WO2013015266A1 - 放射線画像検出装置及びその制御方法 - Google Patents

放射線画像検出装置及びその制御方法 Download PDF

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WO2013015266A1
WO2013015266A1 PCT/JP2012/068672 JP2012068672W WO2013015266A1 WO 2013015266 A1 WO2013015266 A1 WO 2013015266A1 JP 2012068672 W JP2012068672 W JP 2012068672W WO 2013015266 A1 WO2013015266 A1 WO 2013015266A1
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radiation
ray
image detection
irradiation
unit
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PCT/JP2012/068672
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French (fr)
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北野　浩一
西納　直行
大田　恭義
岩切　直人
中津川　晴康
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/54—Control of the diagnostic device

Definitions

  • the present invention relates to a radiological image detection apparatus that detects a radiographic image of a subject and a control method thereof.
  • An X-ray imaging system includes an X-ray generator having an X-ray source that generates X-rays, and an X-ray image that represents image information of the subject by receiving X-rays generated by the X-ray source and transmitted through the subject. And an X-ray image detection device for detection.
  • the X-ray source is given a tube current that determines the X-ray dose per unit time and a tube voltage that determines the X-ray quality (energy spectrum) as imaging conditions. This is determined for each image according to the imaging region and age of the subject.
  • the X-ray source emits X-rays corresponding to given imaging conditions.
  • the FPD is a detection having an imaging region arranged in a matrix and provided with a plurality of pixels for accumulating signal charges according to the amount of X-ray irradiation and a signal line connected to each pixel for reading out signal charges.
  • a panel and a signal processing circuit that reads out signal charges accumulated in each pixel as a voltage signal and converts the read voltage signal into digital image data.
  • each pixel in the imaging region is composed of a photodiode, which is a photoelectric conversion element, and a TFT (Thin Film Transistor), and a scintillator (phosphor) that converts X-rays into visible light is provided on the imaging region.
  • the TFT is a switching element that switches the operation of the pixel by turning on and off the electrical connection between the photodiode and the signal line.
  • the TFT is turned off, the photodiode and the signal line are brought into a non-conductive state, and an accumulation operation in which signal charges are accumulated in the photodiode is started.
  • the TFT is turned on, the photodiode and the signal line are brought into a conductive state. Then, a read operation for reading the signal charge from the photodiode through the TFT and the signal line is started.
  • An X-ray image detection apparatus using such an FPD requires start synchronous control that starts an accumulation operation in synchronization with the X-ray irradiation start timing, unlike an X-ray film or an IP plate.
  • start synchronous control that starts an accumulation operation in synchronization with the X-ray irradiation start timing, unlike an X-ray film or an IP plate.
  • a communication method in which a synchronization signal is communicated between the X-ray generation device and the X-ray image detection device is generally used.
  • the start synchronization control in addition to the communication method, as described in Patent Document 1, in the X-ray image detection device, the presence / absence or change of the X-ray irradiation amount irradiated by the X-ray generation device is detected.
  • the X-ray image detection apparatus self-detects the start timing of X-ray irradiation.
  • a detection element for detecting the radiation dose is provided in the imaging area of the FPD in addition to normal pixels in order to detect the timing of X-ray irradiation start.
  • start synchronization control by the self-detection method is possible by using the detection element.
  • start synchronization control can be performed without communicating a synchronization signal between the X-ray generation device and the X-ray image detection device.
  • Patent Document 1 describes that the detection element is used for start synchronous control, and also used for exposure control (AEC: Automatic Exposure Control).
  • the exposure control measures the total amount of X-rays received from the X-ray generator, and when the measured total dose reaches a predetermined threshold, The exposure of the X-ray image is controlled by transmitting a stop signal for stopping the X-ray irradiation to stop the X-ray irradiation.
  • the exposure control is performed to appropriately control the total irradiation amount of X-rays.
  • the exposure control is not limited to the FPD, but when an X-ray film or an IP plate is used, it has been conventionally performed by combining an X-ray film or an IP plate and an exposure control device called a phototimer.
  • a dedicated exposure control device separate from the FPD can be made unnecessary.
  • Patent Document 2 describes an X-ray image detection apparatus that can use two methods of a start synchronization control method: a communication method and a self-detection method similar to that described in Patent Document 2.
  • the X-ray image detection apparatus described in Patent Document 2 has a wireless communication function for wirelessly communicating a synchronization signal with an X-ray generator, and usually start synchronization control is performed using a communication method.
  • start synchronization control is performed by a self-detection method in which the start of X-ray irradiation is self-detected by the FPD. That is, the X-ray image detection apparatus of Patent Document 2 uses the communication method in principle in the start synchronization control, and exceptionally uses the self-detection method when the communication state deteriorates.
  • start synchronization control is required between the X-ray image detection apparatus and the X-ray generation apparatus.
  • the existing X-ray generator has a communication function with the X-ray image detection device, and its communication interface (cable and connector standards, signal type, etc.) is compatible with the communication interface of the X-ray image detection device.
  • the start synchronization control can be performed by a general communication method.
  • a communication method is more common than a self-detection method, and its reliability is high. Therefore, when communication with the X-ray generation apparatus is possible, it is preferable to perform start synchronization control of the communication method in the X-ray image detection apparatus.
  • the existing X-ray generation apparatus does not have a communication function for communicating with the X-ray image detection apparatus, or the communication interface is not compatible with the communication interface of the X-ray image detection apparatus even though the communication function is provided. Cases are also conceivable. In such a case, since the X-ray generation device and the X-ray image detection device cannot communicate, the X-ray image detection device cannot perform the start synchronization control by the communication method.
  • the X-ray image detection apparatus is a control based on the premise that the X-ray generation apparatus stops the X-ray irradiation by transmitting a stop signal to the X-ray generation apparatus, communication with the X-ray generation apparatus is performed.
  • the X-ray irradiation cannot be performed, the X-ray irradiation cannot be stopped, so that the effect of exposure control such as ensuring proper exposure of the X-ray image and preventing excessive exposure to the subject cannot be obtained.
  • the X-ray generation apparatus will stop even if the X-ray image detection apparatus transmits a stop signal. X-ray irradiation is not stopped because it cannot be received.
  • the X-ray image detection apparatus may start the read operation after the accumulation operation on the assumption that the X-ray irradiation is stopped by the exposure control. In this case, since the X-ray irradiation continues during the reading operation, noise may be caused and there is a concern that the image quality of the X-ray image is deteriorated. Further, the fact that X-ray irradiation continues even after the accumulation operation is finished means that X-rays that do not contribute to the X-ray image are irradiated, so that the effect of suppressing excessive exposure of the subject cannot be obtained.
  • Patent Document 1 describes that both the start synchronization control and the exposure control of the self-detection method are performed using the detection element of the FPD, but the detection element is used for which control in any case. There is no disclosure about specific contents such as whether to do.
  • Patent Document 2 describes two methods, a communication method and a self-detection method, regarding start synchronization control, but does not disclose exposure control.
  • a radiological image detection apparatus is a radiological image detection apparatus that is used in combination with a radiation generation apparatus that emits radiation.
  • an image detection unit In the radiological image detection apparatus, an image detection unit, a radiation detection unit, a communication unit, and mode switching Part and a control part.
  • the image detection unit has an imaging region in which a plurality of pixels that accumulate signal charges corresponding to the amount of radiation received upon receiving radiation from the radiation generation device are arranged in a matrix, and emits radiation that has passed through the subject.
  • a radiographic image is detected.
  • the radiation detection unit outputs a detection signal corresponding to the radiation dose in order to perform at least one of detection of the start of radiation irradiation by the radiation generator and measurement of the total radiation dose.
  • the communication unit communicates with the radiation generator.
  • the radiation image detection device is an operation mode used when combined with a radiation generator that can communicate with a communication unit, and performs exposure control for measuring the total radiation dose based on the detection signal of the radiation detection unit. It is an operation mode used when combined with at least a first operation mode to be executed and a radiation generation apparatus that cannot communicate with the communication unit, and the timing of detecting the start of irradiation based on the detection signal of the radiation detection unit And a second operation mode for executing at least start synchronization control for starting an accumulation operation for accumulating signal charges of the image detection unit.
  • the mode switching unit selectively switches between the two operation modes.
  • the control unit controls the operation of the image detection unit according to the mode selected by the mode switching unit.
  • control unit preferably starts the accumulation operation in synchronization with the irradiation start signal transmitted from the radiation generator by the communication unit.
  • the control unit In the first operation mode, the control unit integrates the detection signals of the radiation detection unit to measure the total radiation dose, and when the total dose reaches a threshold value, the communication unit performs radiation on the radiation generation apparatus. It is preferable to transmit a stop signal for stopping the irradiation. In the first operation mode, the control unit preferably terminates the accumulation operation of the image detection unit when the total radiation dose reaches a threshold value.
  • the control unit detects the end of radiation irradiation by the radiation generation device based on the detection signal of the radiation detection unit, and stores the image detection unit in synchronization with the timing. It is preferable to end the operation.
  • the control unit may end the accumulation operation when a predetermined time has elapsed after the accumulation operation is started.
  • the control unit preferably performs a reset operation for resetting the signal charges of the pixels immediately after starting the accumulation operation after detecting the start of irradiation.
  • the control unit may execute start synchronization control in addition to exposure control.
  • the mode switching unit preferably switches modes based on a manual mode selection operation.
  • the mode switching unit may detect whether communication with the radiation generation apparatus is possible and automatically perform mode switching according to the detection result.
  • a notification unit for notifying which one of the first operation mode and the second operation mode is selected is provided.
  • the irradiation start signal from the radiation generator is a pulse wave
  • the communication unit notifies the control unit that the irradiation start signal has been received when the edge of the pulse wave is detected. Is preferred.
  • the radiation detection unit is disposed in the imaging region.
  • the radiation detection part is arrange
  • the plurality of divided areas have a central divided area arranged at the center of the imaging area and a peripheral divided area arranged around the central divided area, and the control unit performs exposure control and start synchronization control. It is preferable to use the central divided area and the peripheral divided area properly.
  • the control unit may change the sensitivity of the radiation detection unit in the divided region used in each of the exposure control and the synchronization control.
  • the radiation detection unit is a short-circuited pixel in which a pixel and a signal line for reading out signal charges from the pixel are always short-circuited, and is a short-circuited pixel that constantly outputs a signal charge corresponding to the radiation dose to the signal line. preferable.
  • the image detection unit can take a moving image by receiving irradiation of a plurality of radiation pulses generated continuously by the radiation generation unit, and in the moving image shooting, the control unit is based on a detection signal of the radiation detection unit.
  • the edge of the radiation pulse may be detected, and the accumulation operation of the image detection unit may be synchronized with the irradiation timing of a plurality of radiation pulses.
  • control unit measures the irradiation amount for each radiation pulse based on the detection signal of the radiation detection unit, and controls the read gain of the signal charge based on the measurement result.
  • the method for controlling a radiation image detection apparatus is a method for controlling a radiation image detection apparatus used in combination with a radiation generation apparatus that emits radiation, and includes a mode switching step and a control step.
  • the radiological image detection apparatus has an imaging region in which a plurality of pixels that accumulates signal charges corresponding to the amount of radiation irradiated upon irradiation of radiation from the radiation generation apparatus are arranged in a matrix, and the radiation irradiated through the subject
  • a detection signal corresponding to the radiation dose is provided.
  • the radiation image detection device is an operation mode used when combined with a radiation generator that can communicate with a communication unit, and performs exposure control for measuring the total radiation dose based on the detection signal of the radiation detection unit. It is an operation mode used when combined with at least a first operation mode to be executed and a radiation generation apparatus that cannot communicate with the communication unit, and the timing of detecting the start of irradiation based on the detection signal of the radiation detection unit.
  • the second operation mode has at least two operation modes for executing at least the start synchronization control for starting the accumulation operation for accumulating the signal charges of the image detection unit.
  • the mode switching step selectively switches between the two operation modes.
  • the control step controls operations of the image detection unit and the radiation detection unit according to the selected mode.
  • the start synchronization control and the exposure control it is possible to selectively switch between an appropriate operation mode when communication with the radiation generation apparatus is possible and an appropriate operation mode when communication is impossible. It is possible to provide a radiological image detection apparatus capable of appropriate control according to whether communication with a radiation generation apparatus is possible and a control method thereof.
  • an X-ray imaging system 10 is an existing X-ray imaging system comprising an X-ray generator 11 capable of communicating with an external device and an imaging table 22 to which a film cassette or IP cassette can be attached.
  • the X-ray imaging apparatus 12 including the X-ray image detection apparatus 21, the imaging control apparatus 23, and the console 24 is incorporated.
  • the X-ray generator 11 includes an X-ray source 13, a radiation source controller 14 that controls the X-ray source 13, and an irradiation switch 15.
  • the X-ray source 13 includes an X-ray tube 13a that emits X-rays, and an irradiation field limiter (collimator) 13b that limits an X-ray irradiation field emitted by the X-ray tube 13a.
  • the X-ray tube 13a has a cathode made of a filament that emits thermoelectrons and an anode (target) that emits X-rays when the thermoelectrons emitted from the cathode collide.
  • the irradiation field limiter 13b has, for example, four lead plates that shield X-rays, and a rectangular irradiation opening that transmits X-rays is formed by the four lead plates. By moving the position, the size of the irradiation aperture is changed to limit the irradiation field.
  • Four lead plates are made into one set, and each set of lead plates is arranged opposite to each other. By arranging each set in two orthogonal directions, a rectangular irradiation opening is formed.
  • the radiation source control device 14 includes a high voltage generator 14a that supplies a high voltage to the X-ray source 13, a tube voltage that determines the quality (energy spectrum) of the X-rays irradiated by the X-ray source 13, and per unit time.
  • a radiation source control unit 14b that controls the tube current that determines the dose of X-rays and the X-ray irradiation time, and a communication unit 14c that can communicate with the imaging control device 23 by a wired system or a wireless system.
  • the high voltage generator 14a boosts the input voltage with a transformer to generate a high voltage tube voltage, and supplies driving power to the X-ray source 13 through a high voltage cable.
  • Imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation stop condition are manually set in the radiation source controller 14b by an operator such as a radiographer through the operation panel of the radiation source controller 14.
  • the irradiation switch 15 is connected to the radiation source control device 14 by a signal cable.
  • the irradiation switch 15 is a two-stage push switch that can be operated by a radiologist, generates a warm-up start signal for starting the warm-up of the X-ray source 13 by one-step push, and presses the X-ray source by two-stage push. 13 generates an irradiation start signal for starting irradiation. These signals are input to the radiation source controller 14 through a signal cable.
  • the radiation source control unit 14 b controls the operation of the X-ray source 13 based on a control signal from the irradiation switch 15.
  • the radiation source control device 14 issues a start command to the X-ray source 13 to start power supply.
  • the X-ray source 13 starts irradiation.
  • the radiation source control unit 14b transmits an irradiation start signal, which is a synchronization signal indicating the start of X-ray irradiation, to the imaging control device 23 by the communication unit 14c along with the start of power supply.
  • This irradiation start signal is used for start synchronization control that synchronizes the operation of the X-ray image detection device 21 with the X-ray irradiation start timing of the X-ray generation device 11.
