CN103168252A - 放射线图像拍摄装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种放射线图像拍摄装置。将被设置于电子盒的放射线检测器内的放射线检测用像素构成为能变更特性，并且借助电子盒的盒控制部，根据放射线图像的拍摄条件来设定该特性。由此，获得可检测放射线的照射状态的放射线图像拍摄装置。

Description

放射线图像拍摄装置
技术领域
本发明涉及放射线图像拍摄装置，尤其涉及拍摄由透过拍摄对象部位后的放射线表示的放射线图像的放射线图像拍摄装置。
背景技术
近年来，在TFT(Thin Film Transistor，薄膜晶体管)有源矩阵基板上配置放射线感应层并可将放射线直接变换成数字数据的FPD(FlatPanel Detector，平板检测器)等放射线检测器正被实用化，且使用该放射线检测器对由被照射的放射线所表示的放射线图像进行拍摄的放射线图像拍摄装置正被实用化。另外，在被用于该放射线图像拍摄装置的放射线检测器中，作为对放射线进行变换的方式有：将放射线通过闪烁器变换成光之后利用光电二极管等的半导体层变换成电荷的间接变换方式；以及利用非晶态硒等的半导体层将放射线变换为电荷的直接变换方式等，各方式中半导体层能使用的材料也存在多种。
但是，在这种放射线图像拍摄装置中，如果可利用该放射线图像拍摄装置自身来检测放射线的照射开始或照射停止、照射量等，则不需要进行综合控制放射线图像拍摄装置及放射线源等的拍摄控制装置和放射线源之间的连接。这在简化系统构成或简化拍摄控制装置进行的控制方面是优选的。
作为与这种可检测放射线的照射状态的放射线图像拍摄装置相关的技术，在JP特开平07-201490号公报中公开了一种X射线诊断装置，其具备：将X射线变换为光信号的X射线-光信号变换单元；利用多个像素对由该X射线-光信号变换单元变换过的光信号进行摄像，以变换为电信号的光-电信号变换单元，其中该X射线诊断装置还具备利用所述光-电信号变换单元的一部分像素的电信号值来进行X射线曝光量的控制的X射线曝光量控制单元。
再有，JP特开2004-223157号公报中公开了一种放射线摄像装置，其具有：对对象物的放射线像进行检测的放射线像检测部；和对来自所述对象物的放射线的量进行检测的多个放射线量检测部，其中所述放射线摄像装置还具有基于该放射线摄像装置的配置状态来决定利用所述多个放射线量检测部的输出的形态的控制部。
还有，在JP特开2007-54484号公报中公开了一种放射线像摄像装置，其具有在基板上配设了多个变换元件的放射线变换部，该变换元件将从放射线辐射单元入射来的放射线直接地或间接地变换为电信号，其中所述放射线变换部将所述变换元件连接到信号线，输出用于生成图像的信号，该放射线像摄像装置还具有在所述放射线辐射单元的放射线辐射过程中基于来自至少一个所述变换元件的电信号使所述放射线辐射单元的放射线辐射停止的控制单元。
发明内容
-发明所要解决的技术问题-
然而，在上述专利文献所公开的技术中，虽然可利用装置自身来检测放射线的照射状态，但存在未必能够根据放射线图像的拍摄条件而适宜地检测放射线的照射状态这一问题点。
即，例如在拍摄对象部位为脚部、腕部等之类的、只能在利用放射线图像拍摄装置的拍摄区域的一部分的状态下进行放射线图像的拍摄的情况下，通常在使拍摄对象部位位于上述拍摄区域中的中央部的状态下进行拍摄。为此，由被设置在拍摄对象部位以外的拍摄区域内的放射线检测用的像素而得到的放射线量、和由被设置在拍摄对象部位所位于的拍摄区域内的放射线检测用的像素而得到的放射线量之间，能检测的放射线量的大小相差较大。为此，在各个放射线检测用的像素的特性相同且固定的情况下，存在或者一方的放射线量达到饱和，或者另一方的放射线量的S/N比(Signal to Noise Ratio，信噪比)显著下降的情况。
再有，例如在对放射线图像进行运动图像拍摄的情况下，与进行静止图像拍摄的情况相比较虽然放射线量有所减少，但即便在该运动图像拍摄与静止图像拍摄中放射线检测用的像素的特性是共同且被固定的情况下，也存在或者一方的放射线量达到饱和、或者另一方的放射线量的S/N比显著下降的情况。
本发明正是为了解决上述问题点而进行的，提供一种可更准确地检测放射线的照射状态的放射线图像拍摄装置及程序。
-用于解决技术问题的方案-
本发明的第1方案涉及的放射线图像拍摄装置包含：放射线检测器，其具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积从而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线；获取单元，其获取所述放射线图像的拍摄条件；以及设定单元，其根据由所述获取单元获取的拍摄条件来设定所述特性。
根据第1方案涉及的放射线图像拍摄装置，利用放射线检测器，即通过利用以矩阵状配置于放射线图像的拍摄区域内的多个放射线图像获取用像素将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而获取表示所述放射线图像的图像信息，另外通过利用配置于所述拍摄区域内并且能变更特性的多个放射线检测用像素将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线。
在此，在本发明中，由获取单元来获取所述放射线图像的拍摄条件，由设定单元根据由所述获取单元获取的拍摄条件来设定所述特性。
这样，根据第1方案涉及的放射线图像拍摄装置，由于将放射线检测用像素构成为能变更特性，并且根据放射线图像的拍摄条件来设定该特性，所以与未进行该设定的情况相比较，可更准确地检测放射线的照射状态。
另外，作为本发明的第2方案，所述设定单元也可以根据所述拍摄条件来切换所述放射线检测用像素的位置，从而设定所述特性。由此，例如即便在拍摄对象部位仅位于拍摄区域的一部分的情况等下，也可准确地检测放射线的照射状态。
再有，作为本发明的第3方案，也可以还具有放大器，其以预先设定的放大率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行放大，所述设定单元通过根据所述拍摄条件来设定所述放大率，从而设定所述特性；作为第5方案，也可以还具有低通滤波器，其以预先设定的低通频率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行低通处理，所述设定单元通过根据所述拍摄条件来设定所述低通频率，从而设定所述特性，进而作为第6方案，也可以还具有切换单元，其切换是否按预先确定的数量对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行合成，所述设定单元通过根据所述拍摄条件来切换是否进行所述合成，从而设定所述特性。由此，可简易地设定放射线检测用像素的特性。
尤其是，在第3方案中，作为本发明的第4方案，也可以还具有检测单元，其使用互相不同的所述放射线检测用像素来检测所述放射线的开始照射及所述放射线的结束照射，所述设定单元将为了检测所述放射线的开始照射而采用的所述放射线检测用像素所对应的所述放大器的放大率，设定得比为了检测所述放射线的结束照射而采用的所述放射线检测用像素所对应的所述放大器的放大率更高。由此，可在更短的期间内检测放射线的开始照射。
再有，作为本发明的第7方案，也可以是：所述设定单元基于由所述放射线检测用像素检测出的放射线来决定是检测放射线的开始照射或放射线的结束照射、还是检测放射线的照射量，由此相应地设定所述特性。这样便可根据检测对象来更准确地检测放射线的照射状态。
还有，作为本发明的第8方案，也可以将所述拍摄条件设为：拍摄对象部位、所述放射线图像的拍摄时拍摄对象部位被配置的区域、是运动图像拍摄及静止图像拍摄中的哪个拍摄、以及放射线的照射量中的至少一个。这样便可根据所适用的拍摄条件而更准确地检测放射线的照射状态。
进而，作为本发明的第9方案，所述放射线检测器也可以还具备用于从所述放射线检测用像素读取所蓄积的电荷的专用布线。由此，可与放射线图像的拍摄动作无关地检测放射线，结果可更高速地进行放射线图像的拍摄。
另一方面，本发明的第10方案涉及的程序由具有放射线检测器的放射线图像拍摄装置执行的程序，该放射线检测器具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积从而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线，用于使计算机作为以下单元起作用：获取所述放射线图像的拍摄条件的获取单元；以及根据由所述获取单元获取的拍摄条件来设定所述特性的设定单元。
再有，本发明的第11方案涉及的方法是使用具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素的放射线检测器进行放射线图像拍摄的方法，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线，该方法包括：获取所述放射线图像的拍摄条件；以及根据已获取的所述拍摄条件来设定所述特性。
因此，根据本发明的第10或第11方案，与第1方案涉及的发明同样，可更准确地检测放射线的照射状态。
另外，在本发明中，根据上述拍摄条件来设定放射线检测用像素的特性。为此，即便在拍摄对象部位偏离拍摄区域的中央部的状态下进行拍摄的情况下也能应对，例如即便在对肘等弯曲的部位进行拍摄的情况下，也可准确地检测放射线的照射状态。
-发明效果-
根据本发明，可获得以下效果：由于将放射线检测用像素构成为能变更特性，并且根据放射线图像的拍摄条件来设定该特性，所以与未进行该设定的情况相比较，可更准确地检测放射线的照射状态。
附图说明
图1是表示实施方式涉及的放射线信息系统的构成的框图。
图2是表示实施方式涉及的放射线图像拍摄系统的放射线拍摄室中的各装置的配置状态的一例的侧视图。
图3是表示实施方式涉及的放射线检测器的3个像素部分的概略构成的剖面示意图。
图4是概略地示出了实施方式涉及的放射线检测器的1个像素部分的信号输出部的构成的剖面侧视图。
图5是表示实施方式涉及的放射线检测器的构成的俯视图。
图6是表示实施方式涉及的放射线检测用像素的配置状态的俯视图。
图7是表示实施方式涉及的电子盒的构成的立体图。
图8是表示实施方式涉及的电子盒的构成的剖面侧视图。
图9是表示实施方式涉及的放射线图像拍摄系统的电气系统的主要部分构成的框图。
图10是表示实施方式涉及的第2信号处理部的构成的电路图。
图11是表示实施方式涉及的放射线图像拍摄处理程序的处理流程的流程图。
图12是表示实施方式涉及的初始信息输入画面的一例的概略图。
图13是表示实施方式涉及的盒拍摄处理程序的处理流程的流程图。
图14是表示实施方式涉及的第1放射线量获取处理例程/程序的处理流程的流程图。
