JP2012032645A - 放射線撮影装置及び放射線撮影システム - Google Patents

放射線撮影装置及び放射線撮影システム Download PDF

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Abstract

【課題】放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる放射線撮影装置、及び放射線撮影システムを提供する。
【解決手段】放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生するセンサ部７２を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する放射線検出器６０の撮影領域に積層して放射線又は放射線が変換された光を検出可能なセンサ部１４６が複数設けられた放射線検出部６２を配置する。
【選択図】図４

Description

本発明は、放射線撮影装置及び放射線撮影システムに係り、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及び放射線撮影システムに関する。
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。
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。
ところで、放射線撮影装置では、放射線検出器に到達する放射線量が低領域になると
、到達情報量の低下による量子ノイズや、装置が有するシステムノイズの影響が大きくな
り、画像のＳ／Ｎ比が悪化する。そこで、取得画像の必要最低限の品質を確保するために最小限の到達放射線量を得る目的で、所謂、フォトタイマ等とよばれるＸ線自動露出制御（ＡＥＣ（automatic exposure control））を行う技術が知られており、特許文献１には、同一基板上の放射線検出領域内に放射線画像撮像用の画素と共に放射線検出用の画素をマトリクス状に形成した放射線検出器が開示されている。
特開２００４−２５１８９２号公報
しかしながら、特許文献１のように放射線画像撮像用の画素と共に放射線検出用の画素を形成する場合、放射線検出器の構成が複雑になる、という問題があった。
本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる放射線撮影装置、及び放射線撮影システム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、請求項１に記載の放射線撮影装置は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第１センサ部を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部と、を備えている。
請求項１によれば、撮影部は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第１センサ部を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力するものとされており、放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部が撮影部の撮影領域に積層して配置されている。
このように、請求項１に記載の発明によれば、放射線又は放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置しているので、撮影部に放射線検出用の画素の形成する必要がないため、撮影部の構成が複雑化すしない。また、検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置したことにより検出部により撮影領域内の放射線を検出できる。
なお、本発明は、請求項２に記載の発明のように、前記撮影部が、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第１センサ部が前記変換層で変換された光が照射されることにより電荷が発生するものとし、前記第２センサ部が、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出するようにしてもよい。
また、本発明は、請求項３に記載の発明のように、ゲイン量が変更可能とされ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成手段と、前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整手段と、をさらに備えてもよい。
また、請求項３に記載の発明は、請求項４に記載の発明のように、前記撮影領域の被写体が配置された被写体領域を特定する特定手段をさらに備え、前記調整手段が、前記特定手段により特定された被写体領域に応対する前記検出部の第２センサ部による検出結果に基づき、前記生成手段により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるようにゲイン量を調整してもよい。
また、請求項３に記載の発明は、請求項５に記載の発明のように、前記生成手段が、前記増幅器により増幅された電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器をさらに有し、前記調整手段が、前記増幅器により増幅された電気信号が前記Ａ／Ｄ変換器において所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲内となるようにゲイン量を調整してもよい。
また、請求項３〜請求項５に記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記検出手段は、前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、及び放射線の照射終了の少なくとも一方の検出をさらに行うものとしてもよい。
また、請求項３〜請求項６に記載の発明は、請求項７に記載の発明のように、前記検出手段が、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で当該撮影周期の間の放射線の照射量を検出し、前記調整手段が、前記検出手段により検出された撮影周期の間の放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整してもよい。
また、本発明は、請求項８に記載の発明のように、前記第２センサ部が、前記撮影部の前記撮影領域に対応する領域の中央部分、及び周辺部分に少なくとも配置されることが好ましい。
また、本発明は、請求項９に記載の発明のように、前記第２センサ部が、前記撮影部の前記撮影領域内にマトリクス状に配置されてもよい。