  • the radiation source control unit 14b When the irradiation time is set as the irradiation stop condition set in the imaging conditions, the radiation source control unit 14b starts measuring the X-ray irradiation time by operating the timer with the start of power supply. Then, when the irradiation time set in the imaging conditions has elapsed, the radiation source control unit 14b issues a stop command to the X-ray source 13 to stop power supply. When receiving the stop command, the X-ray source 13 stops the X-ray irradiation. In addition, when it is set that the radiation source control unit 14b follows the stop signal from the external device as the irradiation stop condition of the imaging condition, when the stop signal is input from the imaging control device 23 to the communication unit 14c. To stop the power supply.
  • the imaging table 22 has a slot in which a film cassette and an IP cassette are detachably attached, and is arranged so that an incident surface on which X-rays are incident faces the X-ray source 13.
  • photographs the subject H with a standing posture is illustrated as the imaging stand 22, the standing position imaging stand which image
  • the X-ray imaging apparatus 12 includes an X-ray image detection apparatus 21, an imaging control apparatus 23, and a console 24.
  • the X-ray image detection device 21 includes an FPD 36 (see FIG. 3) and a portable housing that accommodates the FPD 36.
  • the X-ray image detection device 21 emits X-rays that are irradiated from the X-ray source 13 and pass through the subject (subject) H. It is a portable radiographic image detection device that receives and detects an X-ray image of the subject H.
  • the X-ray image detection device 21 has a flat housing with a substantially rectangular planar shape, and the planar size is substantially the same size as a film cassette or an IP cassette, so that the X-ray image detection device 21 can be attached to the imaging table 22. is there.
  • the imaging control device 23 controls the X-ray image detection device 21 through the communication unit 23a and the communication unit 23a that communicates with the X-ray generation device 11, the X-ray image detection device 21, and the console 24 by a wired method or a wireless method.
  • the imaging control unit 23b transmits imaging conditions to the X-ray image detection device 21, sets the signal processing conditions of the FPD 36, and synchronizes the irradiation timing of the X-ray source 13 and the accumulation operation of the FPD 36.
  • synchronization control between the X-ray source 13 and the FPD 36 is performed.
  • the imaging control unit 23 b receives the image data output from the X-ray image detection device 21 by the communication unit 23 a and transmits it to the console 24.
  • the console 24 receives an input of an examination order including information such as the patient's sex, age, imaging region, and imaging purpose, and displays the examination order on the display.
  • the examination order is input from an external system that manages patient information such as HIS (Hospital Information System) and RIS (Radiation Information System) and examination information related to radiation examination, or manually input by an operator such as a radiographer.
  • HIS Hospital Information System
  • RIS Ration Information System
  • the console 24 transmits imaging conditions to the imaging control device 23 and performs various image processing such as gamma correction and frequency processing on the X-ray image data transmitted from the imaging control device 23.
  • image processing such as gamma correction and frequency processing
  • the processed X-ray image is stored in a data storage device such as a hard disk or memory in the console 24 or an image storage server connected to the console 24 via a network.
  • the X-ray image detection apparatus 21 includes a housing 25 whose rectangular upper surface is a radiation irradiation surface.
  • the case 25 includes a top plate 26 provided with an irradiation surface and a case main body 27 that constitutes other than the top plate 26.
  • the top plate 26 is made of carbon and the case main body 27 is made of metal. And resin. Thereby, the intensity
  • an indicator 28 is provided as a notification unit that notifies the operation state of the X-ray image detection device 21.
  • the indicator 28 includes, for example, a plurality of light emitting units, and displays an operation state and an operation mode of the X-ray image detection device 21, a remaining battery capacity, and the like depending on a combination of light emission states of the respective light emitting units.
  • the operation state includes, for example, a “ready state” indicating a photographing standby state and “data transmitting” indicating that image data after photographing is being transmitted.
  • a display device such as an LCD may be used for the indicator 28. Note that the function of the indicator 28 may be provided in the console 24.
  • an FPD 36 that is an image detection unit that detects an X-ray image is disposed so as to face the irradiation surface.
  • the FPD 36 is an indirect conversion type that includes a scintillator 29 that converts X-rays into visible light and a detection panel 30 that photoelectrically converts visible light converted by the scintillator 29, and is detected on the X-ray irradiation surface side of the scintillator 29. It is a “surface reading method (ISS: Irradiation Side Sampling)” in which the panel 30 is arranged.
  • the FPD 36 may be a “backside scanning method (PSS: Penetration Side Sampling)” in which the arrangement of the scintillator 29 and the detection panel 30 is reversed.
  • various electronic circuits 31, a battery 32, and a communication unit 33 are arranged on one end side along the short side of the irradiation surface.
  • the various electronic circuits 31 are electronic circuits for controlling the FPD 36, and are protected by materials having X-ray shielding properties so that various electronic components are not damaged by X-ray irradiation.
  • the battery 32 is incorporated in the housing 25 so as to be rechargeable and detachable, and supplies power to the FPD 36, various electronic circuits 31, and the communication unit 33.
  • the communication unit 33 communicates with the imaging control device 23 by a wired method or a wireless method.
  • the FPD 36 has a TFT active matrix substrate, and a detection panel 30 having an imaging region 38 in which a plurality of pixels 37 for accumulating signal charges corresponding to the amount of X-ray irradiation are arranged on the substrate.
  • a gate driver 39 for driving the pixel 37 to control reading of the signal charge a signal processing circuit 40 for converting the signal charge read from the pixel 37 into digital data and outputting it, a gate driver 39 and a signal processing circuit 40, and a control unit 41 that controls the operation of the FPD 36.
  • the control unit 41 is connected to a communication unit 45 that communicates with the imaging control device 23 by a wired method or a wireless method.
  • the plurality of pixels 37 are two-dimensionally arranged in a matrix of n rows (x direction) ⁇ m columns (y direction) at a predetermined pitch.
  • the FPD 36 has a scintillator (not shown) that converts X-rays into visible light, and is an indirect conversion type in which visible light converted by the scintillator is photoelectrically converted by the pixels 37.
  • the scintillator is disposed so as to face the entire surface of the imaging region 38 in which the pixels 37 are arranged.
  • the scintillator is made of a phosphor such as CsI (cesium iodide) or GOS (gadolinium oxysulfide).
  • CsI cesium iodide
  • GOS gadolinium oxysulfide
  • the pixel 37 includes a photodiode 42 that is a photoelectric conversion element that generates charges (electron-hole pairs) upon incidence of visible light, a capacitor (not shown) that accumulates charges generated by the photodiode 42, and a switching element.
  • a thin film transistor (TFT) 43 is provided.
  • the photodiode 42 has a semiconductor layer (for example, PIN type) such as a-Si (amorphous silicon), and an upper electrode and a lower electrode are arranged above and below the semiconductor layer.
  • the TFT 43 is connected to the lower electrode, and a bias line (not shown) is connected to the upper electrode.
  • a bias voltage is applied to the upper electrode of the photodiode 42 with respect to all the pixels 37 in the imaging region 38 through the bias line.
  • An electric field is generated in the semiconductor layer of the photodiode 42 by application of the bias voltage, and the charge (electron-hole pair) generated in the semiconductor layer by photoelectric conversion is an upper electrode having a positive polarity on one side and a negative polarity on the other side. It moves to the lower electrode and charges are accumulated in the capacitor.
  • the TFT 43 has a gate electrode connected to the scanning line 47, a source electrode connected to the signal line 48, and a drain electrode connected to the photodiode 42.
  • the scanning lines 47 and the signal lines 48 are wired in a grid pattern.
  • the scanning lines 47 are provided for the number of rows (n rows) of the pixels 37 in the imaging region 38, and each scanning line 47 is a common wiring connected to the plurality of pixels 37 in each row.
  • the signal lines 48 are provided for the number of columns of the pixels 37 (m columns), and each signal line 48 is a common wiring connected to a plurality of pixels 37 in each column.
  • Each scanning line 47 is connected to the gate driver 39, and each signal line 48 is connected to the signal processing circuit 40.
  • the gate driver 39 drives the TFT 43 to accumulate a signal charge corresponding to the X-ray irradiation amount in the pixel 37, a read operation for reading the signal charge from the pixel 37, and a charge accumulated in the pixel 37. And reset operation to reset.
  • the control unit 41 controls the start timing of each of the operations executed by the gate driver 39.
  • the TFT 43 is turned off, and signal charges are accumulated in the pixel 37 during that time.
  • gate pulses G1 to Gn for simultaneously driving the TFTs 43 in the same row are generated in sequence from the gate driver 39, the scanning lines 47 are sequentially activated one by one, and the TFTs 43 connected to the scanning lines 47 are provided for each row. Turn on.
  • the signal charges accumulated in the pixels 37 for one row are input to the signal processing circuit 40 through the signal lines 48.
  • signal charges for one row are converted into voltages and output, and output voltages corresponding to the signal charges are read as voltage signals D1 to Dm.
  • the analog voltage signals D1 to Dm are converted into digital data, and image data that is digital pixel values representing the density of each pixel for one row is generated.
  • the image data is output to the memory 56 built in the housing of the X-ray image detection apparatus 21.
  • a dark current is generated in the semiconductor layer of the photodiode 42 regardless of whether X-rays are incident.
  • Dark charges which are charges corresponding to the dark current, are accumulated in the capacitor because a bias voltage is applied. Since the dark charge becomes a noise component for the image data, a reset operation is performed to remove the dark charge.
  • the reset operation is an operation of sweeping out dark charges generated in the pixel 37 from the pixel 37 through the signal line 48.
  • the reset operation is performed by, for example, a sequential reset method in which the pixels 37 are reset row by row.
  • the sequential reset method similarly to the signal charge reading operation, gate pulses G1 to Gn are sequentially generated from the gate driver 39 to the scanning line 47, and the TFTs 43 of the pixels 37 are turned on line by line. While the TFT 43 is on, dark charges are input from the pixel 37 to the signal processing circuit 40 through the signal line 48.
  • the signal processing circuit 40 does not read the output voltage corresponding to the dark charge.
  • the reset pulse RST is output from the control unit 41 to the signal processing circuit 40 in synchronization with the generation of the gate pulses G1 to Gn.
  • a reset pulse RST is input in the signal processing circuit 40, a reset switch 49a of an integration amplifier 49 described later is turned on, and the input dark charge is reset.
  • the sequential reset method instead of the sequential reset method, multiple rows of array pixels are grouped as a group, and the reset is performed sequentially within the group, and the dark charge of the number of rows in the group is simultaneously discharged.
  • An all-pixel reset method that simultaneously sweeps out the dark charges may be used.
  • the reset operation can be speeded up by a parallel reset method or an all-pixel reset method.
  • the signal processing circuit 40 includes an integrating amplifier 49, a MUX 50, an A / D converter 51, and the like.
  • the integrating amplifier 49 is individually connected to each signal line 48.
  • the integrating amplifier 49 includes an operational amplifier and a capacitor connected between the input and output terminals of the operational amplifier, and the signal line 48 is connected to one input terminal of the operational amplifier.
  • the other input terminal (not shown) of the integrating amplifier 49 is connected to the ground (GND).
  • the integrating amplifier 49 integrates the signal charges input from the signal line 48, converts them into voltage signals D1 to Dm, and outputs them.
  • the output terminal of the integrating amplifier 49 in each column is connected to the MUX 50 via an amplifier (not shown) that amplifies the voltage signals D1 to Dm and a sample hold unit (not shown) that holds the voltage signals D1 to Dm.
  • the MUX 50 selects one of a plurality of integration amplifiers 49 connected in parallel, and inputs the voltage signals D1 to Dm output from the selected integration amplifier 49 to the A / D converter 51 serially.
  • the A / D converter 51 converts the analog voltage signals D1 to Dm into digital pixel values corresponding to the respective signal levels.
  • the TFTs 43 are turned on row by row by the gate pulse, and the signal charges accumulated in the capacitors of the pixels 37 in each column in the row are integrated via the signal line 48. 49.
  • the control unit 41 When the voltage signals D1 to Dm for one row are output from the integration amplifier 49, the control unit 41 outputs a reset pulse (reset signal) RST to the integration amplifier 49 and turns on the reset switch 49a of the integration amplifier 49. . As a result, the signal charge for one row accumulated in the integrating amplifier 49 is reset.
  • the gate pulse of the next row is output from the gate driver 39 to start reading the signal charge of the pixel 37 of the next row.
  • image data representing an X-ray image for one screen is recorded in the memory 56.
  • offset correction for removing offset components which are fixed pattern noises caused by individual differences in the FPD 36 and the environment, variations in sensitivity of the photodiodes 42 of the pixels 37
  • Image correction processing such as sensitivity correction for correcting variations in output characteristics of the signal processing circuit 40 is performed.
  • the image data is read from the memory 56, output to the imaging control device 23, and transmitted to the console 24.
  • an X-ray image of the subject H is detected.
  • the FPD 36 has a function of detecting the amount of X-rays irradiated by the X-ray source 13 for use in synchronization control with the X-ray generator 11 and exposure control of the X-ray image.
  • a short-circuit pixel 62 is provided in the imaging region 38 of the FPD 36 as a radiation detection unit that detects an X-ray irradiation amount.
  • a plurality of short-circuited pixels 62 are actually provided, and each short-circuited pixel 62 is distributed and arranged over the entire surface of the imaging region 38. Yes.
  • the number of short-circuited pixels 62 is about 1% of the number of pixels 37.
  • the pixel 37 is switched on / off of electrical connection with the signal line 48 by turning on / off the TFT 43, whereas the short-circuited pixel 62 is always short-circuited with the signal line 48.
  • the short-circuited pixel 62 has substantially the same structure as the pixel 37, and includes a photodiode 42 and a TFT 43, and the photodiode 42 generates a signal charge corresponding to the amount of X-ray irradiation.
  • the short circuit pixel 62 has a structural difference from the pixel 37 in that the source and drain of the TFT 43 are short-circuited by connection, and the switching function of the TFT 43 of the short circuit pixel 62 is lost.
  • the signal charge generated by the photodiode 42 of the short-circuited pixel 62 always flows out to the signal line 48 and is input to the integrating amplifier 49.
  • the photodiode 42 and the signal line 48 may be directly connected to the short-circuited pixel 62 without providing the TFT 43 itself.
  • the control unit 41 measures the amount of X-rays irradiated from the X-ray source 13 to the FPD 36 based on the output of the short-circuit pixel 62.
  • the control unit 41 uses the MUX 50 to select the integration amplifier 49 to which the signal charge from the short circuit pixel 62 is input, and reads the voltage signal of the integration amplifier 49 as the output voltage Vout of the short circuit pixel 62.
  • the controller 41 resets the integrating amplifier 49 when the output voltage Vout is read once.
  • the controller 41 repeats the operation of reading out the output voltage Vout at a very short interval with respect to the X-ray irradiation time during the accumulation operation so that the intensity change of the X-ray during irradiation can be monitored.
  • the control unit 41 converts the value of the output voltage Vout into digital data and records it in the memory 56.
  • the control unit 41 monitors the change in the amount of X-rays emitted from the X-ray source 13 based on the change over time of the output voltage Vout recorded in the memory 56, and the X-ray generator 11 generates X-rays. It is possible to detect each timing of irradiation start and X-ray irradiation end.
