(57)【要約】【課題】被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる放射線画像撮影装置、方法、及びプログラムを提供する。【解決手段】撮影システム１８は、放射線を被写体に照射する放射線発生装置３４と、放射線発生装置３４により被写体に照射された放射線を検出し、検出した放射線に基づいて画像データを生成する電子カセッテ３２と、撮影システム１８の動作終了時に、画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するコンソール４２と、を備える。【選択図】図１
2012045334.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を被写体に照射する放射線照射手段と、
前記放射線照射手段により前記被写体に照射された放射線を検出する放射線検出手段と、
前記放射線検出手段により検出した放射線に基づいて画像データを生成する画像データ生成手段と、
本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得する取得手段と、
を備えた放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記ノイズ成分は、複数種類のノイズ成分を含み、
前記取得手段は、前記ノイズ成分の変動周期に応じて、本装置の起動後の予め定めたタイミング又は本装置の動作終了時に、前記複数種類のノイズ成分に対応した前記補正データを各々取得する
請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記ノイズ成分は、複数種類のノイズ成分を含み、
前記ノイズ成分の種類に応じて、本装置の起動後の予め定めたタイミング又は本装置の動作終了時に、前記複数種類のノイズ成分に対応した前記補正データを各々取得する
請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記画像データを前記補正データに基づいて補正した補正後の画像データを確認するための確認画像を表示する表示手段
を備えた請求項１〜請求項３の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記取得手段は、本装置の動作終了時と、次回の本装置の起動後に前記補正データを各々取得し、各々取得した前記補正データに基づいて、前記画像データを補正するための補正データを生成する
請求項１〜請求項４の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記放射線検出手段は、充電池で駆動される可搬型の放射線検出手段である
請求項１〜請求項５の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
放射線を被写体に照射し、
前記被写体に照射された放射線を検出し、
検出した放射線に基づいて画像データを生成し、
本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得する
放射線画像撮影方法。
【請求項８】
放射線を被写体に照射するステップと、
前記被写体に照射された放射線を検出するステップと、
検出した放射線に基づいて画像データを生成するステップと、
本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するステップと、
を含む処理をコンピュータに実行させるための放射線画像撮影プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影装置、方法、及びプログラムに係り、特に、放射線源から射出されて被検者を透過した放射線により示される放射線画像の撮影を行う放射線撮影装置、方法、及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、Ｘ線等の放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されており、この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線撮影装置が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線撮影装置は、従来のＸ線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。
【０００３】
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。放射線撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号を増幅器で増幅した後にＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換部でデジタルデータに変換している。
【０００４】
ところで、放射線検出器から取得した画像データには画素毎に様々なノイズ、すなわちオフセット成分が重畳しているため、そのままでは正しい画像データが得られない。このため、撮影前にオフセット成分を取得しておき、画像データからオフセット成分を除去することで画像データを補正することが従来から行われている。
【０００５】
代表的なオフセット成分としては、（１）温度の影響を受ける放射線検出素子固有の比較的低周波の固定ノイズ、（２）温度の影響を受けづらい放射線検出素子固有の高周波の固定ノイズ、（３）電気回路に影響を受ける放射線検出素子毎の高周波のランダムノイズ、（４）前回撮影の残電荷によるノイズ、（５）これらのノイズ電荷の時間蓄積量、がある。
【０００６】
一般的には、これらのオフセット成分を除去する補正の他、（６）放射線検出素子の欠陥素子の情報に基づく補正、（７）放射線の放射量により経時変化する放射線検出特性に基づく補正、等が行われる。
【０００７】
例えば、特許文献１には、Ｘ線を被検体に向けて曝射するＸ線発生手段と、前記被検体を透過したΧ線を電荷信号に変換して蓄積するＸ線検出素子を２次元的に配列したＸ線像検出部と、前記Ｘ線検出素子に蓄積された電荷の読み出しを制御する読出制御手段を備えたＸ線診断装置において、前記Ｘ線像検出部はＸ線曝射時に電荷の蓄積が行われないようにマスクされたＸ線検出素子を備え、このマスクされたＸ線検出素子の出力に基づいて前記電荷信号から暗電流ノイズを除去する補正手段を備えたＸ線診断装置が開示されている。
【０００８】
また、特許文献２には、放射線を照射していない状態において放射線画像検出器から読み出されたオフセット画像データに基づいて、オフセット補正データとして低周波成分用補正データと高周波成分用補正データとを生成し、低周波成分用補正データと高周波成分用補正データとについてそれぞれ更新することにより、オフセット補正データの更新時間を短縮する技術が開示されている。
【０００９】
また、特許文献３には、経時的にオフセット特性が変動しやすい低周波オフセット成分情報と、経時的にオフセット特性が変動しにくい高周波オフセット成分情報とに分け、短時間で取得することが困難な高周波オフセット成分情報を予め取得して記憶しておき、比較的短時間で取得可能な低周波オフセット成分情報のみを撮影毎に撮影直前に取得する技術が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２００１−３４０３２４号公報
【特許文献２】特開２００９−２９１４７７号公報
【特許文献３】特開２００６−３０４８４９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、特許文献１に記載された技術は、上記（３）の高周波のランダムノイズに関して、マスクを行ったＸ線検出素子と他のＸ線検出素子が同一ではないため、オフセット補正データ及び本画像の画像データの双方にランダムノイズが入ってしまい、特に低線量曝射時でのノイズ成分を除去する能力が不十分である、という問題がある。