图15是表示实施方式涉及的第2放射线量获取处理例程/程序的处理流程的流程图。
图16是用于说明放射线图像的表面读取方式与背面读取方式的剖面侧视图。
具体实施方式
以下，参照附图详细地说明用于实施本发明的方式。另外，在此针对将本发明适用于综合管理在医院的放射科部门处理的信息的系统、即放射线信息系统的情况下的方式例进行说明。
首先，参照图1对本实施方式涉及的放射线信息系统(以下称为“RIS”(Radiology Information System))100的构成进行说明。
RIS100是用于进行放射线科部门内的诊疗预约、诊断记录等信息管理的系统，构成医院信息系统(以下称为“HIS”(Hospital InformationSystem))的一部分。
RIS100具有多台拍摄委托终端装置(以下称为“终端装置”。)140、RIS服务器150、及设置于医院内的每个放射线拍摄室(或手术室)中的放射线图像拍摄系统(以下称为“拍摄系统”。)104，这些装置各自连接至由有线或无线的LAN(Local Area Network)等构成的医院内网络102。另外，RIS100构成被设置在相同的医院内的HIS的一部分，医院内网络102上也连接着对HIS整体进行管理的HIS服务器(省略图示)。
终端装置140是医生或放射线技师用于进行诊断信息或设施预约的输入、阅览等的装置。放射线图像的拍摄委托或拍摄预约也借助该终端装置140来进行。各终端装置140构成为包括具有显示装置的个人计算机，能够经由医院内网络102而在与RIS服务器150之间相互通信。
另一方面，RIS服务器150受理来自各终端装置140的拍摄委托并管理拍摄系统104中的放射线图像的拍摄日程，其构成包括数据库150A。
数据库150A构成为包括：患者(受检者)的属性信息(姓名、性别、出生年月日、年龄、血型、体重、患者ID(Identification)等)、病历、就诊经历、过去所拍摄的放射线图像等与患者相关的信息；拍摄系统104所利用的后述的电子盒(cassette)40的识别号码(ID信息)、外形、尺寸、灵敏度、开始使用年月日、使用次数等与电子盒40相关的信息；及表示使用电子盒40来拍摄放射线图像的环境、即使用电子盒40的环境(作为一例：放射线拍摄室或手术室等)的环境信息。
拍摄系统104根据来自RIS服务器150的指示，借助医生或放射线技师的操作来进行放射线图像的拍摄。拍摄系统104具备：从放射线源121(也参照图2。)向受检者照射已被设为符合辐射条件的射线量的放射线X(也参照图7。)的放射线产生装置120；内置放射线检测器20(也参照图7。)的电子盒40，该放射线检测器吸收透过受检者的拍摄对象部位后的放射线X，以产生电荷，并基于所产生的电荷量来生成表示放射线图像的图像信息；对被内置在电子盒40中的蓄电池进行充电的充电座(cradle)130；以及对电子盒40及放射线产生装置120进行控制的控制台110。
控制台110从RIS服务器150获取数据库150A所包含的各种信息并存储到后述的HDD116(参照图9。)中，并根据需要使用该信息，以进行电子盒40及放射线产生装置120的控制。
图2示出本实施方式涉及的拍摄系统104的放射线拍摄室180中的各装置的配置状态的一例。
如该图所示，在放射线拍摄室180中设置了：在进行立位的放射线拍摄时被采用的立位台160；和在进行卧位的放射线拍摄时被采用的卧位台164，立位台160的前方空间被设为进行立位的放射线拍摄时的受检者的拍摄位置170，卧位台164的上方空间被设为进行卧位的放射线拍摄时的受检者的拍摄位置172。
保持电子盒40的保持部162被设置在立位台160，进行立位的放射线图像的拍摄之际，由保持部162保持电子盒40。同样，保持电子盒40的保持部166被设置在卧位台164，在进行卧位的放射线图像的拍摄之际，由保持部166来保持电子盒40。
再有，为了利用来自单个放射线源121的放射线既能进行立位的放射线拍摄也能进行卧位的放射线拍摄，因而在放射线拍摄室180中设置有以使放射线源121绕水平的轴(图2的箭头a方向)能转动、在垂直方向(图2的箭头b方向)上能移动、进而在水平方向(图2的箭头c方向)上能移动的方式支撑放射线源121的支撑移动机构124。在此，支撑移动机构124分别具备：使放射线源121绕水平的轴转动的驱动源、使放射线源121在垂直方向上移动的驱动源、以及使放射线源121在水平方向上移动的驱动源(均省略图示。)。
另外，充电座130中还形成有能收纳电子盒40的收纳部130A。
电子盒40在未使用时，在被收纳于充电座130的收纳部130A中的状态下对内置的蓄电池进行充电。电子盒40在放射线图像的拍摄时由放射线技师等从充电座130取出。如果拍摄姿势为立位，则由立位台160的保持部162来保持电子盒40，如果拍摄姿势为卧位，则由卧位台164的保持部166来保持电子盒40。
在此，在本实施方式涉及的拍摄系统104中，在放射线产生装置120与控制台110之间、及电子盒40与控制台110之间通过无线通信来进行各种信息的收发。
另外，电子盒40不仅仅只是在由立位台160的保持部162或卧位台164的保持部166保持的状态下被使用，根据其可移动性，在对腕部、脚部等进行拍摄之际，也可以在未由保持部保持的状态下使用。
接着，对本实施方式涉及的放射线检测器20的构成进行说明。图3是概略地表示本实施方式涉及的放射线检测器20的3个像素部分的构成的剖面示意图。
如该图所示，本实施方式涉及的放射线检测器20在绝缘性的基板1上依次层叠信号输出部14、传感器部13、及闪烁部8，由信号输出部14、传感器部13构成像素。在基板1上排列有多个像素，且构成为各像素中的信号输出部14与传感器部13具有重叠部分。
闪烁部8隔着透明绝缘膜7而形成在传感器部13上，是将从上方(基板1的相反侧)或下方入射来的放射线变换为光而发光的荧光体成膜而得到的。通过设置这种闪烁部8，从而吸收透过被摄物后的放射线后发光。
闪烁部8发出的光的波段优选为可见光波段(波长360nm～830nm)，为了能由该放射线检测器20进行黑白摄像，更优选包括绿色的波段。
作为闪烁部8所采用的荧光体，具体是在使用X射线作为放射线进行摄像的情况下，优选包括碘化铯(CsI)，尤其优选使用X射线照射时的发射光谱位于420nm～700nm的CsI(Tl)(添加了铊的碘化铯)。另外，CsI(Tl)在可见光波段中的发光峰值波长为565nm。再有，作为闪烁部8所采用的荧光体，也可以使用包括GOS(Gd202S:Tb)的材料。
传感器部13具有上部电极6、下部电极2、及被配置在该上下电极间的光电变换膜4，光电变换膜4由吸收闪烁部8发出的光而产生电荷的有机光电变换材料构成。
由于需要使闪烁部8产生的光入射到光电变换膜4，故优选上部电极6由至少相对于闪烁部8的发光波长而言透明的导电性材料构成，具体是优选使用相对于可见光的透过率高且电阻值小的透明导电性氧化物(TCO；Transparent Conducting Oxide)。另外，作为上部电极6，虽然也可使用Au等的金属薄膜，但由于若想要获得90％以上的透过率则电阻值容易增大，故优选TCO。例如优选采用ITO、IZO、AZO、FTO、SnO2、TiO2、ZnO2等，从工艺简易性、低电阻性、透明性的观点来看，ITO是最优选的。其中，上部电极6既可以设置为所有像素通用的一块，也可以按每个像素来分割。
光电变换膜4包含有机光电变换材料，吸收从闪烁部8发出的光，并产生与所吸收到的光相应的电荷。这样，只要是包括有机光电变换材料的光电变换膜4，则在可见区就具有明显的吸收光谱，除了闪烁部8的发光以外的电磁波就几乎不会被光电变换膜4吸收。因此，X射线等放射线被光电变换膜4吸收，由此可有效地抑制产生的噪声。
构成光电变换膜的有机光电变换材料为了最有效地吸收由闪烁部8发出的光，优选其吸收峰值波长相近于闪烁部8的发光峰值波长。虽然有机光电变换材料的吸收峰值波长和闪烁部8的发光峰值波长一致是理想的状况，但如果双方的差小，则能够充分地吸收从闪烁部8发出的光。具体是，优选有机光电变换材料的吸收峰值波长和闪烁部8相对于放射线的发光峰值波长之差在10nm以内，更优选在5nm以内。
作为能够满足这种条件的有机光电变换材料，例如可列举出喹吖啶酮(quinacridone)系有机化合物及酞菁系有机化合物。例如喹吖啶酮在可见区内的吸收峰值波长为560nm。为此，如果使用喹吖啶酮作为有机光电变换材料、使用CsI(Tl)作为闪烁部8的材料的话，则能够使上述峰值波长的差在5nm以内，可使光电变换膜4产生的电荷量基本上最大。再有，即便在使用了GOS:Tb作为闪烁部8的材料的情况下，也能够使峰值波长的差在10nm左右，可使光电变换膜4产生的电荷量基本上最大。
接着，具体地说明能适用于本实施方式涉及的放射线检测器20中的光电变换膜4。
本实施方式涉及的放射线检测器20中的电磁波吸收/光电变换部位可由包括1对电极2、6和被夹持在该电极2、6间的有机光电变换膜4在内的有机层构成。更具体的是，该有机层可通过吸收电磁波的部位、光电变换部位、电子输送部位、空穴输送部位、电子阻挡(blocking)部位、空穴阻挡部位、防结晶化部位、电极、及层间接触改良部位等的堆积、或者混合来形成。
上述有机层优选含有有机p型化合物或有机n型化合物。
有机p型半导体(化合物)主要是空穴输送性有机化合物所代表的施主性有机半导体(化合物)，指的是具有容易提供电子的性质的有机化合物。更详细而言，指的是使两种有机材料接触而利用时离子化电势小的有机化合物。因此，作为施主性有机化合物，只要是具有电子提供性的有机化合物即可，也能够使用任意的有机化合物。
有机n型半导体(化合物)主要是电子输送性有机化合物所代表的受主性有机半导体(化合物)，指的是具有容易接受电子的性质的有机化合物。更详细的话，指的是在使2种有机化合物接触而利用时电子亲和力大的有机化合物。因此，受主性有机化合物只要是具有电子接受性的有机化合物即可，也能够使用任意的有机化合物。
关于能适用为该有机p型半导体及有机n型半导体的材料、及光电变换膜4的构成，由于已经在JP特开2009-32854号公报中详细地进行了说明，故省略说明。另外，光电变换膜4也可以形成为还含有富勒烯(fullerene)或纳米碳管。
光电变换膜4的厚度从吸收来自闪烁部8的光的方面考虑，膜厚越大，则越是优选的。但是，若厚到某种程度以上，则因从光电变换膜4的两端施加的偏置电压会导致光电变换膜4中产生的电场的强度降低，无法收集电荷，因此优选30nm以上、300nm以下，更优选50nm以上、250nm以下，尤其优选80nm以上、200nm以下。
另外，在图3所示的放射线检测器20中，光电变换膜4构成为在所有像素中共用一枚，也可以按每个像素分割。
下部电极2是按每个像素被分割的薄膜。下部电极2可由透明或不透明的导电性材料构成，可适宜地采用铝、银等。
下部电极2的厚度例如可设为30nm以上、300nm以下。