また、請求項９に記載の発明は、請求項１０に記載の発明のように、前記検出部の各第２センサ部による検出結果から簡易的な放射線画像を生成する簡易画像生成手段と、前記簡易画像生成手段により生成された簡易的な放射線画像を表示する表示手段と、をさらに備えてもよい。
一方、上記目的を達成するために、請求項１１に記載の放射線撮影システムは、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第１センサ部を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部と、ゲイン量が変更可能とされ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成手段と、前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整手段と、を備えている。
従って、本発明によれば、放射線又は放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置しているので、撮影部に放射線検出用の画素の形成する必要がないため、請求項１に記載の発明と同様に、撮影部の構成が複雑化することない。また、検出部を撮影部の撮影領域に積層して配置したことにより検出部により撮影領域内の放射線を検出できる。
また、撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅器で増幅し、増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成しており、検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出し、検出された放射線の照射量に基づいて増幅器のゲイン量を調整しているので、放射線画像を適切な濃度範囲に調整できる。
本発明によれば、放射線画像を撮影する撮影部の構成を複雑化することなく、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる、撮影領域内の放射線の検出を行うことができる、という効果が得られる。
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。 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。 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。 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。 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。 実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 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。 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。 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。 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。 実施の形態に係る撮影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。 （Ａ）は放射線検出部の各センサ部により検出された放射線画像の一例を示す図であり、（Ｂ）は、（Ａ）の累積ヒストグラムを示すグラフである。 他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。 放射線が照射された際のセンサ部から出力される電気信号のデジタルデータの値の変化を示すグラフである。 放射線が照射された際の累計値の変化を示すグラフである。 他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。 他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。 他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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。）。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
ＴＦＴ基板６６には、本発明の第１センサ部に対応し、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、本発明の第２センサ部に対応する複数のセンサ部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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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（二次電池）９６Ａを内蔵しており、充電されたバッテリ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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
本実施の形態に係る撮影システム１８は、１回ずつ撮影を行う静止画撮影と、連続的に撮影を行う透視撮影が可能とされており、撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影が選択可能とされている。
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。
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。
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。
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。
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。
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）。
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。
このため、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行い、放射線を照射開始を検出すると放射線検出器６０の各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出して除去するリセット動作を行った後に撮影を開始する。