【００１２】
また、オフセット補正データの取得タイミングとしては、一定間隔で取得する場合の他、特許文献２に記載されたように、装置の起動時に取得する場合や、特許文献３に記載されたように、装置の起動後初回の撮影前に取得する場合がある。
【００１３】
起動時にオフセット補正データを取得する場合、その装置を使用して撮影するまでに時間がかかってしまうため、緊急時に即使用できないという問題がある。
【００１４】
この問題を解決するため、毎朝装置をタイマーで自動的に起動することも行われているが、装置を使用する曜日や開始時間を逐一設定したり、未使用のときも装置を起動させておいたりする必要があり、利便性が悪化する。
【００１５】
一方で、バッテリー駆動式の可搬型の電子カセッテのように、夜間にバッテリーの充電を行うものや、車載機のように夜間はエンジンや発電機が停止する環境に設置されるものは、夜間に電力供給が絶たれるため、タイマーを用いて自動的に起動することはできない。このため、装置の起動後にオフセット補正データを取得するため、撮影可能になるまでに長時間を要する、という問題があった。
【００１６】
本発明は上記問題点を解決するためになされたものであり、被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる放射線画像撮影装置、方法、及びプログラムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記課題を解決するため、請求項１記載の発明の放射線画像撮影装置は、放射線を被写体に照射する放射線照射手段と、前記放射線照射手段により前記被写体に照射された放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段により検出した放射線に基づいて画像データを生成する画像データ生成手段と、本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得する取得手段と、を備えたことを特徴とする。
【００１８】
この発明によれば、本装置の動作終了時に、画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するので、本装置の起動後に補正データを取得する場合と比較して、被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる。
【００１９】
なお、請求項２に記載したように、前記ノイズ成分は、複数種類のノイズ成分を含み、前記取得手段は、前記ノイズ成分の変動周期に応じて、本装置の起動後の予め定めたタイミング又は本装置の動作終了時に、前記複数種類のノイズ成分に対応した前記補正データを各々取得してもよい。
【００２０】
また、請求項３に記載したように、前記ノイズ成分は、複数種類のノイズ成分を含み、前記ノイズ成分の種類に応じて、本装置の起動後の予め定めたタイミング又は本装置の動作終了時に、前記複数種類のノイズ成分に対応した前記補正データを各々取得するようにしてもよい。
【００２１】
また、請求項４に記載したように、前記画像データを前記補正データに基づいて補正した補正後の画像データを確認するための確認画像を表示する表示手段を備えた構成としてもよい。
【００２２】
また、請求項５に記載したように、前記取得手段は、本装置の動作終了時と、次回の本装置の起動後に前記補正データを各々取得し、各々取得した前記補正データに基づいて、前記画像データを補正するための補正データを生成するようにしてもよい。
【００２３】
また、請求項６に記載したように、前記放射線検出手段は、充電池で駆動される可搬型の放射線検出手段である構成としてもよい。
【００２４】
請求項７記載の発明の放射線画像撮影方法は、放射線を被写体に照射し、前記被写体に照射された放射線を検出し、検出した放射線に基づいて画像データを生成し、本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得することを特徴とする。
【００２５】
この発明によれば、本装置の動作終了時に、画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するので、本装置の起動後に補正データを取得する場合と比較して、被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる。
【００２６】
請求項８記載の発明の放射線画像撮影プログラムは、放射線を被写体に照射するステップと、前記被写体に照射された放射線を検出するステップと、検出した放射線に基づいて画像データを生成するステップと、本装置の動作終了時に、前記画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するステップと、を含む処理をコンピュータに実行させることを特徴とする。
【００２７】
この発明によれば、本装置の動作終了時に、画像データからノイズ成分を除去するための補正データを取得するので、本装置の起動後に補正データを取得する場合と比較して、被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる。
【発明の効果】
【００２８】
本発明によれば、被験者を必要以上に待たせることなく撮影することができる、という効果を有する。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。
【図２】実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。
【図３】実施の形態に係る電子カセッテの内部構成を示す透過斜視図である。
【図４】実施の形態に係る放射線検出器及び放射線検出部の構成を模式的に示した断面図である。
【図５】実施の形態に係る放射線検出器の薄膜トランジスタ及びコンデンサの構成を示した断面図である。
【図６】実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。
【図７】実施の形態に係る放射線検出部のセンサ部の配置構成を示す平面図である。
【図８】実施の形態に係る電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。
【図９】実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分に注目した等価回路図である。
【図１０】実施の形態に係るコンソール及び放射線発生装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。
【図１１】実施の形態に係るオフセット補正データ取得制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、可搬型の放射線撮影装置（以下「電子カセッテ」ともいう。）を用いて放射線画像の撮影を行う放射線画像撮影システムに適用した場合の形態例について説明する。
【００３１】
まず、図１を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ（Radiology Information System）」と称する。）１０の構成について説明する。
【００３２】
ＲＩＳ１０は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ（Hospital Information System）」と称する。）の一部を構成する。
【００３３】