传感器部13中，通过在上部电极6与下部电极2之间施加规定的偏置电压，从而可使由光电变换膜4产生的电荷(空穴、电子)中的一方在上部电极6中移动，使另一方在下部电极2中移动。在本实施方式的放射线检测器20中，布线被连接至上部电极6，经由该布线向上部电极6施加偏置电压。再有，虽然按照如下方式来决定偏置电压的极性：由光电变换膜4产生的电子向上部电极6移动、空穴向下部电极2移动，但该极性也可以是相反的。
虽然构成各像素的传感器部13只要至少包括下部电极2、光电变换膜4、及上部电极6即可，但为了抑制暗电流的增加，优选设置电子阻挡膜3及空穴阻挡膜5中的至少任一个，更优选设置双方。
电子阻挡膜3可设置在下部电极2与光电变换膜4之间，在向下部电极2与上部电极6之间施加了偏置电压时，可抑制电子从下部电极2被注入到光电变换膜4而导致暗电流增加。
电子阻挡膜3可使用电子提供性有机材料。
实际上电子阻挡膜3所采用的材料只要根据邻接的电极的材料及邻接的光电变换膜4的材料等来选择即可，优选电子亲和力(Ea)比邻接的电极的材料的功函数(Wf)大1.3eV以上、且具有与邻接的光电变换膜4的材料的离子化电势(Ip)同等的Ip或者比其小的Ip的材料。关于能适用作为该电子提供性有机材料的材料，由于在JP特开2009-32854号公报中已经详细地进行了说明，故省略说明。
为了能可靠地发挥暗电流抑制效果并且防止传感器部13的光电变换效率的降低，电子阻挡膜3的厚度优选为10nm以上、200nm以下，更优选为30nm以上、150nm以下，尤其优选50nm以上、100nm以下。
空穴阻挡膜5可设置在光电变换膜4与上部电极6之间，在下部电极2与上部电极6间施加了偏置电压时，可抑制空穴从上部电极6被注入到光电变换膜4而导致暗电流增加。
空穴阻挡膜5可使用电子接受性有机材料。
为了能可靠地发挥暗电流抑制效果、并且防止传感器部13的光电变换效率的降低，优选空穴阻挡膜5的厚度为10nm以上、200nm以下，更优选为30nm以上、150nm以下，尤其优选50nm以上、100nm以下。
实际上空穴阻挡膜5所采用的材料只要根据邻接的电极的材料及邻接的光电变换膜4的材料等选择即可，优选离子化电势(Ip)比邻接的电极的材料的功函数(Wf)大1.3eV以上且具有与邻接的光电变换膜4的材料的电子亲和力(Ea)同等的Ea或者比其大的Ea的材料。关于作为该电子接受性有机材料而能适用的材料，由于已在JP特开2009-32854号公报中详细地进行了说明，故省略说明。
另外，在按照光电变换膜4产生的电荷之中空穴向上部电极6移动、电子向下部电极2移动的方式设定偏置电压的情况下，只要使电子阻挡膜3与空穴阻挡膜5的位置相反即可。再有，电子阻挡膜3与空穴阻挡膜5既可以双方都不设置，如果设置任一个，则也可以获得某种程度的暗电流抑制效果。
在各像素的下部电极2下方的基板1的表面上形成有信号输出部14。图4中概略地示出信号输出部14的构成。
如该图所示，本实施方式涉及的信号输出部14与下部电极2对应地形成有：蓄积已向下部电极2移动的电荷的电容器9；以及将电容器9所蓄积的电荷变换为电信号后输出的场效应型薄膜晶体管(Thin FilmTransistor、以下有时简称为薄膜晶体管。)10。已形成电容器9及薄膜晶体管10的区域在俯视时具有与下部电极2重叠的部分。通过采取这种构成，从而各像素中的信号输出部14与传感器部13在厚度方向上具有重叠部分。另外，为了使放射线检测器20(像素)的俯视面积最小，希望已形成电容器9及薄膜晶体管10的区域完全地被下部电极2覆盖。
电容器9经由导电性材料的布线而与对应的下部电极2电连接，该布线形成为贯通被设置在基板1与下部电极2之间的绝缘膜11。由此，可使由下部电极2收集到的电荷向电容器9移动。
薄膜晶体管10形成为：层叠栅电极15、栅极绝缘膜16、及活性层(沟道层)17，进而在活性层17上，源电极18与漏电极19隔开规定的间隔。
活性层17例如可由非晶硅或非晶质氧化物、有机半导体材料、纳米碳管等形成。另外，构成活性层17的材料并未限定为这些。
作为构成活性层17的非晶质氧化物，优选包括In、Ga及Zn中的至少一个氧化物(例如In-O系)，更优选包括In、Ga及Zn中的至少2个氧化物(例如In-Zn-O系、In-Ga-O系、Ga-Zn-O系)，尤其优选包括In、Ga及Zn的氧化物。作为In-Ga-Zn-O系非晶质氧化物，优选结晶状态下的成分以InGaO3(ZnO)m(m为小于6的自然数)来表示的非晶质氧化物，尤其是更优选InGaZnO4。
作为能构成活性层17的有机半导体材料，虽然可列举出酞菁化合物、并五苯、氧钒酞菁等，但并未限定为这些。其中，关于酞菁化合物的构成，已在JP特开2009-212389号公报中详细地进行了说明，因此省略说明。
如果利用非晶质氧化物或有机半导体材料、纳米碳管形成了薄膜晶体管10的活性层17，则不吸收X射线等放射线，或即便吸收了也只是极微量。为此，可有效地抑制信号输出部14中的噪声的产生。
再有，在利用纳米碳管形成了活性层17的情况下，可使得薄膜晶体管10的开关速度高速化，还可形成可见光波段的光的吸收程度低的薄膜晶体管10。另外，在利用纳米碳管形成活性层17的情况下，由于只要极微量的金属性杂质混入活性层17中就会导致薄膜晶体管10的性能显著降低，故需要通过离心分离等对极其高纯度的纳米碳管进行分离/提取之后来形成。
在此，构成薄膜晶体管10的活性层17的非晶质氧化物、有机半导体材料、纳米碳管或构成光电变换膜4的有机光电变换材料均能实现低温下的成膜。因此，作为基板1，并未限定为半导体基板、石英基板、及玻璃基板等耐热性高的基板，也可使用塑料等可挠性基板或芳族聚酰胺、生物纳米纤维。具体是可使用聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚邻苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯等的聚酯、聚苯乙烯、聚碳酸酯、聚醚砜、聚芳酯、聚酰亚胺、聚环烯烃、降冰片烯树脂、聚(氯三氟乙烯)等的可挠性基板。如果使用这种塑料制的可挠性基板，则也可实现轻便化，例如对搬运等来说是有利的。
再有，基板1上也可以设置用于确保绝缘性的绝缘层、用于防止水分或氧的透过的气体屏蔽层、用于提高平坦性或与电极等之间的密接性的内涂层(under coat)等。
另一方面，芳族聚酰胺由于可适用200度以上的高温工艺，故可使透明电极材料高温硬化并低电阻化，还可应对包括焊锡的回流工序在内的驱动器IC的自动安装。再有，由于芳族聚酰胺的热膨胀系数和ITO(IndiumTin Oxide，氧化铟锡)或玻璃基板相近，故制造后的翘曲少、难以破裂。再有，芳族聚酰胺与玻璃基板等相比，较薄，可形成基板。另外，也可以将超薄型玻璃基板与芳族聚酰胺层叠来形成基板。
还有，生物纳米纤维是将细菌(乙酸菌、Acetobacter Xyl inum)出产的纤维素微纤丝束(细菌纤维素)和透明树脂合成而得到的。纤维素微纤丝束的宽度为50nm，是可见光波长的1/10的尺寸，且高强度、高弹性、低热膨胀。通过使丙烯酸树脂、环氧树脂等透明树脂浸渗到细菌纤维素并硬化，从而获得既含有60～70％的纤维、且波长为500nm示出约90％的光透过率的生物纳米纤维。生物纳米纤维具有与硅结晶匹敌的低的热膨胀系数(3～7ppm)，具有与钢铁一般的强度(460MPa)、高弹性(30GPa)且柔韧，因此与玻璃基板等相比，可形成薄基板1。
在本实施方式中，在基板1上按顺序地形成信号输出部14、传感器部13、透明绝缘膜7，由此形成TFT基板30，通过使用光吸收性低的粘接树脂等在该TFT基板30上粘贴闪烁部8，从而形成放射线检测器20。
如图5所示，在TFT基板30上，在恒定方向(图5的行方向)、及与该恒定方向对应的交叉方向(图5的列方向)上以二维状设置有多个构成为包括上述的传感器部13、电容器9、及薄膜晶体管10的像素32。
再有，在放射线检测器20中设置有：在上述恒定方向(行方向)上延伸设置并用于使各薄膜晶体管10导通/截止的多根栅极布线34；以及在上述交叉方向(列方向)上延伸设置且用于经由导通状态的薄膜晶体管10读取电荷的多根数据布线36。
放射线检测器20是平板状的，且形成为俯视时外缘具有4边的四边形，更具体的是形成为矩形。
在此，在本实施方式涉及的放射线检测器20中，像素32的一部分被用于检测放射线的照射状态，利用其余的像素32进行放射线图像的拍摄。另外，以下将用于检测放射线的照射状态的像素32称为放射线检测用像素32A，将其余的像素32称为放射线图像获取用像素32B。
在本实施方式涉及的放射线检测器20中，利用像素32中的除了放射线检测用像素32A以外的放射线图像获取用像素32B进行放射线图像的拍摄。为此，无法获得放射线检测用像素32A的配置位置处的放射线图像的像素信息。因此，在本实施方式涉及的放射线检测器20中，按照使放射线检测用像素32A分散的方式进行配置，另外由控制台110执行缺陷像素校正处理，即：使用由位于放射线检测用像素32A周围的放射线图像获取用像素32B而得到的像素信息进行内插，由此生成该放射线检测用像素32A的配置位置处的放射线图像的像素信息。
在此，在本实施方式涉及的拍摄系统104中，在如拍摄对象部位为腹部等时使用放射线检测器20的整个拍摄区域进行拍摄的情况，或在如拍摄对象部位为脚部、腕部、手部等时仅使用放射线检测器20的部分拍摄区域进行拍摄的情况的任一情况下，都可以在至少使拍摄对象部位位于拍摄区域的中央部的状态下进行拍摄。
另一方面，在本实施方式涉及的放射线检测器20中，作为一例如图6示意地所示，将放射线检测用像素32A配置在放射线检测器20的拍摄区域的中央部附近的区域(以下称为“中央部检测区域”。)和该拍摄区域中的周边部4个凸角点附近的区域(以下称为“周边部检测区域”。)。
而且，为了检测放射线的照射状态，本实施方式涉及的电子盒40中设置有获取表示来自放射线源121的放射线X的照射量的信息(以下称为“放射线量信息”。)的放射线量获取功能。
为此，如图5所示，在本实施方式涉及的放射线检测器20中，在上述恒定方向(行方向)上延伸设置直接读出布线38，其与放射线检测用像素32A中的电容器9和薄膜晶体管10的连接部连接且用于直接读取该电容器9所蓄积的电荷。另外，在本实施方式涉及的放射线检测器20中，向排列在上述恒定方向上的多个放射线检测用像素32A分配1根直接读出布线38。由此，该多个放射线检测用像素32A中的电容器9和薄膜晶体管10的连接部被连接到共同(单一)的直接读出布线38上。
接着，对本实施方式涉及的电子盒40的构成进行说明。图7中示出表示本实施方式涉及的电子盒40的构成的立体图。
如该图所示，本实施方式涉及的电子盒40具备由可透过放射线的材料构成的框体41，被设置成具有防水性、密闭性的构造。电子盒40在被用于手术室等时，存在附着血液或其他杂菌的担忧。因而，将电子盒40设置成具有防水性、密闭性的构造，并根据需要进行杀菌清洗。由此，可反复持续使用1个电子盒40。