  • control unit 41 can measure the total amount of X-rays irradiated from the X-ray source 13 to the FPD 36 based on the output of the short-circuit pixel 62. After starting the X-ray irradiation, the control unit 41 reads out the output voltage Vout of the short-circuited pixel 62 at a short interval in the same manner as the detection of the irradiation start timing described above, and integrates the value of the output voltage Vout to total the X-rays. Measure the dose.
  • the X-ray image detection device 21 does not communicate the synchronization signal with the X-ray generation device 11. Synchronous control that synchronizes the operation of the detection device 21 with the timing of the start and end of irradiation with the X-ray generator 11 can be performed. Further, if the total X-ray dose is measured by the short-circuit pixel 62, exposure control for appropriately controlling the exposure amount of the X-ray image can be performed.
  • the X-ray image detection apparatus 21 has two operation modes: a first operation mode in which the short-circuited pixel 62 is used for synchronization control and a second operation mode in which the short-circuited pixel 62 is used for exposure control.
  • the first operation mode is an operation mode used when combined with the X-ray generator 11 capable of communication with the communication unit 23a
  • the second operation mode is an X-ray that cannot communicate with the communication unit 23a. This is an operation mode used when combined with the generator 11.
  • the first operation mode is selected as the operation mode of the X-ray image detection device 21.
  • the second operation mode is selected as the operation mode of the X-ray image detection apparatus 21. Note that the case where the X-ray generator cannot communicate with the X-ray image detection device 21 is an interface for synchronization control between the X-ray generation device and the X-ray image detection device 21 (cable and connector standards, synchronization signal type, etc. ) Does not fit, or the X-ray generator itself does not have a communication function.
  • the switching between the first operation mode and the second operation mode is performed based on, for example, a manual mode selection operation.
  • the manual mode selection operation is, for example, an initial setting operation for the X-ray imaging apparatus 12 or an X-ray imaging apparatus performed by a service person when the X-ray imaging apparatus 12 including the X-ray image detection apparatus 21 is newly installed.
  • This is a mode selection operation that the user inputs from the console 24 after installing the terminal 12.
  • the mode selection information is stored in the internal memory of the control unit 41, and the X-ray image detection device 21 operates in the selected mode unless a change operation is performed.
  • the number of X-ray generation devices 11 combined with the X-ray image detection device 21 is one, if the mode is selected in the initial setting at the time of installation, there is no need to change the mode thereafter, but the X-ray image detection device 21 When there are a plurality of X-ray generators 11 to be combined with each other, it may be necessary to change the mode for each X-ray generator 11 to be combined.
  • the manual mode selection operation it may be possible to detect whether communication with the X-ray generator 11 is possible and to automatically perform mode switching according to the detection result. Whether the communication with the X-ray generator 11 is possible or not is determined, for example, by the communication unit 23a or the communication unit 33 transmitting a test signal to the X-ray generator 11 and detecting the presence or absence of a response. The control unit 23b determines.
  • the X-ray image detection apparatus 21 displays the operation mode selected by the mode selection operation or the mode automatic switching on the indicator 28. Thereby, the user can confirm the operation mode selected from the appearance of the X-ray image detection apparatus 21.
  • FIG. 5 shows the total X-ray irradiation amount and the operation state of the FPD 36 controlled based on the total irradiation amount when the X-ray image detection apparatus 21 is operated in the first operation mode.
  • the amount of X-ray irradiation is substantially trapezoidal in a graph in which the horizontal axis represents time and the vertical axis represents the X-ray irradiation amount (output voltage Vout).
  • the X-ray source 13 receives the start command and starts X-ray irradiation, the X-ray irradiation amount gradually increases, rises to a peak value corresponding to the tube current set as the imaging condition, and receives a stop command. Until that time, it remains almost steady around the peak value.
  • the X-ray source 13 receives a stop command and the X-ray irradiation is stopped, the X-ray irradiation amount gradually decreases to “0”, and the X-ray irradiation stops completely.
  • the control unit 41 sets a threshold value for the total dose of X-rays based on the examination order such as the sex, age, imaging region, imaging purpose, etc. of the patient input from the console 24.
  • the control unit 41 shifts the FPD 36 to a standby state. In the standby state, the control unit 41 causes the FPD 36 to execute a reset operation. Since the first operation mode is a mode that is selected when communication with the X-ray generation apparatus 11 is possible, the start synchronization control of the X-ray image detection apparatus 21 is performed by a general communication method.
  • control unit 41 receives an irradiation start signal transmitted from the radiation source control device 14 via the imaging control device 23. Then, when receiving the irradiation start signal, the control unit 41 turns off the TFT 43 of the pixel 37 to shift from the standby state to the accumulation operation. Since the TFT 43 is turned off, a signal charge corresponding to the dose of the irradiated X-ray is accumulated in the pixel 37.
  • the control unit 41 When the accumulation operation is started in the first operation mode, the total X-ray dose measurement is started. Even if the TFT 43 of the pixel 37 is turned off, the short-circuited pixel 62 is always short-circuited to the signal line 48, so that the control unit 41 outputs the short-circuited pixel 62 that flows out to the signal line 48 while X-rays are irradiated. Based on the above, the amount of X-ray irradiation can be measured. The control unit 41 integrates the output voltage Vout of the short-circuited pixel 62 to measure the total amount of X-ray irradiation, and compares the measurement result with a threshold value.
  • the control unit 41 transmits a stop signal to the radiation source control device 14 via the imaging control device 23 when the total X-ray dose reaches the threshold value.
  • the radiation source controller 14 Upon receiving the stop signal, the radiation source controller 14 transmits a stop command to the X-ray source 13 to stop the X-ray irradiation. Further, the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 36 simultaneously with the transmission of the stop signal, and shifts to the reading operation.
  • an irradiation start signal communicated for synchronous control between the X-ray image detection device 21 and the radiation source control device 14 in order to control the total X-ray irradiation amount with high accuracy.
  • the synchronization signal indicating the timing of the start and end of irradiation such as a stop signal
  • communication requires real-time characteristics. Therefore, communication between the communication units 33, 23a, and 14c of the X-ray image detection device 21, the imaging control device 23, and the radiation source control device 14 needs to be performed quickly.
  • Each of the communication units 33, 23a, and 14c has two communication modes: a high-speed mode used for communication of a synchronization signal that requires quickness, and a normal mode used for communication that does not require much quickness.
  • the normal mode is used when transmitting / receiving a command for transmitting / receiving a command, which is a command for instructing execution of a specific process at the time of setting or operation control of each device.
  • the command is a signal including binary information (0001, 1001, etc.) representing the meaning of various instructions, and in order to grasp the meaning of the command instruction, the received command needs to be decoded. Since the normal mode is a communication mode including decoding processing, it takes extra time for the decoding processing time.
  • the high-speed mode is a mode in which the decoding process can be omitted.
  • the transmission side transmits synchronization signals such as an irradiation start signal and a stop signal by a simple pulse wave.
  • the receiving side receives the pulse wave and detects the rising edge or the falling edge of the pulse wave to determine that the synchronization signal has been received.
  • the irradiation start signal is a signal transmitted from the X-ray generation apparatus 11 to the X-ray imaging apparatus 12, and includes a communication unit 14c of the X-ray generation apparatus 11, a communication unit 23a of the imaging control unit 23, and an X-ray image. It is transmitted in the order of the communication unit 33 of the detection device 21.
  • the communication unit 14c transmits a pulse wave as an irradiation start signal to the communication unit 23a.
  • the communication unit 23a determines the irradiation start signal when the rising edge of the pulse wave is detected, and the received pulse wave is transmitted to the communication unit 33. Forward.
  • the communication unit 33 also determines the irradiation start signal when it detects the rising edge of the pulse wave, and notifies the control unit 41 of it.
  • the decoding process can be omitted as in the normal mode, rapid real-time communication is possible.
  • the edge of the pulse wave is detected, but instead of the pulse wave, an irradiation start signal command represented by binary information is transmitted and the edge included in the command is detected. May be.
  • communication may be performed using a light or sound signal in addition to an electrical signal.
  • the high-speed communication mode is provided for each communication unit 33, 23a, and 14c that performs command communication, a communication unit that performs high-speed communication dedicated to the synchronization signal is provided separately from each communication unit 33, 23a, and 14c. May be.
  • the imaging control device 23 and the X-ray image detection device 21 have the X-ray generation device 11. Irradiation start signal from cannot be received. Therefore, the control unit 41 performs start synchronization control and stop synchronization control by the self-detection method.
  • the control unit 41 measures the X-ray irradiation amount based on the output voltage Vout corresponding to the signal charge generated by the shorted pixel 62, and starts monitoring the fluctuation of the X-ray irradiation amount. To do.
  • the control unit 41 compares the output voltage Vout with a preset threshold value Vth, and detects that X-ray irradiation has started when the output voltage Vout exceeds the threshold value Vth.
  • the control unit 41 When the start of X-ray irradiation is detected, the control unit 41 turns off the TFT 43 of the pixel 37 in the same manner as in the first operation mode, and shifts from the standby state to the accumulation operation. After shifting to the accumulation operation, the control unit 41 starts stop synchronous control. Even if the TFT 43 of the pixel 37 is turned off, the short-circuited pixel 62 is always short-circuited with the signal line 48, so the control unit 41 outputs the short-circuited pixel 62 that flows out to the signal line 48 while the X-ray is irradiated. Based on the above, monitoring of fluctuations in the X-ray dose is continued.
  • the control unit 41 determines that the X-ray intensity has started to decrease, and detects the end of X-ray irradiation.
  • the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 36 and shifts to the reading operation.
  • the imaging region of the subject H and the irradiation position of the X-ray source 13 are aligned with the imaging table 22 on which the X-ray image detection device 21 is set.
  • Imaging conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time are set in the X-ray source 13, and an examination order such as a patient's sex, age, imaging region, and imaging purpose is input from the console 24 to the imaging controller 23. Is done.
  • the control unit 41 of the X-ray image detection apparatus 21 sets a threshold value for the total X-ray dose based on the examination order (S101).
  • the FPD 36 shifts to a standby state (S102).
  • an irradiation start command is input to the X-ray source 13 by pressing the irradiation switch 15, the X-ray source 13 starts X-ray irradiation toward the subject H.
  • the radiation source control device 14 transmits an irradiation start signal to the imaging control device 23.
  • the control unit 41 causes the FPD 36 to start an accumulation operation (S104).
  • the control unit 41 integrates the output voltage Vout during the accumulation operation of the FPD 36 to measure the total X-ray dose (S105), and compares the total X-ray dose and the threshold (S106). When the total X-ray dose reaches the threshold, the control unit 41 transmits a stop signal to the radiation source control device 14 via the imaging control device 23 (S107). Upon receiving the stop signal, the radiation source controller 14 transmits a stop command to the X-ray source 13 to stop the X-ray irradiation. Further, the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 36 simultaneously with the transmission of the stop signal, and shifts to the reading operation (S108). The read X-ray image is recorded in the memory 56 and transmitted to the console 24.
  • the second operation mode selected when the X-ray image detection apparatus 21 is incorporated in the X-ray imaging system 65 including the X-ray generation apparatus 64 having no communication function is executed.
  • the operation in this case will be described with reference to the flowchart of FIG.
  • the X-ray imaging system 65 has the X-ray imaging of FIG. 1 except that the radiation source control device 66 does not have the communication unit 14c and the radiation source control device 66 and the imaging control device 23 are not communicably connected. Since it is the same structure as the system 10, each apparatus of the X-ray imaging system 65 is demonstrated using the same code
  • the second operation mode is also selected when the communication interface of the communication unit 14c of the X-ray generation apparatus 11 and the communication unit of the X-ray imaging apparatus 12 in FIG. The operation in this case is the same as in the example of FIG.
  • the FPD 36 shifts to a standby state (S201).
  • the FPD 36 starts the reset operation and starts measuring the X-ray dose (S202).
  • the FPD 36 compares the output voltage Vout with the threshold value Vth and monitors the change in the X-ray irradiation dose (S203). Then, it detects that the X-ray irradiation is started when the X-ray irradiation amount increases and the output voltage Vout exceeds the threshold value Vth (S204). When detecting the start of irradiation, the FPD 36 turns off the TFT 43 of the pixel 37 and starts an accumulation operation (S205).
  • the FPD 36 compares the output voltage Vout and the threshold value Vth during the accumulation operation, and monitors the change in the X-ray irradiation amount (S206).
  • the X-ray source 13 receives a stop command to the X-ray source 13 and starts to decrease the intensity of the X-ray.
  • the FPD 36 determines that the X-ray intensity has started to decrease, and detects the end of irradiation (S207).
  • the control unit 41 ends the accumulation operation of the FPD 36 together with the detection of the end of irradiation, and starts the reading operation (S208).
  • the read X-ray image is recorded in the memory 56 and transmitted to the console 24.
  • the shorted pixel 62 can be used for exposure control. This can prevent overexposure of the X-ray image and excessive exposure to the subject.
  • the short-circuit pixel 62 is used for the synchronous control of the self-detection method, so that the existing X-ray generator for the X-ray film or IP plate, or the manufacturer is different. For this reason, it is possible to construct an X-ray imaging system by combining an X-ray generator that is not compatible with the communication interface and the X-ray image detector 21.
  • the first operation mode of the first embodiment synchronous control of a communication method for starting the accumulation operation of the FPD 36 in synchronization with the irradiation start signal transmitted from the radiation source control device 14 is performed, as shown in FIG.
  • the start of X-ray irradiation from the X-ray source 13 may be detected by the short pixel 62, and the accumulation operation of the FPD 36 may be started in synchronization with this.
  • the short-circuited pixel 62 is used for both start synchronization control and exposure control.
  • the end of the X-ray irradiation is detected by the short-circuit pixel 62 and the accumulation operation of the FPD 36 is terminated, but for example, as shown in FIG.
  • the accumulation operation may be terminated after elapse of time.
  • at least the start synchronization control may be executed, and the self-detection type stop synchronization control for detecting the end timing of the X-ray irradiation may not be performed.
  • the total irradiation amount of X-rays may be measured, and the accumulation operation of the FPD 36 may be terminated when the total irradiation amount reaches a threshold value.
  • a stop signal cannot be transmitted to the X-ray generator 11
  • the irradiation of the X-ray generator 11 cannot be stopped. Therefore, only the accumulation period of the X-ray image detector 21 is adjusted.
  • each pixel 37 is reset when the FPD 36 is in a standby state, but X-ray irradiation starts as in the exposure control shown in FIG. 12 and the synchronous control shown in FIG.
  • the reset operation may be performed after the detection, and then the storage operation may be performed.
  • the reset operation performed at this timing either sequential reset, parallel reset, or all pixel reset can be used. However, in order to shorten the reset operation as much as possible, it is preferable to perform all pixel reset.
  • the imaging region 38 of the FPD 36 is divided into two divided regions 70, 71, a central divided region 70 located in the center and a peripheral divided region 71 located in the periphery thereof.
  • the short-circuited pixels 62 respectively disposed in the 71 may be disposed, and the divided areas used for the exposure control and the synchronization control may be properly used.
  • the central divided region 70 is used for synchronous control and the peripheral divided region 71 is used for exposure control.
  • the control unit 41 performs synchronization control based on the output of the short-circuited pixel 62 arranged in the central divided region 70 and performs exposure control based on the output of the short-circuited pixel 62 arranged in the peripheral divided region 71.
  • the control unit 41 selects the divided regions 70 and 71 by selecting the signal line L.