ＲＩＳ１０は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」と称する。）１２、ＲＩＳサーバ１４、及び病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」と称する。）１８を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１６に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１０は、同じ病院内に設けられたＨＩＳの一部を構成しており、病院内ネットワーク１６には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略。）も接続されている。
【００３４】
端末装置１２は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置１２を介して行われる。各端末装置１２は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバ１４と病院内ネットワーク１６を介して相互通信が可能とされている。
【００３５】
一方、ＲＩＳサーバ１４は、各端末装置１２からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１８における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１４Ａを含んで構成されている。
【００３６】
データベース１４Ａは、患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１８で用いられる、後述する電子カセッテ３２の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位（対応可能な撮影依頼の内容）、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ３２に関する情報、及び電子カセッテ３２を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ３２を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。
【００３７】
撮影システム１８は、ＲＩＳサーバ１４からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１８は、放射線源１３０（図２も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図３も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置３４と、被検者の撮影部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生する放射線検出器６０（図３も参照。）を内蔵する電子カセッテ３２と、電子カセッテ３２に内蔵されているバッテリーを充電するクレードル４０と、電子カセッテ３２，放射線発生装置３４，及びクレードル４０を制御するコンソール４２と、を備えている。
【００３８】
コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４からデータベース１４Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１０（図１０参照。）に記憶し、当該情報に基づいて、電子カセッテ３２、放射線発生装置３４、及びクレードル４０の制御を行う。
【００３９】
図２には、本実施の形態に係る撮影システム１８の放射線撮影室４４における各装置の配置状態の一例が示されている。
【００４０】
同図に示すように、放射線撮影室４４には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台４５と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台４６とが設置されており、立位台４５の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置４８とされ、臥位台４６の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置５０とされている。
【００４１】
立位台４５には電子カセッテ３２を保持する保持部１５０が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ３２が保持部１５０に保持される。同様に、臥位台４６には電子カセッテ３２を保持する保持部１５２が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ３２が保持部１５２に保持される。
【００４２】
また、放射線撮影室４４には、単一の放射線源１３０からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１３０を、水平な軸回り（図２の矢印Ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印Ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印Ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構５２が設けられている。ここで、支持移動機構５２は、放射線源１３０を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１３０を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１３０を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている（何れも図示省略。）。
【００４３】
一方、クレードル４０には、電子カセッテ３２を収納可能な収容部４０Ａが形成されている。
【００４４】
電子カセッテ３２は、未使用時にはクレードル４０の収容部４０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリーに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル４０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台４５の保持部１５０に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台４６の保持部１５２に保持される。
【００４５】
ここで、本実施の形態に係る撮影システム１８では、放射線発生装置３４とコンソール４２とをそれぞれケーブルで接続して有線通信によって各種情報の送受信を行うが、図２では、放射線発生装置３４とコンソール４２を接続するケーブルを省略している。また、電子カセッテ３２とコンソール４２との間は、無線通信によって各種情報の送受信を行う。なお、放射線発生装置３４とコンソール４２の間の通信も無線通信によって通信を行うものとしてもよい。
【００４６】
なお、電子カセッテ３２は、立位台４５の保持部１５０や臥位台４６の保持部１５２で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。
【００４７】
図３には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の内部構成が示されている。
【００４８】
同図に示すように、電子カセッテ３２は、放射線Ｘを透過させる材料からなる筐体５４を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ３２は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ３２を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ３２を繰り返し続けて使用することができる。
【００４９】
筐体５４の内部には、放射線Ｘが照射される筐体５４の照射面５６側から、被検者を透過した放射線Ｘによる放射線画像を撮影するための放射線検出器６０、照射された放射線の検出を行う放射線検出部６２が順に配設されている。