また、本実施の形態に係る撮影システム１８では、撮影の際、放射線検出部６２により電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出し、放射線源１３０からの放射線の照射を制御するＸ線自動露出制御（ＡＥＣ）を行っている。具体的には、静止画撮影の場合、検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源１３０からの放射線の照射を終了させると共に放射線検出器６０から画像の読み出し開始し、透視撮影の場合、所定のフレームレートで連続的に撮影を行い、放射線検出部６２により検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源１３０からの放射線の照射を終了させる。静止画撮影の許容量は、撮影部位の放射線画像が鮮明に撮るための適切な線量であり、透視撮影の許容量は、被検者の被曝を適切な範囲内に抑えるための線量であり、それぞれ目的が異なる。
静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量は、それぞれ撮影の際に撮影者により操作パネル１０２から入力されもよい。また、撮影部位毎に、静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量を撮影部位別許容量情報としてＨＤＤ１１０に予め記憶しておき、撮影者が操作パネル１０２に対して撮影部位が指定を行い、撮影部位が指定された際に撮影部位別許容量情報から指定された撮影モード及び撮影部位に対応する許容量と得るものとしてもよい。また、透視撮影の許容量は、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶しておき、ＲＩＳサーバ１４が所定期間（例えば、直近３ヶ月間）での被曝量の合計値から患者の許容される被曝量を求めて当該許容される被曝量を許容量としてコンソール４２へ通知されるものとしてもよい。
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。
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。
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。
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。
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。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、上述のように、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行い、放射線を照射開始を検出した場合にリセット動作を行った後に撮影を開始し、撮影中、電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出している。
また、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行って濃度補正用の放射線画像を取得し、その濃度補正用の放射線画像を解析して、適切な濃度の画像が得られるオペアンプ８４Ａのゲイン量を求め、求めたゲイン量をフィードバックさせてオペアンプ８４Ａのゲイン量等を調整して放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行っている。
図１１にはカセッテ制御部９２のＣＰＵ９２Ａにより実行される撮影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、当該プログラムはメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）の所定の領域に予め記憶されている。
同図のステップＳ１０では、信号検出部１６２を制御して各配線１６０のサンプリングを開始させる。
これにより、信号検出部１６２は、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。
放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６には、放射線が照射されると電荷が発生する。発生した電荷は、それぞれ配線１６０に電気信号として流れ出す。
次のステップＳ１２では、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値以上となった否かにより放射線の照射開始の検出を行っており、デジタルデータの値がしきい値以上となった場合は放射線の照射が開始されたものとしてステップＳ１４へ移行し、デジタルデータの値がしきい値未満の場合はステップＳ１２へ再度移行して、放射線の照射開始待ちを行う。
次のステップＳ１４では、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を出力させ、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にＯＮさせて電荷の取り出しを行う。これにより、１ラインずつ順に各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出し、暗電流等によって各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去される。
次のステップＳ１６では、記憶部９２Ｃに記憶された撮影条件で撮影モードとして静止画撮影が指定されたか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ１８へ移行し、否定判定の場合（撮影モードとして透視撮影が指定された場合）はステップＳ４０へ移行する。
ステップＳ１８では、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。
次のステップＳ２０では、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を各センサ部１４６の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部１４６毎にそれぞれ累計する。この累計値は、照射された放射線量と見なすことができる。
次のステップＳ２２では、何れかのセンサ部１４６の累計値が許容量以上となったか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ２４へ移行し、否定判定となった場合はステップＳ２０へ移行する。
ステップＳ２４では、コンソール４２に対して曝射終了を指示する指示情報を送信する。
コンソール４２は電子カセッテ３２から曝射終了を指示する指示情報を受信すると、曝射終了を指示する指示情報を放射線発生装置３４へ送信する。放射線発生装置３４は曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の照射を終了する。
