号として外部へと出力される。
　外部へと出力された電気信号による画像情報は、通常のディスプレイ装置によって容易に画像化が可能であり、Ｘ線画像を可視光による画像として観察することが可能となる。
（放射線画像検出器１０の駆動方法）
　図７は、本放射線画像検出器１０の積分アンプ回路を示す概略図であり、図８は、この放射線画像検出器１０の駆動方法の一例を示すタイミングチャートである。
　図８における「行選択線１」は、図１の画像検出部２５内の行列状に配置された複数の画素２８における上端の行の画素群に接続されており、「行選択線２」は上端から２番目の行の画素群に接続されている。同様に「行選択線３」は３行目、行選択線ＮはＮ番目（下端）の行の画素群に接続されている。
　図５に示すように、各々の行選択線３５は、対応する行の画素２８内部に配置されている薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）３１のゲート端子に接続されている。　図１の駆動制御回路１５で生成された図８に示す各行選択線１～Ｎのタイミング信号に基づき、ゲート駆動回路１３は各行選択線１～Ｎに電圧を印加する。ここで、図８に示すように、行選択線１～Ｎには、接続されているＴＦＴを絶縁状態にする電圧（Ｌｏ状態）が大部分の期間において印加されているが、特定の期間のみ薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）３１を導通状態にする電圧（Ｈｉ状態）が印加される。
　また、ゲート駆動回路１３が各々の行選択線１～Ｎに対して薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）３１を導通状態にする電圧を印加する期間は全て異なっており、図８のように、行選択線１から行選択線Ｎまで順に期間をずらした電圧印加を行う。このようにすることで、異なる行に属する画素２８からの電荷信号はお互いに交じり合うことなく、共通する信号線３７を通じて積分アンプ４１に入力されることになる。
　次に、図８における「積分アンプリセット」の動作は、図１の読取制御回路１８で生成されたタイミング信号に基づいて、図７に示すように、読取回路１７における積分アンプリセットＳＷ４２をＯＮにすることにより、積分アンプ４１に蓄積された電荷情報をリセットし初期状態にするものである。積分アンプ４１は、図４に示す信号線３７を流れる電荷を蓄積し、電圧に変換する。（なお、図４では簡略化のために図７の積分アンプ蓄積ＳＷ４０は省略されている）この動作を行うに当たって、特定の行に属する画素２８からの電荷情報を蓄積する場合には、直前の動作において異なる行に属する画素２８からの電荷情報の蓄積を開放し、初期状態に戻すリセット動作を行う。このリセット動作を各々の行選択線がＯＮ状態になる直前に行うことで、目的とする行に属する画素２８からの信号のみを積分アンプ４１にて蓄積することが可能となる。
　また、図８の「積分アンプ蓄積」の動作は、図７に示す読取回路１７における積分アンプ蓄積ＳＷ４０をＯＮにすることにより、読取制御回路１８（図１参照）からの信号がＨｉ状態の時に信号線３７に接続されている全ての積分アンプ４１の電荷蓄積動作を行い、信号線３７に流れる電荷を蓄積する。一方、Ｌｏ状態の時に電荷蓄積動作を休止して信号線３７に流れる電荷の蓄積を休止する動作を行う。
　更に、図８の「ＡＤ変換」の動作は、図６に示す積分アンプ４１の後に接続されているＡ／Ｄ変換器６７によりアナログ／デジタル変換を行うものである。読取制御回路１８（図１参照）からのタイミング信号がＬｏからＨｉに変化する時刻において、Ａ／Ｄ変換器６７は積分アンプ４１に蓄積され電圧に変換されたアナログ信号をデジタル信号に変換する。図８に示すように、「積分アンプ蓄積」のタイミング信号をＨｉ状態からＬｏ状態とした直後に、「ＡＤ変換」のタイミング信号をＨｉ状態とすることにより、積分アンプ４１の電荷蓄積が終了したタイミングでＡ／Ｄ変換が行われることになる。