【００５０】
また、筐体５４の内部の一端側には、マイクロコンピュータを含む電子回路及び充電可能で、かつ着脱可能なバッテリー９６Ａを収容するケース３１が配置されている。放射線検出器６０、及び電子回路は、ケース３１に配置されたバッテリー９６Ａから供給される電力によって作動する。ケース３１内部に収容された各種回路が放射線Ｘの照射に伴って損傷することを回避するため、ケース３１の照射面５６側には鉛板等を配設しておくことが望ましい。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、照射面５６の形状が長方形とされた直方体とされており、その長手方向一端部にケース３１が配置されている。
【００５１】
また、筐体５４の外壁の所定位置には、‘レディ状態’，‘データ送信中’といった動作モード、バッテリー９６Ａの残容量の状態等の電子カセッテ３２の動作状態を示す表示を行う表示部５６Ａが設けられている。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、表示部５６Ａとして、発光ダイオードを適用しているが、これに限らず、発光ダイオード以外の発光素子や、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ等の他の表示手段としてもよい。
【００５２】
図４には、本実施形態に係る放射線検出器６０及び放射線検出部６２の構成を模式的に示した断面図が示されている。
【００５３】
放射線検出器６０は、絶縁性基板６４に薄膜トランジスタ（TFT：Thin Film Transistor、以下「ＴＦＴ」という）７０、及び蓄積容量６８が形成されたＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、「ＴＦＴ基板」という）６６を備えている。
【００５４】
このＴＦＴ基板６６上には、入射される放射線を光に変換するシンチレータ７１が配置される。
【００５５】
シンチレータ７１としては、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳを用いることができる。なお、シンチレータ７１は、これらの材料に限られるものではない。
【００５６】
絶縁性基板６４としては、光透過性を有し且つ放射線の吸収が少ないものであれば何れでもよく、例えば、ガラス基板、透明セラミック基板、光透過性の樹脂基板を用いることができる。なお、絶縁性基板６４は、これらの材料に限られるものではない。
【００５７】
ＴＦＴ基板６６には、シンチレータ７１によって変換された光が入射されることにより電荷を発生するセンサ部７２が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６には、ＴＦＴ基板６６上を平坦化するための平坦化層６７が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６とシンチレータ７１との間であって、平坦化層６７上には、シンチレータ７１をＴＦＴ基板６６に接着するための接着層６９が形成されている。
【００５８】
センサ部７２は、上部電極７２Ａ、下部電極７２Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜７２Ｃを有している。
【００５９】
光電変換膜７２Ｃは、シンチレータ７１から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。光電変換膜７２Ｃは、光が照射されることにより電荷を発生する材料により形成すればよく、例えば、アモルファスシリコンや有機光電変換材料などにより形成することができる。アモルファスシリコンを含む光電変換膜７２Ｃであれば、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光を吸収することができる。有機光電変換材料を含む光電変換膜７２Ｃであれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光以外の電磁波が光電変換膜７２Ｃに吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜７２Ｃで吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
【００６０】
本実施の形態では、光電変換膜７２Ｃに有機光電変換材料を含んで構成する。有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ７１の材料としてＣｓＩ（Ｔｉ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜７２Ｃで発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。この光電変換膜７２Ｃとして適用可能な有機光電変換材料については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
【００６１】
図５には、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６に形成されたＴＦＴ７０及び蓄積容量６８の構成が概略的に示されている。
【００６２】
絶縁性基板６４上には、下部電極７２Ｂに対応して、下部電極７２Ｂに移動した電荷を蓄積する蓄積容量６８と、蓄積容量６８に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力するＴＦＴ７０が形成されている。蓄積容量６８及びＴＦＴ７０の形成された領域は、平面視において下部電極７２Ｂと重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部における蓄積容量６８及びＴＦＴ７０とセンサ部７２とが厚さ方向で重なりを有することとなり、少なく面積で蓄積容量６８及びＴＦＴ７０とセンサ部７２を配置できる。
【００６３】
蓄積容量６８は、絶縁性基板６４と下部電極７２Ｂとの間に設けられた絶縁膜６５Ａを貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極７２Ｂと電気的に接続されている。これにより、下部電極７２Ｂで捕集された電荷を蓄積容量６８に移動させることができる。
【００６４】
ＴＦＴ７０は、ゲート電極７０Ａ、ゲート絶縁膜６５Ｂ、及び活性層（チャネル層）７０Ｂが積層され、さらに、活性層７０Ｂ上にソース電極７０Ｃとドレイン電極７０Ｄが所定の間隔を開けて形成されている。また、放射線検出器６０では、活性層７０Ｂが非晶質酸化物により形成されている。活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。
【００６５】
ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物で形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。
【００６６】
ここで、ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物や、光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板６４としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、絶縁性基板６４には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
【００６７】
アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して絶縁性基板６４を形成してもよい。
【００６８】
バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、AcetobacterXylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０−７０％も含有しながら、波長５００nmで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３−７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰa)、高弾性(３０ＧＰａ)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く絶縁性基板６４を形成できる。
【００６９】
図６には、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６の構成を示す平面図が示されている。
【００７０】
ＴＦＴ基板６６には、上述のセンサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０と、を含んで構成される画素７４が一定方向（図６の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図６の列方向）に２次元状に複数設けられている。例えば、放射線検出部６２を、１７インチ×１７インチのサイズとした場合、画素７４を行方向及び列方向に２８８０個ずつ配置する。
【００７１】
また、放射線検出器６０には、一定方向（行方向）に延設され各ＴＦＴ７０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線７６と、交差方向（列方向）に延設されオン状態のＴＦＴ７０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。
【００７２】
放射線検出器６０は、平板状で平面視において外縁に４辺を有する四辺形状をしている。具体的には矩形状に形成されている。
【００７３】
本実施形態に係る放射線検出器６０は、図４に示すように、このようなＴＦＴ基板６６の表面にシンチレータ７１が貼り付けられて形成される。
【００７４】
シンチレータ７１は、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ等の柱状結晶で形成しようとする場合、蒸着基板７３への蒸着によって形成される。このように蒸着によってシンチレータ７１を形成する場合、蒸着基板７３は、Ｘ線の透過率、コストの面からＡｌの板がよく使用され、蒸着の際のハンドリング性、自重による反り防止、輻射熱による変形等からある程度（数ｍｍ程度）の厚みが必要となる。
【００７５】
このような放射線検出器６０のシンチレータ７１側の面には、放射線検出部６２が貼り付けられている。
【００７６】
放射線検出部６２は、例えば、樹脂性の支持基板１４０上に、後述する配線１６０（図８）がパターニングされた配線層１４２及び絶縁層１４４が形成されており、その上に、複数のセンサ部１４６が形成され、当該センサ部１４６上に、ＧＯＳ等からなるシンチレータ１４８が形成されている。センサ部１４６は、上部電極１４７Ａ、下部電極１４７Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜１４７Ｃを有している。光電変換膜１４７Ｃには、シンチレータ１４８によって変換された光が入射されることにより電荷を発生する。この光電変換膜１４７Ｃは、アモルファスシリコンを用いたＰＩＮ型、ＭＩＳ型フォトダイオードよりも、上述の有機光電変換材料が含有された光電変換膜が好ましい。これは、ＰＩＮ型フォトダイオードやＭＩＳ型フォトダイオードを用いた場合と比較して、製造コストの削減や、フレキシブル化への対応の点で有機光電変換材料が含有された光電変換膜を用いたほうが有利だからである。この放射線検出部６２のセンサ部１４６は、放射線検出器６０の各画素７４に設けられたセンサ部７２ほど細かく形成する必要はなく、センサ部７２よりも大きく、放射線検出器６０の数十から数百画素のサイズで形成すればよい。
【００７７】
図７には、本実施の形態に係る放射線検出部６２のセンサ部１４６の配置構成を示す平面図が示されている。
【００７８】
放射線検出部６２には、センサ部１４６が一定方向（図７の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図７の列方向）に多数配置されており、例えば、センサ部１４６を行方向及び列方向に１６個ずつマトリクス状に配置する。
【００７９】
図８には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
【００８０】
放射線検出器６０は、上述したように、センサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０を備えた画素７４がマトリクス状に多数個配置されており、電子カセッテ３２への放射線Ｘの照射に伴ってセンサ部７２で発生された電荷は、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積される。これにより、電子カセッテ３２に照射された放射線Ｘに担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器６０に保持される。
【００８１】
また、放射線検出器６０の個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。個々の画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、ＴＦＴ７０がオンされた画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。
【００８２】
図９には、本実施の形態に係る放射線検出器６０の１画素部分に注目した等価回路図が示されている。
【００８３】
同図に示すように、ＴＦＴ７０のソースは、データ配線７８に接続されており、このデータ配線７８は、信号処理部８２に接続されている。また、ＴＦＴ７０のドレインは蓄積容量６８及びセンサ部７２に接続され、ＴＦＴ７０のゲートはゲート配線７６に接続されている。
【００８４】
信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎にサンプルホールド回路８４を備えている。個々のデータ配線７８を伝送された電気信号はサンプルホールド回路８４に保持される。サンプルホールド回路８４はオペアンプ８４Ａとコンデンサ８４Ｂを含んで構成され、電気信号をアナログ電圧に変換する。また、サンプルホールド回路８４にはコンデンサ８４Ｂの両電極をショートさせ、コンデンサ８４Ｂに蓄積された電荷を放電させるリセット回路としてスイッチ８４Ｃが設けられている。オペアンプ８４Ａは、後述するカセッテ制御部９２からの制御によりゲイン量を調整可能とされている。
【００８５】
サンプルホールド回路８４の出力側にはマルチプレクサ８６、Ａ／Ｄ変換器８８が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はアナログ電圧に変換されてマルチプレクサ８６に順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器８８によってデジタルの画像情報へ変換される。
【００８６】
信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており（図８参照。）、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器８８から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。
【００８７】
