JP2012066063A - 放射線撮影システム及び放射線撮影方法 - Google Patents

Abstract

【課題】電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体の撮影を行う場合に、放射線の照射範囲を容易に拡大できると共に、被写体に最適な線量の放射線を照射する。
【解決手段】放射線撮影システム及び放射線撮影方法では、少なくとも２つの放射線源（１８ａ〜１８ｃ）のうち、少なくとも一方の放射線源から被写体（１４）に放射線を照射する１回目の撮影を行うことにより１回目の放射線画像を取得し、該１回目の放射線画像の示す１回目の撮影での放射線の線量が、被写体（１４）の最適な線量に到達していない場合には、不足分の線量を補うように、少なくとも２つの放射線源（１８ａ〜１８ｃ）から出力される各放射線（１６ａ〜１６ｃ）の線量の重み付けを行い、該重み付けに従って少なくとも２つの放射線源（１８ａ〜１８ｃ）から被写体（１４）に放射線（１６ａ〜１６ｃ）を照射する２回目の撮影を行う。
【選択図】図５

Description

本発明は、放射線出力装置に収容された複数の放射線源から被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した各放射線を放射線検出装置で検出して放射線画像に変換する放射線撮影システム及び放射線撮影方法に関する。

医療分野において、放射線源から被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した前記放射線を放射線検出装置で検出することにより、前記被写体の放射線画像を取得する放射線撮影システムが広汎に使用されている。例えば、病院（医療機関）に配設された放射線撮影システムでは、通常、比較的大型且つ大重量の熱電子放出型の放射線源が使用されている。

しかしながら、このような放射線撮影システムを、病院内での回診時における放射線画像の撮影や、病院外での放射線画像の撮影、例えば、検診車での撮影、自然災害等の災害現場や在宅医療の現場での撮影にそのまま適用すれば、大型且つ大重量の放射線源を現場まで搬送して撮影を行うことになるので、医師又は放射線技師の負担が大きくなる。そこで、特許文献１には、熱電子放出型の放射線源よりも小型且つ軽量な電界電子放出型の放射線源が提案されている。

特開２００７−１０３０１６号公報

電界電子放出型の放射線源を現場で動作させる場合、電源の確保が困難であることが想定されるので、電界電子放出型の放射線源は、バッテリ駆動の放射線源であることが望ましい。従って、現場で使用される電界電子放出型の放射線源は、小型且つ軽量な放射線源であると共に、小線量の放射線を出力する放射線源となる。そのため、医師又は放射線技師は、現場において、前記電界電子放出型の放射線源をできる限り被写体に近づけ、該放射線源と放射線検出装置との間の距離（線源受像画間距離（ＳＩＤ））を短く設定した状態で、前記被写体に対する放射線画像の撮影を行う必要がある。この結果、前記電界電子放出型の放射線源から出力される放射線の照射範囲が狭くなると共に、前記被写体に照射される放射線の線量（曝射線量）が小さいため、医師の読影診断に適した曝射線量の放射線画像を得ることができなくなる。

このような問題を解決するためには、電界電子放出型の放射線源を複数個用意して、所望の照射範囲（被写体の撮影部位）をカバーできるように前記各放射線源から被写体に放射線を照射させるか、あるいは、１つの電界電子放出型の放射線源を移動させながら、移動した箇所から前記被写体に放射線を照射して、前記照射範囲をカバーできるようにすることが考えられる。

ところで、被写体に放射線を照射する場合、該被写体に応じた最適な線量（曝射線量）の放射線を前記被写体に照射することができれば、医師の読影診断に適した曝射線量の放射線画像が得られると共に、前記被写体の不用意な被曝を回避することができる。

しかしながら、前述のように、単に、所望の照射範囲をカバーできるように電界電子放出型の放射線源から被写体に放射線を照射するだけでは、最適な線量の放射線を前記被写体に照射させることはできない。

本発明は、上記の課題を解消するためになされたものであり、電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体に対する放射線画像の撮影を行う場合に、放射線の照射範囲を容易に拡大できると共に、該被写体に対して最適な線量の放射線を照射することが可能となる放射線撮影システム及び放射線撮影方法を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するために、本発明に係る放射線撮影システムは、
被写体に放射線を照射可能な放射線源を少なくとも２つ収容する放射線出力装置と、前記被写体を透過した放射線を検出して放射線画像に変換する放射線検出装置と、前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御装置とを備え、
前記少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源から前記被写体に放射線を照射する１回目の撮影が行われた場合に、前記放射線検出装置は、前記被写体を透過した前記放射線を検出することにより、前記１回目の撮影での放射線画像を取得し、
前記制御装置は、前記１回目の放射線画像の示す前記１回目の撮影での放射線の線量が前記被写体に対する最適な線量に到達していない場合には、不足分の線量を補うように、前記少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けを行い、前記重み付けに従って前記少なくとも２つの放射線源から前記被写体に前記各放射線を照射する２回目の撮影を行うように前記放射線出力装置を制御することを特徴としている。

また、本発明に係る放射線撮影方法は、
放射線源が放射線出力装置に少なくとも２つ収容されている場合に、前記少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源から被写体に放射線を照射する１回目の撮影を行い、
前記被写体を透過した前記放射線を放射線検出装置で検出することにより、前記１回目の撮影での放射線画像を取得し、
前記１回目の放射線画像の示す前記１回目の撮影での放射線の線量が前記被写体に対する最適な線量に到達していない場合には、不足分の線量を補うように、前記少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けを行い、
前記重み付けに従って前記少なくとも２つの放射線源から前記被写体に前記各放射線を照射する２回目の撮影を行い、
前記被写体を透過した前記各放射線を前記放射線検出装置で検出することにより、前記２回目の撮影での放射線画像を取得することを特徴としている。

本発明によれば、放射線出力装置に収容された少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源により被写体に対する放射線の照射（１回目の撮影）を行い、該１回目の撮影により得られた放射線画像の示す前記１回目の撮影での前記被写体に対する放射線の線量（曝射線量）が、最適な線量に到達していなければ、該最適な線量と前記１回目の撮影での線量との差（不足分の線量）を補うように、２回目の撮影で前記少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けを行う。

従って、前記被写体に対して２回目の撮影を行っても、当初の撮影及び再撮影（前記１回目の撮影及び前記２回目の撮影）による前記被写体での累積の曝射線量は、前記最適な線量となる。

つまり、本発明では、前記１回目の撮影で所望の放射線画像が得られなかったため、前記被写体に対する再撮影（前記２回目の撮影）を実行する場合でも、前記被写体の不用意な被曝は発生しない。また、前記１回目の放射線画像と、前記２回目の撮影により得られた２回目の放射線画像とを用いて、所定の画像処理（例えば、加算処理）を行えば、医師による読影診断に適した曝射線量の放射線画像を容易に得ることができる。

このように、本発明では、単純に所望の照射範囲（被写体の撮影部位）をカバーできるように放射線の照射範囲を設定するのではなく、前記１回目の放射線画像に基づいて、前記２回目の撮影の際に前記各放射線源から出力される前記各放射線の線量の重み付けを行っている。

従って、本発明では、電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体に対する放射線画像の撮影（１回目及び２回目の撮影）を行っても、放射線の照射範囲を容易に拡大することができると共に、該被写体に対して最適な線量（曝射線量）の放射線を照射させることが可能となる。

なお、本発明において、前記１回目の放射線画像の示す放射線の線量が、前記最適な線量に到達していた場合、該１回目の放射線画像が医師による読影診断に適した曝射線量の放射線画像となるので、前記２回目の撮影（再撮影）が不要になることは勿論である。

また、放射線出力装置と放射線検出装置とを対向させた場合に、放射線が照射される放射線検出装置の照射面に対して、少なくとも２つの放射線源が一次元配列、又は、少なくとも３つの放射線源が二次元配列されていれば、どのような撮影部位に対する放射線画像の撮影でも効率よく行うことができる。

本実施形態に係る放射線撮影システムの構成図である。 図２Ａは、図１の放射線出力装置及び放射線検出装置が一体となっている斜視図であり、図２Ｂは、放射線出力装置と放射線検出装置とを離間させた状態を示す斜視図である。 図３Ａ及び図３Ｂは、放射線検出装置に対する被写体の撮影部位のポジショニングを示す平面図である。 図４Ａ及び図４Ｂは、放射線出力装置の斜視図である。 図５Ａ及び図５Ｂは、被写体の撮影部位に対する放射線の照射を示す側面図である。 図６Ａ及び図６Ｂは、被写体の撮影部位に対する放射線の照射を示す側面図である。 図１の放射線出力装置及び放射線検出装置のブロック図である。 図１の制御装置のブロック図である。 図７の放射線検出装置の回路構成図である。 図８のデータベースに格納されたオブジェクトデータの一例を示す説明図である。 図８のデータベースに格納されたテーブルの一例を示す説明図である。 図８のデータベースに格納されたテーブルの一例を示す説明図である。 図１の放射線撮影システムの動作を説明するためのフローチャートである。 図１の放射線撮影システムの動作を説明するためのフローチャートである。 図１５Ａ及び図１５Ｂは、本実施形態の第１変形例を示す側面図である。 図１６Ａ及び図１６Ｂは、本実施形態の第２変形例を示す斜視図である。 図１７Ａ及び図１７Ｂは、本実施形態の第３変形例を示す斜視図である。 本実施形態の第４変形例を示す断面図である。 図１８の放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面図である。 図２０Ａは、本実施形態の第５変形例を模式的に示す概略説明図であり、図２０Ｂは、図２０Ａのシンチレータの一例を模式的に示す概略説明図である。 図２１Ａ及び図２１Ｂは、本実施形態の第６変形例を示す説明図である。 本実施形態の第７変形例を示す概略側面図である。 本実施形態の第８変形例を示すブロック図である。 本実施形態の第８変形例を示すブロック図である。 本実施形態の第８変形例及び第９変形例の動作を説明するためのフローチャートである。 本実施形態の第９変形例を示すブロック図である。 図２７Ａ及び図２７Ｂは、被写体の撮影部位に対するカメラの撮影を示す側面図である。 本実施形態の第８変形例及び第９変形例の他の動作を説明するためのフローチャートである。 本実施形態の第１０変形例を示す側面図である。 本実施形態の第１１変形例を示す側面図である。 図３１Ａ及び図３１Ｂは、本実施形態に第１２変形例を適用して被写体の撮影部位に対する放射線の照射を実施する場合を図示した側面図である。

本発明に係る放射線撮影システムについて、放射線撮影方法との関連で、好適な実施形態を、図１〜図３１Ｂを参照しながら以下詳細に説明する。

［本実施形態の構成］
本実施形態に係る放射線撮影システム１０は、図１に示すように、ベッド等の撮影台１２に横臥した被写体１４に対して、放射線１６ａ〜１６ｃを照射可能な複数の放射線源１８ａ〜１８ｃを収容する放射線出力装置２０と、被写体１４を透過した放射線（放射線１６ａ〜１６ｃのうち少なくとも１つの放射線）を検出して放射線画像（１回目の放射線画像、２回目の放射線画像）に変換する放射線検出装置２２と、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を制御する制御装置２４とを備える。この場合、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間の信号の送受信は、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ Ｗｉｄｅ Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１．ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ、又は、ミリ波等を用いた無線通信により行ってもよいし、あるいは、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよい。

また、放射線撮影システム１０は、病院（医療機関）内の放射線科の撮影室における被写体１４（患者）に対する放射線画像の撮影や、病院内の回診時での病室にいる被写体１４（患者）に対する放射線画像の撮影や、病院外での被写体１４に対する放射線画像の撮影に適用可能である。病院外での撮影としては、例えば、検診車での健康診断時における被写体１４（受診者）に対する撮影や、自然災害等の災害現場における被写体１４（怪我人）に対する撮影や、在宅医療の現場における被写体１４（在宅者）に対する撮影がある。

このような種々の適用を実現すべく、本実施形態に係る放射線撮影システム１０において、放射線源１８ａ〜１８ｃは、特許文献１のような電界電子放出型の放射線源であることが望ましい。また、これらの放射線源１８ａ〜１８ｃを収容する放射線出力装置２０での放射線１６ａ〜１６ｃの出力箇所とは反対側の箇所には、医師又は放射線技師（以下、単に、医師という。）２６が把持する取手２８が設けられている。従って、放射線出力装置２０は、可搬型の装置である。

放射線検出装置２２は、被写体１４を透過した放射線をシンチレータにより可視光に一旦変換し、変換した可視光をアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等の物質からなる固体検出素子（以下、画素ともいう。）により電気信号に変換する間接変換型の放射線検出器、又は、被写体１４を透過した放射線をアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の物質からなる固体検出素子により電気信号に直接変換する直接変換型の放射線検出器を内蔵する可搬型の電子カセッテである。

制御装置２４は、携帯型の情報端末（例えば、ノートブック型のパーソナルコンピュータ（ＰＣ）、タブレットＰＣ、携帯情報端末（ＰＤＡ））であることが望ましい。なお、放射線撮影システム１０を放射線科の撮影室に適用する場合には、制御装置２４を据置型のコンソールとし、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を可搬型の装置としてもよい。

図２Ａ及び図２Ｂに示すように、放射線検出装置２２は、放射線１６ａ〜１６ｃ（図１参照）を透過可能な材料からなる矩形状の筐体３０を有し、被写体１４が位置決め（ポジショニング）される表面（上面）は、放射線１６ａ〜１６ｃが照射される照射面３２とされている。照射面３２には、放射線１６ａ〜１６ｃの撮影領域及び撮影位置の基準となるガイド線３４が形成され、該ガイド線３４の外枠部分は、放射線１６ａ〜１６ｃを照射可能な領域である撮影可能領域３６とされている。また、筐体３０の一側面には、放射線検出装置２２をオン又はオフさせるためのスイッチ３８と、図示しないメモリカードを装填するためのカードスロット４０と、ＡＣアダプタの入力端子４２と、図示しないＵＳＢケーブルが接続されるＵＳＢ端子４４とが配設されている。

さらに、スイッチ３８、カードスロット４０、入力端子４２及びＵＳＢ端子４４が配設される側面とは反対側の側面には、外方に突出形成された保持部３５、３７が設けられている。保持部３５には、保持部３７と対向するように凸状の接続端子３９が設けられ、一方で、保持部３７には、接続端子３９と対向するように凹状の接続端子４１が設けられている（図２Ｂ〜図３Ｂ参照）。また、前述した放射線出力装置２０を構成する円筒状の筐体４６の両端部には、接続端子３９と嵌合可能な凹状の接続端子４３と、接続端子４１と嵌合可能な凸状の接続端子４５とがそれぞれ設けられている（図２Ｂ、図４Ａ及び図４Ｂ参照）。

ここで、接続端子３９と接続端子４３とを嵌合させると共に、接続端子４１と接続端子４５とを嵌合させることにより、図２Ａのように、放射線出力装置２０を保持部３５、３７間で保持することが可能になると共に、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続され、且つ、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続される。このように、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが一体となった状態で、医師２６は、例えば、取手２８を把持して、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を搬送することができる。なお、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｃの出力箇所は、放射線検出装置２２の筐体３０の側面に向けられている。

一方、保持部３５、３７及び接続端子３９、４１、４３、４５による放射線検出装置２２の保持状態を解除して、放射線出力装置２０から放射線検出装置２２を離間させることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態が解消されると共に、接続端子３９と接続端子４３との電気的な接続状態や、接続端子４１と接続端子４５との電気的な接続状態が解除される。

図３Ａ及び図３Ｂに示すように、被写体１４のポジショニングを行う場合には、平面視で、被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置（ガイド線３４の交差箇所）とが略一致し、且つ、前記撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように該撮影部位をポジショニングする。なお、図３Ａは、被写体１４の胸部を撮影部位としてポジショニングする場合を図示したものであり、図３Ｂは、被写体１４の右手を撮影部位としてポジショニングする場合を図示したものである。

図４Ａ及び図４Ｂに示すように、放射線出力装置２０は、放射線１６ａ〜１６ｃを透過可能な材料からなる円筒状の筐体４６を有し、該筐体４６の内部には、例えば、３つの電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｃが一方向に沿って配置（一次元配列）されている。また、筐体４６の一端部には、図示しないＵＳＢケーブルが接続されるＵＳＢ端子５０と前述した接続端子４３とが配設され、他端部には前述した接続端子４５が配設されている。さらに、筐体４６の側面には、前述した取手２８が配設され、該取手２８にはタッチセンサ５２（把持状態検出センサ）が内蔵されている。