次のステップＳ２６では、放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６の累計値をそれぞれ各センサ部１４６の配列に対応して２次元状に配列し、各累計値を画素値として放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された簡易的な放射線画像の画像データを生成する。この簡易的な放射線画像は、放射線検出部６２の各センサ部１４６が放射線検出器６０の数十から数百画素のサイズで形成されるため、放射線検出器６０により撮影される放射線画像の間引き画像となる。
次のステップＳ２８では、上記ステップＳ２６で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ８４Ａの適切なゲイン量を導出する。
ここで、この画像の解析について説明する。
図１２（Ａ）には、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像の一例が示されており、図１２（Ｂ）には、図１２（Ａ）に示す放射線画像の累積ヒストグラムが示されている。累積ヒストグラムとは、１枚の放射線画像を成す全画像データについて、画素値を横軸に、その画素値の画素の出現率（頻度）を縦軸にして表した図である。
放射線画像は、撮影部位の像（図１２（Ａ）では顔）が写った被写体領域と、撮影部位の写っていない所謂、素抜け領域で画素数が多いため、累積ヒストグラムにおいても被写体領域及び素抜け領域の累積値でピークとなり、また、被写体領域の方が濃度変化が大きいため、累積ヒストグラムにおいても幅が広くなる。
この累積ヒストグラムにおいて、撮影部位の像によるデータ値の範囲を特定する。この特定方法としては、公知の技術を用いることができる。本実施の形態では、スネークスアルゴリズムなどの動的輪郭抽出処理、ハフ変換などを利用した輪郭抽出処理を行い、輪郭点に沿った線で囲まれる領域を被写体領域と特定する。なお、例えば、特開平４−１１２４２号に記載の技術を用いて、被写体領域を特定するものとしてもよく、また、例えば、撮影部位毎に標準的な形状を示すパターン画像をメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に記憶しておき、撮影された放射線画像内で撮影部位に応じたパターン画像の位置や拡大率を変えつつ、放射線画像とパターン画像との類似度を求めるパターンマッチングを行い、類似度の最も高い領域を被写体領域と特定するものとしてもよい。また、被写体領域はコンソール４２等で撮影技師により指定されるものとし、コンソール４２から被写体領域を示す情報を受信し、受信した情報に基づいて被写体領域を特定するものとしてもよい。
放射線画像の特定された被写体領域の累積ヒストグラムを求め、例えば、当該累積ヒストグラムにおいてピーク値の所定の割合の値以上となる範囲（例えば、半値幅の範囲）を被写体領域の主な濃度範囲として、当該濃度範囲の中心が所定の適正濃度範囲の中心になるようなオペアンプ８４Ａのゲイン量を求める。このゲイン量は、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差毎に適正なゲイン量をゲイン量情報としてメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に予め記憶しておき、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差に対応するゲイン量をゲイン量情報から求めるものとしてもよく、また、濃度範囲の中心と所定の適正濃度範囲の中心との差と、適正なゲイン量との関係を定めた演算式をメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に記憶しておき、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差から演算式によりゲイン量を算出するものとしてもよい。
次のステップＳ３０では、オペアンプ８４Ａのゲイン量を上記ステップＳ２８で導出したゲイン量に調整する。
次のステップＳ３２では、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。
放射線検出器６０は、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された後、マルチプレクサ８６を介してＡ／Ｄ変換器８８に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。
このように、オペアンプ８４Ａのゲイン量を調整して放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範することができる。
次のステップＳ３４では、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信し、処理を終了する。
一方、ステップＳ４０では、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期を求める。
次のステップＳ４２では、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を各センサ部１４６の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部１４６毎にそれぞれ累計する。なお、本実施の形態では、各センサ部１４６毎に、デジタルデータの累計値を記憶する記憶領域を２つ用意しており、一方を透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域としており、他方を透視撮影の連続的な撮影において、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域している。本ステップＳ４２では、各センサ部１４６毎に、デジタルデータの値を２つの記憶領域にそれぞれ累計する
次のステップＳ４４では、何れかのセンサ部１４６で、透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値が許容量以上となったか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ６０へ移行し、否定判定となった場合はステップＳ４６へ移行する。
ステップＳ４６では、前回、放射線検出器６０の各画素７４の電荷の読み出しを行ってから撮影周期以上の期間を経過したか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップＳ４８へ移行し、否定判定となった場合はステップＳ４２へ移行する。