画像メモリ９０は電子カセッテ３２全体の動作を制御するカセッテ制御部９２と接続されている。カセッテ制御部９２はマイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ（中央処理装置）９２Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）やフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。
【００８８】
また、カセッテ制御部９２には無線通信部９４が接続されている。本実施の形態に係る無線通信部９４は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部９２は、無線通信部９４を介してコンソール４２と無線通信が可能とされており、コンソール４２との間で各種情報の送受信が可能とされている。
【００８９】
一方、放射線検出部６２は、上述したように、センサ部１４６がマトリクス状に多数個配置されている。また、放射線検出部６２には、各センサ部１４６とそれぞれ個別に接続された複数の配線１６０が設けられており、各配線１６０は信号検出部１６２に接続されている。
【００９０】
信号検出部１６２は、配線１６０毎に設けられた増幅器及びＡ／Ｄ変換器を備えており、カセッテ制御部９２と接続されている。信号検出部１６２は、カセッテ制御部９２からの制御により、所定の周期で各配線１６０のサンプリングを行って各配線１６０を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部９２へ出力する。
【００９１】
また、電子カセッテ３２には電源部９６が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ８０、信号処理部８２、画像メモリ９０、無線通信部９４、カセッテ制御部９２、信号検出部１６２等）は、電源部９６から供給された電力によって作動する。電源部９６は、電子カセッテ３２の可搬性を損なわないように、前述したバッテリー（二次電池）９６Ａを内蔵しており、充電されたバッテリー９６Ａから各種回路や各素子へ電力を供給する。なお、図８では、電源部９６と各種回路や各素子を接続する配線の図示を省略している。
【００９２】
図１０には、本実施の形態に係るコンソール４２及び放射線発生装置３４の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
【００９３】
コンソール４２は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１００と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１０２と、を備えている。
【００９４】
また、本実施の形態に係るコンソール４２は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ１１０と、ディスプレイ１００への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１２と、操作パネル１０２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１４と、を備えている。また、コンソール４２は、接続端子４２Ａ及び通信ケーブル３５を介して放射線発生装置３４との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１６と、電子カセッテ３２との間で無線通信により曝射条件や画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１８と、を備えている。
【００９５】
ＣＰＵ１０４、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０、ディスプレイドライバ１１２、操作入力検出部１１４、通信インタフェース部１１６、及び無線通信部１１８は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１０４は、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１２を介したディスプレイ１００への各種情報の表示の制御、通信Ｉ／Ｆ部１１６を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御、及び無線通信部１１８を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１０４は、操作入力検出部１１４を介して操作パネル１０２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
【００９６】
一方、放射線発生装置３４は、放射線源１３０と、コンソール４２との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信Ｉ／Ｆ部１３２と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０を制御する線源制御部１３４と、を備えている。
【００９７】
線源制御部１３４もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール４２から受信する曝射条件には管電圧、管電流の情報が含まれている。線源制御部１３４は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０から放射線Ｘを照射させる。
【００９８】
次に、本実施の形態に係る撮影システム１８の作用を説明する。
【００９９】
端末装置１２（図１参照。）は、放射線画像の撮影する場合、医師又は放射線技師からの撮影依頼を受け付ける。当該撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位、撮影モードが指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。
【０１００】
端末装置１２は、受け付けた撮影依頼の内容をＲＩＳサーバ１４に通知する。ＲＩＳサーバ１４は、端末装置１２から通知された撮影依頼の内容をデータベース１４Ａに記憶する。
【０１０１】
コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４にアクセスすることにより、ＲＩＳサーバ１４から撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１００（図１０参照。）に表示する。
【０１０２】
撮影者は、ディスプレイ１００に表示された撮影依頼の内容に基づいて放射線画像の撮影を開始する。
【０１０３】
例えば、図２に示すように、臥位台４６上に横臥した被検者の患部の撮影を行う際、臥位台４６の保持部１５２に電子カセッテ３２を配置する。
【０１０４】
そして、撮影者は、操作パネル１０２に対して撮影モードとして例えば静止画撮影又は透視撮影を指定し、さらに、操作パネル１０２に対して放射線Ｘを照射する際の管電圧及び管電流等を指定し、撮影の実行を指示して撮影する。なお、撮影者は、透視撮影の場合、被検者の被曝を抑えるため、静止画撮影の場合と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低く指定する（例えば、静止画撮影の場合の１／１０程度）。
【０１０５】
コンソール４２は、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置３４へ送信し、指定された撮影モード、管電圧、管電流、許容量を撮影条件として電子カセッテ３２へ送信する。放射線発生装置３４の線源制御部１３４は、コンソール４２から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶し、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、コンソール４２から撮影条件を受信すると、受信した撮影条件を記憶部９２Ｃに記憶する。