在框体41的内部形成有收纳各种部件的空间A，在该空间A内自被照射放射线X的框体41的照射面侧起按顺序配设有：检测透过了被摄物的放射线X的放射线检测器20、及吸收放射线X的背后散射线的铅板43。
在此，在本实施方式涉及的电子盒40中，框体41的平板状的一个面的与放射线检测器20的配设位置对应的区域被设为能检测放射线的四边形的拍摄区域41A。该框体41的具有拍摄区域41A的面被作成电子盒40中的顶板41B。在本实施方式涉及的电子盒40中，放射线检测器20被配置成TFT基板30位于顶板41B侧，且被粘贴于该顶板41B在框体41内侧的一面(顶板41B的放射线入射的面的相反面)上。
另一方面，如图7所示，在框体41内部的一端侧，在未与放射线检测器20重合的位置(拍摄区域41A的范围外)配置着收纳后述的盒控制部58或电源部70(均参照图9。)的壳体42。
框体41为了实现电子盒40整体的轻便化，例如由碳纤维(carbonfiber)、铝、镁、生物纳米纤维(纤维素微纤丝)、或合成材料等构成。
作为合成材料，例如利用包括强化纤维树脂的材料，强化纤维树脂中包含碳或纤维素等。具体是，作为合成材料，利用碳纤维强化塑料(CFRP)、或以CFRP对泡沫材料进行层压而得到的构造的材料、或在泡沫材料的表面涂敷了CFRP的材料等。另外，在本实施方式中，利用的是以CFRP对泡沫材料进行层压而得到的构造的材料。由此，与以碳单体构成了框体41的情况相比较，可提高框体41的强度(刚性)。
再有，如图8所示，在框体41的内部，在与顶板41B对置的背面部41C的内面配置有支撑体44。在支撑体44及顶板41B之间，放射线检测器20及铅板43依次排列配置在放射线X的照射方向上。从轻便化的观点、吸收尺寸偏差的观点来说，支撑体44例如由泡沫材料构成，以支撑铅板43。
如该图所示，在顶板41B的内面设置有以能剥离的方式粘接放射线检测器20的TFT基板30的粘接部件80。作为粘接部件80，例如利用的是双面胶带。该情况下，双面胶带形成为一个粘接面的粘接力比另一粘接面的粘接力更强。
具体是，粘接力弱的面(弱粘接面)的180°剥落粘接力设定为1.0N/cm以下。而且，粘接力强的面(强粘接面)与顶板41B相接，弱粘接面与TFT基板30相接。由此，与利用螺丝等固定部件等将放射线检测器20固定到顶板41B的情况相比，可使电子盒40的厚度变薄。再有，即便顶板41B因冲击或载荷而变形，也由于放射线检测器20追随刚性高的顶板41B的变形，故只会产生大的曲率(缓和的弯曲)，因局部的低曲率而使放射线检测器20破损的可能性降低。进而，放射线检测器20有助于提高顶板41B的刚性。
这样，在本实施方式涉及的电子盒40中，将放射线检测器20粘贴于框体41的顶板41B的内部。为此，框体41能够分离成2个部分：顶板41B侧与背面部41C侧。因此，在将放射线检测器20粘贴到顶板41B或将放射线检测器20从顶板41B剥离之际，成为将框体41分离为顶板41B侧与背面部41C侧这2个部分的状态。
此外，在本实施方式中，也可以不在清洗室等进行放射线检测器20向顶板41B的粘接。其原因在于：在放射线检测器20及顶板41B之间混入了吸收放射线的金属片等异物的情况下，可将放射线检测器20从顶板41B剥离，以除去该异物。
接着，参照图9，对本实施方式涉及的拍摄系统104的电气系统的主要部分构成进行说明。
如该图所示，被内置在电子盒40中的放射线检测器20，在相邻的2边的一边侧配置栅极线驱动器52，在另一边侧配置第1信号处理部54。TFT基板30的每一根栅极布线34都与栅极线驱动器52连接，TFT基板30的每一根数据布线36都与第1信号处理部54连接。
再有，在框体41的内部具备有图像存储器56、盒控制部58和无线通信部60。
TFT基板30的各薄膜晶体管10基于经由栅极布线34而从栅极线驱动器52供给的信号，以行为单位按顺序导通，被已成为导通状态的薄膜晶体管10读出的电荷作为电信号而在数据布线36中传送，并被输入至第1信号处理部54。由此，以行为单位按顺序读出电荷，从而能够获取二维的放射线图像。
第1信号处理部54按每一根数据布线36而分别具备将被输入的电信号放大的放大电路及采样保持电路，但省略图示。在每一根数据布线36中传送的电信号由放大电路放大之后被采样保持电路保持。再有，在采样保持电路的输出侧按顺序连接有多路转换器、A/D(模拟/数字)变换器，每一个采样保持电路所保持的电信号按顺序(串行地)被输入至多路转换器，由A/D变换器变换成数字的图像数据。
第1信号处理部54上连接着图像存储器56，从第1信号处理部54的A/D变换器输出的图像数据按顺序被存储于图像存储器56。图像存储器56具有能存储规定张数的图像数据的存储容量，在每次进行放射线图像的拍摄时，将通过拍摄而得到的图像数据依次存储到图像存储器56中。
图像存储器56与盒控制部58相连接。盒控制部58构成为包括微型计算机，且具备：CPU(中央处理装置)58A、包括ROM(Read Only Memory，只读存储器)及RAM(Random Access Memory，随机存取存储器)的存储器58B、以及由闪速存储器等构成的非易失性存储部58C，并控制电子盒40整体的动作。
再有，盒控制部58上连接着无线通信部60。无线通信部60与IEEE(Institute of Electrical and Electronics Engineers)802.11a/b/g等所代表的无线LAN(Local Area Network)标准相对应，以控制与基于无线通信的外部设备之间的各种信息的传送。盒控制部58经由无线通信部60而能与进行放射线图像的拍摄相关的控制的控制台110等外部装置进行无线通信，能够与控制台110等之间进行各种信息的收发。
还有，电源部70被设置在电子盒40中，上述的各种电路或各元件(栅极线驱动器52、第1信号处理部54、图像存储器56、无线通信部60、作为盒控制部58起作用的微型计算机等)根据从电源部70供给的电力而工作。电源部70按照无损于电子盒40的可移动性的方式内置有蓄电池(能充电的二次电池)，从已被充电的蓄电池向各种电路/元件供给电力。另外，在图9中省略了连接电源部70和各种电路、或电源部70和各元件的布线。
另一方面，本实施方式涉及的放射线检测器20为了实现上述的放射线量获取功能，隔着TFT基板30而在栅极线驱动器52的相反侧配置了第2信号处理部55，TFT基板30的每一根直接读出布线38连接至第2信号处理部55。
在此，对本实施方式涉及的第2信号处理部55的构成进行说明。图10中示出表示本实施方式涉及的第2信号处理部55的构成的电路图。
如该图所示，本实施方式涉及的第2信号处理部55与每一根直接读出布线38相对应，具备可变增益前置放大器(充电放大器)92、像素组合(binning)部94、能够切换低通频率的LPF(低通滤波器)96、能够设定采样定时的采样保持电路97，并且具备多路转换器98及A/D变换器99各一个。
可变增益前置放大器92构成为包括：正输入侧被接地的运算放大器92A；分别并联地连接在运算放大器92A的负输入侧与输出侧之间的电容器92B；开关92E及电容器92C；以及复位开关92F，由盒控制部58来切换开关92E及复位开关92F。
再有，像素组合部94构成为包括被连接在相邻的通信线间的开关94A、及被连接在通信线的中途的开关94B、94C，各开关94A、94B、94C也由盒控制部58来切换。在本实施方式中，将开关94A及开关94B设为导通状态，并且将开关94C设为截止状态，由此置为像素组合(binning)连接状态，通过将开关94B及开关94C设为导通状态，并且将开关94A设为截止状态，从而置为普通连接状态。
还有，LPF96构成为包括电阻器96A、电阻器96B、电容器96C、及将电阻器96A短路的开关96E，开关96E也由盒控制部58来切换。进而，采样保持电路97的采样定时、及基于被设置在多路转换器98的开关98A的选择输出也由盒控制部58来切换。
直接读出布线38各自按顺序经由可变增益前置放大器92、像素组合部94、LPF96、及采样保持电路97而分别连接至多路转换器98的输入端。而且，多路转换器98的输出端被连接至A/D变换器99的输入端，该A/D变换器99的输出端被连接至盒控制部58。
在使放射线量获取功能工作之际，盒控制部58首先将可变增益前置放大器92的开关92E及复位开关92F设为导通状态，由此将电容器92B及电容器92C所蓄积的电荷放电(复位)。
接着，盒控制部58在将可变增益前置放大器92的复位开关92F设为截止状态之后，通过开关92E的导通/截止状态的设定来设定可变增益前置放大器92的放大率，并且通过像素组合部94的开关94A～94C的导通/截止状态的设定而设定成像素组合连接状态或普通连接状态，且通过LPF96的开关96E的导通/截止状态的设定来设定LPF96的低通频率。
另一方面，通过照射放射线X，从而放射线检测用像素32A的各个电容器9所蓄积的电荷作为电信号而在所连接的直接读出布线38中进行传送，在直接读出布线38中被传送的电信号由对应的可变增益前置放大器92以盒控制部58所设定的放大率进行放大之后，由像素组合部94根据需要而进行合成，进而由LPF96以盒控制部58所设定的低通频率实施滤波处理。
另外，盒控制部58在上述放大率、像素组合部94、及低通频率的设定之后，在规定期间内驱动采样保持电路97。由此，使采样保持电路97保持被实施了上述滤波处理的电信号的信号电平。
而且，根据盒控制部58进行的控制，由多路转换器98依次选择各采样保持电路97所保持的信号电平，在由A/D变换器99进行了A/D变换之后，将由此而得到的数字信号向盒控制部58输出。此外，从A/D变换器99输出的数字信号是表示在上述规定期间内向放射线检测用像素32A照射的放射线量的信号，相当于上述的放射线量信息。
而且，在盒控制部58中，将从A/D变换器99输入的放射线量信息依次存储到存储器58B中的RAM的预先确定的区域内。
另外，如图9所示，控制台110构成为服务器/计算机。控制台110具备显示操作菜单或所拍摄到的放射线图像等的显示器111、以及构成为包括多个按键且被输入各种信息或操作指示的操作面板112。
再有，本实施方式涉及的控制台110具备：管理装置整体的动作的CPU113；预先存储了包括控制程序在内的各种程序等的ROM114；暂时性存储各种数据的RAM115；存储并保持各种数据的HDD(硬盘驱动器)116；控制各种信息向显示器111的显示的显示器驱动器117；以及检测操作面板112对应的操作状态的操作输入检测部118。还有，控制台110具备无线通信部119，其借助无线通信而与放射线产生装置120之间进行后述的辐射条件等各种信息的收发，并且与电子盒40之间进行图像数据等各种信息的收发。