　外部からＸ線が照射されている間、図８に示す各動作を行うことで、各々の行選択線３５においてＴＦＴを導通して画素２８からの電荷信号が信号線を流れる期間のみ積分アンプ４１を動作し、不要な期間において信号線を流れるノイズ信号を遮断する。これより、外部から入射したＸ線は電荷信号に変換され、デジタル信号から構成される画像情報として外部に出力することが可能となる。
　更に、本実施の形態では、図８に示す放置期間７０の期間内に補正読み込み期間７１を設けている。この補正読み込み期間７１においては、画素２８に接続されている全ての行選択線はＯｆｆ状態になっており、行選択線に接続された画素２８内部のＴＦＴ素子は絶縁状態になっている。
　本実施の形態の放射線画像検出器１０に外部から連続Ｘ線を入射した場合、画像読み取り期間７２にて検出されＡ／Ｄ変換器６７から出力される画像情報は、図１３に示す従来の放射線画像検出器の場合と同じである。そのため入射したＸ線により誤動作したＴＦＴを原因とするＸ線画像情報へのノイズの混入は従来と同様に避けられない。
　しかしながら、補正読み込み期間７１において信号線３７を流れる電荷情報を得ることで、入射Ｘ線により誤動作し絶縁状態の劣化したＴＦＴの属する画素２８からの漏れ電流の情報を得ることができる。
　即ち、補正読み込み期間７１において信号線３７を流れる漏れ電流は、Ｏｆｆ状態になった行選択線に接続されているにもかかわらず入射Ｘ線により誤動作し絶縁状態の劣化したＴＦＴの属する画素からの漏れ電流であって、画像読み取り期間７２においてＯｎ状態になった行選択線に接続されている画素２８からの電荷信号に混入したものと同じである。
　入射Ｘ線の分布や強度が画像読み取り期間７２、放置期間７０そして補正読み込み期間７２からなる１回の画像取得中に変化しない状況と推定される。よって、補正読み込み期間７１中に信号線３７を流れる電流値は、任意の行選択線がＯｎ状態であり他のＯｆｆ状態の行選択線に接続されているＴＦＴからの漏れ電流からＯｎ状態のＴＦＴからの漏れ電流を減算した値となる。
　行選択線は非常に多数あり、１本分の漏れ電流値の違いは漏れ電流全体と比較するとごく微細な値となる。そのため、画像読み取り期間７２における個別の積分アンプ蓄積時間Ｔ１と補正読み込み期間７１の積分アンプ蓄積時間Ｔ２が同一であれば、補正読み込み期間７１において検出された電荷情報は、画像読み取り期間７２において検出された個々の画素２８からの電荷情報に混入した誤動作したＴＦＴからの電荷量にほとんど等しくなる。
　従って、入射Ｘ線により誤動作したＴＦＴからの画像情報が混入したＸ線画像情報から、上記の補正読み込み期間７１中に検出された電荷情報を減算することで、本来のＸ線画像を再生することが可能となる。
　具体的には、画像読み取り期間７２で積分アンプ蓄積を蓄積時間Ｔ１で行って得られたノイズ信号が混入した画像信号による電荷情報と、補正読み込み期間７１で積分アンプ蓄積を蓄積時間Ｔ２（Ｔ２＝Ｔ１）で行って得られたノイズ信号による電荷情報とを図１に示す補正回路１９に取り込み、補正回路１９で、ノイズ信号が混入した画像信号による電荷情報からノイズ信号による電荷情報を減算することによって、ノイズ信号を除去した本来の画像信号のみを得ることができる。
　本実施の形態では、従来技術の放射線画像検出器に対して追加を必要とする部品はほとんど無く、また放射線画像検出器の動作を制限することも無いため、従来の装置と変わらないコストでノイズ混入による画像劣化を防止した放射線画像検出器を提供することが可能になる。
［第２の実施の形態］
　図９は、放射線画像検出器１０の他の駆動方法の一例を示すタイミングチャートである。
　本実施の形態では、図９に示す補正読み込み期間８１中の積分アンプの蓄積時間Ｔ３を第１の実施の形態の積分アンプの蓄積時間Ｔ２よりも長くした以外は、第１の実施の形態と同一に駆動される。
　例えば、積分アンプの蓄積時間Ｔ３を積分アンプの蓄積時間Ｔ２の倍とした場合は、得られる電荷量は倍になるが、積分アンプ４１やＡ／Ｄ変換器６７から発生するノイズ量は変化しない。