タッチセンサ５２は、静電容量式又は抵抗膜式の接触センサであり、医師２６が取手２８を把持して、該医師２６の手がタッチセンサ５２を構成する図示しない電極に接触すると、タッチセンサ５２は、前記手と前記電極とが接触したことを示す検出信号を出力する。また、タッチセンサ５２は、プッシュスイッチ等のメカニカルスイッチであってもよい。この場合、医師２６が取手２８を把持してメカニカルスイッチに接触すると、タッチセンサ５２は、メカニカルスイッチがオン又はオフになったことを示す信号を検出信号として出力する。

ここで、医師２６が取手２８を把持した状態で放射線出力装置２０を被写体１４に向けると、放射線出力装置２０は、タッチセンサ５２からの検出信号の出力に起因して、少なくとも１つの放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを出力することが可能となる（図４Ｂ参照）。また、各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを出力することが可能である場合に、放射線出力装置２０は、各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを一斉に出力するか、又は、順次出力することもできる。なお、保持部３５、３７及び接続端子３９、４１、４３、４５によって、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態である場合、医師２６が取手２８を把持しても、放射線出力装置２０は、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力を許可しない（禁止する）。

図５Ａ及び図５Ｂは、比較的大きな撮影部位である被写体１４の胸部を撮影する場合を図示したものであり、図６Ａ及び図６Ｂは、比較的小さな撮影部位である被写体１４の手を撮影する場合を図示したものである。この場合、放射線出力装置２０の筐体４６内には、図５Ａ〜図６Ｂの左右方向（筐体４６の長手方向）に沿って３つの放射線源１８ａ〜１８ｃが配置されている。また、少なくとも１つの放射線源１８ａ〜１８ｃから被写体１４の撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｃが照射された場合、該撮影部位を透過した放射線は、放射線検出装置２２の筐体３０の表面（図２Ａ〜図３Ｂに示す撮影可能領域３６）を透過して、該筐体３０に内蔵された放射線検出器６０に導かれる。放射線検出器６０は、前述した間接変換型の放射線検出器又は直接変換型の放射線検出器であり、前記放射線を検出して放射線画像に変換する。

ところで、可搬型の放射線出力装置２０を病院内又は病院外の現場で動作させる場合、電源の確保が困難であることが想定されるので、放射線出力装置２０の各放射線源１８ａ〜１８ｃは、バッテリ駆動の放射線源であることが望ましい。すなわち、電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｃは、放射線科の撮影室に配置される熱電子放出型の放射線源と比較して、小型且つ軽量な放射線源であると共に、小さな線量の放射線を出力する放射線源となる。

この場合、医師２６は、現場において、放射線出力装置２０をできる限り被写体１４に近づけて、各放射線源１８ａ〜１８ｃと放射線検出装置２２内の放射線検出器６０との間の距離（線源受像画間距離（ＳＩＤ））を短く設定した状態で、被写体１４に対する放射線画像の撮影を行う必要がある。この結果、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される放射線１６ａ〜１６ｃの照射範囲が狭くなると共に、被写体１４に照射される放射線１６ａ〜１６ｃの線量（曝射線量）が小さいため、医師２６の読影診断に適した曝射線量の放射線画像を得ることができなくなる場合がある。

すなわち、被写体１４の撮影部位に対する１回目の撮影を行った場合に、該撮影部位に対する放射線１６ａ〜１６ｃの線量が小さいために、読影診断に適した曝射線量の放射線画像が得られなければ、再撮影（２回目の撮影）を実行する必要がある。しかしながら、単純に、線量の大きな放射線１６ａ〜１６ｃを前記撮影部位に照射して２回目の撮影を行えば、２回の撮影（１回目の撮影及び２回目の撮影）での累積の曝射線量が、読影診断に適した曝射線量を超えてしまい、被写体１４に対して不用意な被曝をさせる場合があり得る。

一方で、被写体１４の撮影部位及びその厚み等に応じた最適な線量（曝射線量）の放射線を被写体１４に照射することができれば、医師２６の読影診断に適した曝射線量の放射線画像が得られると共に、被写体１４に対する不用意な被曝を回避することができる。

そこで、本実施形態では、放射線出力装置２０に少なくとも２つの放射線源（図４Ａ〜図６Ｂでは３つの放射線源１８ａ〜１８ｃ）を配置する。

そして、被写体１４に対する放射線画像の撮影の際には、先ず、少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源（図５Ａ及び図６Ａでは全ての放射線源１８ａ〜１８ｃ）から被写体１４に所定の線量の放射線（図５Ａ及び図６Ａでは放射線１６ａ〜１６ｃ）を照射する１回目の撮影を行い、被写体１４を透過した少なくとも１つの放射線を放射線検出器６０で検出して、該１回目の撮影における放射線画像（１回目の放射線画像）に変換する。そして、得られた前記１回目の放射線画像に写り込んでいる被写体１４の撮影部位を特定する。

次に、本実施形態では、特定した被写体１４の撮影部位に対する最適な線量（医師２６の読影診断に適した放射線画像の示す曝射線量）と、１回目の放射線画像の示す１回目の撮影での被写体１４の撮影部位に対する線量とを比較し、１回目の撮影での線量が最適な線量に到達しているか否かを判定する。

１回目の撮影での線量が最適な線量に到達していれば、前記１回目の放射線画像は、医師２６の読影診断に適した放射線画像であるため、再撮影は不要となる。一方、１回目の撮影での線量が最適な線量に到達していなければ、前記１回目の放射線画像は、読影診断に適した放射線画像ではないため、再撮影（２回目の撮影）が必要と判定する。

次に、本実施形態では、２回目の撮影を行う場合に、先ず、前記最適な線量と、前記１回目の撮影での線量との差を、不足分の線量として算出する。次に、前記不足分の線量と、１回目の放射線画像より特定された被写体１４の撮影部位とに基づいて、放射線出力装置２０に内蔵される全ての放射線源に対して、放射線の線量の重み付けを行う。その後、その重み付けに従って各放射線源から被写体１４に対する放射線の照射（２回目の撮影）を行うことで、該２回目の撮影での放射線画像（２回目の放射線画像）を取得する。

具体的に、図５Ｂに示す比較的大きな撮影部位（胸部）に対する２回目の撮影では、胸部全体に放射線１６ａ〜１６ｃが照射されるように、比較的広範囲（撮影可能領域３６の全体）に放射線１６ａ〜１６ｃを照射させる必要がある。しかも、被写体１４に対する累積の曝射線量は、前記胸部及びその厚み等に応じた最適な線量（医師２６の読影診断に適した曝射線量）とする必要がある。

そこで、本実施形態では、図５Ｂのような比較的大きな撮影部位に対する２回目の撮影では、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が最大の線量（図５Ｂの太い一点鎖線で模式的に図示）になると共に、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量（図５Ｂの細い一点鎖線で模式的に図示）となるように、線量の重み付けを行い、この重み付けに従って各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを一斉に照射するか、又は、順次照射する。

この場合、隣り合う放射線源から出力される放射線（図５Ｂでは放射線１６ａ〜１６ｃ）の照射範囲の一部が互いに重なり合うようにすることで、被写体１４の撮影部位に対して隙間なく放射線を照射することは勿論である。

一方、図６Ｂに示す比較的小さな撮影部位（右手）に対する２回目の撮影では、撮影可能領域３６内の中央部分に右手が配置されるので、該中央部分を含む比較的狭い範囲内にのみ、確実に放射線が照射されればよい。この場合でも、当該２回目の撮影での被写体１４に対する累積の曝射線量は、前記右手及びその厚み等に応じた最適な線量（医師２６の読影診断に適した曝射線量）とする必要がある。

そこで、本実施形態において、図６Ｂのような比較的小さな撮影部位に対する２回目の撮影では、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が最大の線量（図６Ｂの太い一点鎖線で模式的に図示）になると共に、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量（図６Ｂの細い一点鎖線で模式的に図示）となるように、線量の重み付けを行い、この重み付けに従って各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを一斉に照射するか、又は、順次照射する。

なお、上記の説明において、前記最大の線量とは、各放射線１６ａ〜１６ｃの線量を比較したときに、相対的に最も大きな線量をいい、前記小さな線量とは、各放射線１６ａ〜１６ｃの線量を比較したときに、相対的に小さな線量をいい、いずれの線量も前記最適な線量や前記不足分の線量を超えないようにする。すなわち、本実施形態では、図５Ｂ及び図６Ｂでの２回目の撮影において、各放射線１６ａ〜１６ｃの照射により被写体１４が被曝したときの累積の曝射線量が前記最適な線量となるように、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けを行う。

さらに、各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを一斉に照射すれば、被写体１４の撮影に要する時間が短くなるので好ましい。しかしながら、各放射線源１８ａ〜１８ｃに対する電力供給能力（放射線出力装置２０における電力の消耗）や、被写体１４の撮影条件（撮影枚数）によっては、放射線１６ａ〜１６ｃの一斉照射が難しい場合もあり得る。

このような場合には、各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを順次照射して、被写体１４に対する放射線画像の撮影を確実に行うようにすればよい。放射線１６ａ〜１６ｃを順次照射する場合、撮影中の撮影部位の移動に起因した放射線画像のぶれを軽減する目的で、ポジショニングされた撮影部位の中心位置に対する照射を優先して行い、その後、それ以外の箇所に対する照射を順次行えばよい。あるいは、図５Ｂ及び図６Ｂで太い一点鎖線で図示した放射線による照射を優先して行い、その後、細い一点鎖線で図示した放射線による照射を順次行ってもよい。

従って、本実施形態では、各放射線源１８ａ〜１８ｃに対する電力供給能力や、被写体１４の撮影条件に応じて、一斉照射又は順次照射を選択すればよい。

このようにして線量の重み付けがされた放射線１６ａ〜１６ｃが被写体１４の撮影部位に照射された場合、該撮影部位を透過した各放射線１６ａ〜１６ｃは、放射線検出器６０により検出されて２回目の放射線画像に変換される。

ここで、放射線撮影システム１０を構成する放射線出力装置２０、放射線検出装置２２及び制御装置２４の内部構成について、図７及び図８のブロック図と図９の回路構成図とを参照しながら、より詳しく説明する。

放射線出力装置２０は、アンテナ６２を介して制御装置２４との間で無線通信により信号の送受信を行う通信部６４と、各放射線源１８ａ〜１８ｃを制御する線源制御部６６と、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うバッテリ６８とをさらに有する。

バッテリ６８は、タッチセンサ５２、通信部６４及び線源制御部６６に対しては、常時、電力供給を行っている。ここで、医師２６による取手２８の把持に起因して、タッチセンサ５２から線源制御部６６に検出信号が出力される場合に、線源制御部６６は、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うようにバッテリ６８を制御する。

また、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続され、且つ、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続されることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態となっている場合に、放射線検出装置２２のバッテリ７６からバッテリ６８に対して充電を行うことが可能である。この場合、線源制御部６６は、タッチセンサ５２からの検出信号の入力があっても、バッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｃへの電力供給を許可しない（禁止する）。従って、線源制御部６６は、接続端子３９と接続端子４３との電気的な接続が解除され、且つ、接続端子４１と接続端子４５との電気的な接続が解除されることにより、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが離間した状態において、タッチセンサ５２から検出信号が出力されたときに、初めて、バッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｃへの電力供給を開始させる。

なお、放射線出力装置２０では、図示しないケーブル（通信ケーブル、ＵＳＢケーブル、ＩＥＥＥ１３９４規格によるケーブル等）が接続されている場合には、当該ケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行い、あるいは、電力供給を受けることも可能である。例えば、図示しないＵＳＢケーブルがＵＳＢ端子５０に接続されているときに、バッテリ６８は、外部から充電を受けることが可能である一方で、通信部６４は、前記ＵＳＢケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行うことが可能である。

放射線検出装置２２は、アンテナ７０を介して制御装置２４との間で無線通信により信号の送受信を行う通信部７２と、放射線検出器６０を制御するカセッテ制御部７４（検出器制御部）と、放射線検出装置２２内の各部に電力供給を行うバッテリ７６とをさらに有する。

バッテリ７６は、カセッテ制御部７４及び通信部７２に対しては、常時、電力供給を行っているが、医師２６によりスイッチ３８が操作（オン）された場合には、放射線検出装置２２内の各部に電力供給を開始することが可能である。

なお、放射線検出装置２２においても、図示しないケーブル（通信ケーブル、ＵＳＢケーブル、ＩＥＥＥ１３９４規格によるケーブル等）が接続されている場合には、当該ケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行い、あるいは、電力供給を受けることも可能である。例えば、図示しないＵＳＢケーブルがＵＳＢ端子４４に接続されているときに、バッテリ７６は、外部から充電を受けることが可能である一方で、通信部７２は、前記ＵＳＢケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行うことが可能である。

カセッテ制御部７４は、放射線画像の読出しを行うためのアドレス信号を放射線検出器６０に供給するアドレス信号発生部７８と、放射線検出器６０から読み出された放射線画像を記憶する画像メモリ８０と、放射線検出装置２２を特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶するカセッテＩＤメモリ８２とを有する。

ここで、一例として、間接変換型の放射線検出器６０を採用した場合での放射線検出装置２２の回路構成について、図９を参照しながら詳細に説明する。

放射線検出器６０は、可視光を電気信号に変換するａ−Ｓｉ等の物質からなる各画素９０が形成された光電変換層９６を、行列状のＴＦＴ９８のアレイの上に配置した構造を有する。この場合、バッテリ７６（図７参照）からバイアス電圧Ｖｂが供給される各画素９０では、可視光を電気信号（アナログ信号）に変換することにより発生した電荷が蓄積され、各行毎にＴＦＴ９８を順次オンにすることにより前記電荷を画像信号として読み出すことができる。

各画素９０に接続されるＴＦＴ９８には、行方向と平行に延びるゲート線９２と、列方向と平行に延びる信号線９４とが接続される。各ゲート線９２は、ライン走査駆動部１００に接続され、各信号線９４は、マルチプレクサ１０２に接続される。ゲート線９２には、行方向に配列されたＴＦＴ９８をオンオフ制御する制御信号Ｖｏｎ、Ｖｏｆｆがライン走査駆動部１００から供給される。この場合、ライン走査駆動部１００は、ゲート線９２を切り替える複数のスイッチＳＷ１と、スイッチＳＷ１の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ１０４とを備える。アドレスデコーダ１０４には、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８（図７参照）からアドレス信号が供給される。

また、信号線９４には、列方向に配列されたＴＦＴ９８を介して各画素９０に保持されている電荷が流出する。この電荷は、増幅器１０６によって増幅される。増幅器１０６には、サンプルホールド回路１０８を介してマルチプレクサ１０２が接続される。マルチプレクサ１０２は、信号線９４を切り替える複数のスイッチＳＷ２と、スイッチＳＷ２の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ１１０とを備える。アドレスデコーダ１１０には、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８からアドレス信号が供給される。マルチプレクサ１０２には、Ａ／Ｄ変換器１１２が接続され、Ａ／Ｄ変換器１１２によってデジタル信号に変換された放射線画像がカセッテ制御部７４に供給される。

なお、スイッチング素子として機能するＴＦＴ９８は、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ−Ｏｘｓｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等、他の撮像素子と組み合わせて実現してもよい。さらにまた、ＴＦＴ９８で言うところのゲート信号に相当するシフトパルスにより電荷をシフトしながら転送するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサに置き換えることも可能である。

制御装置２４は、図８に示すように、通信部１２２と、制御処理部１２４と、ディスプレイ等の表示部１２６と、キーボードやマウス等の操作部１２８と、曝射スイッチ１３０と、オーダ情報記憶部１３２と、データベース１３４と、撮影条件記憶部１３６と、画像メモリ１３８と、電源部１４０とを有する。

通信部１２２は、アンテナ６２、７０、１２０を介して無線通信により放射線出力装置２０の通信部６４及び放射線検出装置２２の通信部７２との間で信号の送受信を行う。制御処理部１２４は、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に対して所定の制御処理を実行する。曝射スイッチ１３０は、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力の開始を医師２６が指示するためのスイッチである。オーダ情報記憶部１３２は、被写体１４に対する放射線画像の撮影を要求するためのオーダ情報を記憶する。データベース１３４は、放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けに関わる各種のデータを格納する。撮影条件記憶部１３６は、撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｃを照射させるための撮影条件（１回目の撮影条件、２回目の撮影条件）を記憶する。画像メモリ１３８は、放射線検出装置２２から無線通信により配信された放射線画像（１回目の放射線画像、２回目の放射線画像）を記憶する。電源部１４０は、制御装置２４内の各部に電力供給を行う。