CPU113、ROM114、RAM115、HDD116、显示器驱动器117、操作输入检测部118、及无线通信部119经由系统总线BUS而相互地连接着。因此，CPU113可进行对ROM114、RAM115、HDD116的存取，并且可分别进行：经由显示器驱动器117向显示器111显示各种信息的控制、及经由无线通信部119在与放射线产生装置120及电子盒40之间进行的各种信息的收发的控制。再有，CPU113经由操作输入检测部118，可掌握用户对操作面板112的操作状态。
另一方面，放射线产生装置120具备：放射线源121、与控制台110之间收发辐射条件等各种信息的无线通信部123、及基于所接收到的辐射条件对放射线源121进行控制的线源控制部122。
线源控制部122也构成为包括微型计算机，存储所接收到的辐射条件等。从该控制台110接收的辐射条件中包含有管电压、管电流等信息。线源控制部122基于接收到的辐射条件而从放射线源121照射放射线X。
接着，说明本实施方式涉及的拍摄系统104的作用。
首先，参照图11来说明进行放射线图像的拍摄之际的控制台110的作用。另外，图11是表示经由操作面板112进行了表示执行的意思的指示输入之际由控制台110的CPU113执行的放射线图像拍摄处理程序的处理流程的流程图，该程序被预先存储于ROM114的规定区域。
在该图的步骤300中，按照由显示器111显示预先确定的初始信息输入画面的方式控制显示器驱动器117，在下一步骤302进行规定信息的输入等待。
图12中示出通过上述步骤300的处理而由显示器111显示的初始信息输入画面的一例。如该图所示，在本实施方式涉及的初始信息输入画面中显示催促输入自此要进行放射线图像的拍摄的受检者的姓名、拍摄对象部位、拍摄时的姿势、及拍摄时的放射线X的辐射条件(本实施方式中辐射放射线X时的管电压及管电流)的消息、和这些信息的输入区域。
若将该图所示的初始信息输入画面显示于显示器111，则拍摄者借助操作面板112而将作为拍摄对象的受检者的姓名、拍摄对象部位、拍摄时的姿势、及辐射条件输入到各自对应的输入区域中。
而且，在拍摄时的姿势为立位或卧位的情况下，拍摄者使对应的立位台160的保持部162或卧位台164的保持部166保持电子盒40，并且将放射线源121定位于对应的位置后，使受检者位于规定的拍摄位置。相对于此，在拍摄对象部位为腕部、脚部等的未使保持部保持电子盒40的状态下进行放射线图像的拍摄的情况下，拍摄者以能拍摄该拍摄对象部位的状态将受检者、电子盒40、及放射线源121定位。然后，拍摄者借助操作面板112指定显示于初始信息输入画面的下端附近的结束按钮。若由拍摄者指定了结束按钮，则上述步骤302成为肯定判定，移行至步骤304。
步骤304中，经由无线通信部119将上述初始信息输入画面中被输入的信息(以下称为“初始信息”。)向电子盒40发送后，在下一步骤306中通过经由无线通信部119向放射线产生装置120发送上述初始信息所包含的辐射条件，从而设定该辐射条件。由此，放射线产生装置120的线源控制部122进行所接收到的辐射条件下的辐射准备。
下一步骤308中，经由无线通信部119向放射线产生装置120及电子盒40发送指示开始辐射的指示信息。
由此，放射线源121开始以与放射线产生装置120从控制台110接收到的辐射条件相应的管电压及管电流进行放射线X的发射。从放射线源121发射的放射线X透过了受检者之后到达电子盒40。
另一方面，电子盒40的盒控制部58在接收了上述指示开始辐射的指示信息时，借助上述的放射线量获取功能获取放射线量信息，待机到由所获取的放射线量信息表示的放射线量成为作为用于检测放射线的照射已开始的值而预先确定的第1阈值以上为止。接下来，电子盒40在开始了放射线图像的拍摄动作之后，在由上述放射线量信息表示的放射线量的累计值达到作为用于基于上述初始信息所包含的拍摄对象部位及辐射条件等使放射线X的辐射停止的值而预先确定的第2阈值的时间点，停止拍摄动作，并且向控制台110发送辐射停止信息。
因而，在下一步骤310中进行上述辐射停止信息的接收等待，在下一步骤312，经由无线通信部119向放射线产生装置120发送指示停止放射线X的辐射的指示信息。由此，来自放射线源121的放射线X的辐射被停止。
另一方面，电子盒40在停止放射线图像的拍摄动作时，向控制台110发送通过该拍摄而得到的图像数据。
因而，在下一步骤314中待机到从电子盒40接收上述图像数据为止，在下一步骤316针对所接收到的图像数据实施了上述的缺陷像素校正处理之后，执行进行浓淡校正(shading correction)等各种校正的图像处理。
在下一步骤318中，将被进行了上述图像处理的图像数据(以下称为“校正图像数据”。)存储到HDD116，在下一步骤320控制显示器驱动器117，以便为了进行确认等而使显示器111显示由校正图像数据表示的放射线图像。
在下一步骤322中，经由医院内网络102而向RIS服务器150发送校正图像数据，然后结束本放射线图像拍摄处理程序。其中，向RIS服务器150发送的校正图像数据被保存在数据库150A中，医生能够进行所拍摄到的放射线图像的判读或诊断等。
接着，参照图13对从控制台110接收了上述初始信息时的电子盒40的作用进行说明。另外，图13是表示此时由电子盒40的盒控制部58中的CPU58A执行的盒拍摄处理程序的处理流程的流程图。该程序被预先存储在存储器58B的规定区域中。
在该图的步骤400中，CPU58A进行来自控制台110的上述指示开始辐射的指示信息的接收等待，在下一步骤402执行利用上述的放射线量获取功能获取放射线量信息的第1放射线量获取处理例程/程序。
以下，参照图14对本实施方式涉及的第1放射线量获取处理例程/程序进行说明。另外，图14是表示本实施方式涉及的第1放射线量获取处理例程/程序的处理流程的流程图，该程序也被预先存储在存储器58B的规定区域中。
在该图的步骤500中，CPU58A将所有的可变增益前置放大器92的开关92E及复位开关92F设为导通状态，由此将电容器92B及电容器92C所蓄积的电荷放电，并且将所有的采样保持电路97所保持的信号电平放电，从而将第2信号处理部55复位。
下一步骤502中，CPU58A确定放射线检测器20的拍摄区域中不存在拍摄对象部位的区域、即脱散区域。其中，在本实施方式涉及的电子盒40中，按照预先设想的每个拍摄对象部位，在存储器58B中的ROM的规定区域内预先存储表示脱散区域的位置的信息，CPU58A通过从该信息中读取表示与初始信息所包含的拍摄对象部位对应的脱散区域的位置的信息，从而确定该脱散区域。
下一步骤504中，CPU58A确定位于通过上述步骤502的处理而确定的脱散区域内的放射线检测用像素32A，并将与所确定的放射线检测用像素32A(以下称为“脱散区域像素”。)对应的可变增益前置放大器92的放大率设定到低放大率侧，并且将像素组合部94的连接状态设定为普通连接状态，且将LPF96的低通频率设定到高频侧。
下一步骤506中，CPU58A通过使与脱散区域像素对应的所有采样保持电路97驱动规定期间，从而使该采样保持电路97保持被实施了滤波处理的电信号的信号电平，在下一步骤508按照依次选择并输出来自与脱散区域像素对应的采样保持电路97的输出信号的方式，控制多路转换器98。
通过以上的处理，表示由可变增益前置放大器92放大之后由LPF96实施了滤波后的电信号的信号电平的数字数据作为上述的放射线量信息而从A/D变换器99被依次输出。为此，在下一步骤510中，CPU58A依次获取从A/D变换器99输出的放射线量信息，然后结束本第1放射线量获取处理例程/程序。若第1放射线量获取处理例程/程序结束，则移行至图13所示出的盒拍摄处理程序(主例程)的步骤404。
步骤404中，CPU58A判定由通过上述步骤402的处理而获取的信息表示的放射线量(本实施方式中由从A/D变换器99依次输出的放射线量信息表示的放射线量的平均值)是否为上述的第1阈值以上，在成为否定判定的情况下返回到上述步骤402，而在成为肯定判定的情况下视作已开始来自放射线源121的放射线X的辐射，移行至步骤406。
步骤406中，CPU58A使放射线检测器20的各像素32中的电容器9所蓄积的电荷放电之后，再次开始向该电容器9蓄积电荷，由此开始放射线图像的拍摄动作，在下一步骤408执行借助上述的放射线量获取功能获取放射线量信息的第2放射线量获取处理例程/程序。
以下，参照图15，对本实施方式涉及的第2放射线量获取处理例程/程序进行说明。其中，图15是表示本实施方式涉及的第2放射线量获取处理例程/程序的处理流程的流程图，该程序也被预先存储在存储器58B的规定区域内。
在该图的步骤550中，CPU58A通过将所有的可变增益前置放大器92的开关92E及复位开关92F设为导通状态，从而将电容器92B及电容器92C所蓄积的电荷放电，并且通过将所有的采样保持电路97所保持的信号电平放电，从而把第2信号处理部55复位。
下一步骤552中，CPU58A确定放射线检测器20的拍摄区域中的拍摄对象部位所在的区域、即拍摄对象部位区域。另外，在本实施方式涉及的电子盒40中，按照预先设想的每个拍摄对象部位，将表示拍摄对象部位区域的位置的信息预先存储到存储器58B中的ROM的规定区域，CPU58A通过从该信息中读取表示与初始信息所包含的拍摄对象部位对应的拍摄对象部位区域的位置的信息，从而确定该拍摄对象部位区域。
下一步骤554中，CPU58A确定位于通过上述步骤552的处理而确定的拍摄对象部位区域内的放射线检测用像素32A，将与所确定的放射线检测用像素32A(以下称为“拍摄对象部位区域像素”。)对应的可变增益前置放大器92的放大率设定到高放大率侧，并且将像素组合部94的连接状态设定成像素组合连接状态。
下一步骤556中，CPU58A判定初始信息所包含的辐射条件中的管电压及管电流的至少一方是否在与各自对应地预先确定的阈值以下，在成为肯定判定的情况下移行至步骤558，将LPF96的低通频率设定到低频侧之后移行至步骤562。另一方面，CPU58A在上述步骤556中成为否定判定的情况下移行至步骤560，将LPF96的低通频率设定到高频侧之后移行至步骤562。
步骤562中，CPU58A将与拍摄对象部位区域像素对应的所有采样保持电路97驱动规定期间，由此使该采样保持电路97保持被实施了滤波处理的电信号的信号程度电平，在下一步骤564按照依次选择并输出来自与拍摄对象部位区域像素对应的采样保持电路97的输出信号的方式，控制多路转换器98。
通过以上的处理，将表示由可变增益前置放大器92放大之后由像素组合部94合成并由LPF96实施了滤波的电信号的信号电平的数字数据作为上述的放射线量信息，从A/D变换器99依次输出。由此，在下一步骤566中，CPU58A依次获取被从A/D变换器99输出的放射线量信息，然后结束本第2放射线量获取处理例程/程序。若第2放射线量获取处理例程/程序结束，则移行至图13所示出的盒拍摄处理程序(主例程)的步骤410。