次のステップＳ４８では、放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６の、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する各記憶領域に記憶された累計値をそれぞれ各センサ部１４６の配列に対応して２次元状に配列し、各累計値を画素値として放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像の画像データを生成する。
次のステップＳ５０では、上記ステップＳ２８と同様に、上記ステップＳ４８で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ８４Ａの適切なゲイン量を導出する。
次のステップＳ５２では、オペアンプ８４Ａのゲイン量を上記ステップＳ５０で導出したゲイン量に調整する。
次のステップＳ５４では、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。
これにより、放射線検出器６０は、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンされ、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された後、マルチプレクサ８６を介してＡ／Ｄ変換器８８に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。
このように、オペアンプ８４Ａのゲイン量を調整して放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範にすることができる。
次のステップＳ５６では、各センサ部１４６毎のデジタルデータの累計値を記憶する２つの記憶領域のうち、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値を全てゼロに初期化する。
次のステップＳ５８では、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信を行い、画像データの送信後、ステップＳ４２へ移行する。
一方、ステップＳ６０では、コンソール４２に対して曝射終了を指示する指示情報を送信し、処理を終了する。
放射線発生装置３４は、曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の発生・射出を終了する。なお、本実施の形態では、透視撮影中に、何れかのセンサ部１４６の累計値が許容量となった場合に、透視撮影を停止する場合について説明したが、コンソール４２へ許容量を超えたことを通知して、コンソール４２で警告を表示させるものとしてもよい。また、コンソール４２が放射線発生装置３４へ管電圧、管電流の少なくとも一方を低下させた曝射条件を送信して放射線発生装置３４の放射線源１３０から照射される単位時間あたりの放射線量が低下させるようにしてもよい。
コンソール４２は、電子カセッテ３２から画像情報を受信すると、受信した画像情報に対してシェーディング補正などの各種の補正する画像処理を行ない、画像処理後の画像情報をＨＤＤ１１０に記憶する。
ＨＤＤ１１０に記憶された画像情報は、撮影した放射線画像の確認等のためにディスプレイ１００に表示されると共に、ＲＩＳサーバ１４に転送されてデータベース１４Ａにも格納される。これにより、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。
なお、センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値の累計値は、被検者の被曝量と見なすことができる。このため、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶させている場合、電子カセッテ３２は、コンソール４２を介してＲＩＳサーバ１４へ送信してデータベース１４Ａに記憶させる。
以上のように、本実施の形態によれば、放射線検出器６０の撮影領域に積層して放射線を検出可能なセンサ部１４６が複数設けられた放射線検出部６２を配置したので、放射線検出器６０に放射線検出用の画素の形成する必要がないため、放射線検出器６０のの構成が複雑化しない。また、放射線検出部６２を放射線検出器６０の撮影領域に積層して配置したことにより放射線検出部６２により撮影領域内の放射線を検出できる。また、本実施の形態によれば、放射線検出器６０に放射線検出用の画素やセンサを設けないため、撮影された放射線画像に対して放射線検出用の画素の補間処理を行う必要がない。さらに、放射線検出器６０を放射線検出器６０に積層して配置する際の位置により、放射線を検出する位置を変えることができ、任意の場所でＡＥＣを行うことができる。
また、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のセンサ部１４６による検出結果から得られる画像からオペアンプ８４Ａのゲイン量を調整することにより、被写体領域の画像をＡ／Ｄ変換器８８で飽和させずに適切な濃度範囲に調整することができる。
また、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のセンサ部１４６により、放射線の照射開始や放射線の照射量の検出を並行して行うことができる。
さらに、本実施の形態によれば、濃度補正用の画像の取得を行うために撮影周期を早める必要がない。これにより、例えば、透視撮影中に関心部位が変わり、随時、濃度調整を行う必要があるため、随時、濃度補正用の画像を取得する必要がある場合でも、フレームレートを早くする必要がない。
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。
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。
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。
また、上記実施の形態では、放射線検出器６０により撮影される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が適正濃度範囲となるようにオペアンプ８４Ａのゲイン量を調整する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。上述のように放射線検出器６０の各データ配線７８に出力された電気信号は、信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された後、Ａ／Ｄ変換器８８でデジタルデータに変換される。ここで、Ａ／Ｄ変換器８８は、所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲が定っており、入力範囲を超えた電気信号は、飽和して例えば一律に最大値に変換されてしまう。このため、オペアンプ８４Ａで増幅した後の電気信号が、Ａ／Ｄ変換器８８の入力範囲内となるようにゲイン量を調整するものとしてもよい。