なお、オーダ情報とは、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する、図示しない放射線科情報システム（ＲＩＳ）、又は、該ＲＩＳに接続された、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）において、医師２６により作成される情報である。このオーダ情報には、被写体１４の氏名、年齢、性別等、被写体１４を特定するための被写体情報に加えて、放射線画像の撮影に使用する放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の情報や、被写体１４の撮影部位等が含まれる。また、撮影条件とは、例えば、各放射線源１８ａ〜１８ｃの管電圧や管電流、放射線１６ａ〜１６ｃの曝射時間等、被写体１４の撮影部位に対して放射線１６ａ〜１６ｃを照射させるために必要な各種の条件である。

さらに、制御装置２４が放射線科の撮影室に配設されたコンソールである場合、コンソール（制御装置２４）は、ＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得してオーダ情報記憶部１３２に記憶する。一方、制御装置２４が現場に搬送して使用される携帯端末である場合には、（１）医師２６が現場で操作部１２８を操作してオーダ情報を簡易的に登録することで該オーダ情報がオーダ情報記憶部１３２に記憶されるか、（２）現場への搬送前に、病院においてＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得してオーダ情報記憶部１３２に予め記憶されるか、あるいは、（３）現場の制御装置２４と病院との間で無線リンクを形成し、前記病院から無線を介してオーダ情報を受信することにより、受信したオーダ情報がオーダ情報記憶部１３２に記憶されることが好ましい。

制御処理部１２４は、データベース検索部１５０と、撮影条件設定部１５２と、制御信号生成部１５４と、加算処理部１４８とを有する。

データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位等に対応する所望のデータをデータベース１３４から検索する。撮影条件設定部１５２は、データベース検索部１５０が検索したデータとオーダ情報とに基づいて撮影条件を設定する。制御信号生成部１５４は、医師２６が曝射スイッチ１３０を操作したときに、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力を開始させるための曝射制御信号を生成する。加算処理部１４８は、画像メモリ１３８に記憶された１回目の放射線画像（のデジタルデータ）及び２回目の放射線画像（のデジタルデータ）に対する加算処理を行うことにより、医師２６の読影診断に適した放射線画像を生成する。

図１０〜図１２は、データベース１３４中、複数の撮影部位を示すオブジェクトデータと、放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けに関わる各種のデータが格納されたテーブルとを図示したものである。

図１０に示すオブジェクトデータは、複数の撮影部位の放射線画像を示すオブジェクトデータであり、代表的に、比較的大きな撮影部位である胸部のオブジェクトデータと、比較的小さな撮影部位である右手及び左手のオブジェクトデータとを図示している。

図１１には、複数の撮影部位、各撮影部位の厚み、及び、各撮影部位に対する撮影手技と、これらの内容に応じた最適な線量（最適線量データ）とを格納したテーブルが図示されている。なお、撮影手技とは、放射線検出装置２２に対する撮影部位の向きと、該撮影部位に対する放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向とを示す情報である。また、図１１では、代表的に、比較的大きな撮影部位である胸部及び比較的小さな撮影部位である手に関し、これらの撮影部位（胸部、手）と、撮影手技（胸部正面に対する撮影、手の甲に対する撮影）と、撮影部位の厚みと、最適線量データ（曝射線量）との各種のデータがデータベース１３４に格納されている場合を図示している。

図１２には、複数の撮影部位及び撮影手技と、放射線出力装置２０に収容された放射線源の個数と、各放射線源から出力される放射線の線量の重み付け（重み付けデータ）とを格納したテーブルが図示されている。なお、図１２では、図１１に対応させるように、代表的に、胸部及び手に関するデータであって、放射線源の個数が２及び３の場合でのデータを図示している。例えば、放射線源の個数が３であれば、Ａが放射線源１８ａに対応し、Ｂが放射線源１８ｂに対応し、Ｃが放射線源１８ｃに対応する。放射線源の個数が３以上である場合には、図１２のテーブル内での重み付けデータの個数が放射線源の個数に応じて増えることは勿論である。

なお、データベース１３４（図８参照）は、放射線撮影システム１０にて実行可能な撮影に関する各種のデータを格納可能であるため、撮影対象となる被写体１４が代わったり、被写体１４の撮影部位を変更したり、又は、複数の被写体１４に対して撮影を順次行う場合にも、データベース１３４中のデータを利用可能である。

また、被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技は、撮影時に医師２６が操作部１２８を操作することにより入力されてもよいし、あるいは、被写体１４のオーダ情報に予め含めてもよい。操作部１２８を用いて入力された前記撮影部位、前記厚み及び前記撮影手技がオーダ情報の一部としてオーダ情報記憶部１３２に記憶されることにより、該オーダ情報が編集されることになる。

ここで、オーダ情報に示す被写体１４の撮影部位（撮影手技）に対する放射線画像の撮影が行われる場合に、データベース検索部１５０は、下記の処理を行う。

１回目の撮影によって１回目の放射線画像が得られた場合に、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位に一致するオブジェクトデータを自動的に検索し、該撮影部位に一致したオブジェクトデータの示す撮影部位を、２回目の放射線画像における被写体１４の撮影部位として特定する。具体的に、データベース検索部１５０は、例えば、公知のパターンマッチング方法を用いて、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位と、各オブジェクトデータとのマッチングを行い、２つの画像間の相関（一致度）が所定の閾値を超える場合に、該閾値を超える結果となったオブジェクトデータの示す撮影部位を、２回目の放射線画像での被写体１４の撮影部位として特定する。

なお、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位と一致する可能性の高いオブジェクトデータ（一致度が前記閾値を超える結果となったオブジェクトデータ）を複数検索した場合には、前記１回目の放射線画像と、複数のオブジェクトデータとを表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、操作部１２８を操作して、最も一致していると思われるオブジェクトデータを選択すれば、データベース検索部１５０は、選択されたオブジェクトデータの示す撮影部位が被写体１４の撮影部位であると特定する。

また、データベース検索部１５０は、特定した被写体１４の撮影部位の厚みと撮影手技とを特定する。この場合、オーダ情報記憶部１３２に記憶されたオーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位と、特定した被写体１４の撮影部位とが一致すれば、オーダ情報中の撮影部位の厚みと撮影手技とを、そのまま、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位の厚み及び撮影手技として特定する。

なお、オーダ情報中の撮影部位と一致しない場合や、撮影部位の厚み及び撮影手技を再度設定したい場合には、データベース検索部１５０は、特定した被写体１４の撮影部位とオーダ情報とを表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、操作部１２８を操作して、撮影部位の厚み及び撮影手技を入力する。これにより、データベース検索部１５０は、入力された撮影部位の厚み及び撮影手技を、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位の厚み及び撮影手技として特定すると共に、特定した撮影部位、その厚み及び撮影手技をオーダ情報の一部として、オーダ情報記憶部１３２に記憶することにより該オーダ情報を編集することができる。

さらに、データベース検索部１５０は、特定した被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技に応じた最適線量データを、図１１のテーブルから自動的に検索する。また、データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位及び撮影手技と放射線出力装置２０における放射線源の個数とから、最適な重み付けデータを自動的に検索する。

そして、データベース検索部１５０は、検索した最適線量データの示す最適な線量と、１回目の放射線画像に写り込んだ被写体１４の撮影部位の箇所における放射線の線量とを比較して、１回目の撮影での撮影部位に対する曝射線量が、前記最適な線量に到達したか否かを判定する。この場合、データベース検索部１５０は、線量同士の比較に代えて、前記最適な線量に応じた放射線画像のデジタルデータの値（画素値）と、１回目の放射線画像中の撮影部位の箇所におけるデジタルデータの値（例えば、画素値の平均値）とを比較することにより、１回目の撮影での撮影部位に対する曝射線量が、最適な線量に到達したか否かを判定してもよい。

ここで、１回目の撮影での曝射線量が前記最適な線量に到達していれば、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像が医師２６による読影診断に適した放射線画像であるため、再撮影（２回目の撮影）は不要と判定する。

一方、１回目の撮影での曝射線量が前記最適な線量に到達していなければ、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像が読影診断に適した放射線画像ではないため、２回目の撮影が必要と判定し、前記最適な曝射線量と、前記１回目の撮影での曝射線量との差を、不足分の線量として算出する。

次に、データベース検索部１５０は、不足分の線量と、検索した最適線量データ及び重み付けデータと、検索に用いた被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技を含むオーダ情報とを撮影条件設定部１５２に出力する。

なお、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、最適線量データ及び重み付けデータとして複数の候補を検索した場合には、該複数の候補及びオーダ情報を表示部１２６に表示させる。医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認しながら、２回目の撮影にとり最適と思われるデータを、操作部１２８を操作して選択すればよい。この場合、データベース検索部１５０は、複数の候補の中から医師２６が選択した最適線量データ及び重み付けデータと、オーダ情報とを撮影条件設定部１５２に出力すると共に、選択した最適線量データの示す最適な線量と、１回目の撮影での曝射線量との差を算出し、算出後の前記差を不足分の線量として撮影条件設定部１５２に出力することになる。

撮影条件設定部１５２は、１回目の撮影時には、オーダ情報に基づいて、１回目の撮影における被写体１４の撮影部位に対する撮影条件（１回目の撮影条件）を自動的に設定し、設定した１回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。また、撮影条件設定部１５２は、２回目の撮影時には、データベース検索部１５０が検索した最適線量データ及び重み付けデータと、オーダ情報と、不足分の線量とに基づいて、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位に対する撮影条件（２回目の撮影条件）を自動的に設定し、設定した２回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。

なお、撮影条件設定部１５２は、２回目の撮影時には、オーダ情報と、データベース検索部１５０が検索した最適線量データ及び重み付けデータと、不足分の線量を表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認しながら、操作部１２８を操作することにより、オーダ情報、被写体１４の状態又は撮影手技に応じて、重み付けデータの内容を変更し、撮影条件設定部１５２は、変更後の重み付けデータに基づいて２回目の撮影条件を設定する。

また、１回目の撮影時において、データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技に応じた最適線量データを撮影条件設定部１５２に出力し、撮影条件設定部１５２は、オーダ情報及び最適線量データに基づいて、１回目の撮影条件を設定してもよい。

なお、上記の説明では、データベース検索部１５０がデータベース１３４から最適線量データを検索し、検索された最適線量データ等に基づいて撮影条件設定部１５２が２回目の撮影条件を設定する場合について説明した。この説明に代えて、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像に写り込んでいる被写体１４の撮影部位を特定した後に、特定した撮影部位を示す画像に基づいて、該撮影部位に応じた最適な線量を算出することも可能である。この場合、データベース検索部１５０は、算出した最適な線量を示す最適線量データと、データベース１３４から検索した重み付けデータと、被写体１４の撮影部位を含むオーダ情報と、不足分の線量とを撮影条件設定部１５２に出力し、撮影条件設定部１５２は、これらの情報に基づいて２回目の撮影条件を設定することになる。

［本実施形態の動作］
本実施形態に係る放射線撮影システム１０は、基本的には以上のように構成されるものであり、次にその動作（放射線撮影方法）について、図１３及び図１４のフローチャートを参照しながら説明する。この動作説明では、必要に応じて、図１〜図１２も参照しながら説明する。

なお、ここでは、オーダ情報のみに基づいて１回目の撮影条件が設定され、その後、該１回目の撮影条件に従って１回目の撮影が行われ、次に、１回目の放射線画像中の撮影部位の示す曝射線量が、最適な線量に到達していないために、２回目の撮影が行われる場合について説明する。

先ず、図１３のステップＳ１において、制御装置２４の制御処理部１２４（図８参照）は、外部からオーダ情報を取得し、取得したオーダ情報をオーダ情報記憶部１３２に記憶する。なお、制御装置２４が撮影室のコンソールである場合には、アンテナ１２０及び通信部１２２を介してＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得すればよい。また、制御装置２４が現場に搬送可能な可搬型の携帯端末である場合には、現場の医師２６（図１、図４Ｂ及び図５Ａ〜図６Ｂ参照）が操作部１２８を操作することによるオーダ情報の登録、現場への搬送前における病院内でのＲＩＳ又はＨＩＳからのオーダ情報の取得、あるいは、現場への搬送後、病院との間で形成される無線リンクを介してのオーダ情報の受信により、オーダ情報を取得すればよい。

ステップＳ２において、撮影条件設定部１５２は、オーダ情報に基づいて、１回目の撮影条件を設定し、設定した１回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。

なお、ステップＳ２において、オーダ情報に撮影部位の厚み及び撮影手技が含まれていない場合、医師２６は、操作部１２８を操作して撮影部位の厚み及び撮影手技を入力すればよい。これにより、入力された撮影部位の厚み及び撮影手技がオーダ情報の一部としてオーダ情報記憶部１３２に記憶され、該オーダ情報記憶部１３２内のオーダ情報が編集される。

次に、ステップＳ３において、医師２６が放射線検出装置２２のスイッチ３８（図２Ａ、図２Ｂ、図５Ａ〜図６Ｂ及び図７参照）を投入すると、バッテリ７６は、放射線検出装置２２内の各部に電力を供給して、装置全体を起動させる。これにより、カセッテ制御部７４は、放射線検出装置２２が起動したことを通知するための起動通知信号を無線により制御装置２４（図１及び図８参照）に送信する。また、放射線検出器６０の各画素９０（図９参照）にもバッテリ７６からバイアス電圧Ｖｂが供給される。

制御装置２４の制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介した前記起動通知信号の受信に基づいて、撮影条件記憶部１３６に記憶されている１回目の撮影条件を無線により放射線検出装置２２に送信する。カセッテ制御部７４は、アンテナ７０及び通信部７２を介して受信した前記１回目の撮影条件を登録する。

ところで、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が現場に搬送された場合、接続端子３９と接続端子４３との嵌合と、接続端子４１と接続端子４５との嵌合によって、放射線出力装置２０が放射線検出装置２２の保持部３５、３７間で保持され、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態となっている（図２Ａ参照）。この場合、バッテリ７６は、接続端子３９、４１、４３、４５を介してバッテリ６８を充電している。

そこで、医師２６は、被写体１４の撮影部位のポジショニングを行うべく、接続端子３９と接続端子４３との嵌合状態と、接続端子４１と接続端子４５との嵌合状態を解除して、放射線検出装置２２から放射線出力装置２０を離間させ、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態を解除する（図２Ｂ参照）。これにより、バッテリ７６からバッテリ６８への充電も停止する。

次に、医師２６は、被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置とが略一致し、且つ、該撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように前記撮影部位をポジショニングする（図３Ａ及び図３Ｂ参照）。その後、医師２６が取手２８を把持した状態で、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間の距離がＳＩＤに応じた距離となるように、被写体１４の撮影部位に放射線出力装置２０を向けたときに、タッチセンサ５２は、検出信号を線源制御部６６に出力する。線源制御部６６は、前記検出信号の入力に基づいて、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うようにバッテリ６８を制御し、放射線出力装置２０全体を起動させる。また、線源制御部６６は、放射線出力装置２０が起動したことを通知するための起動通知信号を無線により制御装置２４に送信する。

制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介した前記起動通知信号の受信に基づいて、撮影条件記憶部１３６に記憶された１回目の撮影条件を無線により放射線出力装置２０に送信する。線源制御部６６は、アンテナ６２及び通信部６４を介して受信した前記１回目の撮影条件を登録する。

上記の撮影準備が完了したことを前提に、医師２６は、一方の手で取手２８を把持した状態で他方の手で曝射スイッチ１３０を投入する（ステップＳ４）。これにより、制御信号生成部１５４は、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力を開始させるための曝射制御信号を生成し、無線により放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に送信する。なお、１回目の撮影時の曝射制御信号は、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力の開始と、放射線検出器６０における放射線１６ａ〜１６ｃの検出及び放射線画像への変換との同期を取ることにより、被写体１４の撮影部位に対する１回目の放射線画像の撮影を実行するための同期制御信号である。

線源制御部６６は、曝射制御信号を受信すると、前記１回目の撮影条件に従って所定の線量からなる放射線１６ａ〜１６ｃを被写体１４に照射するように放射線源１８ａ〜１８ｃを制御する。これにより、放射線源１８ａ〜１８ｃは、放射線１６ａ〜１６ｃを出力し、該放射線１６ａ〜１６ｃは、放射線出力装置２０から外部に出力され、前記１回目の撮影条件に基づく所定の曝射時間（照射時間）だけ被写体１４の撮影部位に照射される（ステップＳ５）。