  • the start and end of X-ray irradiation can be accurately detected by using the central divided region 71 having a large X-ray irradiation amount. Further, at the time of exposure control, by using the peripheral divided area 71, the total irradiation amount is measured based on X-rays having a smaller irradiation amount than the central portion, so that it is possible to prevent a photographing error due to insufficient exposure. it can.
  • the subject in view of actual shooting conditions, in the case of a subject smaller than the area of the imaging region 36 such as a hand or a foot, the subject is often arranged at the center of the imaging region 38 and the peripheral portion is the subject.
  • the region may be an unexposed region that is directly irradiated with X-rays without passing through. In that case, the X-rays incident on the imaging region 38 are more in the peripheral part than in the central part. In such a case, contrary to the example of FIG. 14, it is preferable to use the peripheral region 71 for synchronization control and the central region 70 for exposure control.
  • the sensitivity of the pixels in the divided area used for exposure control or synchronous control may be relatively higher than the sensitivity of other divided areas not used for control.
  • the sensitivity of the short-circuited pixel 62 in the central divided region 70 used for the synchronous control is set to the short-circuited pixel 62 in the peripheral divided region 71.
  • the sensitivity of the short-circuited pixels 62 in the peripheral divided region 71 is set higher than the sensitivity of the short-circuited pixels 62 in the central divided region 70.
  • the sensitivity is changed, for example, by increasing the gain of an amplifier connected to the signal line L.
  • a binning process for adding the outputs of the plurality of short-circuited pixels 62 may be performed to increase sensitivity.
  • the divided area is not limited to the case where the imaging area is divided into the central divided area 70 and the peripheral divided area 71 as described above, and may be divided into three or more divided areas.
  • the shape and area of the divided regions may be the same or different.
  • the X-ray image detection device 21 may perform moving image capturing such as fluoroscopic imaging.
  • moving image shooting for example, shooting is performed by continuously irradiating a plurality of X-ray pulses, which are pulsed X-rays.
  • the control unit 41 detects the irradiation timing of each X-ray pulse by detecting the rising or falling edge of each X-ray pulse by the short-circuit pixel 62, and synchronizes with the detected irradiation timing. May be shifted between the standby state, the accumulation operation, and the read operation.
  • control unit 41 measures the irradiation amount irradiated by one X-ray pulse by the short-circuit pixel 62 during the accumulation period, and at the time of the read operation, the gain of the amplifier at the time of the read operation based on the measurement result May be controlled.
  • Gain control can be performed by, for example, the integrating amplifier 49 or an amplifier (not shown) connected to the output terminal of the integrating amplifier 49 in order to amplify the voltage signals D1 to Dm.
  • the plurality of short-circuited pixels 62 are distributed in the imaging region 38, the contrast of the X-ray image is estimated based on the outputs of the plurality of short-circuited pixels 62 at different positions. The gain may be controlled based on the above.
  • the amount of X-ray irradiation is measured by a short-circuited pixel provided in the imaging region.
  • the short-circuited pixel has almost the same structure as a normal pixel and has the same sensitivity to X-rays. Therefore, it is possible to accurately measure the dose of X-rays, and to accurately detect the start and end of irradiation and the total dose. Moreover, since the structure is almost the same, it is easy to manufacture, and the increase in manufacturing cost is small.
  • the form of the radiation detection unit is not limited to the short-circuited pixel, and there are various forms.
  • a bias voltage is applied to a photodiode that constitutes a pixel
  • the bias current flowing through the bias line also changes according to the amount of signal charge generated in the photodiode.
  • the amount of X-ray irradiation may be measured by detecting such a bias current. Even when the TFT of the pixel is turned off, a slight leak current flows through the signal line depending on the amount of signal charge generated in the photodiode.
  • the leakage current may be detected to measure the X-ray irradiation amount.
  • the detection unit that detects each current is a radiation detection unit.
  • a radiation detection unit including an X-ray detection dedicated element in a form different from the short-circuited pixel may be provided in the X-ray image detection apparatus, and the X-ray detection dedicated element may be provided inside or outside the imaging region. It may be provided.
  • the TFT type FPD in which the TFT matrix substrate is formed using the glass substrate has been described as an example, but an FPD using a CMOS image sensor or a CCD image sensor using a semiconductor substrate may be used.
  • CMOS image sensor has the following advantages.
  • nondestructive reading is possible in which signal charges accumulated in a pixel are read as a voltage signal through an amplifier provided in each pixel without flowing out to a signal line for reading. According to this, even during the accumulation operation, it is possible to measure the X-ray intensity by selecting an arbitrary pixel in the imaging region and reading the signal charge from the pixel.
  • any one of the normal pixels can be used for dose measurement without using a dedicated radiation detection unit for measuring the dose of X-rays as in the case of the short-circuited pixel. It can also be used as a radiation detection unit.
  • the X-ray image detection apparatus is not limited to the above-described embodiment, but can of course have various configurations without departing from the gist of the present invention.
  • the X-ray image detection device is used in an X-ray imaging system installed in a hospital radiography room, or may be installed in a round-trip car that can take pictures while visiting a hospital room.
  • the present invention may be applied to a portable system that can be carried to the site where medical care is required or the home of a patient receiving home medical care and can perform X-ray imaging.
  • the X-ray image detection apparatus includes a function of the imaging control apparatus built in the control unit of the X-ray image detection apparatus.
  • the imaging control device may be integrated.
  • the portable X-ray image detection apparatus has been described as an example.
  • the present invention may be applied to a stationary X-ray image detection apparatus.
  • the present invention can be applied not only to X-rays but also to imaging systems that use other radiation such as ⁇ rays.

Abstract

　放射線発生装置との通信の可否に応じて、放射線画像検出装置の制御内容が適切になるように切り替える。　Ｘ線画像検出装置（２１）は、複数のマトリクスに配列された画素によりＸ線画像を検出するＦＰＤ（３６）と、ＦＰＤ（３６）内でＸ線の照射量を検出する短絡画素とを有している。Ｘ線画像検出装置（２１）は、通信可能なＸ線発生装置（１１）と組み合わされて使用される場合に選択され、短絡画素の検出信号に基づいてＸ線の総照射量を制御する露出制御を行う第１動作モードと、通信できないＸ線発生装置（１１）と組み合わされて使用される場合に選択され、短絡画素の検出信号に基づいてＦＰＤ（３６）の動作をＸ線発生装置（１１）のＸ線の照射開始のタイミングに同期させる開始同期制御を行う第２動作モードとを切り替えるモード切り替え部を有する。

Description

放射線画像検出装置及びその制御方法
　本発明は、被写体の放射線画像を検出する放射線画像検出装置と、その制御方法とに関する。