【０１０６】
撮影者は、撮影準備完了すると、コンソール４２の操作パネル１０２に対して撮影を指示する撮影指示操作を行う。
【０１０７】
コンソール４２は、操作パネル１０２に対して撮影開始操作が行なわれた場合、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置３４及び電子カセッテ３２へ送信する。
【０１０８】
放射線発生装置３４は、コンソール４２から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線の発生・射出を開始する。
【０１０９】
電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、曝射開始を指示する指示情報を受信すると、記憶部９２Ｃに撮影条件として記憶された撮影モードに応じて撮影制御を行う。
【０１１０】
ここで、放射線検出器６０は、Ｘ線が照射されていない状態であっても暗電流ノイズ等によってセンサ部７２に電荷が発生して各画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積される。これがノイズ成分、すなわちオフセット成分として画像データに重畳されて正しい画像データではなくなってしまうため、撮影前にノイズ成分に基づく補正データを取得しておき、画像データからノイズ成分を除去することで画像データを補正する必要がある。
【０１１１】
前述したように、ノイズ成分の種類としては、上記（１）〜（７）がある。このため、ノイズ成分の種類毎に、撮影画像の画像データを補正するための補正データを予め取得しておき、取得した補正データに基づいて撮影画像の画像データを補正する必要があるが、上記（１）〜（７）に記載されたノイズ成分等は、変動周期が異なる。
【０１１２】
このため、本実施形態では、ノイズ成分の変動周期又は種類に応じて、補正データの取得時期を異ならせ、撮影システム１８の起動後に全ての種類のノイズ成分に対応した補正データを取得する場合と比較して、被験者を必要以上待たせることなく撮影することを可能とする。
【０１１３】
ここで、上記（１）〜（７）のノイズ成分等は、変動周期等によって以下のように分類できる。
【０１１４】
・ノイズ成分を除去しづらいもの・・・（３）
【０１１５】
・数ｍｓｅｃ〜数時間で変動するもの・・・（１）、（４）
【０１１６】
・数日〜数週間程度で変動するもの・・・（２）、（５）、（６）
【０１１７】
・使用頻度や数年単位で変動するもの・・・（７）
【０１１８】
本実施形態では、変動周期が比較的長い（２）、（５）、（６）に関する補正データの取得は、少なくとも装置の動作終了時に行い、変動周期が比較的短い（１）、（４）に関する補正データは、装置の起動時や、装置の起動後予め定めたタイミングで定期的に取得する。
【０１１９】
ところで、ノイズ成分は、（１）〜（７）の全てのノイズ成分が加算されたものとなるため、各々のノイズ成分を分離して補正データを取得する必要がある。
【０１２０】
例えば（１）のノイズ成分は、比較的低周波成分であるため、（１）のノイズ成分に対するオフセット補正データを取得する場合、まず電子カセッテ３２に光が入射しない状態で且つ放射線を曝射しない状態で各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことによりオフセット補正データを取得する。そして、このオフセット補正データから（３）のノイズ成分を除去するために、ローパスフィルタによる処理を施して高周波成分を除去する。これにより、（１）のノイズ成分に対するオフセット補正データが得られる。
【０１２１】
（１）のオフセット補正データの取得は、例えば予め定めたタイミングで定期的に実行する。
【０１２２】
また、（２）のノイズ成分に対するオフセット補正データは、まず電子カセッテ３２に放射線を曝射しない状態で各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことによりオフセット補正データを取得する。そして、このオフセット補正データから（１）のオフセット補正データを減算する。この処理を数回〜数十回行って平均化することにより、（３）のノイズ成分を除去したオフセット補正データを得る。また、この場合の（５）のノイズ成分については、例えば数ｍｓｅｃ〜数ｓｅｃの間で複数の規定時間を定め、これらの規定時間各々について、電子カセッテ３２に放射線を曝射しない状態で各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことにより、（５）のノイズ成分に対するオフセット補正データを取得できる。
【０１２３】
また、（６）に対するオフセット補正データは、電子カセッテ３２に放射線を曝射して各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことにより取得する。
【０１２４】
また、（７）に対するオフセット補正データは、まず被験者が存在しない状態で、電子カセッテ３２に放射線を曝射して各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことにより取得する。そして、このオフセット補正データから（１）、（２）のオフセット補正データを減算する。この処理を数回〜数十回行って平均化することにより、（３）のノイズ成分を除去したオフセット補正データを得る。また、この場合の（５）のノイズ成分については、（２）の場合と同様に、例えば数ｍｓｅｃ〜数ｓｅｃの間で複数の規定時間を定め、これらの規定時間各々について、電子カセッテ３２に放射線を曝射しない状態で各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことにより、（５）のノイズ成分に対するオフセット補正データを取得できる。
【０１２５】
このように、（２）、（７）のオフセット補正データの取得は、複数回の撮影により得られた画像データの平均化処理によって時間がかかるため、撮影に影響を与えない動作終了時や任意のタイミングで実行することが好ましい。例えば（２）のオフセット補正データは、装置の動作終了時に取得し、（７）のオフセット補正データは、装置の設置時や定期メンテナンス時等に取得する。また、（６）のオフセット補正データの取得については、（３）のランダムノイズの影響は受けづらいものの、（２）のオフセット補正データと同様に、撮影に影響を与えない動作終了時や任意のタイミングで実行することが好ましい。
【０１２６】
（４）のオフセット補正データについては、まず電子カセッテ３２に放射線を曝射しない状態で各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出すことによりオフセット補正データを取得する。そして、このオフセット補正データから（３）のノイズ成分を除去するために、ローパスフィルタによる処理を施して高周波成分を除去するか、（３）のノイズ成分は除去せずにそのままとする。さらに、高周波成分を除去したオフセット補正データから、（３）以外のオフセット補正データを減算することにより、（４）のノイズ成分に対するオフセット補正データが得られる。
【０１２７】
なお、（４）のノイズ成分は、放射線の検出方式によってレベルが異なるため、放射線の検出方式に応じた方法及びタイミングによりオフセット補正データを取得する。
【０１２８】
例えばアモルファスセレンを用いた放射線検出器で光読み取りする直接変換方式（第１の直接変換方式）の場合、（４）のノイズ成分は後述する他の二つの変換方式と比較して大きいが、（３）のノイズ成分は小さいため、オフセット補正データは撮影直前に取得すればよい。
【０１２９】
また、アモルファスセレンを用いた放射線検出器でＴＦＴにより直接変換する直接変換方式（第２の直接変換方式）の場合、（４）のノイズ成分は他の二つの変換方式と比較して最も小さいため、定期的に取得した（１）のオフセット補正データによる補正で十分である。