そして、放射線１６ａ〜１６ｃが被写体１４を透過して放射線検出装置２２内の放射線検出器６０に至ったステップＳ６において、放射線検出器６０が間接変換型の放射線検出器である場合に、該放射線検出器６０を構成するシンチレータは、放射線１６ａ〜１６ｃの強度に応じた強度の可視光を発光し、光電変換層９６（図９参照）を構成する各画素９０は、可視光を電気信号に変換し、電荷として蓄積する。次いで、各画素９０に保持された被写体１４の放射線画像（１回目の放射線画像）である電荷情報は、カセッテ制御部７４を構成するアドレス信号発生部７８（図７参照）からライン走査駆動部１００及びマルチプレクサ１０２に供給されるアドレス信号に従って読み出される。

すなわち、ライン走査駆動部１００のアドレスデコーダ１０４は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ１の１つを選択し、対応するゲート線９２に接続されたＴＦＴ９８のゲートに制御信号Ｖｏｎを供給する。一方、マルチプレクサ１０２のアドレスデコーダ１１０は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ２を順次切り替え、ライン走査駆動部１００によって選択されたゲート線９２に接続された各画素９０に保持された電荷情報である１回目の放射線画像を信号線９４を介して順次読み出す。

選択されたゲート線９２に接続された各画素９０から読み出された１回目の放射線画像は、各増幅器１０６によって増幅された後、各サンプルホールド回路１０８によってサンプリングされ、マルチプレクサ１０２を介してＡ／Ｄ変換器１１２に供給され、デジタル信号に変換される。デジタル信号に変換された１回目の放射線画像は、カセッテ制御部７４の画像メモリ８０に一旦記憶される（ステップＳ７）。

同様にして、ライン走査駆動部１００のアドレスデコーダ１０４は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従ってスイッチＳＷ１を順次切り替え、各ゲート線９２に接続されている各画素９０に保持された電荷情報である１回目の放射線画像を信号線９４を介して読み出し、マルチプレクサ１０２及びＡ／Ｄ変換器１１２を介してカセッテ制御部７４の画像メモリ８０に記憶させる（ステップＳ７）。

画像メモリ８０に記憶された１回目の放射線画像は、カセッテＩＤメモリ８２に記憶されたカセッテＩＤ情報と共に、通信部７２及びアンテナ７０を介して無線通信により制御装置２４に送信される。制御装置２４の制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介して受信された１回目の放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ１３８に記憶すると共に、１回目の放射線画像を表示部１２６に表示させる（ステップＳ８）。これにより、医師２６は、表示部１２６の表示内容を視認することにより、１回目の放射線画像が得られたことを確認することができる。

次のステップＳ９において、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位に一致するオブジェクトデータをデータベース１３４から自動的に検索し、該撮影部位に一致したオブジェクトデータの示す撮影部位を、２回目の撮影時の被写体１４の撮影部位として特定する。

次に、データベース検索部１５０は、特定した被写体１４の撮影部位について、その厚み及び撮影手技を特定する。この場合、オーダ情報記憶部１３２に記憶されたオーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位と、データベース検索部１５０が特定した被写体１４の撮影部位とが一致すれば、データベース検索部１５０は、該オーダ情報中の撮影部位の厚みと撮影手技とを、そのまま、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位の厚み及び撮影手技として特定する。

なお、ステップＳ９において、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位との一致度が所定の閾値を超えたオブジェクトデータを複数検索した場合、データベース検索部１５０は、前記１回目の放射線画像と、これらのオブジェクトデータとを表示部１２６に表示させてもよい。これにより、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、操作部１２８を操作して、最も一致していると思われるオブジェクトデータを選択することができる。この結果、データベース検索部１５０は、医師２６が選択したオブジェクトデータの示す撮影部位を、被写体１４の撮影部位であると特定する。

また、ステップＳ９において、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位とオーダ情報中の撮影部位とが一致しない場合や、撮影部位の厚み及び撮影手技を再度設定する場合、データベース検索部１５０は、特定した被写体１４の撮影部位とオーダ情報とを表示部１２６に表示させてもよい。これにより、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、操作部１２８を操作して、撮影部位の厚み及び撮影手技を入力することができる。この結果、データベース検索部１５０は、入力された撮影部位の厚み及び撮影手技を、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位の厚み及び撮影手技として特定し、特定した撮影部位、その厚み及び撮影手技をオーダ情報の一部としてオーダ情報記憶部１３２に記憶させることにより、オーダ情報記憶部１３２に記憶されたオーダ情報を編集することができる。

図１４のステップＳ１０において、データベース検索部１５０（図８参照）は、図１３のステップＳ９で特定した被写体１４（図１、図３Ａ、図３Ｂ及び図５Ａ〜図７参照）の撮影部位、その厚み及び撮影手技に対応する撮影部位、厚み及び撮影手技と、これらの情報に対応する最適線量データとを、データベース１３４から自動的に検索する。また、データベース検索部１５０は、ステップＳ９で特定した被写体１４の撮影部位及び撮影手技に対応する重み付けデータも、データベース１３４から自動的に検索する。

次のステップＳ１１において、データベース検索部１５０は、検索した最適線量データの示す最適な線量と、１回目の放射線画像における被写体１４の撮影部位の箇所での放射線の線量とを比較して、１回目の撮影での撮影部位の曝射線量が、前記最適な線量に到達したか否かを判定する。この場合、前記１回目の撮影での曝射線量が前記最適な線量に到達していなければ（ステップＳ１１：ＮＯ）、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像が、医師２６による読影診断に適した放射線画像とはなっていないため、２回目の撮影が必要と判定し、次に、前記最適な曝射線量と前記１回目の撮影での曝射線量との差を不足分の線量として算出する（ステップＳ１２）。

そして、データベース検索部１５０は、不足分の線量と、検索できた最適線量データ及び重み付けデータと、検索に用いた被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技を含むオーダ情報とを、２回目の撮影に必要な各種のデータとして撮影条件設定部１５２に出力する（ステップＳ１３）。

なお、前述したステップＳ１０において、データベース検索部１５０は、最適線量データ及び重み付けデータについて複数の候補を検索した場合、これらの候補とオーダ情報とを表示部１２６に表示してもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認して、２回目の撮影にとり最適と思われる候補（データ）を、操作部１２８を操作して選択することができる。これにより、データベース検索部１５０は、医師２６が選択した最適線量データ及び重み付けデータの候補を、２回目の撮影に必要なデータとみなすと共に、選択した最適線量データの示す最適な線量と、１回目の撮影での曝射線量との差を不足分の線量として算出することができる（ステップＳ１２）。

次に、ステップＳ１４において、撮影条件設定部１５２は、入力された最適線量データ及び重み付けデータと、オーダ情報と、不足分の線量とに基づいて、各放射線源１８ａ〜１８ｃから被写体１４の撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｃを照射させるための２回目の撮影条件を設定する。

被写体１４の撮影部位が図５Ｂのような胸部である場合、撮影条件設定部１５２（図８参照）は、上記の各データの内容に従って、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が最大の線量となり、且つ、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が前記最大の線量を補う小さな線量となるように、２回目の撮影条件（管電圧、管電流、照射時間）を設定し、設定した２回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。

また、被写体１４の撮影部位が図６Ｂのような手（右手）である場合、撮影条件設定部１５２（図８参照）は、上記の各データに従って、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が最大の線量となり、且つ、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が前記最大の線量を補う小さな線量となるように、２回目の撮影条件（管電圧、管電流、照射時間）を設定し、設定した２回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。

そして、制御処理部１２４は、設定された２回目の撮影条件を通信部１２２及びアンテナ１２０を介して無線により放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２（図７参照）に送信する。放射線出力装置２０の線源制御部６６は、アンテナ６２及び通信部６４を介して受信した前記２回目の撮影条件を登録し、一方で、放射線検出装置２２のカセッテ制御部７４は、アンテナ７０及び通信部７２を介して受信した前記２回目の撮影条件を登録する。

なお、ステップＳ１４において、撮影条件設定部１５２は、入力された最適線量データ及び重み付けデータと、オーダ情報と、不足分の線量とを表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、オーダ情報の内容、被写体１４の状態、又は、被写体１４の撮影手技に応じて、操作部１２８を操作することにより、重み付けデータの内容を変更し、変更後の各データの内容に従って所望の２回目の撮影条件を設定することも可能である。この場合でも、撮影条件設定部１５２は、設定された２回目の撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。

また、図１３のステップＳ９において、データベース検索部１５０が、１回目の放射線画像に写り込んでいる被写体１４の撮影部位を特定した後に、該撮影部位の示す画像に基づいて、前記撮影部位に応じた最適な線量を算出する一方で、データベース１３４から重み付けデータを検索した場合に、図１４のステップＳ１４において、撮影条件設定部１５２（図８参照）は、被写体１４の撮影部位を含むオーダ情報と、算出された最適な線量を示す最適線量データと、不足分の線量と、検索された重み付けデータとに基づいて、２回目の撮影条件を設定する。

上記の撮影準備が完了したことを前提に、医師２６は、一方の手で取手２８を把持した状態で他方の手で曝射スイッチ１３０を再度投入する（ステップＳ１５）。これにより、制御信号生成部１５４は、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力を開始させるための曝射制御信号を生成し、無線により放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２（図７参照）に送信する。なお、２回目の撮影での曝射制御信号は、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力の開始と、放射線検出器６０における放射線１６ａ〜１６ｃの検出及び放射線画像への変換との同期を取ることにより、被写体１４の撮影部位に対する２回目の放射線画像の撮影を実行するための同期制御信号である。

線源制御部６６は、曝射制御信号を受信すると、前記２回目の撮影条件に従って所定の線量からなる放射線１６ａ〜１６ｃを被写体１４に照射するように各放射線源１８ａ〜１８ｃを制御する。これにより、各放射線源１８ａ〜１８ｃは、放射線１６ａ〜１６ｃをそれぞれ出力し、該各放射線１６ａ〜１６ｃは、放射線出力装置２０から外部に出力され、前記２回目の撮影条件に基づく所定の曝射時間（照射時間）だけ被写体１４の撮影部位に照射される（ステップＳ１６）。

この場合、撮影部位が図３Ａ及び図５Ｂに示す胸部であれば、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃからは、大きな線量の放射線１６ａ、１６ｃが被写体１４の胸部に照射され、一方で、中央の放射線源１８ｂからは、前記大きな線量を補うような小さな線量の放射線１６ｂが前記撮影部位に照射される。

また、撮影部位が図３Ｂ及び図６Ｂに示す右手であれば、中央の放射線源１８ｂからは、大きな線量の放射線１６ｂが被写体１４の撮影部位に照射され、一方で、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃからは、前記大きな線量を補うような小さな線量の放射線１６ａ、１６ｃが被写体１４の右手に照射される。

そして、各放射線１６ａ〜１６ｃが被写体１４を透過して放射線検出装置２２内の放射線検出器６０に至ったステップＳ１７において、放射線検出器６０が間接変換型の放射線検出器である場合に、該放射線検出器６０を構成するシンチレータは、放射線１６ａ〜１６ｃの強度に応じた強度の可視光を発光し、光電変換層９６を構成する各画素９０は、可視光を電気信号に変換し、電荷として蓄積する。次いで、各画素９０に保持された被写体１４の放射線画像（２回目の放射線画像）である電荷情報は、カセッテ制御部７４を構成するアドレス信号発生部７８からライン走査駆動部１００及びマルチプレクサ１０２に供給されるアドレス信号に従って読み出される。

そして、読み出された電荷情報である２回目の放射線画像は、カセッテ制御部７４の画像メモリ８０に記憶され（ステップＳ１８）、画像メモリ８０に記憶された２回目の放射線画像は、カセッテＩＤメモリ８２に記憶されたカセッテＩＤ情報と共に、通信部７２及びアンテナ７０を介して無線通信により制御装置２４に送信される。制御装置２４の制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介して受信された２回目の放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ１３８に記憶すると共に、２回目の放射線画像を表示部１２６に表示させる（ステップＳ１９）。

なお、２回目の放射線画像に関するステップＳ１７〜Ｓ１９の処理については、１回目の放射線画像に関するステップＳ６〜Ｓ８の処理と同様である。すなわち、ステップＳ６〜Ｓ８の説明における１回目の放射線画像の撮影に関わる文言を２回目の放射線画像の撮影に関わる文言に置換すれば、ステップＳ１７〜Ｓ１９の説明になるため、ここでは、ステップＳ１７〜Ｓ１９の詳細な説明を省略する。

次に、加算処理部１４８は、画像メモリ１３８に記憶された１回目の放射線画像のデジタルデータと、２回目の放射線画像のデジタルデータとを加算する所定の加算処理を行うことにより、医師２６の読影診断に適した放射線画像を生成し（ステップＳ２０）、生成した該放射線画像を表示部１２６に表示させると共に、画像メモリ１３８に記憶させる（ステップＳ２１）。なお、ステップＳ２１では、当該放射線画像に加え、加算処理の対象となった１回目の放射線画像及び２回目の放射線画像を共に表示部１２６に表示させてもよい。

医師２６は、表示部１２６の表示内容を視認して、読影診断に適した放射線画像が得られたことを確認した後に、被写体１４をポジショニング状態から解放し、次に、取手２８から手を離す。これにより、タッチセンサ５２からの検出信号の出力が停止するので、線源制御部６６は、バッテリ６８から放射線出力装置２０内の各部への電力供給を停止させる。この結果、放射線出力装置２０は、スリープ状態又は停止状態に至る。また、医師２６がスイッチ３８を押す（オフする）と、バッテリ７６から放射線検出装置２２内の各部への電力供給が停止されるので、放射線検出装置２２もスリープ状態又は停止状態に至る。

そして、医師２６は、接続端子３９と接続端子４３とを嵌合させると共に、接続端子４１と接続端子４５とを嵌合させることにより、保持部３５、３７間で放射線出力装置２０を保持させて、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態とする（図２Ａ参照）。

なお、ステップＳ１１において、１回目の放射線画像における撮影部位の箇所での放射線の線量が、データベース検索部１５０の検索した最適線量データの示す最適な線量に到達していた場合、データベース検索部１５０は、１回目の撮影のみで、医師２６による読影診断に適した放射線画像が得られたものと判定し（ステップＳ１１：ＹＥＳ）、次に、１回目の放射線画像を読影診断に適した放射線画像として表示部１２６に改めて表示させると共に、画像メモリ１３８に記憶させる（ステップＳ２１）。

また、１回目の放射線画像の示す線量があまりにも小さ過ぎるために、不足分の線量の大きさが前記最適な線量に近い大きさである場合には、制御処理部１２４は、図１４で破線に示すように、加算処理部１４８による加算処理（ステップＳ２０）を実行せずに、前記２回目の放射線画像を、そのまま、医師２６による読影診断に適した放射線画像とみなして、ステップＳ２１の処理を行う。

［本実施形態の効果］
以上説明したように、本実施形態に係る放射線撮影システム１０及び放射線撮影方法によれば、放射線出力装置２０に収容された少なくとも２つの放射線源（図４Ａ〜図６Ｂでは３つの放射線源１８ａ〜１８ｃ）のうち、少なくとも一方の放射線源（図４Ａ〜図６Ｂでは放射線源１８ｂ）により被写体１４に対する１回目の撮影を行い、該１回目の撮影により得られた１回目の放射線画像の示す被写体１４の撮影部位に対する線量が、最適な線量（医師２６による読影診断に適した放射線画像の示す曝射線量）に到達していなければ、該最適な線量と１回目の撮影での線量との差（不足分の線量）を補うように、２回目の撮影において少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線（放射線１６ａ〜１６ｃ）の線量の重み付けを行う。

従って、被写体１４の撮影部位に対して２回目の撮影を行っても、当初の撮影及び再撮影（前記１回目の撮影及び前記２回目の撮影）による被写体１４の撮影部位での累積の曝射線量は、前記最適な線量となる。

つまり、本実施形態では、１回目の撮影で所望の放射線画像が得られなかったため、被写体１４の撮影部位に対する再撮影（２回目の撮影）を実行する場合でも、被写体１４の不用意な被曝は発生しない。

また、加算処理部１４８が、１回目の放射線画像のデジタルデータと、２回目の放射線画像のデジタルデータとを加算する加算処理を行えば、医師２６による読影診断に適した曝射線量の放射線画像を容易に得ることができる。

このように、本実施形態では、単純に被写体１４の撮影部位をカバーできるように放射線１６ａ〜１６ｃの照射範囲を設定するのではなく、１回目の放射線画像に基づいて、２回目の撮影の際に各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される各放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けを行っている。しかも、１回目の放射線画像には被写体１４の撮影部位が写り込んでいるので、該撮影部位に従って各放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けが行われることになる。