　医療分野において、放射線、例えばＸ線を利用したＸ線撮影システムが知られている。Ｘ線撮影システムは、Ｘ線を発生するＸ線源を有するＸ線発生装置と、Ｘ線源が発生し被写体を透過したＸ線の照射を受けて、被写体の画像情報を表すＸ線画像を検出するＸ線画像検出装置とからなる。Ｘ線源には、Ｘ線の単位時間当たりの線量を決める管電流や、Ｘ線の線質（エネルギースペクトル）を決める管電圧が撮影条件として与えられ、撮影条件は、被写体となるＸ線検査の被検者の撮影部位や年齢などに応じて撮影毎に決められる。Ｘ線源は、与えられた撮影条件に応じたＸ線を照射する。
　Ｘ線画像検出装置としては、従来のＸ線フイルムやイメージングプレート（ＩＰ）の代わりに、Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）を利用したものが実用化されている（特許文献１参照）。ＦＰＤは、マトリクスに配列され、Ｘ線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素と、各画素に接続され信号電荷を読み出すための信号線とが配設された撮像領域を有する検出パネルと、各画素が蓄積した信号電荷を電圧信号として読み出して、読み出した電圧信号をデジタルな画像データに変換する信号処理回路とを備えている。これにより、ＦＰＤを用いたＸ線画像検出装置では、撮影後すぐにＸ線画像を観察することができる。
　検出パネルは、撮像領域内の各画素が、光電変換素子であるフォトダイオードとＴＦＴ（Thin Film Transistor）とから構成され、撮像領域上にはＸ線を可視光に変換するシンチレータ（蛍光体）が設けられている。ＴＦＴは、フォトダイオードと信号線の電気的な接続をオンオフすることで、画素の動作を切り替えるスイッチング素子である。ＴＦＴがオフされると、フォトダイオードと信号線が非導通状態となり、フォトダイオードに信号電荷が蓄積される蓄積動作が開始され、ＴＦＴがオンされると、フォトダイオードと信号線が導通状態になり、フォトダイオードからＴＦＴ及び信号線を通じて信号電荷を読み出す読み出し動作が開始される。
　このようなＦＰＤを用いたＸ線画像検出装置は、Ｘ線フイルムやＩＰプレートと異なり、Ｘ線の照射開始のタイミングに同期させて蓄積動作を開始させる開始同期制御が必要となる。開始同期制御の方式としては、Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置との間で同期信号を通信する通信方式が一般的である。
　開始同期制御の方式には、通信方式の他に、特許文献１に記載されているように、Ｘ線画像検出装置において、Ｘ線発生装置が照射するＸ線の照射量の有無や変化を検出して、Ｘ線の照射開始のタイミングをＸ線画像検出装置が自己検出する自己検出方式がある。特許文献１に記載のＸ線画像検出装置では、ＦＰＤの撮像領域内に通常の画素に加えて、Ｘ線の照射開始のタイミングを検出するために、放射線の照射量を検出する検出素子が設けられており、検出素子を利用することで自己検出方式による開始同期制御が可能となっている。自己検出方式によれば、Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置の間において同期信号を通信することなく開始同期制御が可能となる。
　また、特許文献１には、検出素子を開始同期制御に利用する他に、露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）に利用することが記載されている。
　露出制御は、Ｘ線画像検出装置において、Ｘ線発生装置から受けるＸ線の総照射量を測定し、測定した総照射量が予め決められた閾値に達したときにＸ線発生装置に対して、Ｘ線照射を停止させる停止信号を送信してＸ線の照射を停止させることにより、Ｘ線画像の露出を制御するものである。露出制御は、Ｘ線の総照射量を適切に制御するために行われる。露出制御を行うことにより、適正な露出が確保されることにより画質低下を防止できる他、被写体への過剰曝射を防止することができる。露出制御は、ＦＰＤに限らず、Ｘ線フイルムやＩＰプレートを用いた場合にも、Ｘ線フイルムやＩＰプレートと、フォトタイマと呼ばれる露出制御装置とを組み合わせることにより従来から行われているが、特許文献１のように、ＦＰＤに設けた検出素子を露出制御に利用することにより、ＦＰＤとは別体の専用の露出制御装置を不要にすることができる。
　特許文献２には、開始同期制御の方式に関して、通信方式と、特許文献２に記載と同様な自己検出方式の２つの方式を利用可能なＸ線画像検出装置が記載されている。特許文献２に記載のＸ線画像検出装置は、Ｘ線発生装置との間で同期信号を無線通信する無線通信機能を備えており、通常は、通信方式で開始同期制御が行われる。そして、無線通信状態が悪化した場合において、ＦＰＤによってＸ線の照射開始を自己検出する自己検出方式で開始同期制御が行われる。つまり、特許文献２のＸ線画像検出装置は、開始同期制御において、通信方式を原則として利用し、通信状態が悪化した場合において例外的に自己検出方式を利用している。
特開２００４－１３００５８号公報 特開２００８－１３２２１６号公報
　近年、Ｘ線撮影システムを利用する医療施設において、Ｘ線フイルムやＩＰプレートを用いた旧型のＸ線画像検出装置から、ＦＰＤを用いた新型のＸ線画像検出装置への切り替えが進んでいる。しかし、Ｘ線撮影システムは高価であるので、Ｘ線発生装置も含めたＸ線撮影システム全体を新型に切り替えると導入コストが高額になる。そのため、Ｘ線画像検出装置への切り替えに際しては、ＦＰＤを用いたＸ線画像検出装置のみを単体で購入し、既存のＸ線発生装置と組み合わせてＸ線撮影システムを構築することも行なわれている。
　上述のとおり、ＦＰＤを用いた新型のＸ線画像検出装置を使用する場合には、Ｘ線画像検出装置とＸ線発生装置との間で開始同期制御が必要になる。既存のＸ線発生装置がＸ線画像検出装置との通信機能を備えており、かつ、その通信インターフェース（ケーブルやコネクタの規格、信号の型式等）がＸ線画像検出装置の通信インターフェースと適合している場合のように、Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置の間で通信が可能な場合には、一般的な通信方式で開始同期制御を行うことができる。
　開始同期制御の方式としては、自己検出方式よりも通信方式が一般的であり確実性も高い。そのため、Ｘ線発生装置との通信が可能な場合には、Ｘ線画像検出装置において通信方式の開始同期制御を行うことが好ましい。
　しかしながら、既存のＸ線発生装置がＸ線画像検出装置と通信する通信機能を備えていなかったり、通信機能はあっても、通信インターフェースがＸ線画像検出装置の通信インターフェースと適合していなかったりする場合も考えられる。このような場合には、Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置は通信が不可能なので、Ｘ線画像検出装置は、通信方式による開始同期制御を行うことができない。
　この場合には、Ｘ線画像検出装置として、特許文献１及び２に記載されているように自己検出方式の開始同期制御が可能なＸ線画像検出装置を使用すれば、既存のＸ線発生装置と組み合わせてＸ線撮影システムを構築することができる。
　また、露出制御に関しては、Ｘ線画像検出装置がＸ線発生装置に対して停止信号を送信してＸ線の照射を停止させることを前提とする制御であるため、Ｘ線発生装置との通信が不可能な場合にはＸ線の照射を停止させることができないため、Ｘ線画像の適正露出の確保や被写体への過剰被曝防止という露出制御の効果が得られない。具体的には、Ｘ線発生装置との通信ができない状態でＸ線画像検出装置において露出制御を行ってしまうと、Ｘ線画像検出装置が停止信号を送信してもＸ線発生装置は停止信号を受けられないため、Ｘ線の照射を停止しない。一方、Ｘ線画像検出装置は、露出制御によってＸ線の照射が停止していることを前提として、蓄積動作後の読み出し動作を開始してしまうことが起こる。この場合には、読み出し動作中にもＸ線の照射が継続するため、ノイズの原因になりＸ線画像の画質低下が懸念される。また、蓄積動作終了後もＸ線の照射が継続するということは、Ｘ線画像に寄与しないＸ線が照射されていることになるため、被写体の過剰被曝を抑えるという効果も得られない。
　このように、Ｘ線画像検出装置とＸ線発生装置を組み合わせて使用する場合には、Ｘ線発生装置との通信の可否によって、Ｘ線画像検出装置の開始同期制御や露出制御に関して適切な利用の仕方がある。
　特許文献１には、ＦＰＤの検出素子を利用して、自己検出方式の開始同期制御と露出制御の両方を行うことについて記載されているが、検出素子をどのような場合にどちらの制御に利用するかといった具体的な内容について開示が無い。
　特許文献２には、開始同期制御に関して、通信方式と自己検出方式の２つの方式について記載されているが、露出制御に関しては開示が無い。
　本発明は、開始同期制御と露出制御に関して、放射線発生装置との通信の可否に応じて、適切な制御を行うことができる放射線画像検出装置及びその制御方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の放射線画像検出装置は、放射線を照射する放射線発生装置と組み合わされて使用される放射線画像検出装置において、画像検出部、放射線検出部、通信部、モード切り替え部、及び制御部を備えている。画像検出部は、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素がマトリクスに配列された撮像領域を有し、被写体を透過した放射線の照射を受けて放射線画像を検出する。放射線検出部は、放射線発生装置による放射線の照射開始の検出、及び放射線の総照射量の測定の少なくとも一方を行うために、放射線の照射量に応じた検出信号を出力する。通信部は、放射線発生装置と通信を行う。放射線画像検出装置は、通信部によって通信可能な放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、放射線検出部の検出信号に基づいて、放射線の総照射量を測定する露出制御を少なくとも実行する第１動作モードと、通信部によって通信できない放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、放射線検出部の検出信号に基づいて、照射開始を検出して、そのタイミングに同期して画像検出部の信号電荷を蓄積する蓄積動作を開始させる開始同期制御を少なくとも実行する第２動作モードの２つの動作モードを有する。モード切り替え部は選択的に２つの動作モードを切り替える。制御部は、モード切り替え部によって選択されたモードに応じて画像検出部の動作を制御する。
　第１動作モードにおいて、制御部は、通信部が放射線発生装置から送信される照射開始信号に同期して蓄積動作を開始させることが好ましい。
　第１動作モードにおいて、制御部は、放射線検出部の検出信号を積算して放射線の総照射量を測定し、総照射量が閾値に達したときに、通信部によって放射線発生装置に対して放射線の照射を停止させる停止信号を送信することが好ましい。また、第１動作モードにおいて、制御部は、放射線の総照射量が閾値に達したときに、画像検出部の蓄積動作を終了させることが好ましい。
　第２動作モードにおいて、制御部は、開始同期制御に加えて、放射線検出部の検出信号に基づいて放射線発生装置による放射線の照射終了を検出して、そのタイミングに同期して画像検出部の蓄積動作を終了させることが好ましい。また、第２動作モードにおいて、制御部は、蓄積動作を開始後、一定時間が経過したときに蓄積動作を終了させてもよい。
　第１動作モード及び第２動作モードにおいて、制御部は、照射開始の検出後、蓄積動作を開始させる直前に画素の信号電荷をリセットするリセット動作を実行させることが好ましい。また、第１動作モードにおいて、制御部は、露出制御に加えて開始同期制御を実行してもよい。
　モード切り替え部は、マニュアルによるモード選択操作に基づいてモードの切り替えを行うことが好ましい。また、モード切り替え部は、放射線発生装置との通信の可否を検出して、検出結果に応じてモード切り替えを自動的に行ってもよい。
　第１動作モードと第２動作モードのいずれの動作モードが選択されているかを報知する報知部を備えていることが好ましい。
　第１動作モードにおいて、放射線発生装置からの照射開始信号はパルス波からなり、通信部は、パルス波のエッジを検出した段階で、制御部に対して照射開始信号を受信したことを通知することが好ましい。
　また、放射線検出部は、撮像領域内に配置されていることが好ましい。また、撮像領域を複数の区画に分割した複数の分割領域のそれぞれに放射線検出部が配置されており、制御部は、露出制御と開始同期制御のそれぞれで使用する分割領域を変えてもよい。また、複数の分割領域は、撮像領域の中央に配置された中央分割領域と、中央分割領域の周辺に配置された周辺分割領域を有しており、制御部は、露出制御と開始同期制御において、中央分割領域と周辺分割領域を使い分けることが好ましい。制御部は、露出制御と同期制御のそれぞれで使用する分割領域の放射線検出部の感度を変えてもよい。
　放射線検出部は、画素と画素から信号電荷を読み出すための信号線とを常時短絡させた短絡画素であり、放射線の照射量に応じた信号電荷を信号線に常時出力する短絡画素であることが好ましい。
　画像検出部は、放射線発生部が連続して発生する複数の放射線パルスの照射を受けて動画撮影をすることが可能であり、動画撮影において、制御部は、放射線検出部の検出信号に基づいて放射線パルスのエッジを検出して、画像検出部の蓄積動作を複数の放射線パルスの照射タイミングに同期させてもよい。
　制御部は、放射線検出部の検出信号に基づいて、放射線パルス毎の照射量を測定して、その測定結果に基づいて信号電荷の読み出しゲインを制御することが好ましい。
　本発明の放射線画像検出装置の制御方法は、放射線を照射する放射線発生装置と組み合わされて使用される放射線画像検出装置の制御方法であり、モード切り替えステップと制御ステップとを備えている。放射線画像検出装置は、放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素がマトリクスに配列された撮像領域を有し、被写体を透過した放射線の照射を受けて放射線画像を検出する画像検出部と、放射線発生装置による放射線の照射開始の検出、及び放射線の総照射量の測定の少なくとも一方を行うために、放射線の照射量に応じた検出信号を出力する放射線検出部と、放射線発生装置と通信を行う通信部とを備えている。放射線画像検出装置は、通信部によって通信可能な放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、放射線検出部の検出信号に基づいて、放射線の総照射量を測定する露出制御を少なくとも実行する第１動作モードと、通信部によって通信できない放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、放射線検出部の検出信号に基づいて、照射開始を検出して、そのタイミングに同期して画像検出部の信号電荷を蓄積する蓄積動作を開始させる開始同期制御を少なくとも実行する第２動作モードの２つの動作モードを有している。モード切り替えステップは、２つの動作モードを選択的に切り替える。制御ステップは、選択されたモードに応じて画像検出部及び放射線検出部の動作を制御する。
　本発明によれば、開始同期制御と露出制御に関して、放射線発生装置との通信が可能な場合に適切な動作モードと、通信ができない場合に適切な動作モードを選択的に切り替え可能としたので、放射線発生装置との通信の可否に応じて適切な制御が可能な放射線画像検出装置及びその制御方法を提供することができる。
Ｘ線画像検出装置と通信可能なＸ線発生装置を備えたＸ線撮影システムの概略的構成を示す説明図である。 Ｘ線画像検出装置の構成を示す外観斜視図である。 ＦＰＤの構成を示す説明図である。 第１実施形態の第１動作モードと第２動作モードとの切り替え手順を示す説明図である。 第１実施形態の第１動作モードの手順を示す説明図である。 第１実施形態の第２動作モードの手順を示す説明図である。 第１実施形態の第１動作モードにおけるＦＰＤの制御手順を示すフローチャートである。 Ｘ線画像検出装置と通信できないＸ線発生装置を備えたＸ線撮影システムの概略的構成を示す説明図である。 第１実施形態の第２動作モードにおけるＦＰＤの制御手順を示すフローチャートである。 第２実施形態の第１動作モードの手順を示す説明図である。 第２実施形態の第２動作モードの手順を示す説明図である。 第２実施形態の第１動作モードの変形例を示す説明図である。 第２実施形態の第２動作モードの変形例を示す説明図である。 第３実施形態のＦＰＤの撮像領域を示す説明図である。 第５実施形態の動画撮影時の手順を示す説明図である。
［第１実施形態］
　図１において、Ｘ線撮影システム１０は、外部装置との通信が可能なＸ線発生装置１１と、フイルム用カセッテやＩＰ用カセッテが取り付け可能な撮影台２２とからなる既存のＸ線撮影システムに、Ｘ線画像検出装置２１、撮影制御装置２３及びコンソール２４からなるＸ線撮影装置１２を組み込んだものである。
　Ｘ線発生装置１１は、Ｘ線源１３と、Ｘ線源１３を制御する線源制御装置１４と、照射スイッチ１５とで構成される。Ｘ線源１３は、Ｘ線を放射するＸ線管１３ａと、Ｘ線管１３ａが放射するＸ線の照射野を限定する照射野限定器（コリメータ）１３ｂとを有する。