步骤410中，CPU58A判定由通过上述步骤408的处理而获取的信息表示的放射线量(本实施方式中由被从A/D变换器99依次输出的放射线量信息表示的放射线量的平均值)是否在上述的第2阈值以上，在成为否定判定的情况下移行至步骤412，在对通过上述步骤408的处理而获取的放射线量进行累计之后返回到上述步骤408，而在成为肯定判定的时间点移行至步骤414。另外，在反复执行上述步骤408～步骤412的处理之际，在上述步骤410中，CPU58A判定到此为止累计的放射线量是否变为上述第2阈值以上。
步骤414中，CPU58A停止通过上述步骤406的处理而开始的拍摄动作，在下一步骤416经由无线通信部60向控制台110发送上述的辐射停止信息。
下一步骤418中，CPU58A控制栅极线驱动器52，使得从栅极线驱动器52一行一行按顺序向各栅极布线34输出导通信号，使与各栅极布线34连接的各薄膜晶体管10一行一行按顺序导通。
若将与各栅极布线34连接的各薄膜晶体管10一行一行按顺序导通，则放射线检测器20一行一行按顺序将各电容器9所蓄积的电荷作为电信号向各数据布线36流出。流向各数据布线36的电信号在第1信号处理部54中被变换为数字的图像数据并存储到图像存储器56中。
因而，在本步骤418中CPU58A读出图像存储器56所存储的图像数据，在下一步骤420经由无线通信部60将所读出的图像数据发送至控制台110后，结束本盒拍摄处理程序。
但是，如图8所示，本实施方式涉及的电子盒40按照放射线检测器20被从TFT基板30侧照射放射线X的方式被内置。
在此，如图16所示，在将放射线检测器20作成所谓的背面读取方式的情况下，闪烁部8在该图上面侧(TFT基板30的相反侧)更强地发光，在该背面读取方式中，从形成有闪烁部8的一侧照射放射线，借助被设置在该放射线的入射面的背面侧的TFT基板30来读取放射线图像；在将放射线检测器20作成所谓的表面读取方式的情况下，透过了TFT基板30的放射线入射到闪烁部8中，闪烁部8在TFT基板30侧更强地发光，其中在该表面读取方式中，从TFT基板30侧照射放射线，借助被设置在该放射线的入射面的表面侧的TFT基板30来读取放射线图像。被设置于TFT基板30的各传感器部13中，由于闪烁部8产生的光而产生电荷。为此，放射线检测器20在被作成表面读取方式的情况下，和被作成背面读取方式的情况相比，闪烁部8相对于TFT基板30的发光位置更相近。为此，通过拍摄而得到的放射线图像的分辨率高。
再有，放射线检测器20利用有机光电变换材料来构成光电变换膜4，在光电变换膜4中放射线基本上未被吸收。为此，本实施方式涉及的放射线检测器20即便在采取表面读取方式而使放射线透过TFT基板30的情况下，由于光电变换膜4对放射线的吸收量少，故也可抑制相对于放射线的灵敏度的降低。在表面读取方式中，虽然放射线透过TFT基板30而到达闪烁部8，但这样在由有机光电变换材料构成了TFT基板30的光电变换膜4的情况下，由于光电变换膜4对放射线几乎没有吸收，可抑制放射线的衰减使其变少，故适于表面读取方式。
还有，构成薄膜晶体管10的活性层17的非晶质氧化物或构成光电变换膜4的有机光电变换材料均能够在低温下成膜。为此，可利用放射线的吸收少的塑料树脂、芳族聚酰胺、生物纳米纤维来形成基板1。这样形成的基板1的放射线的吸收量少。为此，即便在采取表面读取方式而使放射线透过TFT基板30的情况下，也可抑制相对于放射线的灵敏度的降低。
进而，根据本实施方式，如图8所示，按照TFT基板30处于顶板41B侧的方式将放射线检测器20粘贴于框体41内的顶板41B。但是，在利用刚性高的塑料树脂、芳族聚酰胺、生物纳米纤维形成了基板1的情况下，由于放射线检测器20自身的刚性也高，故可将框体41的顶板41B形成得较薄。另外，在利用刚性高的塑料树脂或芳族聚酰胺、生物纳米纤维形成了基板1的情况下，由于放射线检测器20自身具有可挠性，故即便在对拍摄区域41A施以冲击的情况下，放射线检测器20也难以破损。
如以上详细地说明的那样，在本实施方式中，将放射线检测用像素(本实施方式中为放射线检测用像素32A)构成为能变更特性，并且根据放射线图像的拍摄条件来设定该特性，因此与未进行该设定的情况相比，可更准确地检测放射线的照射状态。
再有，在本实施方式中，由于通过根据所述拍摄条件切换所述放射线检测用像素的位置，从而设定所述特性，故例如即便在拍摄对象部位仅位于拍摄区域的一部分的情况等下，也可准确地检测放射线的照射状态。
还有，在本实施方式中，具有以预先设定的放大率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行放大的放大器(本实施方式中为可变增益前置放大器92)，根据所述拍摄条件设定所述放大率，由此设定所述特性，并且具有以预先设定的低通频率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行低通处理的低通滤波器(本实施方式中为LPF96)，根据所述拍摄条件设定所述低通频率，由此设定所述特性，且具有切换是否按预先确定的数量对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行合成的切换单元(本实施方式中为像素组合部94)，通过根据所述拍摄条件来切换是否进行所述合成，从而设定所述特性，因此可简易地设定放射线检测用像素的特性。
进而，在本实施方式中，因为基于由所述放射线检测用像素检测出的放射线来决定是检测放射线的开始照射、还是检测放射线的照射量，并与此相应地设定所述特性，所以可根据检测对象来更准确地检测放射线的照射状态。
另外，在本实施方式中，因为所述放射线检测器具备用于从所述放射线检测用像素读取被蓄积的电荷的专用布线(本实施方式中为直接读出布线38)，所以可与放射线图像的拍摄动作无关地检测放射线，结果可更高速地进行放射线图像的拍摄。
以上虽然利用实施方式对本发明进行了说明，但本发明的技术范围并未被限定于上述实施方式所记载的范围。在不脱离发明主旨的范围内可对上述实施方式添加多种变更或改良，添加了该变更或改良的方式也包含于本发明的技术范围内。
再有，上述实施方式并未对权利要求(claim)涉及的发明进行限定，实施方式中所说明的特征的所有组合并非都是发明的解决方案所必需的。上述实施方式中包含着各种阶段的发明，通过所公开的多个构成要件中的适当的组合可提取各种发明。只要是即便从实施方式所示出的全部构成要件中删除几个构成要件也可获得效果，那么该删除了几个构成要件以后的构成也可被提取为发明。
例如，在上述实施方式中，如图6所示，对在中央部检测区域及周边部检测区域内将放射线检测用像素32A配置成相对于上下方向及左右方向的双方对称的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，尤其是对放射线检测用像素32A的配置位置没有限制。但是，如本实施方式那样按照相对于上下方向及左右方向的双方呈对称的方式进行配置，能够不分电子盒40的上下左右而使用，因此可提高使用方便性，是优选的。
在此，在将放射线检测用像素32A配置成相对于上下左右并不对称的情况下，也可以采取以下方式：在电子盒40内设置加速度传感器、陀螺仪等方向检测单元，根据由此被确定的电子盒40的朝向，来确定脱散区域像素及拍摄对象部位区域像素。
另外，在上述实施方式中，由于将被设置于放射线检测器20中的像素32的一部分用作放射线检测用像素32A，故当然也可优选以能实施缺陷像素校正的程度将邻接的放射线检测用像素32A间隔开。
再有，在上述实施方式中，虽然对将被设置于放射线检测器20的像素32的一部分用作放射线检测用像素32A的情况进行了说明，但本发明并未限定于此，例如也可以采取将放射线检测用像素32A作为与像素32不同的层而层叠于放射线检测器20的方式。该情况下，由于不会产生缺陷像素，故与上述实施方式相比较，可提高放射线图像的品质。
还有，在上述实施方式中，对将放射线检测用像素32A设为检测放射线的专用像素的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可以采取将放射线检测用像素32A兼用作放射线图像获取用像素32B的方式。
另外，在上述实施方式中，对根据拍摄条件切换可变增益前置放大器92的放大率、像素组合部94的像素组合状态、及LPF96的低通频率的全部参数的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可以采取对这些参数中的任一种、或2种的组合进行切换的方式。
此外，在上述实施方式中，对按两个等级切换可变增益前置放大器92的放大率及LPF96的低通频率的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可以采取按3个等级以上的等级切换这些参数的方式。再有，由像素组合部94合成的电信号的数量不限于2个，也可以是设为3个以上的方式。
还有，在上述实施方式中，对为了检测放射线的开始照射及照射量而采用放射线检测用像素32A的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可以采取为了检测放射线的停止照射而使用放射线检测用像素32A的方式。
进而，在为了检测放射线的开始照射及放射线的停止照射而采用放射线检测用像素32A的情况下，也可以采取以下方式：使用相互不同的放射线检测用像素32A来检测该开始照射及结束照射，另一方面将与为了检测上述开始照射而采用的放射线检测用像素32A对应的可变增益前置放大器92的放大率设定得比与为了检测上述结束照射而采用的放射线检测用像素32A对应的可变增益前置放大器92的放大率高。由此，可在更短的期间内检测放射线的开始照射。
另外，上述实施方式中说明过的可变增益前置放大器的放大率、像素组合部的像素组合状态、及LPF的低通频率的各个设定条件只是一例，可采取以下所示的方式例。
对于可变增益前置放大器的放大率而言，可例示：放射线X的照射量越多、则设定越低的放大率的方式；在进行运动图像拍摄的情况下设定比进行静止图像拍摄的情况下更高的放大率的方式；在检测放射线的开始照射的情况下设定比较高的放大率，而在检测放射线的结束照射及照射量的情况下设定比较低的放大率的方式等。
此外，对于像素组合部的像素组合状态而言，可例示：放射线X的照射量越多、则设定越少的像素组合数的方式；在进行运动图像拍摄的情况下设定比进行静止图像拍摄的情况下更多的像素组合数的方式；在检测放射线的开始照射的情况下设定比较多的像素组合数，而在检测放射线的照射结束及照射量的情况下设定比较少的像素组合数的方式等。
进而，关于LPF的低通频率，可例示：放射线X放射时的管电流以及管电压越低、则设定越低的低通频率的方式；作为与在拍摄对象部位所在的拍摄区域内存在的放射线检测用像素相对应的低通频率，设定比较低的低通频率的方式等。