従って、本実施形態では、電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｃを用いて短いＳＩＤで被写体１４に対する放射線画像の撮影（１回目及び２回目の撮影）を行っても、放射線１６ａ〜１６ｃの照射範囲を容易に拡大することができると共に、該被写体１４に対して最適な線量（曝射線量）の放射線１６ａ〜１６ｃを照射させることが可能となる。

なお、本実施形態において、１回目の放射線画像の示す放射線１６ａ〜１６ｃの線量が、最適な線量に到達していた場合、該１回目の放射線画像が医師２６による読影診断に適した曝射線量の放射線画像となるので、２回目の撮影（再撮影）が不要になることは勿論である。

また、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、１回目の放射線画像に写り込んだ撮影部位に一致するオブジェクトデータの示す撮影部位を、２回目の撮影における被写体１４の撮影部位として特定し、次に、特定した撮影部位、その厚み及び撮影手技に応じた最適線量データを検索すると共に、被写体１４の撮影部位及び撮影手技に応じた重み付けデータを検索する。そして、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像の撮影部位の示す線量が、最適線量データの示す最適な線量に到達していなければ、２回目の撮影が必要と判定して不足分の線量を算出し、その後、検索した最適線量データ及び重み付けデータと、オーダ情報と、不足分の線量とを撮影条件設定部１５２に出力する。これにより、撮影条件設定部１５２での２回目の撮影条件の設定を正確に且つ効率よく行うことが可能となる。この結果、放射線出力装置２０が２回目の撮影条件に従って各放射線源１８ａ〜１８ｃから被写体１４の撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｃを照射させれば、医師２６による読影診断に適した放射線画像を得るために必要とされる２回目の放射線画像を、確実に取得することが可能となる。

また、データベース検索部１５０は、１回目の放射線画像に写り込んでいる被写体１４の撮影部位を特定した後に、特定した撮影部位を示す画像に基づいて、該撮影部位に応じた最適な線量を算出することも可能であるため、最適線量データがデータベース１３４に格納されていない場合や、データベース１３４から所望の最適線量データが検索できなかった場合でも、２回目の撮影での最適な線量を特定し、特定した最適な線量に基づいて、撮影条件設定部１５２にて２回目の撮影条件を設定することができる。

また、被写体１４の撮影部位は、撮影可能領域３６の中央部分に位置決めされ（図３Ａ及び図３Ｂ参照）、１回目の撮影時及び２回目の撮影時には、該中央部分に対向する放射線出力装置２０の各放射線源１８ａ〜１８ｃから被写体１４の撮影部位に向けて放射線１６ａ〜１６ｃが照射されるので、該撮影部位が写り込んだ放射線画像を確実に取得することができる。

さらに、撮影条件設定部１５２は、オーダ情報、被写体１４の状態又は被写体１４の撮影手技に応じて、データベース検索部１５０が検索した重み付けデータの内容を変更することで、実際の被写体１４の撮影手技に応じた、より正確な２回目の撮影条件を設定することができる。

さらにまた、本実施形態では、放射線出力装置２０に３つの放射線源１８ａ〜１８ｃが収容されている場合に、２回目の撮影の際には、被写体１４の撮影部位に応じて、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される各放射線１６ａ〜１６ｃについて、下記のような線量の重み付けを行う。

図５Ｂのように、比較的大きな撮影部位（例えば、被写体１４の胸部）に対して２回目の撮影を行う際には、両端の放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が最大の線量となり、一方で、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が小さな線量となるように、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される各放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けを行う。

図６Ｂのように、比較的小さな撮影部位（例えば、被写体１４の手）に対して２回目の撮影を行う際には、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が最大の線量となり、一方で、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される各放射線１６ａ、１６ｃの線量が小さな線量となるように、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される各放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けを行う。

このような重み付けを行うことにより、電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｃを用いて短いＳＩＤで被写体１４に対する放射線画像の撮影を行っても、放射線１６ａ〜１６ｃの照射範囲を容易に拡大することができると共に、該被写体１４に対して適切な線量（曝射線量）の放射線１６ａ〜１６ｃを照射させることが可能となる。このように、被写体１４に応じた適切な線量の放射線１６ａ〜１６ｃを被写体１４に照射することができるので、１回目の放射線画像と２回目の放射線画像との加算処理を加算処理部１４８で行うことにより、医師２６の読影診断に適した放射線画像が得られると共に、被写体１４の不用意な被曝を回避することができる。

また、図５Ｂの例では、比較的大きな撮影部位に対する２回目の放射線画像の撮影を効率よく行うことが可能となり、一方で、図６Ｂの例では、比較的小さな撮影部位に対する２回目の放射線画像の撮影を効率よく行うことが可能となる。

さらに、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｃの出力箇所とは反対側の箇所に、取手２８を設けることで、医師２６は、一方の手で取手２８を把持して、放射線出力装置２０を被写体１４及び放射線検出装置２２に向けながら、表示部１２６の表示内容を確認したり、他方の手で操作部１２８を操作したり、あるいは、他方の手で曝射スイッチ１３０を操作することが可能となる。また、医師２６が取手２８を把持している最中に放射線１６ａ〜１６ｃが出力された場合でも、医師２６への放射線１６ａ〜１６ｃの照射（医師２６の被曝）を確実に回避することができる。

また、接続端子３９と接続端子４３との嵌合、及び、接続端子４１と接続端子４５との嵌合によって、放射線出力装置２０を保持部３５、３７間で保持させて、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態とすることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の搬送を容易に行うことができる。さらに、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続されると共に、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続されることで、放射線検出装置２２のバッテリ７６から放射線出力装置２０のバッテリ６８を充電することも可能となる。

さらにまた、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、線源制御部６６がバッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｃへの電力供給を禁止することにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の搬送中での放射線１６ａ〜１６ｃの誤曝射を回避することができる。しかも、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｃの出力箇所を、放射線検出装置２２の筐体３０の側面に向けることで、放射線１６ａ〜１６ｃの誤曝射が仮に発生しても、医師２６の被曝を確実に回避することができる。

なお、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間は、無線により信号の送受信が行われる。このように、同一のリンク内で放射線出力装置２０、放射線検出装置２２及び制御装置２４が無線を介して接続され、信号を送受信するためのケーブル（ＵＳＢケーブル）が不要であるため、医師２６の作業に支障を来すおそれがない。従って、医師２６は、自己の作業を効率よく行うことが可能となる。また、ケーブルを不要としたことにより、放射線撮影システム１０の部品点数が削減される。また、本実施形態では、無線通信に代えて、赤外線等を用いた光無線通信で信号の送受信を行ってもよい。

さらに、本実施形態では、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間を有線により信号の送受信を行うことも可能である。例えば、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間を図示しないＵＳＢケーブルを介して電気的に接続すれば、制御装置２４の電源部１４０から放射線出力装置２０のバッテリ６８及び放射線検出装置２２のバッテリ７６を確実に充電することができる。また、制御装置２４から放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２への曝射制御信号及び撮影条件の送信や、放射線検出装置２２から制御装置２４への放射線画像の送信を確実に行うことができる。従って、有線による接続では、信号の送受信やバッテリ６８、７６の充電を確実に行うことができる。

なお、バッテリ６８、７６を充電する際には、少なくとも被写体１４の撮影枚数に応じた充電量だけバッテリ６８、７６を充電できればよい。これにより、撮影時に、前記撮影枚数分の撮影を確実に行うことができる。

この場合、放射線画像の撮影時を除く時間帯にバッテリ６８、７６を充電すればよい。これにより、撮影時、及び、撮影後の放射線画像の送信時には、バッテリ６８、７６が充電されることはないので、撮影中、バッテリ６８、７６への充電に起因して電荷信号（アナログ信号）にノイズが重畳したり、又は、放射線画像の送信中に前記ノイズが当該放射線画像に重畳することを回避することができる。

ここで、充電及びノイズについて、より詳細に説明すると、被写体１４を透過した放射線１６ａ〜１６ｃが放射線検出器６０により電気信号に変換された後、各画素９０に電荷として蓄積される期間（蓄積期間）、各画素９０に蓄積された電荷が読み取られる期間（読み取り期間）、及び、読み取られた電荷（アナログ信号）がＡ／Ｄ変換器１１２でデジタル信号へと変換される期間のうち、いずれかの期間、各期間を組み合わせた期間、又は、全ての期間を含む期間を除く時間帯において、バッテリ６８、７６を充電できればよい。

すなわち、これら３つの期間は、特に画像信号（放射線画像）へのノイズの重畳による影響が顕著だからである。前記蓄積期間及び前記読み取り期間では、その電荷が微小であるためノイズの影響が大きく、また、デジタル信号への変換期間では、Ａ／Ｄ変換前はデジタル信号に比べてノイズ耐性の低いアナログ信号であり、さらに当該アナログ信号に重畳したノイズがそのままデジタル信号に変換されて画像データに現れ易いためである。

なお、前記蓄積期間の一部には、放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを照射する時間も含まれる。つまり、前記蓄積を開始し、可及的に早いタイミングで照射を開始し、照射を停止した後、直ちに前記読み取り以降の動作が行われるとよく、これら各動作でのタイムラグを可及的に少なくすると、いわゆる暗電流の抑制に好適であり、得られる放射線画像の品質を一層向上させることができる。また、前記読み取り期間とは、ＴＦＴ９８をオンして各増幅器１０６等を介しＡ／Ｄ変換器１１２へと信号が流れる期間であり、該読み取り期間と前記デジタル信号への変換期間とは時間軸的には略同時、実際には読み取り期間（の開始）が僅かに早く発生することになる。

従って、撮影時、及び、撮影後の放射線画像の送信時でのバッテリ６８、７６の充電を禁止することで、放射線検出器６０での放射線１６ａ〜１６ｃの検出を高品質に行うことができる。

また、放射線画像の撮影時を除く時間帯にバッテリ６８、７６に供給される電力量は、下記のように予測すればよく、予測した分の電力量をバッテリ６８、７６に充電することで、（必要枚数分の）放射線画像の撮影を確実に行うことができる。

すなわち、バッテリ６８、７６の充電条件や、今回又は前回の撮影条件（撮影枚数やｍＡｓ値等）から、撮影に使用する放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の消費電力量を算出し、算出した消費電力量に基づいて、今回の撮影で消費されるであろう放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の各電力量、あるいは、前回の撮影で消費されたであろう放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の各電力量を予測する。

今回の撮影で消費されるであろう各電力量の分だけバッテリ６８、７６を充電するか、あるいは、前回の撮影で消費されたであろう各電力量の分だけバッテリ６８、７６を充電することにより、当該今回の撮影を確実に行うことが可能となる。

また、複数枚の撮影を行う場合に、撮影の間にバッテリ６８、７６の充電を行う際には、充電条件、今回の撮影条件（撮影枚数やｍＡｓ値等）のうち、既に撮影が終了した分を除く、これから行われる撮影の撮影条件から、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の消費電力量を算出し、算出した消費電力量に基づいて、これから行われる撮影で消費される電力量を予測する。

この場合でも、これから行われる撮影で消費される分の電力量をバッテリ６８、７６に充電することで、残りの枚数分の撮影を確実に行うことが可能となる。

さらに、本実施形態では、無線通信及び／又は有線通信による信号の送受信について説明したが、被写体１４が放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とに接触して、ＳＩＤが一層短く設定されている場合、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間では、被写体１４を介した人体通信により信号の送受信を行ってもよい。また、医師２６が放射線出力装置２０と制御装置２４との双方に接触している場合には、放射線出力装置２０と制御装置２４との間の信号の送受信を、医師２６を介した人体通信で行ってもよい。

また、本実施形態において、制御信号生成部１５４は、放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力と、放射線検出器６０における放射線１６ａ〜１６ｃから放射線画像（１回目の放射線画像又は２回目の放射線画像）への変換との同期を取るための曝射制御信号を生成し、通信部１２２は、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に前記曝射制御信号を送信するので、放射線画像の撮影時（１回目の撮影又は２回目の撮影）における放射線源１８ａ〜１８ｃと放射線検出器６０との時刻同期を確実に取ることができる。

さらに、放射線検出装置２２は、筐体の形状を有しているが、少なくとも放射線検出器６０の箇所については、可撓性を有するシート状の形状としてもよい。シート状とすることでロール状に巻取可能となるので、放射線検出装置２２のコンパクト化を実現することができる。

さらに、本実施形態は、光読出方式の放射線検出器を利用して放射線画像を取得する場合にも適用することが可能である。この光読出方式の放射線検出器では、各固体検出素子に放射線が入射すると、その線量に応じた静電潜像が固体検出素子に蓄積記録される。静電潜像を読み取る際には、放射線検出器に読取光を照射し、発生した電流の値を放射線画像として取得する。なお、放射線検出器は、消去光を放射線検出器に照射することで、残存する静電潜像である放射線画像を消去して再使用することができる（特開２０００−１０５２９７号公報参照）。

さらにまた、放射線撮影システム１０では、血液やその他の雑菌が付着するおそれを防止するために、例えば、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を防水性、密閉性を有する構造とし、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの放射線撮影システム１０を繰り返し続けて使用することができる。

また、本実施形態は、上述した医療関連の放射線画像の撮影に限定されるものではなく、例えば、各種の非破壊検査における放射線画像の撮影にも適用可能であることは勿論である。

［本実施形態の変形例］
次に、本実施形態の変形例（第１〜第１３変形例）を図１５Ａ〜図３１Ｂを参照しながら説明する。

なお、これらの変形例において、図１〜図１４と同じ構成要素については、同じ参照数字を付けて説明し、詳細な説明を省略する。

［第１変形例］
第１変形例は、図１５Ａ及び図１５Ｂに示すように、放射線出力装置２０に２つの放射線源１８ａ、１８ｂが収容されている場合を図示したものである。

この場合、各放射線源１８ａ、１８ｂから被写体１４に放射線１６ａ、１６ｂをそれぞれ照射すればよい。２回目の撮影時には、１回目の放射線画像に基づいて、各放射線１６ａ、１６ｂの線量の重み付けを行えばよいことは勿論である。

このように、２つの放射線源１８ａ、１８ｂしか放射線出力装置２０に収容されていない第１変形例の場合であっても、上述した１回目の撮影を行って１回目の放射線画像を取得することにより、本実施形態の各効果が得られることは勿論である。

上記のように、本実施形態及び第１変形例では、一例として、２つの放射線源１８ａ、１８ｂ、又は、３つの放射線源１８ａ〜１８ｃについての１回目の放射線画像の取得や線量の重み付けについて説明したが、放射線源の数が４以上であっても、本実施形態及び第１変形例の考え方を適用すれば、本実施形態及び第１変形例の各効果を容易に得ることができることは勿論である。

［第２変形例］
第２変形例は、図１６Ａ及び図１６Ｂに示すように、放射線出力装置２０の筐体４６における放射線１６ａ〜１６ｃの出力箇所とは反対側の箇所に凹部１６４を形成し、この凹部１６４に収納式の取手１６６を配設したものである。この場合、取手１６６にもタッチセンサ５２が内蔵されている。

ここで、医師２６が放射線出力装置２０を持たない状態では、取手１６６は、図１６Ａに示すように凹部１６４に収納されている。一方、医師２６が取手１６６の基端部側を中心として該取手１６６を回動させると、取手１６６が凹部１６４から引き出された状態となるので、医師２６は、取手１６６を把持することが可能となる（図１６Ｂ参照）。この場合でも、前述した取手２８及びタッチセンサ５２による効果と同様の効果を得ることができる。また、取手１６６の収納時には、タッチセンサ５２の電極と医師２６の手とが接触することがないので、放射線出力装置２０が起動した状態で、放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃが誤って出力されることを回避することができる。

［第３変形例］
第３変形例は、図１７Ａ及び図１７Ｂに示すように、放射線出力装置２０の筐体４６が、放射線検出装置２２と略同じ平面積を有する矩形状とされ、該筐体４６内に、例えば、９つの放射線源１８ａ〜１８ｉが内蔵されている。なお、筐体４６内に内蔵される放射線源の個数は、９つに限定されることはなく、少なくとも３つあればよい。

この場合、放射線源１８ａ〜１８ｉは、照射面３２に対して二次元配列されており、前述した放射線源１８ａ〜１８ｃでの照射面３２に対する一次元配列（図１、図５Ａ〜図６Ｂ、図１５Ａ及び図１５Ｂ参照）とは異なる。

また、筐体４６の上面には取手２８が配設され、該筐体４６の一方の側面と他方の側面とには、放射線検出装置２２の筐体３０の上面の四隅に形成された開口部１６３と、筐体４６の底面に配設されたフック１６５との係合を解除するためのロック解除ボタン１６７が配設されている。