　Ｘ線管１３ａは、熱電子を放出するフィラメントからなる陰極と、陰極から放出された熱電子が衝突してＸ線を放射する陽極（ターゲット）とを有している。照射野限定器１３ｂは、例えば、Ｘ線を遮蔽する４枚の鉛板を有しており、４枚の鉛板によってＸ線を透過させる矩形状の照射開口を形成したものであり、鉛板の位置を移動することで照射開口の大きさを変化させて、照射野を限定する。４枚の鉛板は２枚１組にされて各組の鉛板はそれぞれの対向配置される。各組を直交する２方向にそれぞれ配置することで、矩形状の照射開口が形成される。
　線源制御装置１４は、Ｘ線源１３に対して高電圧を供給する高電圧発生器１４ａと、Ｘ線源１３が照射するＸ線の線質（エネルギースペクトル）を決める管電圧、単位時間当たりの線量を決める管電流、及びＸ線の照射時間を制御する線源制御部１４ｂと、有線方式または無線方式によって撮影制御装置２３と通信可能な通信部１４ｃとを備えている。高電圧発生器１４ａは、トランスによって入力電圧を昇圧して高圧の管電圧を発生し、高電圧ケーブルを通じてＸ線源１３に駆動電力を供給する。管電圧、管電流、照射停止条件等の撮影条件は、線源制御装置１４の操作パネルを通じて放射線技師などのオペレータにより手動で線源制御部１４ｂに設定される。
　照射スイッチ１５は、線源制御装置１４に信号ケーブルによって接続されている。照射スイッチ１５は、放射線技師によって操作可能な二段階押しのスイッチであり、一段階押しでＸ線源１３のウォームアップを開始させるためのウォームアップ開始信号を発生し、二段階押しでＸ線源１３に照射を開始させるための照射開始信号を発生する。これらの信号は信号ケーブルを通じて線源制御装置１４に入力される。
　線源制御部１４ｂは、照射スイッチ１５からの制御信号に基づいて、Ｘ線源１３の動作を制御する。照射スイッチ１５から照射開始信号を受けると、線源制御装置１４は、Ｘ線源１３に対して開始指令を発して電力供給を開始する。これによりＸ線源１３は照射を開始する。線源制御部１４ｂは、電力供給の開始とともに、Ｘ線の照射開始を表す同期信号である照射開始信号を通信部１４ｃによって撮影制御装置２３に送信する。この照射開始信号は、Ｘ線画像検出装置２１の動作を、Ｘ線発生装置１１によるＸ線の照射開始のタイミングに同期させる開始同期制御に利用される。
　線源制御部１４ｂは、撮影条件において設定された照射停止条件として照射時間が設定されているときには、電力供給の開始とともにタイマを作動させてＸ線の照射時間の計測を開始する。そして、撮影条件で設定された照射時間が経過すると、線源制御部１４ｂは、Ｘ線源１３に対して停止指令を発して電力供給を停止する。Ｘ線源１３は、停止指令を受けるとＸ線の照射を停止させる。また、線源制御部１４ｂは、撮影条件の照射停止条件として外部装置からの停止信号にしたがうことが設定されている場合には、撮影制御装置２３から通信部１４ｃに停止信号が入力されたときに停止指令を発して電力供給を停止する。
　撮影台２２は、フイルム用カセッテやＩＰ用カセッテが着脱自在に取り付けられるスロットを有し、Ｘ線が入射する入射面がＸ線源１３と対向するように配置されている。なお、撮影台２２として、被検者Ｈを立位姿勢で撮影する立位撮影台を例示しているが、被検者Ｈを臥位姿勢で撮影する臥位撮影台でもよい。
　Ｘ線撮影装置１２は、Ｘ線画像検出装置２１、撮影制御装置２３、およびコンソール２４から構成される。Ｘ線画像検出装置２１は、ＦＰＤ３６（図３参照）と、ＦＰＤ３６を収容する可搬型の筐体とからなり、Ｘ線源１３から照射されて被検者（被写体）Ｈを透過したＸ線を受けて被検者ＨのＸ線画像を検出する、可搬型の放射線画像検出装置である。Ｘ線画像検出装置２１は、平面形状が略矩形の偏平な筐体を有し、平面サイズはフイルム用カセッテやＩＰ用カセッテと略同様の大きさであるため、撮影台２２にも取り付け可能である。
　撮影制御装置２３は、有線方式や無線方式によりＸ線発生装置１１、Ｘ線画像検出装置２１及びコンソール２４と通信を行う通信部２３ａと、通信部２３ａを介してＸ線画像検出装置２１を制御する撮影制御部２３ｂとを有している。撮影制御部２３ｂは、Ｘ線画像検出装置２１に対して撮影条件を送信して、ＦＰＤ３６の信号処理の条件を設定させるとともに、Ｘ線源１３の照射タイミングとＦＰＤ３６の蓄積動作を同期させるための同期信号をＸ線発生装置１１から受信して、これをＸ線画像検出装置２１に送信することにより、Ｘ線源１３とＦＰＤ３６の同期制御を行う。また、撮影制御部２３ｂは、Ｘ線画像検出装置２１が出力する画像データを通信部２３ａにより受信してコンソール２４に送信する。
　コンソール２４は、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的といった情報が含まれる検査オーダの入力を受け付けて、検査オーダをディスプレイに表示する。検査オーダは、ＨＩＳ（病院情報システム）やＲＩＳ（放射線情報システム）といった患者情報や放射線検査に係る検査情報を管理する外部システムから入力されるか、放射線技師などのオペレータにより手動入力される。オペレータは、検査オーダの内容をディスプレイで確認し、その内容に応じた撮影条件をコンソール２４の操作画面を通じて入力する。
　コンソール２４は、撮影制御装置２３に対して撮影条件を送信するとともに、撮影制御装置２３から送信されるＸ線画像のデータに対して、ガンマ補正、周波数処理等の各種画像処理を施す。画像処理済みのＸ線画像はコンソール２４のディスプレイに表示される他、そのデータがコンソール２４内のハードディスクやメモリ、あるいはコンソール２４とネットワーク接続された画像蓄積サーバといったデータストレージデバイスに格納される。
　図２に示すように、Ｘ線画像検出装置２１は、矩形状の上面が放射線の照射面とされた筐体２５を備えている。筐体２５は、照射面が設けられている天板２６と、天板２６以外を構成する筐体本体２７とからなり、例えば、天板２６はカーボン等から構成され、筐体本体２７は金属や樹脂等から構成されている。これにより、天板２６によるＸ線の吸収を抑制しつつ、筐体本体２７の強度が確保される。
　筐体２５の上面には、Ｘ線画像検出装置２１の動作状態等を報知する報知部であるインジケータ２８が設けられている。インジケータ２８は、例えば複数の発光部からなり、各発光部の発光状態の組み合わせによって、Ｘ線画像検出装置２１の動作状態や動作モード、バッテリの残容量等が表示される。動作状態としては、例えば撮影待機状態を表す「レディ状態」や、撮影後の画像データを送信中であることを表す「データ送信中」等がある。また、動作モードとしては、Ｘ線画像検出装置２１が、通信可能なＸ線発生装置と組み合わされた場合に使用される「第１動作モード」や、これとは逆に通信できないＸ線発生装置と組み合わされた場合に使用される「第２動作モード」である。第１動作モード及び第２動作モードについては後に詳述する。インジケータ２８には、ＬＣＤ等の表示装置を用いてもよい。なお、インジケータ２８の機能をコンソール２４に設けてもよい。
　Ｘ線画像検出装置２１の筐体２５内には、照射面に対面するように、Ｘ線画像を検出する画像検出部であるＦＰＤ３６が配置されている。ＦＰＤ３６は、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ２９と、シンチレータ２９によって変換された可視光を光電変換する検出パネル３０とを備えた間接変換型であり、シンチレータ２９のＸ線照射面側に検出パネル３０を配置した「表面読取方式（ＩＳＳ：Irradiation Side Sampling)」となっている。なお、ＦＰＤ３６は、シンチレータ２９と検出パネル３０との配置を逆にした「裏面読取方式(ＰＳＳ：Penetration Side Sampling)」であってもよい。
　筐体２５の内部には、照射面の短手方向に沿った一端側に、各種電子回路３１、バッテリ３２、通信部３３が配置されている。各種電子回路３１は、ＦＰＤ３６を制御するための電子回路であり、各種電子部品がＸ線の照射によって損傷しないようにＸ線遮蔽性を有する材料によって保護されている。バッテリ３２は、充電可能かつ着脱自在なように筐体２５に組み込まれており、ＦＰＤ３６、各種電子回路３１及び通信部３３に電力を供給する。通信部３３は、有線方式または無線方式により、撮影制御装置２３と通信を行う。
　図３において、ＦＰＤ３６は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板を有し、この基板上にＸ線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素３７を配列してなる撮像領域３８を有する検出パネル３０と、画素３７を駆動して信号電荷の読み出しを制御するゲートドライバ３９と、画素３７から読み出された信号電荷をデジタルデータに変換して出力する信号処理回路４０と、ゲートドライバ３９と信号処理回路４０を制御して、ＦＰＤ３６の動作を制御する制御部４１とを備えている。制御部４１には、有線方式または無線方式によって撮影制御装置２３と通信を行う通信部４５が接続されている。複数の画素３７は、所定のピッチで二次元にｎ行（ｘ方向）×ｍ列（ｙ方向）のマトリクスに配列されている。
　ＦＰＤ３６は、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ（図示せず）を有し、シンチレータによって変換された可視光を画素３７で光電変換する間接変換型である。シンチレータは、画素３７が配列された撮像領域３８の全面と対向するように配置されている。シンチレータは、ＣｓＩ（ヨウ化セシウム）やＧＯＳ（ガドリニウムオキシサルファイド）などの蛍光体からなる。なお、Ｘ線を直接電荷に変換する変換層（アモルファスセレン等）を用いた直接変換型のＦＰＤを用いてもよい。
　画素３７は、可視光の入射によって電荷（電子－正孔対）を発生する光電変換素子であるフォトダイオード４２、フォトダイオード４２が発生した電荷を蓄積するキャパシタ（図示せず）、およびスイッチング素子として薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）４３を備える。
　フォトダイオード４２は、ａ－Ｓｉ（アモルファスシリコン）などの半導体層（例えばＰＩＮ型）を有し、その上下に上部電極および下部電極が配されている。フォトダイオード４２は、下部電極にＴＦＴ４３が接続され、上部電極にはバイアス線（図示せず）が接続される。
　バイアス線を通じて、撮像領域３８内の全画素３７に対して、フォトダイオード４２の上部電極にバイアス電圧が印加される。バイアス電圧の印加によりフォトダイオード４２の半導体層内に電界が生じ、光電変換により半導体層内で発生した電荷（電子－正孔対）は、一方がプラス、他方がマイナスの極性を持つ上部電極と下部電極に移動し、キャパシタに電荷が蓄積される。
　ＴＦＴ４３は、ゲート電極が走査線４７に、ソース電極が信号線４８に、ドレイン電極がフォトダイオード４２にそれぞれ接続される。走査線４７と信号線４８は格子状に配線されている。走査線４７は撮像領域３８内の画素３７の行数分（ｎ行分）設けられ、各走査線４７は各行の複数の画素３７に接続される共通配線である。信号線４８は画素３７の列数分（ｍ列分）設けられ、各信号線４８は各列の複数の画素３７に接続される共通配線である。各走査線４７はゲートドライバ３９に接続され、各信号線４８は信号処理回路４０に接続される。
　ゲートドライバ３９は、ＴＦＴ４３を駆動することにより、Ｘ線の照射量に応じた信号電荷を画素３７に蓄積する蓄積動作と、画素３７から信号電荷を読み出す読み出し動作と、画素３７に蓄積される電荷をリセットするリセット動作とを行わせる。制御部４１は、ゲートドライバ３９によって実行される上記各動作の開始タイミングを制御する。
　蓄積動作ではＴＦＴ４３がオフ状態にされ、その間に画素３７に信号電荷が蓄積される。読み出し動作では、ゲートドライバ３９から同じ行のＴＦＴ４３を一斉に駆動するゲートパルスＧ１～Ｇｎを順次発生して、走査線４７を一行ずつ順に活性化し、走査線４７に接続されたＴＦＴ４３を一行分ずつオン状態とする。
　一行分のＴＦＴ４３がオン状態になると、一行分の画素３７のそれぞれに蓄積された信号電荷が、各信号線４８を通じて信号処理回路４０に入力される。信号処理回路４０において、一行分の信号電荷は電圧に変換されて出力され、各信号電荷に応じた出力電圧が、電圧信号Ｄ１～Ｄｍとして読み出される。アナログの電圧信号Ｄ１～Ｄｍはデジタルデータに変換されて、一行分の各画素の濃度を表すデジタルな画素値である画像データが生成される。画像データは、Ｘ線画像検出装置２１の筐体に内蔵されるメモリ５６に出力される。
　フォトダイオード４２の半導体層には、Ｘ線の入射の有無に関わらず暗電流が発生する。暗電流に応じた電荷である暗電荷はバイアス電圧が印加されているためにキャパシタに蓄積される。暗電荷は、画像データに対してはノイズ成分となるので、これを除去するためにリセット動作が行われる。リセット動作は、画素３７において発生する暗電荷を、画素３７から信号線４８を通じて掃き出す動作である。
　リセット動作は、例えば、一行ずつ画素３７をリセットする順次リセット方式で行われる。順次リセット方式では、信号電荷の読み出し動作と同様、ゲートドライバ３９から走査線４７に対してゲートパルスＧ１～Ｇｎを順次発生して、画素３７のＴＦＴ４３を一行ずつオン状態にする。ＴＦＴ４３がオン状態になっている間、画素３７から暗電荷が信号線４８を通じて信号処理回路４０に入力される。
　リセット動作では、読み出し動作と異なり、信号処理回路４０において、暗電荷に応じた出力電圧の読み出しは行われない。リセット動作では、各ゲートパルスＧ１～Ｇｎの発生と同期して、制御部４１から信号処理回路４０にリセットパルスＲＳＴが出力される。信号処理回路４０においてリセットパルスＲＳＴが入力されると、後述する積分アンプ４９のリセットスイッチ４９ａがオンされて、入力された暗電荷がリセットされる。
　順次リセット方式に代えて、配列画素の複数行を一グループとしてグループ内で順次リセットを行い、グループ数分の行の暗電荷を同時に掃き出す並列リセット方式や、全行にゲートパルスを入れて全画素の暗電荷を同時に掃き出す全画素リセット方式を用いてもよい。並列リセット方式や全画素リセット方式によりリセット動作を高速化することができる。
　信号処理回路４０は、積分アンプ４９、ＭＵＸ５０およびＡ／Ｄ変換器５１等からなる。積分アンプ４９は、各信号線４８に対して個別に接続される。積分アンプ４９は、オペアンプとオペアンプの入出力端子間に接続されたキャパシタとからなり、信号線４８はオペアンプの一方の入力端子に接続される。積分アンプ４９のもう一方の入力端子（図示せず）はグランド（ＧＮＤ）に接続される。積分アンプ４９は、信号線４８から入力される信号電荷を積算し、電圧信号Ｄ１～Ｄｍに変換して出力する。
　各列の積分アンプ４９の出力端子は、電圧信号Ｄ１～Ｄｍを増幅する増幅器（図示せず）や、電圧信号Ｄ１～Ｄｍを保持するサンプルホールド部（図示せず）を介して、ＭＵＸ５０に接続されている。ＭＵＸ５０は、パラレルに接続される複数の積分アンプ４９から１つを選択し、選択した積分アンプ４９から出力される電圧信号Ｄ１～ＤｍをシリアルにＡ／Ｄ変換器５１に入力する。Ａ／Ｄ変換器５１は、アナログの電圧信号Ｄ１～Ｄｍをそれぞれの信号レベルに応じたデジタルな画素値に変換する。
　蓄積動作後、信号電荷を読み出す読み出し動作においては、ゲートパルスによってＴＦＴ４３が一行ずつオン状態にされ、一行内の各列の画素３７のキャパシタに蓄積された信号電荷が信号線４８を介して積分アンプ４９に入力される。
　積分アンプ４９から一行分の電圧信号Ｄ１～Ｄｍが出力されると、制御部４１は、積分アンプ４９に対してリセットパルス（リセット信号）ＲＳＴを出力し、積分アンプ４９のリセットスイッチ４９ａをオンする。これにより、積分アンプ４９に蓄積された一行分の信号電荷がリセットされる。積分アンプ４９がリセットされると、ゲートドライバ３９から次の行のゲートパルスが出力され、次の行の画素３７の信号電荷の読み出しを開始させる。これらの動作を順次繰り返して全行の画素３７の信号電荷を読み出す。
　全行の読み出しが完了すると、一画面分のＸ線画像を表す画像データがメモリ５６に記録される。メモリ５６に記録された画像データに対しては、ＦＰＤ３６の個体差や環境に起因して生じる固定パターンノイズであるオフセット成分を除去するオフセット補正や、各画素３７のフォトダイオード４２の感度のばらつきや信号処理回路４０の出力特性のばらつきなどを補正するための感度補正といった画像補正処理が施される。画像データは、メモリ５６から読み出されて撮影制御装置２３に出力され、コンソール２４に送信される。こうして被検者ＨのＸ線画像が検出される。
　ＦＰＤ３６は、画像検出機能に加えて、Ｘ線発生装置１１との同期制御、及びＸ線画像の露出制御に利用するために、Ｘ線源１３が照射するＸ線の照射量を検出する機能を備えている。図３においてハッチングで示すように、ＦＰＤ３６の撮像領域３８内には、Ｘ線の照射量を検出する放射線検出部として、短絡画素６２が設けられている。図３において短絡画素６２は１つしか図示されていないが、実際には、複数個の短絡画素６２が設けられており、各短絡画素６２は、撮像領域３８の全面に分散して配置されている。短絡画素６２の数は、例えば、画素３７の数の約１％程度である。画素３７は、ＴＦＴ４３のオンオフによって信号線４８との電気的な接続のオンオフが切り替えられるのに対し、短絡画素６２は、信号線４８と常時短絡している。