　従って、この得られた電荷量を半分にすることで、積分時間Ｔ２の電荷量と等しくでき、かつ積分アンプ４１やＡ／Ｄ変換器６７から発生するノイズ量を半分にすることができる。よって、Ｘ線画像の補正において、積分アンプ４１やＡ／Ｄ変換器６７からのノイズが少ない補正電荷量を用いることができるので、Ｘ線画像の更なる高精度化が容易に可能となる。
　また、放射線画像検出器１０においては、高倍率かつ微小な信号を増幅する積分アンプ４１を多数用いる必要があるが、この積分アンプ４１は環境温度や動作条件により出力が変化し易い。そのため、放射線画像検出器１０を起動すると機器内部の温度上昇により積分アンプ４１の動作点が変化し、その結果出力されるＸ線画像に無視できないノイズが混入する場合がある。同様に、各画素２８内部にあるＴＦＴ素子も温度によってＯｆｆ状態における絶縁性能が変化し、主に温度上昇によりＴＦＴからの漏れ電流としてＸ線画像に悪影響を及ぼす。これらの悪影響も、本実施の形態による駆動方法によれば、容易に補正可能であり、更にノイズの少ないＸ線画像を得ることが可能となる。
　なお、ノイズを低減する観点からは、積分アンプの蓄積時間Ｔ３は、積分アンプの蓄積時間Ｔ２の２～１０倍の範囲とすることが好ましい。
［第３の実施の形態］
　図１０は、放射線画像検出器１０の他の駆動方法の一例を示すタイミングチャートである。
　本実施の形態では、図１０に示す補正読み込み期間９１中の積分アンプの蓄積時間Ｔ４を第１の実施の形態の積分アンプの蓄積時間Ｔ２よりも短くした以外は、第１の実施の形態と同一に駆動される。
　これより、放置期間全体を短くすることが可能となり、放射線画像検出器の画像更新速度を短縮して、高速に変化するＸ線画像を検出することができる。
［第４の実施の形態］
　本実施の形態に係る放射線画像検出器では、積分アンプ回路を図１１のように構成した以外は、第１の実施の形態に係る放射線画像検出器１０と同様に構成されている。
　図１１に示す積分アンプ回路は、図７に示す積分アンプ回路から積分アンプ蓄積ＳＷ４０のみを除いたものであるが、図１１における積分アンプリセットＳＷ４２をＯＮ、ＯＦＦすることで、積分アンプ蓄積ＳＷ４０をＯＮ、ＯＦＦするのと同様の機能を実現することが可能にされている。
　図１１に示す積分アンプの回路を有する放射線画像検出器の駆動方法を図１２に示すタイミングチャートを用いて説明する。
　「行選択線１～Ｎ」の動作は、図７に示す積分アンプ回路を持つ放射線画像検出器１０と同じであり、行選択線１から順に薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）３１を導通状態にする電圧を順次印加していく動作を行う。
　図１２における「積分アンプリセット」の動作は、図１の読取制御回路１８で生成されたタイミング信号に基づいて、図１１に示すように、読取回路１７における積分アンプリセットＳＷ４２をＯＮにすることにより（図１２のＨｉ状態）、積分アンプ４１に蓄積された電荷情報をリセットし初期状態にするものである。その後、積分アンプリセットＳＷ４２をＯＦＦにすることにより（図１２のＬｏ状態）、積分アンプ４１は、図４に示す信号線３７を流れる電荷を蓄積し、電圧に変換する。
　この動作を行うに当たって、特定の行に属する画素２８からの電荷情報を蓄積する場合には、直前の動作において異なる行に属する画素２８からの電荷情報の蓄積を開放し、初期状態に戻すリセット動作を行う。このリセット動作を各々の行選択線がＯＮ状態になる直前に行うことで、目的とする行に属する画素２８からの信号のみを積分アンプ４１にて蓄積することが可能となる。
　図１２に示す積分アンプリセットＳＷ４２がＯＮ状態の場合は図１１に示す積分アンプに蓄積された電荷情報を消去する動作になるが、一方、積分アンプリセットＳＷ４２がＯＦＦ状態の場合は図１１に示す積分アンプ４１に電荷が蓄積され、電荷情報が出力される。
　また、図１２における補正読み込み期間７１の直前にも積分アンプリセットＳＷ４２はＯＮ状態を保ち（図１２のＨｉ状態）、補正読み込み期間７１は積分アンプリセットＳＷ４２はＯＦＦ状態を保つことで（図１２のＬｏ状態）、補正読み込み期間７１中に信号線３７を流れる電荷情報を積分アンプ４１にて蓄積し、画素読み取り期間７２以外に信号線に流れる電荷情報の出力が可能になる。