再有，在上述实施方式中，对在放射线检测器20中将排列于行方向的放射线检测用像素32A连接到共同的直接读出布线38的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可采取将所有的放射线检测用像素32A分别连接到不同的直接读出布线38的方式。
还有，在上述实施方式中，对仅将通过放射线图像的拍摄而得到的图像数据登记到数据库150A的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可采取以下方式：与该图像数据关联对应地登记在获得该图像数据时应用的针对第2信号处理部55的设定条件及初始信息的至少一方。
另外，在上述实施方式中，对传感器部13构成为包含通过接收闪烁部8产生的光而产生电荷的有机光电变换材料的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于，也可采取将不包含有机光电变换材料的构成应用为传感器部13的方式。
此外，在上述实施方式中，针对在电子盒40的框体41的内部按照收纳盒控制部58或电源部70的壳体42和放射线检测器20之间不重合的方式进行配置的情况进行了说明，但并未限定于此。例如，也可以配置成放射线检测器20与盒控制部58或电源部70之间重合。
进而，在上述实施方式中，对在电子盒40与控制台110之间、放射线产生装置120与控制台110之间以无线方式进行通信的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，例如也可采取以有线方式在其中的至少一组之间进行通信的方式。
再者，在上述实施方式中，对作为放射线而采用了X射线的情况进行了说明。但是，本发明并未限定于此，也可采取使用γ射线等其他放射线的方式。
此外，上述实施方式中说明过的RIS100的构成(参照图1。)、放射线拍摄室的构成(参照图2。)、电子盒40的构成(参照图3～图8、图10。)、拍摄系统104的构成(参照图9。)只是一例，在不脱离本发明主旨的范围内，当然也可以删除不需要的部分、或追加新的部分、或变更连接状态等。
再有，上述实施方式中说明过的初始信息的构成也只是一例，在不脱离本发明主旨的范围内，当然也可以删除不需要的部分、或追加新的部分。
还有，上述实施方式中说明过的各种程序的处理流程(参照图11、图13～图15。)也只是一例，在不脱离本发明主旨的范围内，当然也可以删除不需要的部分、或追加新的部分、或替换处理顺序。
进而，上述实施方式中说明过的初始信息输入画面的构成(参照图12。)也只是一例，在不脱离本发明主旨的范围内，当然也可以删除不需要的部分、或追加新的信息。
另外，JP特愿2010-240077号公报所公开的内容整体通过参考而被组入本说明书中。
本说明书所记载的所有文献、专利申请、及技术标准以参考的方式被组入本说明书中，其中以参考的方式组入各个文献、专利申请、及技术标准的做法和具体一一记载的情况是同等程度。

Claims (11)

1.一种放射线图像拍摄装置，包含：
放射线检测器，其具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内被配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积从而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线；
获取单元，其获取所述放射线图像的拍摄条件；以及
设定单元，其根据由所述获取单元获取的拍摄条件来设定所述特性。
2.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其中，
所述设定单元通过根据所述拍摄条件来切换所述放射线检测用像素的位置，从而设定所述特性。
3.根据权利要求1或2所述的放射线图像拍摄装置，其中，
该放射线图像拍摄装置还具有放大器，其以预先设定的放大率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行放大，
所述设定单元通过根据所述拍摄条件来设定所述放大率，从而设定所述特性。
4.根据权利要求3所述的放射线图像拍摄装置，其中，
该放射线图像拍摄装置还具有检测单元，其使用互不相同的所述放射线检测用像素来检测所述放射线的开始照射及所述放射线的结束照射，
所述设定单元将为了检测所述放射线的开始照射而采用的所述放射线检测用像素所对应的所述放大器的放大率，设定得比为了检测所述放射线的结束照射而采用的所述放射线检测用像素所对应的所述放大器的放大率高。
5.根据权利要求1～4中任一项所述的放射线图像拍摄装置，其中，
该放射线图像拍摄装置还具有低通滤波器，其以预先设定的低通频率对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行低通处理，
所述设定单元通过根据所述拍摄条件来设定所述低通频率，从而设定所述特性。
6.根据权利要求1～5中任一项所述的放射线图像拍摄装置，其中，
该放射线图像拍摄装置还具有切换单元，其切换是否按预先确定的数量对由所述放射线检测用像素所蓄积的电荷表示的信号进行合成，
所述设定单元通过根据所述拍摄条件来切换是否进行所述合成，从而设定所述特性。
7.根据权利要求1～6中任一项所述的放射线图像拍摄装置，其中，
所述设定单元基于由所述放射线检测用像素检测出的放射线来决定是检测放射线的开始照射或放射线的结束照射、还是检测放射线的照射量，并由此相应地设定所述特性。
8.根据权利要求1～7中任一项所述的放射线图像拍摄装置，其中，
所述拍摄条件为：拍摄对象部位、在所述放射线图像的拍摄时拍摄对象部位被配置的区域、是运动图像拍摄及静止图像拍摄中的哪种拍摄、以及放射线的照射量中的至少一个。
9.根据权利要求1～8中任一项所述的放射线图像拍摄装置，其中，
所述放射线检测器还具备用于从所述放射线检测用像素读取所蓄积的电荷的专用布线。
10.一种程序，是由具有放射线检测器的放射线图像拍摄装置执行的程序，该放射线检测器具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积从而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线，
该程序用于使计算机作为以下单元起作用：
获取所述放射线图像的拍摄条件的获取单元；以及
根据由所述获取单元获取的拍摄条件来设定所述特性的设定单元。
11.一种方法，是使用具备多个放射线图像获取用像素、及多个放射线检测用像素的放射线检测器进行放射线图像拍摄的方法，该多个放射线图像获取用像素在放射线图像的拍摄区域内配置成矩阵状，且通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积从而获取表示所述放射线图像的图像信息，该多个放射线检测用像素被配置于所述拍摄区域，并且能变更特性，通过将各自被照射的放射线变换为电荷并进行蓄积，从而检测被照射的放射线，
该方法包括：
获取所述放射线图像的拍摄条件；以及
根据已获取的所述拍摄条件来设定所述特性。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105934944A (zh) * 2013-11-26 2016-09-07 株式会社尼康 电子设备、摄像装置及摄像元件
CN106233127A (zh) * 2014-04-23 2016-12-14 浜松光子学株式会社 图像取得装置及图像取得方法
CN107049346A (zh) * 2017-06-08 2017-08-18 上海联影医疗科技有限公司 医疗摄影控制方法、医疗摄影控制装置和医疗摄影设备
CN107112337A (zh) * 2014-12-16 2017-08-29 卡尔斯特里姆保健公司 X射线束开始和停止的检测

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012056899A1 (ja) * 2010-10-26 2012-05-03 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置およびプログラム
US9855017B2 (en) 2012-04-13 2018-01-02 Carestream Health, Inc. Modular accessory sleeve for portable radiographic detectors
JP2014049983A (ja) 2012-08-31 2014-03-17 Canon Inc 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム
JP2014049982A (ja) * 2012-08-31 2014-03-17 Canon Inc 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム
JP2014048204A (ja) * 2012-08-31 2014-03-17 Canon Inc 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP5890286B2 (ja) 2012-09-18 2016-03-22 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置
KR20150073239A (ko) 2013-12-20 2015-07-01 한국원자력연구원 이종 방사선 측정 센서 및 그 제조 방법
JP6138754B2 (ja) * 2014-03-03 2017-05-31 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影装置の制御方法、及び放射線画像撮影装置の制御プログラム
US10712454B2 (en) * 2014-07-25 2020-07-14 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a metal barrier
JP6491434B2 (ja) * 2014-08-12 2019-03-27 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線検出システム
US9535173B2 (en) * 2014-09-11 2017-01-03 General Electric Company Organic x-ray detector and x-ray systems