　短絡画素６２は、構造は画素３７とほぼ同様であり、フォトダイオード４２とＴＦＴ４３とを有しており、フォトダイオード４２はＸ線の照射量に応じた信号電荷を発生する。短絡画素６２において、画素３７との構造上の相違点は、ＴＦＴ４３のソースとドレインが結線により短絡している点であり、短絡画素６２のＴＦＴ４３のスイッチング機能は失われている。これにより、短絡画素６２のフォトダイオード４２が発生する信号電荷が常時信号線４８に流出し、積分アンプ４９に入力される。なお、短絡画素６２のＴＦＴ４３のソースとドレインを結線する代わりに、短絡画素６２についてはＴＦＴ４３そのものを設けずに、フォトダイオード４２と信号線４８を直接接続してもよい。
　制御部４１は、短絡画素６２の出力に基づいて、Ｘ線源１３からＦＰＤ３６に照射されるＸ線の照射量を測定する。制御部４１は、ＭＵＸ５０によって、短絡画素６２からの信号電荷が入力される積分アンプ４９を選択して、積分アンプ４９の電圧信号を、短絡画素６２の出力電圧Ｖｏｕｔとして読み出す。制御部４１は、出力電圧Ｖｏｕｔを１回読み出すと、積分アンプ４９をリセットする。制御部４１は、照射中のＸ線の強度変化を監視できるように、蓄積動作中において、出力電圧Ｖｏｕｔを読み出す動作をＸ線の照射時間に対して非常に短い間隔で繰り返す。
　制御部４１は、出力電圧Ｖｏｕｔの値をデジタルデータに変換してメモリ５６に記録する。制御部４１は、メモリ５６に記録された出力電圧Ｖｏｕｔの経時変化に基づいて、Ｘ線源１３から照射されるＸ線の照射量の変化を監視して、Ｘ線発生装置１１によるＸ線の照射開始及びＸ線の照射終了の各タイミングを検出することが可能である。
　また、制御部４１は、短絡画素６２の出力に基づいて、Ｘ線源１３からＦＰＤ３６に照射されたＸ線の総照射量を測定することができる。制御部４１は、Ｘ線の照射開始後に、上述した照射開始のタイミングの検出と同様に短絡画素６２の出力電圧Ｖｏｕｔを短い間隔で読み出し、出力電圧Ｖｏｕｔの値を積算することによりＸ線の総照射量を測定する。
　このように、短絡画素６２によって、Ｘ線の照射開始及び照射終了のタイミングを検出すれば、Ｘ線画像検出装置２１は、Ｘ線発生装置１１と同期信号の通信を行わずに、Ｘ線画像検出装置２１の動作を、Ｘ線発生装置１１との照射開始及び照射終了のタイミングに同期させる同期制御を行うことができる。また、短絡画素６２によって、Ｘ線の総照射量を測定すれば、Ｘ線画像の露出量を適正に制御する露出制御を行うことができる。
　Ｘ線画像検出装置２１は、短絡画素６２を同期制御に利用する第１動作モードと、短絡画素６２を露出制御に利用する第２動作モードの２つの動作モードを有しており、制御部４１は、２つの動作モードを切り替えるモード切り替え機能を有している。
　第１動作モードは、通信部２３ａとの通信が可能なＸ線発生装置１１と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、第２動作モードは、通信部２３ａとの通信ができないＸ線発生装置１１と組み合わされた場合に使用される動作モードである。
　図４のフローチャートに示すように、Ｘ線発生装置がＸ線画像検出装置２１と通信可能である場合には、Ｘ線画像検出装置２１の動作モードとして、第１動作モードが選択される。また、Ｘ線発生装置がＸ線画像検出装置２１と通信できない場合には、Ｘ線画像検出装置２１の動作モードは、第２動作モードが選択される。なお、Ｘ線発生装置がＸ線画像検出装置２１と通信できない場合とは、Ｘ線発生装置とＸ線画像検出装置２１との同期制御用のインターフェース（ケーブルやコネクタの規格、同期信号の型式等）が適合しない場合や、Ｘ線発生装置自体が通信機能を有しない場合である。
　第１動作モードと第２動作モードの切り替えは、例えば、マニュアルによるモード選択操作に基づいて行われる。マニュアルによるモード選択操作は、例えば、Ｘ線画像検出装置２１を含むＸ線撮影装置１２を新たに設置する場合において、サービスマンが行う、Ｘ線撮影装置１２に対する初期設定操作や、Ｘ線撮影装置１２を設置後に、ユーザーがコンソール２４から入力するモード選択操作である。モード選択情報は、例えば、制御部４１の内部メモリに記憶され、変更操作が行われない限り、Ｘ線画像検出装置２１は、選択されたモードで動作する。
　Ｘ線画像検出装置２１と組み合わされるＸ線発生装置１１が１台の場合には、設置時の初期設定でモードを選択すれば、それ以後モード変更の必要は無いが、Ｘ線画像検出装置２１と組み合わされるＸ線発生装置１１が複数台有る場合には、組み合わされるＸ線発生装置１１毎にモード変更が必要になる場合があるため、コンソール２４からモード選択操作が行えることが好ましい。
　また、マニュアルによるモード選択操作に代えて又はそれに加えて、Ｘ線発生装置１１との通信の可否を検出して、検出結果に応じて自動的にモード切り替えが行われるようにしてもよい。Ｘ線発生装置１１との通信の可否は、例えば、通信部２３ａや通信部３３がテスト用信号をＸ線発生装置１１に対して送信しその応答の有無を検出することにより制御部４１や撮影制御部２３ｂが判定する。
　Ｘ線画像検出装置２１は、モード選択操作やモード自動切り替えによって選択された動作モードを、インジケータ２８に表示する。これにより、ユーザーは、Ｘ線画像検出装置２１の外観から選択されている動作モードを確認することができる。
　図５は、第１動作モードでＸ線画像検出装置２１を動作させた場合における、Ｘ線の総照射量と、この総照射量に基づいて制御されるＦＰＤ３６の動作状態とを表している。Ｘ線の照射量は、横軸に時間、縦軸にＸ線の照射量（出力電圧Ｖｏｕｔ）をとったグラフにおいてほぼ台形状になる。Ｘ線源１３が開始指令を受けてＸ線の照射を開始すると、Ｘ線の照射量は徐々に増加し、撮影条件として設定された管電流に応じたピーク値まで上昇し、停止指令を受けるまでの間は、ピーク値付近でほぼ定常な状態を保つ。そして、Ｘ線源１３が停止指令を受けてＸ線の照射が停止されると、Ｘ線の照射量は徐々に下降してやがて「０」になり、Ｘ線の照射が完全に停止する。
　第１動作モードにおいて、制御部４１は、コンソール２４から入力された患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的等の検査オーダに基づいてＸ線の総照射量の閾値を設定する。制御部４１は、撮影制御装置２３から撮影準備の指示が入力されると、ＦＰＤ３６を待機状態に移行させる。待機状態においては、制御部４１は、ＦＰＤ３６にリセット動作を実行させる。第１動作モードは、Ｘ線発生装置１１との通信が可能である場合に選択されるモードであるため、Ｘ線画像検出装置２１の開始同期制御は一般的な通信方式で行われる。具体的には、制御部４１は、線源制御装置１４が送信する照射開始信号を撮影制御装置２３経由で受信する。そして、制御部４１は、照射開始信号を受信すると、画素３７のＴＦＴ４３をオフして待機状態から蓄積動作に移行させる。ＴＦＴ４３がオフされるため、画素３７には照射されたＸ線の線量に応じた信号電荷が蓄積される。
　第１動作モードにおいて、蓄積動作が開始されると、Ｘ線の総照射量測定が開始される。
画素３７のＴＦＴ４３がオフされても、短絡画素６２は信号線４８と常時短絡しているので、制御部４１は、Ｘ線が照射されている間、信号線４８に流出する短絡画素６２の出力に基づいて、Ｘ線の照射量を測定することができる。制御部４１は、短絡画素６２の出力電圧Ｖｏｕｔを積算してＸ線の総照射量を測定し、その測定結果を閾値と比較する。制御部４１は、Ｘ線の総照射量が閾値に達したときには、撮影制御装置２３を介して線源制御装置１４に停止信号を送信する。停止信号を受けた線源制御装置１４は、Ｘ線源１３に停止指令を送信し、Ｘ線の照射を停止させる。また、制御部４１は、停止信号の送信と同時にＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させ、読み出し動作に移行させる。
　上述した第１動作モードでは、Ｘ線の総照射量を高精度に制御するために、Ｘ線画像検出装置２１と線源制御装置１４との間で同期制御のために通信される照射開始信号及び停止信号などの照射開始及び照射終了のタイミングを表す同期信号については、通信にリアルタイム性が必要である。そのため、Ｘ線画像検出装置２１、撮影制御装置２３及び線源制御装置１４の各通信部３３、２３ａ、１４ｃ間の通信が迅速に行われる必要がある。各通信部３３、２３ａ、１４ｃは、迅速性が要求される同期信号の通信に使用される高速モードと、迅速性がそれほど要求されない通信に使用される通常モードの２つの通信モードを備えている。通常モードは、各装置の設定や動作制御時に特定の処理の実行を指示するための命令であるコマンドを送受信するコマンドを送受信する場合に使用される。コマンドは、各種命令の意味を表す２値情報（０００１、１００１など）が含まれる信号であり、コマンドの命令の意味を把握するには、受信したコマンドに対してデコード処理が必要になる。通常モードは、デコード処理を含む通信モードであるため、デコード処理時間だけ余分に時間が掛かる。
　高速モードは、デコード処理を省略できるモードである。具体的には、高速モードでは、送信側は、照射開始信号や停止信号などの同期信号は単なるパルス波で送信する。受信側は、パルス波を受信してパルス波の立ち上がりや立ち下がりのエッジを検出することで同期信号を受信したと判定する。例えば、照射開始信号は、Ｘ線発生装置１１がＸ線撮影装置１２に対して送信される信号であり、Ｘ線発生装置１１の通信部１４ｃ、撮影制御部２３の通信部２３ａ、Ｘ線画像検出装置２１の通信部３３の順番で送信される。通信部１４ｃは照射開始信号としてパルス波を通信部２３ａに送信し、通信部２３ａは、パルス波の立ち上がりを検出した段階で照射開始信号と判定し、受信したパルス波を通信部３３に対して転送する。通信部３３もパルス波の立ち上がりを検出した段階で照射開始信号と判定して、制御部４１に通知する。
　これによれば、通常モードのようにデコード処理を省略できるため、迅速なリアルタイム通信が可能である。なお、高速通信モードとしては、パルス波のエッジを検出するようにしたが、パルス波の代わりに、２値情報で表された照射開始信号のコマンドを送信し、そのコマンドに含まれるエッジを検出してもよい。また、高速通信モードとしては、電気信号以外に、光や音による信号を利用して通信を行なってもよい。更には、コマンド通信を行う各通信部３３、２３ａ、１４ｃに高速通信モードを設けたが、各通信部３３、２３ａ、１４ｃとは別に、同期信号専用の高速通信を実行する通信部をそれぞれ設けてもよい。
　図６に示すように、第２動作モードでは、Ｘ線発生装置１１と通信ができない場合に選択されるモードであるため、撮影制御装置２３及びＸ線画像検出装置２１は、Ｘ線発生装置１１からの照射開始信号を受信できない。そのため、制御部４１は、自己検出方式による開始同期制御及び停止同期制御を行う。
　開始同期制御において、制御部４１は、待機状態において、短絡画素６２が発生する信号電荷に相当する出力電圧Ｖｏｕｔに基づいてＸ線の照射量を測定し、Ｘ線照射量の変動の監視を開始する。制御部４１は、出力電圧Ｖｏｕｔと予め設定された閾値Ｖｔｈとを比較して、出力電圧Ｖｏｕｔが閾値Ｖｔｈを上回ったときにＸ線の照射が開始されたことを検出する。
　Ｘ線の照射開始を検出すると、制御部４１は、第１動作モードと同様に画素３７のＴＦＴ４３をオフして待機状態から蓄積動作に移行させる。蓄積動作に移行した後、制御部４１は、停止同期制御を開始する。画素３７のＴＦＴ４３がオフされても、短絡画素６２は信号線４８と常時短絡しているので、制御部４１は、Ｘ線が照射されている間、信号線４８に流出する短絡画素６２の出力に基づいて、Ｘ線照射量の変動の監視を継続する。撮影条件として設定された照射時間が経過して、Ｘ線源１３に停止指令が入力されると、Ｘ線の強度が下降を開始する。制御部４１は、出力電圧Ｖｏｕｔが閾値Ｖｔｈ以下になったときに、Ｘ線の強度が下降を開始したと判定し、Ｘ線の照射終了を検出する。制御部４１は、Ｘ線の照射終了を検出したときに、ＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させ、読み出し動作に移行させる。
　図７のフローチャートを参照して、図１のＸ線撮影システム１０に組み込まれたＸ線画像検出装置２１が第１動作モードを実行した場合の作用について説明する。Ｘ線画像検出装置２１がセットされた撮影台２２に対して、被検者Ｈの撮影部位とＸ線源１３の照射位置を位置合わせする。Ｘ線源１３には、管電圧、管電流、照射時間などの撮影条件が設定され、撮影制御装置２３にはコンソール２４から、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的等の検査オーダが入力される。Ｘ線画像検出装置２１の制御部４１は、検査オーダに基づいてＸ線の総照射量の閾値を設定する（Ｓ１０１）。
　Ｘ線画像検出装置２１の制御部４１に、撮影制御装置２３から撮影準備指示が入力されると、ＦＰＤ３６は待機状態に移行する（Ｓ１０２）。照射スイッチ１５の押下によってＸ線源１３に対して照射開始指令が入力されると、Ｘ線源１３は、被検者Ｈに向けてＸ線の照射を開始する。これと同時に、線源制御装置１４は、撮影制御装置２３に照射開始信号を送信する。制御部４１は、撮影制御装置２３を介して照射開始信号を受信すると（Ｓ１０３）、ＦＰＤ３６に蓄積動作を開始させる（Ｓ１０４）。
　制御部４１は、ＦＰＤ３６の蓄積動作中に出力電圧Ｖｏｕｔを積算してＸ線の総照射量を測定し（Ｓ１０５）、Ｘ線の総照射量と閾値とを比較する（Ｓ１０６）。そして、Ｘ線の総照射量が閾値に達したときには、制御部４１は、撮影制御装置２３を介して線源制御装置１４に停止信号を送信する（Ｓ１０７）。停止信号を受けた線源制御装置１４は、Ｘ線源１３に停止指令を送信してＸ線の照射を停止させる。また、制御部４１は、停止信号の送信と同時にＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させ、読み出し動作に移行させる（Ｓ１０８）。読み出されたＸ線画像は、メモリ５６に記録され、コンソール２４に送信される。
　次に、図８に示すように、通信機能を有しないＸ線発生装置６４を備えたＸ線撮影システム６５にＸ線画像検出装置２１が組み込まれた場合に選択される第２動作モードを実行した場合の作用について、図９のフローチャートを参照しながら説明する。なお、Ｘ線撮影システム６５は、線源制御装置６６に通信部１４ｃが無く、線源制御装置６６と撮影制御装置２３との間が通信可能に接続されていない以外は図１のＸ線撮影システム１０と同じ構成であるため、Ｘ線撮影システム６５の各装置については、図１と同符号を用いて説明を行う。また、第２動作モードは、図１のＸ線発生装置１１の通信部１４ｃとＸ線撮影装置１２の通信部の通信インタ－フェースが適合しない場合においても選択される。この場合の作用も、図８の例と同様である。
　第２動作モードにおいても第１動作モードと同様に照射位置の位置合せ、撮影条件の設定、検査オーダの入力等が行なわれる。Ｘ線画像検出装置２１の制御部４１に、撮影制御装置２３から撮影準備指示が入力されると、ＦＰＤ３６は待機状態に移行する（Ｓ２０１）。待機状態に移行すると、ＦＰＤ３６はリセット動作を開始するとともに、Ｘ線の照射量の測定を開始する（Ｓ２０２）。
　照射スイッチ１５の押下によってＸ線源１３に対して照射開始指令が入力されると、Ｘ線源１３は、被検者Ｈに向けてＸ線の照射を開始する。ＦＰＤ３６は、出力電圧Ｖｏｕｔと閾値Ｖｔｈを比較して、Ｘ線照射量の変化を監視する（Ｓ２０３）。そして、Ｘ線の照射量が上昇して、出力電圧Ｖｏｕｔが閾値Ｖｔｈを超えたときにＸ線の照射が開始されたことを検出する（Ｓ２０４）。ＦＰＤ３６は、照射開始を検出すると、画素３７のＴＦＴ４３をオフ状態にして、蓄積動作を開始する（Ｓ２０５）。
　ＦＰＤ３６は、蓄積動作中も出力電圧Ｖｏｕｔと閾値Ｖｔｈを比較して、Ｘ線の照射量の変化を監視する（Ｓ２０６）。Ｘ線源１３は、撮影条件として設定された照射時間が経過すると、Ｘ線源１３には停止指令が入力されて、Ｘ線の強度が下降を開始する。ＦＰＤ３６は、出力電圧Ｖｏｕｔが閾値Ｖｔｈ以下になったときに、Ｘ線の強度が下降を開始したと判定して、照射終了を検出する（Ｓ２０７）。制御部４１は、照射終了の検出とともにＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させ、読み出し動作を開始させる（Ｓ２０８）。読み出されたＸ線画像は、メモリ５６に記録され、コンソール２４に送信される。
　上述したように、本実施形態では、Ｘ線画像検出装置２１が組み込まれたＸ線撮影システムにおけるＸ線発生装置との通信可否に応じて、短絡画素６２の利用方法を適切に選択することができる。Ｘ線発生装置との通信が可能な場合には、自己検出方式による同期制御は原則として不要であるため、短絡画素６２を露出制御に利用することができる。これにより、Ｘ線画像の露出オーバーや被写体への過剰曝射を防止できる。また、Ｘ線発生装置と通信ができない場合には、短絡画素６２を自己検出方式の同期制御に利用することで、Ｘ線フイルムやＩＰプレート用の既存のＸ線発生装置や、メーカが異なるなどの理由により通信インタ－フェースが適合しないＸ線発生装置と、Ｘ線画像検出装置２１とを組み合わせてＸ線撮影システムを構築することが可能となる。
［第２実施形態］
　第１実施形態の第１動作モードでは、線源制御装置１４から送信される照射開始信号に同期させてＦＰＤ３６の蓄積動作を開始させる通信方式の同期制御を行っているが、図１０に示すように、第１動作モードにおいて、短絡画素６２によりＸ線源１３からのＸ線の照射開始を検出し、これに同期させてＦＰＤ３６の蓄積動作を開始してもよい。この場合には、短絡画素６２は、開始同期制御と露出制御の両方に利用される。