　上記動作を行うことにより、本実施の形態に係る放射線画像検出器においても、第１の実施の形態に係る放射線画像検出器１０と同様の効果を奏することが可能になる。
　１０：放射線画像検出器
　１１：放射線センサ
　１３：ゲート駆動回路
　１５：駆動制御回路
　１７：読取回路
　１８：読取制御回路
　１９：補正回路
　２１：入射Ｘ線
　２３：蛍光変換膜
　２５：画像検出部
　２７：保持基板
　２８：画素
　２９：回路層
　３１：薄膜トランジスタ
　３３：フォトダイオード
　３５：行選択線
　３６：コンデンサ
　３７：信号線
　４０：積分アンプ蓄積ＳＷ
　４１：積分アンプ
　４２：積分アンプリセットＳＷ
　６３：ゲートドライバ
　６５：行選択回路
　６７：Ａ／Ｄ変換器
　７０：放置期間
　７１：補正読み込み期間
　７２：画像読み取り期間
　８１：補正読み込み期間
　９１：補正読み込み期間

Claims (6)

  1. 　基板上に、可視光を信号情報に変換する複数の画素が二次元状に配列され、前記複数の画素はそれぞれ、行方向に延在する複数本の行選択線のうちの１本及び列方向に延在する複数本の信号線のうちの１本に接続された画像検出部と、前記複数の画素上に設けられ放射線を可視光に変換する蛍光変換膜とを備えた放射線センサと、
    　前記行選択線毎に順次駆動電圧を印加するゲート駆動回路と、
    　前記ゲート駆動回路に対して列方向の走査のタイミングを決める駆動信号を生成する駆動制御回路と、
    　前記駆動電圧が印加された任意の１本の前記行選択線と接続された画素群に接続される前記信号線を介して画像信号情報を読み取るとともに、全ての前記行選択線に前記駆動電圧を印加しない状態で全ての画素に接続される前記信号線を介してノイズ信号情報を読み取る読取回路と、
    　前記読取回路での読み取りタイミングを決める読取信号を生成する読取制御回路と、
    　前記画像信号情報を前記ノイズ信号情報に基づいて補正するノイズ補正回路と、
    　を備えることを特徴とする放射線画像検出器。
  2. 　前記読取回路において、前記画像信号情報を読み取る期間Ｔ１と、前記ノイズ信号情報を読み込む期間Ｔ２とが同じであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像検出器。
  3. 　前記読取回路において、前記ノイズ信号情報を読み込む期間Ｔ３が前記画像信号情報を読み取る期間Ｔ１よりも長いことを特徴とする請求項１記載の放射線画像検出器。
  4. 　基板上に、可視光を信号情報に変換する複数の画素が二次元状に配列され、前記複数の画素はそれぞれ、行方向に延在する複数本の行選択線のうちの１本及び列方向に延在する複数本の信号線のうちの１本に接続された画像検出部と、前記複数の画素上に設けられ放射線を可視光に変換する蛍光変換膜とを備えた放射線センサを有する放射線画像検出器の駆動方法であって、
    　前記行選択線毎に順次駆動電圧を印加し、前記駆動電圧が印加された任意の１本の前記行選択線と接続された画素群に接続される前記信号線を介して画像信号情報を読み取るとともに、全ての前記行選択線に前記駆動電圧を印加しない状態で全ての画素に接続される前記信号線を介してノイズ信号情報を読み込み、前記画像信号情報を前記ノイズ信号情報に基づいて補正することを特徴とする放射線画像検出器の駆動方法。
  5. 　前記画像信号情報を読み取る期間Ｔ１と、前記ノイズ信号情報を読み込む期間Ｔ２とが同じであることを特徴とする請求項４記載の放射線画像検出器の駆動方法。
  6. 　前記ノイズ信号情報を読み込む期間Ｔ３が前記画像信号情報を読み取る期間Ｔ１よりも長いことを特徴とする請求項４記載の放射線画像検出器の駆動方法。
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