さらに、筐体３０における撮影可能領域３６の外側には、筐体４６の底面に設けられたピン状の接続端子１６９、１７１と嵌合可能なジャックとしての接続端子１７３、１７５も配設されている。

従って、図１７Ａに示す状態では、各フック１６５と各開口部１６３とが係合すると共に、接続端子１６９、１７１と接続端子１７３、１７５とがそれぞれ嵌合するので、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが一体状態となる。これにより、医師２６は、取手２８を把持するか、又は、取手２８と筐体４６の上面との間に手を差し込んだ状態で、一体状態の放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を容易に搬送することができる。また、この一体状態において、放射線検出装置２２のバッテリ７６（図７参照）は、接続端子１６９、１７１、１７３、１７５を介してバッテリ６８を充電することも可能となる。

一方、医師２６が各ロック解除ボタン１６７を押して、各フック１６５と各開口部１６３との係合状態を解除し、取手２８を把持するか、又は、取手２８と筐体４６の上面との間に手を差し込んだ状態で、放射線検出装置２２から放射線出力装置２０を離間させると（引き上げると）、接続端子１６９、１７１と接続端子１７３、１７５との嵌合状態も解除されて、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との一体状態が解除される。これにより、バッテリ７６からバッテリ６８への充電も停止して、各放射線源１８ａ〜１８ｉからの放射線の出力が可能な状態に至る。

第３変形例では、各放射線源１８ａ〜１８ｉが二次元配列されているので、どのような撮影部位に対する放射線画像の撮影も効率よく行うことができる。また、放射線出力装置２０の筐体４６の形状を、放射線検出装置２２の筐体３０と略同じ矩形状とすることで、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態としたときの可搬性を向上させると共に、放射線検出装置２２に対する放射線出力装置２０の位置決めを容易に行うことが可能となる。

さらに、第３変形例においても、本実施形態、第１変形例及び第２変形例の各効果が容易に得られることは勿論である。

［第４変形例］
上記の説明では、放射線検出器６０の構成要素の１つである光電変換層９６を、ａ−Ｓｉ等の物質にて形成した一例を示したが、本実施形態では、有機光電変換材料を含む光電変換層を用いることも可能である。

ここで、第４変形例として、有機光電変換材料を含む光電変換層を用いた放射線検出器の一例を図１８及び図１９を参照しながら説明する。

放射線検出器１７０は、図１８に示すように、絶縁性の基板１７２上に、信号出力部１７４、センサ部１７６及びシンチレータ１７８が順次積層しており、信号出力部１７４及びセンサ部１７６により画素部が構成されている。画素部は、基板１７２上に複数配列されており、各画素部における信号出力部１７４とセンサ部１７６とが重なりを有するように構成されている。

すなわち、図１８及び図１９に示す放射線検出器１７０は、放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に沿って、シンチレータ１７８、センサ部１７６及び信号出力部１７４が順に配置された裏面読取方式（ＰＳＳ方式、ＰＳＳ：Ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ Ｓｉｄｅ Ｓａｍｐｌｉｎｇ）の放射線検出器である。なお、放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に沿って、信号出力部１７４、センサ部１７６及びシンチレータ１７８が順に配置される表面読取方式（ＩＳＳ方式、ＩＳＳ：Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｓｉｄｅ Ｓａｍｐｌｉｎｇ）の放射線検出器については後述する。

シンチレータ１７８は、センサ部１７６上に透明絶縁膜１８０を介して形成されており、上方（基板１７２と反対側）から入射してくる放射線１６ａ〜１６ｃ（図１、図４Ｂ〜図７、図１５Ａ、図１５Ｂ及び図１６Ｂ参照）を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ１７８を設けることで、被写体１４を透過した放射線１６ａ〜１６ｃを吸収して発光することができる。

シンチレータ１７８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ〜８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器１７０によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。

シンチレータ１７８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線１６ａ〜１６ｃとしてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ〜７００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。また、蛍光体としては、ＣｓＩ（Ｔｌ）に限定されることはなく、ＣｓＩ（Ｎａ）（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＧＯＳ（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）等の材料を用いてもよい。

センサ部１７６は、上部電極１８２、下部電極１８４、及び該上下の電極１８２、１８４間に配置された光電変換膜１８６を有し、光電変換膜１８６は、シンチレータ１７８が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。

上部電極１８２は、シンチレータ１７８により生じた光を光電変換膜１８６に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ１７８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（Ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｏｘｉｄｅ（ＴＣＯ））を用いることが好ましい。なお、上部電極１８２としてＡｕ等の金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大しやすいため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）、ＩＺＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｚｉｎｃ Ｏｘｉｄｅ）、ＡＺＯ（Ａｌｕｍｉｎｉｕｍ ｄｏｐｅｄ Ｚｉｎｃ Ｏｘｉｄｅ）、ＦＴＯ（Ｆｌｕｏｒｉｎｅ ｄｏｐｅｄ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）、ＳｎＯ_２、ＴｉＯ_２、ＺｎＯ_２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極１８２は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。

光電変換膜１８６は、可視光を吸収して電荷を発生する材料から構成すればよく、前述したアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）や有機光電変換材料（ＯＰＣ）等を用いることができる。

光電変換膜１８６をアモルファスシリコンで構成した場合、シンチレータ１７８から放出された可視光を広い波長域にわたって吸収するように構成することができる。但し、アモルファスシリコンからなる光電変換膜１８６の形成には蒸着を行う必要があり、基板１７２が合成樹脂製である場合、基板１７２の耐熱性も考慮する必要がある。

一方、光電変換膜１８６を有機光電変換材料を含む材料で構成した場合、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１７８による発光以外の電磁波が光電変換膜１８６に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線１６ａ〜１６ｃが光電変換膜１８６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。

また、有機光電変換材料からなる光電変換膜１８６は、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて、有機光電変換材料を被形成体上に付着させることにより形成することができるので、該被形成体に対する耐熱性は要求されない。

光電変換膜１８６を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ１７８で発光した光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ１７８の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ１７８の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ１７８から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ１７８の放射線１６ａ〜１６ｃに対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。

このような条件を満たすことが可能な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１７８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）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１８６で発生する電荷量を略最大にすることができる。

次に、上述の放射線検出器１７０に適用可能な光電変換膜１８６について具体的に説明する。

放射線検出器１７０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極１８２、１８４と、該電極１８２、１８４間に挟まれた光電変換膜１８６を含む有機層により構成することができる。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、及び、層間接触改良部位等の積み重ね又は混合により形成することができる。

上記有機層は、有機ｐ型化合物又は有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。

有機ｐ型半導体（化合物）は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体（化合物）であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。従って、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。

有機ｎ型半導体（化合物）は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体（化合物）であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。従って、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。

この有機ｐ型半導体及び有機ｎ型半導体として適用可能な材料、及び、光電変換膜１８６の構成については、特開２００９−０３２８５４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。

各画素部を構成するセンサ部１７６は、少なくとも下部電極１８４、光電変換膜１８６及び上部電極１８２を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜１８８及び正孔ブロッキング膜１９０の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。

電子ブロッキング膜１８８は、下部電極１８４と光電変換膜１８６との間に設けることができ、下部電極１８４と上部電極１８２との間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極１８４から光電変換膜１８６に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。

また、電子ブロッキング膜１８８には、電子供与性有機材料を用いることができる。

実際に電子ブロッキング膜１８８に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜１８６の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、且つ、隣接する光電変換膜１８６の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐ、又は、それより小さいＩｐを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−０３２８５４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。

電子ブロッキング膜１８８の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部１７６の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。

正孔ブロッキング膜１９０は、光電変換膜１８６と上部電極１８２との間に設けることができ、下部電極１８４と上部電極１８２との間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極１８２から光電変換膜１８６に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。

正孔ブロッキング膜１９０には、電子受容性有機材料を用いることができる。

また、正孔ブロッキング膜１９０の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部１７６の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。

実際に正孔ブロッキング膜１９０に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜１８６の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、且つ、隣接する光電変換膜１８６の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａ、又は、それより大きいＥａを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−０３２８５４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。

なお、光電変換膜１８６で発生した電荷のうち、正孔が上部電極１８２に移動し、電子が下部電極１８４に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜１８８と正孔ブロッキング膜１９０の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜１８８及び正孔ブロッキング膜１９０は、両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。

各画素部の下部電極１８４下方の基板１７２の表面には、信号出力部１７４が形成されている。図１９には、信号出力部１７４（図１８参照）の構成が概略的に示されている。

信号出力部１７４は、下部電極１８４に対応して、該下部電極１８４に移動した電荷を蓄積するコンデンサ１９２、コンデンサ１９２に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ、以下、単に薄膜トランジスタ又はＴＦＴという場合がある。）１９４が形成されている。コンデンサ１９２及び薄膜トランジスタ１９４の形成された領域は、平面視において下部電極１８４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、各画素部における信号出力部１７４とセンサ部１７６とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器１７０（画素部）の平面積を最小にするために、コンデンサ１９２及び薄膜トランジスタ１９４の形成された領域が下部電極１８４によって完全に覆われていることが望ましい。

コンデンサ１９２は、基板１７２と下部電極１８４との間に設けられた絶縁膜１９６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１８４と電気的に接続されている。これにより、下部電極１８４で捕集された電荷をコンデンサ１９２に移動させることができる。

薄膜トランジスタ１９４は、図１９に示すように、ゲート電極１９８、ゲート絶縁膜２００、及び、活性層（チャネル層）２０２が積層され、さらに、活性層２０２上にソース電極２０４とドレイン電極２０６と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１７０では、活性層２０２が、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等のうちのいずれかにより形成することができるが、活性層２０２を形成可能な材料はこれらに限定されるものではない。

活性層２０２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−Ｏ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ＩｎＧａＯ_３（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、ＩｎＧａＺｎＯ_４がより好ましい。なお、活性層２０２を形成可能な非晶質酸化物はこれらに限定されるものではない。

また、活性層２０２を形成可能な有機半導体材料としては、例えば、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等が挙げられるが、これらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９−２１２３８９号公報で詳細に説明されているため、説明を省略する。

非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブ等のうちのいずれかによって薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を形成すれば、Ｘ線等の放射線１６ａ〜１６ｃ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、信号出力部１７４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。

また、活性層２０２をカーボンナノチューブで形成した場合、薄膜トランジスタ１９４のスイッチング速度を高速化することができ、また、薄膜トランジスタ１９４における可視光域の光の吸収度合いを低下させることができる。なお、活性層２０２をカーボンナノチューブで形成する場合、活性層２０２にごく微量の金属性不純物が混入しただけで薄膜トランジスタ１９４の性能が著しく低下するため、遠心分離等により非常に純度の高いカーボンナノチューブを分離・抽出して活性層２０２の形成に用いる必要がある。

また、有機光電変換材料で形成した膜及び有機半導体材料で形成した膜は、いずれも十分な可撓性を有しているので、有機光電変換材料で形成した光電変換膜１８６と、活性層２０２を有機半導体材料で形成した薄膜トランジスタ１９４とを組み合わせた構成であれば、被写体１４の体の重みが荷重として加わるＴＦＴ基板２０８の高剛性化は必ずしも必要ではなくなる。

ここで、薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を構成する非晶質酸化物や、光電変換膜１８６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、基板１７２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。

また、基板１７２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とを積層して基板１７２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、Ａｃｅｔｏｂａｃｔｅｒ Ｘｙｌｉｎｕｍ）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）と透明樹脂とを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、且つ、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（３ｐｐｍ〜７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度（４６０ＭＰａ）、高弾性（３０ＧＰａ）で、且つ、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基板１７２を形成できる。

放射線検出器１７０は、光電変換膜１８６を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜１８６で放射線１６ａ〜１６ｃがほとんど吸収されない。このため、上述のＰＳＳ方式の放射線検出器１７０は、放射線１６ａ〜１６ｃがＴＦＴ基板２０８を透過する場合でも、光電変換膜１８６による放射線１６ａ〜１６ｃの吸収量が少ないため、放射線１６ａ〜１６ｃに対する感度の低下を抑えることができる。ＰＳＳ方式では、放射線１６ａ〜１６ｃがＴＦＴ基板２０８を透過してシンチレータ１７８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板２０８の光電変換膜１８６を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜１８６での放射線の吸収が殆どなく、放射線１６ａ〜１６ｃの減衰を少なく抑えることができるため、ＰＳＳ方式に適している。

また、薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を構成する非晶質酸化物や光電変換膜１８６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。このため、基板１７２を放射線１６ａ〜１６ｃの吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１７２は、放射線１６ａ〜１６ｃの吸収量が少ないため、ＰＳＳ方式により放射線１６ａ〜１６ｃがＴＦＴ基板２０８を透過する場合でも、放射線１６ａ〜１６ｃに対する感度の低下を抑えることができる。

第４変形例では、放射線検出器１７０を下記のように構成してもよい。

（１）有機光電変換材料の光電変換膜１８６を含みセンサ部１７６を構成し、ＣＭＯＳセンサを用いて信号出力部１７４を構成してもよい。この場合、センサ部１７６のみが有機系材料からなるので、ＣＭＯＳセンサを含む信号出力部１７４は可撓性を有しなくてもよい。なお、有機光電変換材料を含み構成されるセンサ部１７６と、ＣＭＯＳセンサとについては、特開２００９−２１２３７７号公報に記載されているため、その詳細な説明は省略する。

（２）有機光電変換材料の光電変換膜１８６を含みセンサ部１７６を構成すると共に、有機材料からなる薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）１９４を備えたＣＭＯＳ回路によって可撓性を有する信号出力部１７４を実現してもよい。この場合、ＣＭＯＳ回路で用いられるｐ型有機半導体の材料としてペンタセンを採用すると共に、ｎ型有機半導体の材料としてフッ化銅フタロシアニン（Ｆ_１６ＣｕＰｃ）を採用すればよい。これにより、より小さな曲げ半径にすることが可能な可撓性を有するＴＦＴ基板２０８を実現することができる。また、このようにＴＦＴ基板２０８を構成することにより、ゲート絶縁膜２００を大幅に薄くすることができ、駆動電圧を低下させることも可能となる。さらに、ゲート絶縁膜２００、半導体、各電極を室温又は１００℃以下で作製することができる。さらにまた、可撓性を有する基板１７２上にＣＭＯＳ回路を直接作製することもできる。しかも、有機材料からなる薄膜トランジスタ１９４は、スケーリング則に沿った製造プロセスにより微細化することが可能となる。なお、基板１７２は、薄厚のポリイミド基板上にポリイミド前駆体をスピンコート法で塗布して加熱すれば、ポリイミド前駆体がポリイミドに変化するので、凹凸のない平坦な基板を実現することができる。

（３）ミクロンオーダの複数のデバイスブロックを基板上の指定位置に配置する自己整合配置技術（Ｆｌｕｉｄｉｃ Ｓｅｌｆ−Ａｓｓｅｍｂｌｙ法）を適用して、結晶Ｓｉからなるセンサ部１７６及び信号出力部１７４を、樹脂基板からなる基板１７２上に配置してもよい。この場合、ミクロンオーダの微小デバイスブロックとしてのセンサ部１７６及び信号出力部１７４を他の基板に予め作製した後に該基板から切り離し、液体中で、センサ部１７６及び信号出力部１７４をターゲット基板としての基板１７２上に散布して統計的に配置する。基板１７２には、デバイスブロックに適合させるための加工が予め施されており、デバイスブロックを選択的に基板１７２に配置することができる。従って、最適な材料で作られた最適なデバイスブロック（センサ部１７６及び信号出力部１７４）を最適な基板（基板１７２）上に集積化させることができ、結晶でない基板１７２（樹脂基板）にセンサ部１７６及び信号出力部１７４を集積化することが可能となる。

［第５変形例］
次に、第５変形例として、ＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００を含むＩＳＳ方式の放射線検出器３００の一例を図２０Ａ及び図２０Ｂを参照しながら説明する。

この放射線検出器３００は、放射線１６ａ〜１６ｃが照射される照射面３２に対して（放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に沿って）、信号出力部１７４及びセンサ部１７６を含むＴＦＴ基板２０８と略同じ機能を奏する放射線検出部５０２と、ＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００とを順に配置したＩＳＳ方式の放射線検出器である。

シンチレータ５００は、放射線１６ａ〜１６ｃが入射される照射面３２側がより強く発光する。この場合、放射線検出部５０２とシンチレータ５００とが接近した状態で配置されているため、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式と比較して、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高く、且つ、放射線検出部５０２での可視光の受光量も増大する。従って、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式よりも、放射線検出器３００（放射線検出装置２２）の感度を向上させることができる。