US10772589B2 (en) 2014-09-23 2020-09-15 Samsung Electronics Co., Ltd. Receiving device and X-ray imaging apparatus having the same
KR102089370B1 (ko) * 2014-09-23 2020-03-16 삼성전자주식회사 수납장치 및 이를 구비하는 엑스선 촬영기기
JP6595798B2 (ja) * 2015-05-13 2019-10-23 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、補正方法及びプログラム
DE102015213911B4 (de) * 2015-07-23 2019-03-07 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Erzeugen eines Röntgenbildes und Datenverarbeitungseinrichtung zum Ausführen des Verfahrens
US10702235B2 (en) 2017-06-08 2020-07-07 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for medical imaging
JP2019126523A (ja) * 2018-01-24 2019-08-01 コニカミノルタ株式会社 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
WO2023153262A1 (ja) * 2022-02-09 2023-08-17 株式会社ジャパンディスプレイ 検出装置

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06213677A (ja) * 1993-01-21 1994-08-05 Hitachi Ltd 計測回路
US20010048080A1 (en) * 2000-03-31 2001-12-06 Meulenbrugge Hendrik Jan FDXD detector with dose sensing
CN1524189A (zh) * 2001-02-08 2004-08-25 格拉斯哥大学校董事会 医学成像装置
US20050200720A1 (en) * 2004-03-12 2005-09-15 Canon Kabushiki Kaisha Readout apparatus and imaging apparatus
CN1678036A (zh) * 2004-03-31 2005-10-05 株式会社岛津制作所 射线照相装置和射线检测信号处理方法
CN1763513A (zh) * 2004-10-01 2006-04-26 佳能株式会社 放射线成像设备及其方法
US20070280409A1 (en) * 2006-05-30 2007-12-06 Yasutaka Konno Semiconductor radiation detector with guard ring, and imaging system with this detector
US20090101828A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-23 Fujifilm Corporation Image detecting device and image capturing system
JP2009219538A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置および放射線画像撮影システム
JP2010136283A (ja) * 2008-12-08 2010-06-17 Canon Inc 撮影装置

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3466684B2 (ja) 1993-12-29 2003-11-17 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線診断装置
US5751783A (en) * 1996-12-20 1998-05-12 General Electric Company Detector for automatic exposure control on an x-ray imaging system
JP4217443B2 (ja) * 2002-08-09 2009-02-04 キヤノン株式会社 放射線画像撮影装置及びその製造方法並びに撮像回路基板
JP2004170216A (ja) * 2002-11-19 2004-06-17 Canon Inc 放射線検出装置
JP2004223157A (ja) 2003-01-27 2004-08-12 Canon Inc 放射線撮像装置
JP4235516B2 (ja) * 2003-09-12 2009-03-11 キヤノン株式会社 Ｘ線画像読出装置及びその方法、並びにｘ線撮影装置
JP4738954B2 (ja) * 2004-10-01 2011-08-03 キヤノン株式会社 放射線撮影装置及びその方法並びにプログラム
JP2007054484A (ja) 2005-08-26 2007-03-08 Konica Minolta Holdings Inc 放射線像撮像装置
JP4875523B2 (ja) * 2007-03-16 2012-02-15 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影装置の異常検出方法
JP2009098136A (ja) 2007-09-28 2009-05-07 Fujifilm Corp 画像検出器及び画像撮影システム

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06213677A (ja) * 1993-01-21 1994-08-05 Hitachi Ltd 計測回路
US20010048080A1 (en) * 2000-03-31 2001-12-06 Meulenbrugge Hendrik Jan FDXD detector with dose sensing
CN1524189A (zh) * 2001-02-08 2004-08-25 格拉斯哥大学校董事会 医学成像装置
US20050200720A1 (en) * 2004-03-12 2005-09-15 Canon Kabushiki Kaisha Readout apparatus and imaging apparatus
US7466345B2 (en) * 2004-03-12 2008-12-16 Canon Kabushiki Kaisha Readout apparatus and imaging apparatus
CN1678036A (zh) * 2004-03-31 2005-10-05 株式会社岛津制作所 射线照相装置和射线检测信号处理方法
CN1763513A (zh) * 2004-10-01 2006-04-26 佳能株式会社 放射线成像设备及其方法
US20070280409A1 (en) * 2006-05-30 2007-12-06 Yasutaka Konno Semiconductor radiation detector with guard ring, and imaging system with this detector
US20090101828A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-23 Fujifilm Corporation Image detecting device and image capturing system
JP2009219538A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置および放射線画像撮影システム
JP2010136283A (ja) * 2008-12-08 2010-06-17 Canon Inc 撮影装置

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105934944A (zh) * 2013-11-26 2016-09-07 株式会社尼康 电子设备、摄像装置及摄像元件
CN105934944B (zh) * 2013-11-26 2020-08-14 株式会社尼康 摄像元件及摄像装置
CN106233127A (zh) * 2014-04-23 2016-12-14 浜松光子学株式会社 图像取得装置及图像取得方法
US10267751B2 (en) 2014-04-23 2019-04-23 Hamamatsu Photonics K.K. Image acquisition device and image acquisition method
CN106233127B (zh) * 2014-04-23 2019-05-21 浜松光子学株式会社 图像取得装置及图像取得方法
CN107112337A (zh) * 2014-12-16 2017-08-29 卡尔斯特里姆保健公司 X射线束开始和停止的检测
CN107112337B (zh) * 2014-12-16 2019-01-01 卡尔斯特里姆保健公司 X射线束开始和停止的检测
US10281597B2 (en) 2014-12-16 2019-05-07 Carestream Health, Inc. Detection of X-ray beam start and stop
CN107049346A (zh) * 2017-06-08 2017-08-18 上海联影医疗科技有限公司 医疗摄影控制方法、医疗摄影控制装置和医疗摄影设备

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Publication number Publication date
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WO2012056949A1 (ja) 2012-05-03
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