放射線検出部６２の各センサ部１４６で検出されたデジタルデータの累計値は照射された放射線量と見なすことができるため、上記実施の形態の場合、例えば、累計値毎に、適正なゲイン量をゲイン量情報として予め記憶しておき、放射線検出部６２の各センサ部１４６の累計値の最大値を求め、ゲイン量情報から最大値に対応するゲイン量を求めるものとしてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出部６２にセンサ部１４６をマトリクス状に配置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、図１３に示すよう放射線検出部６２にセンサ部１４６を放射線検出部６２の撮影領域に対応する領域１４９の中央部分、及び周辺部分（図１３では４つの角部部分）に配置するものとしてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線検出部６２の各センサ部１４６を同一サイズ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、サイズの異なる複数種類のセンサ部１４６を放射線検出部６２に配置するようにしてもよい。
また、上記実施の形態では、放射線の照射開始と放射線の照射量を検出する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、放射線の照射終了の検出を行うものとしてもよい。放射線の照射終了は、図１４（Ａ）に示すように、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６のデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値未満となった否かにより検出できる。なお、図１４（Ｂ）に示すように、照射開始と照射終了の検出でしきい値を異ならせてもよい。図１４（Ｂ）では、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも大きくているが、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも小さくしてもよい。このように照射開始と照射終了の検出にヒステリシス性を持たせることにより、ノイズの影響等を抑えて照射開始や照射終了の検出をことができる。例えば、照射線が照射されることによりセンサ部１４６に電荷が発生するが、センサ部１４６内で発生した電荷の一部が一時的にトラップされ、放射線の照射終了後もセンサ部１４６からトラップされた電荷が配線１６０に電気信号として流れ出す場合、照射終了のしきい値を大きくすることにより、照射終了をすみやかに検出できる。
また、各センサ部１４６のデジタルデータの値を累計している場合、図１５のＴ１に示すように、累計値の増加量が大きく減少する変曲点があった場合に照射終了と検出することもできる。
また、上記実施の形態では、放射線検出部６２にシンチレータ１４８が形成されている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は、シンチレータ７１が形成された蒸着基板７３が光透過性を有するものとした場合、図１６に示すように、係る放射線検出部６２にシンチレータ１４８を設けずに、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６とは逆側の面（シンチレータ７１側の面）に貼り付けて、係る放射線検出部６２の各センサ部１４６がシンチレータ７１の光を検出するものとしてもよい。このように、放射線検出部６２をシンチレータ７１に貼り付けることにより、シンチレータ１４８が不要となるため、放射線検出部６２をより薄く形成できる。この場合、ＴＦＴ基板６６が照射面５６側となるように筐体５４内に配置して、撮影の際の放射線が図１６の下方（Ｘ２側）から入射するようにしてもよく、放射線検出部６２が照射面５６側となるように筐体５４内に配置して、放射線が図１６の上方（Ｘ１側）から入射するようにしてもよい。放射線がＸ２側から入射する場合、シンチレータ７１のＴＦＴ基板６６とは逆側の面に放射線検出部６２を設けたことにより、放射線Ｘが放射線検出器６０を透過した後に放射線検出部６２を透過するため、放射線検出器６０で撮影される放射線画像に放射線検出部６２を設けたことによる影響が及ぶことを防ぐことができる。放射線がＸ１側から入射する場合、放射線が放射線検出部６２を透過してシンチレータ７１に到達するため、センサ部１４６を有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。このように、センサ部１４６を有機光電変換材料が含んで構成した場合、センサ部１４６での放射線の吸収が極めて少ないため、放射線検出器６０で撮影される放射線画像に影響を小さく抑えることができる。
また、例えば、ＴＦＴ基板６６が光透過性を有する場合、図１７に示すように、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６側の面に放射線検出部６２を貼り付けてもよい。この場合も放射線は、図１７の上方（Ｘ１側）又は下方（Ｘ２側）の何れから入射してもよいが、放射線がＸ２側から入射する場合、放射線が放射線検出部６２を透過してシンチレータ７１に到達するため、センサ部１４６を有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。なお、図１７に示すように、放射線検出器６０と放射線検出部６２とを積層する場合、破線で示すようにシンチレータ７１の蒸着基板７３側の面に光を反射する反射膜７５を形成することが好ましい。また、一点鎖線で示すように放射線検出部６２の放射線検出器６０と反対側の面に光を反射する反射膜７７を形成してもよい。このように反射膜７５や反射膜７７を形成することにより、外部へ漏れ出す光がＴＦＴ基板６６や放射線検出部６２へ反射されるため、感度が向上する。
また、図１８に示すように、放射線検出部６２のＴＦＴ基板６６とシンチレータ７１の間に、放射線検出部６２を設けてもよい。この場合も放射線は、図１８の上方（Ｘ１側）又は下方（Ｘ２側）の何れから入射してよい。この場合、ＴＦＴ基板６６のセンサ部７２の感度の低下を抑制するため、放射線検出部６２のセンサ部１４６を薄く形成したり、センサ部１４６をセンサ部７２の面積よりも小さく形成してもよい。
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。
また、上記実施の形態では、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像により、放射線検出器６０から生成される放射線画像の画質の調整を行う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、電子カセッテ３２が放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像をコンソール４２へ転送し、コンソール４２がディスプレイ１００に表示させるものとしてもよい。これにりより、表示された放射線画像から被写体のぶれやポジショニングの確認を速やかに行うことができる。