　第１実施形態の第２動作モードでは、短絡画素６２によりＸ線の照射終了を検出してＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させているが、図１１に示すように、例えば蓄積動作の開始から一定時間の経過後に蓄積動作を終了させてもよい。このように、第２動作モードでは、少なくとも開始同期制御を実行すればよく、Ｘ線の照射終了のタイミングを検出する自己検出方式の停止同期制御を行わなくてもよい。また、例えば、マニュアル操作などにより予め蓄積状態に移行させたＦＰＤにＸ線を照射して撮影を行うような場合には、照射開始を検出せずに、照射終了のみを検出して蓄積動作から読み出し移行させてもよい。また、第２動作モードにおいても、Ｘ線の総照射量を測定し、総照射量が閾値に達したときにＦＰＤ３６の蓄積動作を終了させてもよい。この場合には、Ｘ線発生装置１１に対する停止信号の送信はできないため、Ｘ線発生装置１１の照射を停止させることはできないので、Ｘ線画像検出装置２１の蓄積期間を調整するのみである。
　また、第１実施形態では、ＦＰＤ３６が待機状態にあるときに各画素３７のリセットを行っているが、図１２に示す露出制御、及び図１３に示す同期制御のように、Ｘ線の照射開始の検出後にリセット動作を行い、その後に蓄積動作に移行させてもよい。このタイミングで行うリセット動作には、順次リセットまたは並列リセット、あるいは全画素リセットのいずれかを用いることができるが、リセット動作をできるだけ短くするため、全画素リセットを行うのが好ましい。
［第３実施形態］
　図１４に示すように、ＦＰＤ３６の撮像領域３８を中央部に位置する中央分割領域７０と、その周辺に位置する周辺分割領域７１の２つの分割領域７０、７１に区画し、各分割領域７０、７１内にそれぞれ配置された短絡画素６２を配置し、露出制御と同期制御とで使用する分割領域を使い分けてもよい。
　例えば、Ｘ線源１３からＦＰＤ３６に照射されるＸ線の照射量は、周辺部よりも中央部のほうが多いので、中央分割領域７０を同期制御に使用し、周辺分割領域７１を露出制御に使用する。具体的には、制御部４１は、中央分割領域７０に配置された短絡画素６２の出力に基づいて同期制御を行い、周辺分割領域７１に配置された短絡画素６２の出力に基づいて露出制御を行う。短絡画素６２は、それぞれ信号線Ｌに接続されているので、制御部４１は、信号線Ｌを選択することにより、各分割領域７０、７１の選択を行う。同期制御時には、Ｘ線の照射量が多い中央分割領域７１を使用することで、Ｘ線の照射開始及び照射終了を精度よく検出することができる。また、露出制御時には、周辺分割領域７１を使用することで、中央部よりも照射量の少ないＸ線に基づいて総照射量を測定することになるので、露出不足による撮影ミスを防止することができる。
　また、実際の撮影状況に鑑みると、手や足のように撮像領域３６の面積よりも小さな被写体の場合には、撮像領域３８の中央部に被写体が配置されることが多く、周辺部は被写体を介さずにＸ線が直接照射される素抜け領域となる場合もある。その場合には、撮像領域３８に入射するＸ線は、中央部よりも周辺部のほうが多くなる。このような場合には、図１４の例とは逆に、周辺部の分割領域７１を同期制御に使用し、中央部の分割領域７０を露出制御に使用するのが好ましい。
［第４実施形態］
　また、露出制御あるいは同期制御に使用する分割領域の画素の感度を、制御に使用しない他の分割領域の感度よりも相対的に高くしてもよい。例えば、図１４に示すような分割領域７０、７１を有するＦＰＤにおいて同期制御を行う場合には、同期制御に使用される中央分割領域７０の短絡画素６２の感度を周辺分割領域７１の短絡画素６２よりも高くし、露出制御時には、周辺分割領域７１の短絡画素６２の感度を中央分割領域７０の短絡画素６２の感度よりも高くする。これによれば、Ｘ線の照射量が少ない撮影であっても、露出制御あるいは同期制御の両方を高精度に行うことができる。感度の変更は、例えば、信号線Ｌに接続されるアンプのゲインを上げることにより行われる。また、複数の短絡画素６２の出力を加算するビニング処理を行って感度を上げてもよい。
　なお、分割領域は、上述したように撮像領域を中央分割領域７０と周辺分割領域７１の２つに区画した場合に限定されるものではなく、３つ以上の分割領域に区画してもよいし、分割領域の形状及び面積を同じにしてもよいし、異ならせてもよい。
［第５実施形態］
　上記各実施形態は、静止画像の撮影を例に説明しているが、Ｘ線画像検出装置２１で、透視撮影等の動画撮影を行ってもよい。図１５に示すように、動画撮影においては、例えば、パルス状のＸ線である複数のＸ線パルスを連続照射して撮影が行われる。このような場合において、制御部４１は、各Ｘ線パルスの立ち上がりや立ち下がりを短絡画素６２により検出することにより、各Ｘ線パルスの照射タイミングを検出し、検出した照射タイミングに同期させてＦＰＤ３６を待機状態、蓄積動作及び読み出し動作の間で移行させればよい。
　また、制御部４１が、蓄積期間中に短絡画素６２によって１回のＸ線パルスによって照射される照射量を測定し、読み出し動作の際に、その測定結果に基づいて読み出し動作時のアンプのゲインをコントロールしてもよい。ゲインコントロールは、例えば積分アンプ４９、または電圧信号Ｄ１～Ｄｍを増幅するために積分アンプ４９の出力端子に接続された増幅器（図示せず）等によって行うことができる。また、複数の短絡画素６２は、撮像領域３８内に分散して配置されているので、位置が異なる複数の短絡画素６２の出力に基づいてＸ線画像のコントラストを推定して、推定されたコントラストに基づいてゲインをコントロールしてもよい。
　上記各実施形態では、撮像領域内に設けられた短絡画素によって、Ｘ線の照射量を測定しているが、短絡画素は、通常の画素とほぼ同一構造であり、Ｘ線に対する感度もほぼ同一であるため、Ｘ線の照射量を正確に測定することが可能であり、照射開始及び照射終了、総照射量を精度良く検出することができる。また、構造がほぼ同一であるので、製造もしやすく、製造コストの増加も少ない。
　また、放射線検出部の形態は、短絡画素に限らず、各種の形態がある。例えば、画素を構成するフォトダイオードにはバイアス電圧が印加されるが、フォトダイオードで発生する信号電荷の量に応じてバイアス線に流れるバイアス電流も変化する。こうしたバイアス電流を検出して、Ｘ線の照射量を測定してもよい。また、画素のＴＦＴをオフした状態でも、フォトダイオードで発生する信号電荷の量に応じて、僅かであるが信号線にリーク電流が流れる。このリーク電流を検出して、Ｘ線の照射量を測定してもよい。バイアス電流やリーク電流を検出する方法では、各電流を検出する検出部が放射線検出部となる。また、短絡画素とは別の形態のＸ線検出専用素子からなる放射線検出部をＸ線画像検出装置内に設けてもよく、このＸ線検出専用素子は、撮像領域内、または撮像領域外に設けてもよい。また、イオンチャンバなどの周知の放射線検出部を設けてもよい。
　また、ガラス基板を使用してＴＦＴマトリックス基板を形成したＴＦＴ型のＦＰＤを例に説明したが、半導体基板を使用したＣＭＯＳイメージセンサやＣＣＤイメージセンサを使用したＦＰＤでもよい。このうちＣＭＯＳイメージセンサを使用すると、次のようなメリットがある。ＣＭＯＳイメージセンサの場合、画素に蓄積される信号電荷を読み出し用の信号線に流出させることなく、各画素に設けられたアンプを通じて電圧信号として読み出す、いわゆる非破壊読み出しが可能である。これによれば、蓄積動作中においても、撮像領域内の任意の画素を選択して、その画素から信号電荷を読み出すことによりＸ線の強度測定が可能である。したがって、ＣＭＯＳイメージセンサを使用する場合には、上記短絡画素のように、Ｘ線の照射量測定用の専用の放射線検出部を用いることなく、通常の画素のいずれかを、照射量測定用の放射線検出部として兼用させることが可能となる。
　さらに、本発明に係るＸ線画像検出装置は、上記実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採り得ることはもちろんである。
　Ｘ線画像検出装置は、病院の撮影室に据え置かれるＸ線撮影システムに用いられる他、病室を巡回して撮影が可能な回診車に搭載してもよいし、事故、災害等の緊急医療対応が必要な現場や在宅診療を受ける患者の自宅に持ち運んでＸ線撮影を行うことが可能な可搬型のシステムに適用してもよい。
　上記例では、Ｘ線画像検出装置と、撮影制御装置を別体で構成した例で説明したが、撮影制御装置の機能をＸ線画像検出装置の制御部に内蔵する等、Ｘ線画像検出装置と撮影制御装置を一体化してもよい。
　上記実施形態では、可搬型のＸ線画像検出装置を例に説明したが、据え置き型のＸ線画像検出装置に本発明を適用してもよい。
　本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を使用する撮影システムにも適用することができる。
　１０　Ｘ線撮影システム
　１１　Ｘ線発生装置
　１２　Ｘ線撮影装置
　１３　Ｘ線源
　１４　線源制御装置
　２１　Ｘ線画像検出装置
　２２　撮影台
　２３　撮影制御装置
　２４　コンソール
　２８　インジケータ
　３６　ＦＰＤ
　３７　画素
　６２　短絡画素

Claims (20)

  1. 　放射線を照射する放射線発生装置と組み合わされて使用される放射線画像検出装置において、
    　放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素がマトリクスに配列された撮像領域を有し、被写体を透過した放射線の照射を受けて放射線画像を検出する画像検出部と、
    　前記放射線発生装置による放射線の照射開始の検出、及び前記放射線の総照射量の測定の少なくとも一方を行うために、放射線の照射量に応じた検出信号を出力する放射線検出部と、
    　前記放射線発生装置と通信を行う通信部と、
    　前記通信部によって通信可能な前記放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、前記放射線検出部の前記検出信号に基づいて、放射線の総照射量を測定する露出制御を少なくとも実行する第１動作モードと、
    　前記通信部によって通信できない前記放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、前記放射線検出部の前記検出信号に基づいて、前記照射開始を検出して、そのタイミングに同期して前記画像検出部の前記信号電荷を蓄積する蓄積動作を開始させる開始同期制御を少なくとも実行する第２動作モードの２つの動作モードを選択的に切り替えるモード切り替え部と、
    　前記モード切り替え部によって選択されたモードに応じて前記画像検出部の動作を制御する制御部と、
    　を備えている放射線画像検出装置。
  2. 　前記第１動作モードにおいて、前記制御部は、前記通信部が前記放射線発生装置から送信される照射開始信号に同期して前記蓄積動作を開始させる請求の範囲第１項に記載の放射線画像検出装置。
  3. 　前記第１動作モードにおいて、前記制御部は、前記放射線検出部の検出信号を積算して放射線の総照射量を測定し、前記総照射量が閾値に達したときに、前記通信部によって前記放射線発生装置に対して前記放射線の照射を停止させる停止信号を送信する請求の範囲第１項又は第２項に記載の放射線画像検出装置。
  4. 　前記制御部は、放射線の前記総照射量が閾値に達したときに、前記画像検出部の前記蓄積動作を終了させる請求の範囲第３項に記載の放射線画像検出装置。
  5. 　前記第２動作モードにおいて、前記制御部は、前記開始同期制御に加えて、前記放射線検出部の検出信号に基づいて前記放射線発生装置による放射線の照射終了を検出して、そのタイミングに同期して前記画像検出部の前記蓄積動作を終了させる請求の範囲第１項～第３項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  6. 　前記第２動作モードにおいて、前記制御部は、前記蓄積動作を開始後、一定時間が経過したときに前記蓄積動作を終了させる請求の範囲第１項～第３項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  7. 　前記第１動作モード及び前記第２動作モードにおいて、前記制御部は、前記照射開始の検出後、前記蓄積動作を開始させる前に前記画素の信号電荷をリセットするリセット動作を実行させる請求の範囲第２項に記載の放射線画像検出装置。
  8. 　前記第１動作モードにおいて、前記制御部は、前記露出制御に加えて前記開始同期制御を実行する請求の範囲第１項に記載の放射線画像検出装置。
  9. 　前記モード切り替え部は、マニュアルによるモード選択操作に基づいてモードの切り替えを行う請求の範囲第１項～第８項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  10. 　前記モード切り替え部は、前記放射線発生装置との通信の可否を検出して、検出結果に応じてモード切り替えを自動的に行う請求の範囲第１項～第８項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  11. 　前記第１動作モードと前記第２動作モードのいずれの動作モードが選択されているかを報知する報知部を備えている請求の範囲第１項～第９項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  12. 　前記第１動作モードにおいて、前記放射線発生装置からの前記照射開始信号はパルス波からなり、前記通信部は、前記パルス波のエッジを検出した段階で、前記制御部に対して前記照射開始信号を受信したことを通知する請求の範囲第２項に記載の放射線画像検出装置。
  13. 　前記放射線検出部は、前記撮像領域内に配置されている請求の範囲第１項～第１２項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  14. 　前記撮像領域を複数の区画に分割した複数の分割領域のそれぞれに前記放射線検出部が配置されており、
    　前記制御部は、前記露出制御と前記開始同期制御のそれぞれで使用する前記分割領域を変える請求の範囲第１３項に記載の放射線画像検出装置。
  15. 　前記複数の分割領域は、前記撮像領域の中央に配置された中央分割領域と、前記中央分割領域の周辺に配置された周辺分割領域を有しており、
    　前記制御部は、前記露出制御と前記開始同期制御において、前記中央分割領域と前記周辺分割領域を使い分ける請求の範囲第１４項に記載の放射線画像検出装置。
  16. 　前記制御部は、前記露出制御と前記同期制御のそれぞれで使用する前記分割領域の前記放射線検出部の感度を変える請求の範囲第１５又は第１６項に記載の放射線画像検出装置。
  17. 　前記放射線検出部は、前記画素と前記画素から前記信号電荷を読み出すための信号線とを常時短絡させた短絡画素であり、前記放射線の照射量に応じた信号電荷を前記信号線に常時出力する短絡画素である請求の範囲第１３項～第１６項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  18. 　前記画像検出部は、前記放射線発生部が連続して発生する複数の放射線パルスの照射を受けて動画撮影をすることが可能であり、
    　前記動画撮影において、前記制御部は、前記放射線検出部の検出信号に基づいて前記放射線パルスのエッジを検出して、前記画像検出部の前記蓄積動作を前記複数の放射線パルスの照射タイミングに同期させる請求の範囲第１項～第１７項のいずれか１項に記載の放射線画像検出装置。
  19. 　前記制御部は、前記放射線検出部の検出信号に基づいて、前記放射線パルス毎の照射量を測定して、その測定結果に基づいて前記信号電荷の読み出しゲインを制御する請求の範囲第１８項に記載の放射線画像検出装置。
  20. 　放射線を照射する放射線発生装置と組み合わされて使用される放射線画像検出装置の制御方法であり、前記放射線発生装置による放射線の照射を受けて放射線の照射量に応じた信号電荷を蓄積する複数の画素がマトリクスに配列された撮像領域を有し、被写体を透過した放射線の照射を受けて放射線画像を検出する画像検出部と、前記放射線発生装置による放射線の照射開始の検出、及び前記放射線の総照射量の測定の少なくとも一方を行うために、放射線の照射量に応じた検出信号を出力する放射線検出部と、前記放射線発生装置と通信を行う通信部とを備えた放射線画像検出装置の制御方法において、
    　前記通信部によって通信可能な前記放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、前記放射線検出部の前記検出信号に基づいて、放射線の総照射量を測定する露出制御を少なくとも実行する第１動作モードと、
    　前記通信部によって通信できない前記放射線発生装置と組み合わされた場合に使用される動作モードであり、前記放射線検出部の前記検出信号に基づいて、前記照射開始を検出して、そのタイミングに同期して前記画像検出部の前記信号電荷を蓄積する蓄積動作を開始させる開始同期制御を少なくとも実行する第２動作モードの２つの動作モードを選択的に切り替えるモード切り替えステップと、
    　前記モード切り替えステップで選択されたモードに応じて前記画像検出部及び前記放射線検出部の動作を制御する制御ステップとを備えている、
    放射線画像検出装置の制御方法。
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