図２０Ｂは、一例として、蒸着基板５０４にＣｓＩを含む材料を蒸着させることにより、柱状結晶領域を含むシンチレータ５００を形成した場合を図示している。

具体的に、図２０Ｂのシンチレータ５００では、放射線１６ａ〜１６ｃが入射される照射面３２側（放射線検出部５０２側）に柱状結晶５００ａからなる柱状結晶領域が形成され、該照射面３２側の反対側に非柱状結晶５００ｂからなる非柱状結晶領域が形成された構成となっている。なお、蒸着基板５０４としては、耐熱性の高い材料が望ましく、例えば、低コストという観点からアルミニウム（Ａｌ）が好適である。また、シンチレータ５００は、柱状結晶５００ａの平均径が該柱状結晶５００ａの長手方向に沿っておよそ均一とされている。

上記のように、シンチレータ５００は、柱状結晶領域（柱状結晶５００ａ）及び非柱状結晶領域（非柱状結晶５００ｂ）で形成された構成であると共に、高効率の発光が得られる柱状結晶５００ａからなる柱状結晶領域が放射線検出部５０２側に配置されている。そのため、シンチレータ５００で発生された可視光は、柱状結晶５００ａ内を進行して放射線検出部５０２へ射出される。この結果、放射線検出部５０２側へ射出される可視光の拡散が抑制され、放射線検出装置２２によって検出される放射線画像のボケが抑制される。また、シンチレータ５００の深部（非柱状結晶領域）に到達した可視光も、非柱状結晶５００ｂによって放射線検出部５０２側へ反射するので、放射線検出部５０２に入射される可視光の光量（シンチレータ５００で発光された可視光の検出効率）を向上させることもできる。

なお、シンチレータ５００の照射面３２側に位置する柱状結晶領域の厚みをｔ１とし、シンチレータ５００の蒸着基板５０４側に位置する非柱状結晶領域の厚みをｔ２とすれば、ｔ１とｔ２との間では、０．０１≦（ｔ２／ｔ１）≦０．２５の関係を満足することが望ましい。

このように、柱状結晶領域の厚みｔ１と非柱状結晶領域の厚みｔ２とが上記の関係を満たすことで、発光効率が高く且つ可視光の拡散を防止する領域（柱状結晶領域）と、可視光を反射する領域（非柱状結晶領域）とのシンチレータ５００の厚み方向に沿った比率が好適な範囲となり、シンチレータ５００の発光効率、該シンチレータ５００で発光された可視光の検出効率、及び、放射線画像の解像度が向上する。

なお、非柱状結晶領域の厚みｔ２が厚すぎると発光効率の低い領域が増え、放射線検出装置２２の感度の低下につながることから、（ｔ２／ｔ１）は０．０２以上且つ０．１以下の範囲であることがより好ましい。

また、上記の説明では、柱状結晶領域と非柱状結晶領域とが連続的に形成された構成のシンチレータ５００について説明したが、例えば、上記の非柱状結晶領域に代えて、Ａｌ等から成る光反射層を設けて、柱状結晶領域のみ形成された構成としてもよいし、他の構成であってもよい。

放射線検出部５０２は、シンチレータ５００の光射出側（柱状結晶５００ａ）から射出された可視光を検出するものであり、図２０Ａの側面視では、放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に沿って、照射面３２に対して、絶縁性基板５０８、ＴＦＴ層５１０及び光電変換部５１２が順に積層されている。ＴＦＴ層５１０の底面には、光電変換部５１２を覆うように平坦化層５１４が形成されている。

また、放射線検出部５０２は、フォトダイオード（ＰＤ：Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）等からなる光電変換部５１２、蓄積容量５１６及び薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）５１８を備えた画素部５２０を、絶縁性基板５０８上に平面視でマトリクス状に複数形成した、ＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、ＴＦＴ基板ともいう。）として構成される。

さらに、光電変換部５１２は、シンチレータ５００側の下部電極５１２ａと、ＴＦＴ層５１０側の上部電極５１２ｂとの間に、光電変換膜５１２ｃを配置して構成される。

さらにまた、ＴＦＴ層５１０のＴＦＴ５１８では、ゲート電極、ゲート絶縁膜及び活性層（チャネル層）が積層され、さらに、活性層上にソース電極とドレイン電極とが所定の間隔を隔てて形成されている。

また、ＴＦＴ基板としての放射線検出部５０２のうち、放射線１６ａ〜１６ｃの到来方向の反対側（シンチレータ５００側）には、放射線検出部５０２を平坦にするための平坦化層５１４が形成されている。

ここで、第５変形例の放射線検出器３００と、第４変形例の放射線検出器１７０とを対比すると、下記のように、放射線検出器３００の各構成要素は、放射線検出器１７０の各構成要素にそれぞれ対応している。

先ず、絶縁性基板５０８は、基板１７２に対応している。但し、絶縁性基板５０８は、光透過性を有し且つ放射線１６ａ〜１６ｃの吸収が少ないものであればよい。

絶縁性基板５０８としてガラス基板を用いた場合、放射線検出部５０２（ＴＦＴ基板）全体としての厚みは、例えば、０．７ｍｍ程度になるが、第５変形例では、放射線検出装置２２の薄型化を考慮し、絶縁性基板５０８として、光透過性を有する合成樹脂からなる薄型の基板を用いている。これにより、放射線検出部５０２全体としての厚みを、例えば、０．１ｍｍ程度に薄型化できると共に、放射線検出部５０２に可撓性を持たせることができる。また、放射線検出部５０２に可撓性を持たせることで、放射線検出装置２２の耐衝撃性が向上し、放射線検出装置２２に衝撃が加わった場合にも破損し難くなる。また、プラスチック樹脂や、アラミド、バイオナノファイバ等は、いずれも放射線１６ａ〜１６ｃの吸収が少なく、絶縁性基板５０８をこれらの材料で形成した場合、絶縁性基板５０８による放射線１６ａ〜１６ｃの吸収量も少なくなるため、ＩＳＳ方式により放射線検出部５０２を放射線１６ａ〜１６ｃが透過する構成であっても、放射線１６ａ〜１６ｃに対する感度の低下を抑えることができる。

なお、放射線検出装置２２では、絶縁性基板５０８として合成樹脂製の基板を用いることは必須ではなく、放射線検出装置２２の厚さは増大するものの、ガラス基板等の他の材料からなる基板を絶縁性基板５０８として用いてもよい。

画素部５２０は、信号出力部１７４に対応し、光電変換部５１２は、センサ部１７６に対応する。そのため、画素部５２０の蓄積容量５１６は、信号出力部１７４のコンデンサ１９２に対応し、ＴＦＴ５１８は、薄膜トランジスタ１９４に対応する。また、光電変換部５１２の下部電極５１２ａは、センサ部１７６の上部電極１８２に対応し、光電変換膜５１２ｃは光電変換膜１８６に対応し、上部電極５１２ｂは下部電極１８４に対応する。

つまり、第５変形例に示すＩＳＳ方式の放射線検出器３００の各構成要素は、概ね、第４変形例に示すＰＳＳ方式の放射線検出器１７０の各構成要素とそれぞれ対応している。従って、図１８及び図１９で説明した放射線検出器１７０の構成要素の材質を、第５変形例の放射線検出器３００での対応する構成要素の材質として適用すれば、図１８及び図１９で説明した各材質による効果を容易に得られることができることは勿論である。

但し、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式とは異なり、放射線１６ａ〜１６ｃが放射線検出部５０２を透過してＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００に到達するため、絶縁性基板５０８、画素部５２０及び光電変換部５１２を含む放射線検出部５０２は、全体的に、放射線１６ａ〜１６ｃの吸収が少ない材質で構成されることが必要である。

従って、第５変形例において、光電変換膜５１２ｃを有機光電変換材料で構成した場合、光電変換膜５１２ｃで放射線１６ａ〜１６ｃがほとんど吸収されないので、放射線１６ａ〜１６ｃが透過するように放射線検出部５０２が配置されるＩＳＳ方式において、放射線検出部５０２を透過する放射線１６ａ〜１６ｃの減衰を抑制することができ、該放射線１６ａ〜１６ｃに対する感度の低下を抑えることができる。従って、光電変換膜５１２ｃを有機光電変換材料で構成することは、特にＩＳＳ方式において好適である。

［第６変形例］
第６変形例は、図２１Ａ及び図２１Ｂにおいて模式的に示すように、１回目の撮影後に、図２１Ａに示すように、斜線で示した一部の画素９０から画像信号を間引いて読み出すことにより１回目の放射線画像を取得し、次いで、２回目の撮影後に、図２１Ｂに示すように、斜線で示した全ての画素９０から画像信号を読み出すことにより２回目の放射線画像を取得する。すなわち、第６変形例は、１回目の放射線画像を取得するための画素９０からの画像信号の読出しについては、全ての画素９０から画像信号を読み出して１回目の放射線画像を取得する図１〜図２０Ｂの例とは異なる。

具体的に、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８（図７参照）は、斜線で示した画素９０に接続されるＴＦＴ９８（図９参照）のみオンするようにライン走査駆動部１００にアドレス信号を供給すると共に、該斜線で示した画素９０から画像信号を読み出すようにマルチプレクサ１０２にアドレス信号を供給する。従って、図２１Ａの場合には、ＴＦＴ９８を介して斜線で示した画素９０に接続されるゲート線９２にのみ制御信号が供給されると共に、全ての信号線９４から画像信号が読み出されることにより、１回目の放射線画像を取得することができる。一方、図２１Ｂの場合には、図９の場合と同様に、全てのゲート線９２に対して制御信号が供給されると共に、全ての信号線９４から画像信号が読み出されることにより、２回目の放射線画像を取得することができる。

このように、第６変形例によれば、画像信号を間引いて読み出すので、１回目の放射線画像を取得する際にオンされる（スイッチングされる）ＴＦＴ９８の個数が少なくなり、該１回目の放射線画像に重畳するＴＦＴ９８のスイッチングノイズを低減することができる。従って、加算処理部１４８において１回目の放射線画像と２回目の放射線画像との加算処理を行うことにより得られた放射線画像は、スイッチングノイズの少ない読影診断に適した放射線画像となる。

［第７変形例］
第７変形例は、図２２において模式的に示すように、放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に沿って、第１の固体検出素子としての画素９０を含む光電変換層９６（第１の光電変換層）及びＴＦＴ９８と、シンチレータ１６８と、第２の固体検出素子としての画素２１０を含む光電変換層１７７（第２の光電変換層）及びＴＦＴ２１２とを順に配置して放射線検出器６０を構成したものである。なお、第７変形例において、各画素９０、２１０は、図９の場合と同様に、行列状に配列されていることは勿論である。

ここで、画素９０、２１０のうち、少なくとも画素９０は、有機光電変換材料を用いて形成されている。有機光電変換材料は、上述のように、シンチレータ１６８が発光した光以外の電磁波を吸収しないので（Ｘ線を透過するので）、有機光電変換材料を用いた画素９０側を放射線１６ａ〜１６ｃの照射側とすることができる。

一方、アモルファスシリコン等の無機光電変換材料は、Ｘ線を吸収する特性を有し、Ｘ線の吸収によって劣化してしまうので、放射線１６ａ〜１６ｃの照射方向に関して裏面側に配置された画素２１０については、無機光電変換材料で形成してもよい。このように、画素９０を有機光電変換材料で形成し、画素２１０を無機光電変換材料で形成すれば、該画素２１０の寿命を延ばすことができる。

また、画素９０側に照射されて、シンチレータ１６８を通過した放射線１６ａ〜１６ｃは、無機光電変換材料である画素２１０によって吸収されるので、裏面側（画素２１０側）から漏れる放射線１６ａ〜１６ｃの線量を少なくすることできる。さらに、放射線１６ａ〜１６ｃの照射側（表面側）に有機光電変換材料で形成された画素９０を設けるので、該画素９０による放射線１６ａ〜１６ｃの減衰を低減させることができる。従って、照射された放射線１６ａ〜１６ｃを左程減衰させることなく、シンチレータ１６８に入射させることができる。

このようにして放射線検出器６０が構成された第７変形例において、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８（図７参照）は、１回目の撮影後に全ての画素２１０から画像信号を読み出して１回目の放射線画像を取得し、次いで、２回目の撮影後に全ての画素９０から画像信号を読み出して２回目の放射線画像を取得する。

すなわち、１回目の撮影直後における画素９０からの画像信号の読出しは行われない。一方、２回目の撮影直後における画素２１０からの画像信号の読出しは行われず、全ての画素９０から読み出された２回目の放射線画像が、医師２６の読影診断に適した放射線画像となる。従って、第７変形例では、加算処理部１４８での加算処理は不要となる。

つまり、各画素２１０から読み出される１回目の放射線画像は、２回目の撮影時での放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けのみに用いられる放射線画像となる。従って、各画素２１０は、２回目の放射線画像を取得するためのモニタ用の画素として機能する。

このように、第７変形例によれば、加算処理部１４８での加算処理が不要になるので、１回目の放射線画像の読出しの際のスイッチングノイズが、２回目の放射線画像（医師２６の読影診断に適した放射線画像）に重畳することを回避することができる。これにより、当該読影診断に適した放射線画像におけるスイッチングノイズを一層低減することが可能となる。

なお、上述のように、各画素２１０は、モニタ用の画素として機能するため、各画素２１０を含む光電変換層１７７は、欠陥画素のある光電変換層、画素の粗い光電変換層、光電変換機能の低い光電変換層を用いてもよい。

［第８変形例］
第８変形例では、図２３及び図２４に示すように、放射線検出装置２２が体動検出部２１４をさらに有し、放射線出力装置２０が加速度センサ２１７をさらに有し、制御装置２４の制御処理部１２４が曝射許可判定部２１６をさらに有する。

体動検出部２１４は、撮影可能領域３６（図２Ａ〜図３Ｂ参照）に対してポジショニングされた被写体１４（の撮影部位）の体動を検出する。加速度センサ２１７は、放射線出力装置２０の加速度を検出する。曝射許可判定部２１６は、体動検出部２１４の検出結果又は加速度センサ２１７の検出結果に基づいて、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力（前記撮影部位に対する放射線１６ａ〜１６ｃの照射）の許可又は中断を判定する。

具体的に、体動検出部２１４は、（１）ポジショニングされた被写体１４（の撮影部位）から放射線検出装置２２に付与される圧力を検出する圧力センサ、（２）被写体１４の撮影部位の体動に起因した放射線検出装置２２の振動を検出する振動センサ、（３）放射線検出装置２２に対する被写体１４の接触を検出する接触センサ、のうち、少なくとも１つであればよい。体動検出部２１４が検出したこれらの物理量は、被写体１４（の撮影部位）の体動に関わる物理量である。そして、体動検出部２１４は、前記物理量を示す検出信号を、通信部７２からアンテナ７０を介して無線により制御装置２４に送信する。

また、加速度センサ２１７は、医師２６が取手２８を把持することにより放射線出力装置２０を保持している場合に、該放射線出力装置２０の加速度を逐次検出し、その検出信号を通信部６４及びアンテナ６２を介して無線により制御装置２４に送信する。この場合、加速度センサ２１７により検出される加速度は、医師２６が保持している放射線出力装置２０のぶれに対応する物理量である。

一方、曝射許可判定部２１６は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介して受信された前記各検出信号の示す物理量に関し、前記圧力の時間変化量、前記振動の大きさ、被写体１４と放射線検出装置２２との接触面積、放射線出力装置２０の加速度について、所定の閾値を超えたと判定した場合には、被写体１４に対する放射線画像の撮影を中断し、撮影の中断を表示部１２６（報知部）を通じて医師２６に報知する。

次に、第８変形例について、図２５のフローチャートを参照しながら、具体的に説明する。

１回目の撮影中、体動検出部２１４は、被写体１４の撮影部位の体動に関わる前記物理量を逐次検出し、検出した前記物理量を示す検出信号を、無線により制御装置２４に逐次送信する。また、加速度センサ２１７は、放射線出力装置２０の加速度を逐次検出し、検出した前記加速度（物理量）を示す検出信号を、無線により制御装置２４に逐次送信する。曝射許可判定部２１６は、逐次受信した前記各検出信号の示す前記各物理量のデータを順次記録する。

そして、１回目の撮影が完了したステップＳ８（図１３参照）後のステップＳ３０において、曝射許可判定部２１６は、記録した前記各物理量のデータ中、前記所定の閾値を超えた物理量のデータが存在するか否かを判定する。前記閾値を超えた物理量のデータを見つけた場合（ステップＳ３０：ＹＥＳ）、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影中に、１回目の放射線画像に影響を与えるような被写体１４の撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれが発生したと判定する。