また、上記では、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２において、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像からのゲイン量の調整、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出処理を行う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、カセッテ制御部９２が信号検出部１６２から入力するデジタルデータを随時コンソール４２へ送信するものとし、コンソール４２において何れかの処理を行い、必要に応じて処理結果を電子カセッテ３２にフィードバックさせるものとしてもよい。
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。
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。
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。
１８ 撮影システム
３２ 電子カセッテ
６０ 放射線検出器（撮影部）
６２ 放射線検出部（検出部）
７２ センサ部（第１センサ部）
７４ 画素
８０ ゲート線ドライバ（生成手段）
８２ 信号処理部（生成手段）
８４Ａ オペアンプ（増幅器）
８８ Ａ／Ｄ変換器
９２ カセッテ制御部（検出手段、調整手段、特定手段）
９２Ａ ＣＰＵ（検出手段、調整手段、特定手段）
１００ ディスプレイ（表示手段）
１４６ センサ部（第２センサ部）

Claims (11)

  1. 放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第１センサ部を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、
    前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部と、
    を備えた放射線撮影装置。
  2. 前記撮影部は、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第１センサ部が前記変換層で変換された光が照射されることにより電荷が発生する
    前記第２センサ部は、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出する
    請求項１記載の放射線撮影装置。
  3. ゲイン量が変更可能とされ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成手段と、
    前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する検出手段と、
    前記検出手段により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整手段と、
    をさらに備えた請求項１又は請求項２記載の放射線撮影装置。
  4. 前記撮影領域の被写体が配置された被写体領域を特定する特定手段をさらに備え、
    前記調整手段は、前記特定手段により特定された被写体領域に応対する前記検出部の第２センサ部による検出結果に基づき、前記生成手段により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるようにゲイン量を調整する
    請求項３記載の放射線撮影装置。
  5. 前記生成手段は、前記増幅器により増幅された電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器をさらに有し、
    前記調整手段は、前記増幅器により増幅された電気信号が前記Ａ／Ｄ変換器において所定の分解能でデジタルデータに変換可能な入力範囲内となるようにゲイン量を調整する
    請求項３記載の放射線撮影装置。
  6. 前記検出手段は、前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、及び放射線の照射終了の少なくとも一方の検出をさらに行う
    請求項３〜請求項５の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  7. 前記検出手段は、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で当該撮影周期の間の放射線の照射量を検出し、
    前記調整手段は、前記検出手段により検出された撮影周期の間の放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する
    請求項３〜請求項６の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  8. 前記第２センサ部は、前記撮影部の前記撮影領域に対応する領域の中央部分、及び周辺部分に少なくとも配置された
    請求項１〜請求項７の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  9. 前記第２センサ部は、前記撮影部の前記撮影領域内にマトリクス状に配置された
    請求項１〜請求項８の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  10. 前記検出部の各第２センサ部による検出結果から簡易的な放射線画像を生成する簡易画像生成手段と、
    前記簡易画像生成手段により生成された簡易的な放射線画像を表示する表示手段と、
    をさらに備えた請求項９の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  11. 放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生する第１センサ部を有する画素が放射線画像を撮影する撮影領域に２次元状に複数配置され、各画素に蓄積された電荷を電気信号として出力する撮影部と、
    前記撮影部の前記撮影領域に積層して配置され、前記放射線又は前記放射線が変換された光を検出可能な第２センサ部が複数設けられた検出部と、
    ゲイン量が変更可能とされ、前記撮影部の各画素から出力される電気信号を増幅する増幅器を有し、当該増幅器により増幅された電気信号に基づいて放射線画像を示す画像データを生成する生成手段と、
    前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射量を検出する検出手段と、
    前記検出手段により検出された放射線の照射量に基づいて前記増幅器のゲイン量を調整する調整手段と、
    を備えた放射線撮影システム。
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