【０１３０】
また、本実施形態のように、放射線検出器６０が、放射線を一度光に変換し、変換した光をセンサ部７２で電荷に変換して蓄積する間接変換方式の場合は、連続曝射時間が数十秒の場合は、（４）のノイズ成分が大きく、また、（３）のノイズ成分も大きいため、第２の直接変換方式と同様の補正を行うか、（３）のノイズ成分はそのままとして補正する。
【０１３１】
図１１にはコンソール４２のＣＰＵ１０４により実行されるオフセット補正データ取得制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムは例えばＨＤＤ１１０の所定の領域に予め記憶されている。また、当該プログラムは、撮影システム１８の電源が投入され、撮影システム１８が起動されると実行される。
【０１３２】
まず、ステップ１００では、撮影システム１８の起動後に取得すべきオフセット補正データを取得する。例えば、上記（１）のオフセット補正データを前述した方法により取得する。取得したオフセット補正データは、ＨＤＤ１１０に記憶する。
【０１３３】
ステップ１０２では、予め定めたオフセット補正データの取得タイミングが到来したか否かを判断する。ここで、例えば（１）のノイズ成分は、前述したように数ｍｓｅｃ〜数時間で変動する。このため、例えば第１の取得タイミングとして、（１）のノイズ成分が変動する数ｍｓｅｃ〜数時間の範囲内で予め定めた時間を設定する。このため、（１）のオフセット補正データは、定期的に取得される。
【０１３４】
また、（４）のオフセット補正データについては、できるだけ撮影の直前に取得することが望ましい。このため、例えば第２の取得タイミングとして、撮影指示がされたタイミングを設定する。
【０１３５】
そして、予め定めたオフセット補正データの取得タイミングが到来した場合には、ステップ１０４へ移行し、予め定めたオフセット補正データの取得タイミングが到来していない場合には、ステップ１０６へ移行する。
【０１３６】
ステップ１０４では、予め定めたタイミングで取得すべきオフセット補正データを取得する。すなわち、第１の取得タイミングが到来した場合には、（１）のオフセット補正データを前述した方法により取得する。また、第２の取得タイミングが到来した場合には、（４）のオフセット補正データを前述した方法により取得する。取得したオフセット補正データは、ＨＤＤ１１０に記憶する。
【０１３７】
ステップ１０６では、撮影システム１８の動作終了が指示されたか否か、すなわち、撮影システム１８の電源オフが指示されたか否かを判断する。
【０１３８】
そして、撮影システム１８の電源オフが指示された場合には、ステップ１０８へ移行し、撮影システム１８の電源オフが指示されていない場合には、ステップ１０２へ戻って上記と同様の処理を繰り返す。
【０１３９】
ステップ１０８では、撮影システム１８の動作終了時に取得すべきオフセット補正データを取得する。本実施形態では、一例として上記（２）、（５）、（６）のオフセット補正データを前述した方法により取得する。取得したオフセット補正データは、ＨＤＤ１１０に記憶する。
【０１４０】
なお、（７）のオフセット補正データは、例えば撮影システム１８の設置時や定期メンテナンス時等に取得すればよいが、ステップ１０８で取得するようにしてもよい。
【０１４１】
なお、（１）のオフセット補正データは、ステップ１０２で定期的に取得するため、ステップ１００の処理は省略してもよい。すなわち、撮影システム１８の起動直後に（１）のオフセット補正データを取得する処理を省略してもよい。
【０１４２】
そして、撮影を実行した場合には、電子カセッテ３２から受信した撮影画像の画像データから、ＨＤＤ１１０に記憶された各オフセット補正データを減算することにより、画像データのオフセット補正を行う。
【０１４３】
なお、オフセット補正が正常に行われているかを確認するため、少なくとも１回オフセット補正が実行された後に、オフセット補正後の撮影画像をディスプレイ１１０に表示して使用者が確認できるようにしてもよい。
【０１４４】
このように、ノイズ成分の種類に応じてオフセット補正データの取得タイミングを異ならせ、ノイズ成分の変動周期が比較的長い（２）、（５）、（６）のオフセット補正データについては、撮影システム１８の電源オフ時に取得するので、被験者を必要以上に待たせることなく撮影を行うことができる。
【０１４５】
そして、被験者を必要以上に待たせることなく撮影を行うことができることから、従来のようにタイマーで自動的に撮影システム１８を起動させてオフセット補正データを取得する必要もない。従って、本実施形態のようにバッテリー駆動の電子カセッテ３２を用いた撮影システムや、車載機として用いられる撮影システムに本発明は好適である。
【０１４６】
なお、（２）のオフセット補正データのように、数枚〜数十枚分の撮影を行って、これらの撮影画像データの平均からオフセット補正データを生成するような場合には、ステップ１０８で一部の撮影を行い、次回起動時にステップ１００で残りの撮影を行うようにしてもよい。すなわち、オフセット補正データの取得に必要となる複数回の撮影を、装置の動作終了時と次回の起動時とに分割してもよい。これにより、前回起動時と今回の起動時との間でノイズ成分に変動が生じることによりオフセット補正の精度が劣化するのを緩和することができる。
【０１４７】
以上、上記実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
【０１４８】
また、上記実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
【０１４９】
例えば、上記実施の形態では、可搬型の放射線撮影装置である電子カセッテ３２に本発明を適応した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、据置型の放射線撮影装置に適用してもよい。
【０１５０】
また、上記実施の形態では、放射線検出器６０が、放射線を一度光に変換し、変換した光をセンサ部７２で電荷に変換して蓄積する間接変換方式であるものとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器６０が、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式であるものとしてもよい。
【０１５１】
また、上記実施の形態では、放射線としてＸ線を検出することにより放射線画像を撮影する放射線撮影装置に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、検出対象とする放射線は、Ｘ線の他や可視光、紫外線、赤外線、ガンマ線、粒子線等いずれであってもよい。
【０１５２】
その他、上記実施の形態で説明した構成は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。
【０１５３】
さらに、上記実施の形態で説明した各種プログラムの処理の流れ（図１１参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。
【符号の説明】
【０１５４】
１８    撮影システム
３２    電子カセッテ（放射線検出手段）
３４    放射線発生装置（放射線照射手段）
４２    コンソール
６０    放射線検出器
６２    放射線検出部
７２    センサ部
７４    画素
８０    ゲート線ドライバ
８２    信号処理部
８４Ａ  オペアンプ
８８    Ａ／Ｄ変換器
９２    カセッテ制御部（画像データ生成手段、取得手段）
９２Ａ  ＣＰＵ
１０４  ＣＰＵ（取得手段）
１４６  センサ部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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