なお、１回目の放射線画像に影響を与えるような被写体１４の撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれとは、例えば、１回目の放射線画像に写り込んでいる被写体１４の撮影部位を特定する際に、該撮影部位を特定できない位に前記撮影部位がぶれた体動又は放射線出力装置２０のぶれや、放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付け処理を行う際に、重み付け処理を正確に行うことができない程度に放射線画像中の撮影部位がぶれた体動又は放射線出力装置２０のぶれをいう。

次のステップＳ３１において、曝射許可判定部２１６は、２回目の撮影の中止を表示部１２６を通じて医師２６に報知する。また、曝射許可判定部２１６は、表示部１２６を通じて再撮影（１回目の撮影の再撮影）を指示する（ステップＳ３２）。医師２６は、表示部１２６の表示内容を視認することにより、１回目の撮影が失敗であったことを把握すると共に、ステップＳ２に戻り、１回目の撮影に対する再撮影の準備に入る。

一方、ステップＳ３０において、曝射許可判定部２１６に記録された前記各物理量のデータ中、前記所定の閾値を超える物理量のデータが存在しなかった場合（ステップＳ３０：ＮＯ）、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影中に、１回目の放射線画像に影響を与えるような撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれが発生しなかったと判定する。この結果、制御装置２４では、ステップＳ９の処理を実行することが可能となり、２回目の撮影に向けての準備を進めることができる。

このように、第８変形例では、１回目の撮影中における被写体１４の撮影部位の体動や放射線出力装置２０のぶれを検知し、当該撮影中での体動又は放射線出力装置２０のぶれが放射線画像に影響を及ぼす程度の体動又はぶれであれば、２回目の撮影の中断と１回目の撮影に対する再撮影とを報知（指示）するので、読影診断に適した放射線画像を確実に取得することが可能となる。

なお、第８変形例では、上記の説明に限定されることはなく、曝射許可判定部２１６が、１回目の放射線画像における被写体１４の撮影部位のぶれ量を算出するぶれ量算出部としても機能させ、該ぶれ量が所定の閾値を超えたときに、２回目の撮影の中断と１回目の撮影に対する再撮影とを報知（指示）させるようにしてもよい。すなわち、この場合には、曝射許可判定部２１６が、被写体１４の撮影部位の体動を検出する体動検出部の機能も兼ねることになる。

［第９変形例］
第９変形例では、図２６〜図２７Ｂに示すように、放射線出力装置２０に配置されたウェブカメラ４８により、撮影可能領域３６に対してポジショニングされた被写体１４の撮影部位を撮影し、該ウェブカメラ４８により撮影された前記撮影部位のカメラ画像に基づいて、曝射許可判定部２１６（図２３参照）が、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力（前記撮影部位に対する放射線１６ａ〜１６ｃの照射）の許可又は中断を判定する。

ここで、ウェブカメラ４８について、より詳しく説明する。

ウェブカメラ４８は、所定範囲の撮影領域８４を撮影して、そのカメラ画像（光学画像）を取得するものである。この場合、放射線出力装置２０とウェブカメラ４８とは一体的に構成されている。

なお、放射線出力装置２０とウェブカメラ４８との一体的な構成とは、ウェブカメラ４８が放射線出力装置２０に内蔵される構成に限定されず、少なくとも放射線撮影システム１０の使用時にはウェブカメラ４８と放射線出力装置２０とが一体的に連結（接続）されている構成も含まれる。従って、（１）放射線撮影システム１０に備え付けのケーブルを介してウェブカメラ４８と放射線出力装置２０とが接続される構成、（２）医師２６が別途用意したケーブルを介してウェブカメラ４８と放射線出力装置２０とが接続される構成、（３）使用時には、放射線出力装置２０とウェブカメラ４８とが連結される一方で、メンテナンス時や非使用時には、放射線出力装置２０からウェブカメラ４８を離間可能（分離可能）な構成も、ウェブカメラ４８と放射線出力装置２０との一体的な構成に包含される。

ここで、メンテナンス時や非使用時に放射線出力装置２０からウェブカメラ４８を離間可能とするためには、例えば、クリップ等の連結手段によってウェブカメラ４８を放射線出力装置２０に連結すればよい。これにより、使用時にのみ、ウェブカメラ４８が連結手段を介して放射線出力装置２０と連結されることになる。また、連結手段にボールジョイントを具備させて、放射線出力装置２０に連結されたウェブカメラ４８の向きを変更自在にしてもよい。なお、連結手段により連結する場合には、ウェブカメラ４８と放射線出力装置２０との間を有線（例えば、ＵＳＢケーブル）又は無線により接続する必要があることは勿論である。

また、放射線出力装置２０とウェブカメラ４８とをケーブルで接続した構成は、該ケーブルの長さの範囲内であれば、ウェブカメラ４８を所望の位置に自立した状態で配置することが可能であるため、放射線出力装置２０にウェブカメラ４８を内蔵させた構成と比較して、ウェブカメラ４８のポジショニングの自由度が高い。

また、放射線出力装置２０において、ウェブカメラ４８は、放射線源１８ｂ近傍に配置されている。そして、放射線出力装置２０は、タッチセンサ５２から検出信号が出力されると、ウェブカメラ４８での撮影領域８４に対するカメラ画像の撮影を可能とする。すなわち、放射線出力装置２０は、カメラ制御部８６をさらに有し、前記検出信号がカメラ制御部８６に入力されると、該カメラ制御部８６は、ウェブカメラ４８を制御して撮影領域８４の撮影を開始させると共に、ウェブカメラ４８が撮影したカメラ画像を、通信部６４及びアンテナ６２を介して無線により制御装置２４に送信する。

従って、医師２６が取手２８を把持した状態で放射線出力装置２０を放射線検出装置２２に向けたときに、撮影可能領域３６を含めた撮影領域８４が撮影可能となり、撮影可能領域３６に対して被写体１４の撮影部位がポジショニングされていれば、該撮影部位が撮影領域８４内に位置することになるので、ウェブカメラ４８は、前記撮影部位の写り込んだカメラ画像を撮影可能となる。

なお、ウェブカメラ４８は、撮影領域８４を連続的に撮影し、連続的に撮影したカメラ画像（動画像）を取得するか、撮影領域８４を所定時間間隔で（間欠的に）撮影し、間欠的に撮影したカメラ画像（静止画像）を取得するか、又は、所定時刻に撮影したカメラ画像（静止画像）を取得することが可能である。

また、図２７Ａでは、比較的大きな撮影部位である被写体１４の胸部をウェブカメラ４８により撮影する場合を図示し、図２７Ｂでは、比較的小さな撮影部位である被写体１４の手をウェブカメラ４８により撮影する場合を図示している。

上述したウェブカメラ４８は、被写体１４の撮影部位のカメラ画像を通信部６４及びアンテナ６２を介して無線により制御装置２４に送信し、曝射許可判定部２１６は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介して受信したカメラ画像中、被写体１４の撮影部位の移動量（物理量）について、所定の閾値を超えたと判定した場合には、被写体１４に対する放射線画像の撮影を中断し、撮影の中断を表示部１２６（報知部）を通じて医師２６に報知する。

そして、第９変形例においても、図２５のフローチャートにおいて、１回目の撮影中、ウェブカメラ４８は、撮影領域８４のカメラ画像を撮影し、該カメラ画像を無線により制御装置２４に送信する。曝射許可判定部２１６は、受信したカメラ画像のデータを画像メモリ１３８に記録する。

そして、１回目の撮影が完了したステップＳ８（図１３参照）後のステップＳ３０において、曝射許可判定部２１６は、記録したカメラ画像のデータ中、前記所定の閾値を超えた撮影部位の移動量のデータが存在するか否かを判定する。前記閾値を超えた移動量のデータを見つけた場合（ステップＳ３０：ＹＥＳ）、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影中に、１回目の放射線画像に影響を与える程度の被写体１４の撮影部位の体動が発生したと判定し、ステップＳ３１以降の処理を実行する。一方、ステップＳ３０において、曝射許可判定部２１６に記録されたカメラ画像のデータ中、前記所定の閾値を超える移動量のデータが存在しなかった場合（ステップＳ３０：ＮＯ）、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影中に、１回目の放射線画像に影響を与えるような撮影部位の体動が発生しなかったと判定し、制御装置２４は、ステップＳ９の処理を実行する。

このように、第９変形例においても、カメラ画像により１回目の撮影中における被写体１４の撮影部位の体動を検出するので、第８変形例と同様の効果を得ることができる。また、第９変形例では、ウェブカメラ４８の動作を中心に説明したが、放射線出力装置２０には加速度センサ２１７も内蔵されているので、ウェブカメラ４８が撮影したカメラ画像中の撮影部位の移動量に加え、加速度センサ２１７が検出した放射線出力装置２０の加速度も用い、曝射許可判定部２１６において、撮影部位の体動の発生及び放射線出力装置２０のぶれの発生の判定を行ってもよいことは勿論である。

［第８及び第９変形例の他の構成］
なお、上述した第８変形例及び第９変形例の説明では、１回目の撮影後に、該１回目の撮影中に被写体１４の撮影部位の体動が発生したか否かを判定し、体動の発生を判定した場合には、２回目の撮影を中断して、１回目の撮影に対する再撮影を実行するものであった。

第８変形例及び第９変形例は、これらの説明に限定されることはなく、１回目の撮影の準備中（放射線１６ａ〜１６ｃの照射前）に、被写体１４の撮影部位が既に体動している場合や、放射線出力装置２０が既にぶれている場合には、１回目の撮影そのものを延期又は中止し、その後、該体動又はぶれが収まった場合に、１回目の撮影を許可することも可能である。

すなわち、図２８のフローチャートに示すように、１回目の撮影の準備中に、加速度センサ２１７（図２３及び図２６参照）が放射線出力装置２０の加速度（物理量）を検出して、検出した加速度を示す検出信号を無線により制御装置２４に送信すると共に、体動検出部２１４が被写体１４の撮影部位の体動に関わる物理量を検出して、該物理量を示す検出信号を無線により制御装置２４に送信し、あるいは、ウェブカメラ４８が撮影領域８４を撮影して、カメラ制御部８６が撮影領域８４のカメラ画像を無線により制御装置２４に送信する場合、ステップＳ２（図１３参照）後のステップＳ４０において、曝射許可判定部２１６は、受信した前記検出信号の示す前記物理量、又は、受信した前記カメラ中の撮影部位の移動量が、所定の閾値を超えるか否かを判定する。

前記物理量又は前記移動量が前記閾値を超えた場合、曝射許可判定部２１６は、１回目の放射線画像に影響を与えるような被写体１４の撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれが発生したものと判定し（ステップＳ４０：ＹＥＳ）、１回目の撮影の延期又は中止を決定する。

次のステップＳ４１において、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影の延期又は中止を表示部１２６を通じて医師２６に報知する。

なお、ステップＳ４１の報知後も、加速度センサ２１７は、放射線出力装置２０の加速度を逐次検出して、該加速度を示す検出信号を無線により制御装置２４に送信し続けると共に、体動検出部２１４は、被写体１４の撮影部位の体動に関わる物理量を逐次検出して、該物理量を示す検出信号を無線により制御装置２４に送信し続け、あるいは、ウェブカメラ４８は、撮影領域８４を撮影して、カメラ制御部８６が撮影領域８４のカメラ画像を無線により制御装置２４に送信し続けている。

従って、ステップＳ４２において、曝射許可判定部２１６は、受信した前記検出信号の示す前記物理量、又は、受信した前記カメラ中の撮影部位の移動量が、所定の閾値を下回ったか否か、すなわち、被写体１４の撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれが収まったか否かを判定する。前記物理量又は前記移動量が前記閾値を下回り、前記体動又はぶれが収まったかと判定された場合（ステップＳ４２：ＹＥＳ）、曝射許可判定部２１６は、１回目の撮影の延期又は中止を解除して１回目の撮影を許可する旨の通知を表示部１２６に表示させる（ステップＳ４３）。医師２６は、表示部１２６の表示内容を視認することにより、１回目の撮影の許可が下りたことを把握して、ステップＳ３を実行することが可能となる。

なお、ステップＳ４０において、被写体１４の撮影部位の体動又は放射線出力装置２０のぶれが発生していない場合、曝射許可判定部２１６は、１回目の放射線画像に影響を与える体動又はぶれが発生しないので、１回目の撮影を行っても問題はないと判定し（ステップＳ４０：ＮＯ）、ステップＳ４３の処理を実行する。

図２８に示す処理を第８変形例及び第９変形例に適用することで、１回目の放射線画像を確実に取得することができるので、結果的に、第２の放射線画像の取得や、読影診断に適した放射線画像の取得を確実に行うことが可能となる。

［第１０変形例］
第１０変形例は、図２９に示すように、ウェブカメラ４８を放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２とは別体に構成したものである。この場合、ウェブカメラ４８は、放射線出力装置２０、被写体１４の撮影部位及び放射線検出装置２２のカメラ画像を撮影することになる。また、ウェブカメラ４８には、カメラ制御部８６と、外部との間で無線により信号の送受信を行う通信部８８とが配置されている。この場合、制御装置２４の制御処理部１２４（図８参照）は、放射線出力装置２０から起動通知信号を受信すると、無線により通信部８８に制御信号を送信し、カメラ制御部８６は、通信部８８を介して受信した前記制御信号に基づいて、ウェブカメラ４８による撮影領域８４の撮影を開始させる。そして、カメラ制御部８６は、ウェブカメラ４８が撮影したカメラ画像を、通信部８８から無線により制御装置２４に送信する。このように、第１０変形例でも、同一のリンク内で放射線出力装置２０、放射線検出装置２２、制御装置２４及びウェブカメラ４８が無線を介して接続されているので、信号を送受信するためのケーブルが不要である。

従って、第１０変形例においても、第９変形例の効果を容易に得ることができる。

［第１１変形例］
第１１変形例は、図３０に示すように、ウェブカメラ４８を携帯端末型の制御装置２４に収容して、ウェブカメラ４８と制御装置２４とを一体的に構成したものである。

携帯端末型の制御装置２４は、ノートブック型ＰＣであり、外観上、操作部１２８及び通信部１２２が配置された本体部１１４と、表示部１２６及びウェブカメラ４８が配置された蓋部１１８とをヒンジ部１１６で連結した構造である。すなわち、制御装置２４とウェブカメラ４８とは一体的に構成されている。

なお、制御装置２４とウェブカメラ４８との一体的な構成とは、放射線出力装置２０とウェブカメラ４８との一体的な構成と同様に、ウェブカメラ４８が制御装置２４に内蔵される構成に限定されず、少なくとも放射線撮影システム１０の使用時にはウェブカメラ４８と制御装置２４とが一体的に連結（接続）されている構成も含まれる。従って、（１）放射線撮影システム１０に備え付けのケーブルを介してウェブカメラ４８と制御装置２４とが接続される構成、（２）医師２６が別途用意したケーブルを介してウェブカメラ４８と制御装置２４とが接続される構成、（３）使用時には、制御装置２４とウェブカメラ４８とが連結される一方で、メンテナンス時や非使用時には、制御装置２４からウェブカメラ４８を離間可能（分離可能）な構成も、ウェブカメラ４８と制御装置２４との一体的な構成に包含される。

ここで、メンテナンス時や非使用時に制御装置２４からウェブカメラ４８を離間可能とするためには、例えば、クリップ等の連結手段によってウェブカメラ４８を制御装置２４に連結すればよい。これにより、使用時にのみ、ウェブカメラ４８が連結手段を介して制御装置２４と連結されることになる。また、連結手段にボールジョイントを具備させて、制御装置２４に連結されたウェブカメラ４８の向きを変更自在にしてもよい。なお、連結手段により連結する場合には、ウェブカメラ４８と制御装置２４との間を有線（例えば、ＵＳＢケーブル）又は無線により接続する必要があることは勿論である。

また、制御装置２４とウェブカメラ４８とをケーブルで接続した構成は、該ケーブルの長さの範囲内であれば、ウェブカメラ４８を所望の位置に自立した状態で配置することが可能であるため、制御装置２４にウェブカメラ４８を内蔵させた構成と比較して、ウェブカメラ４８のポジショニングの自由度が高い。

また、本体部１１４の側面には、ＡＣアダプタの入力端子１４２と、図示しないメモリカードを装填するためのカードスロット１４４と、図示しないＵＳＢケーブルが接続されるＵＳＢ端子１４６とが設けられている。

ここで、ヒンジ部１１６の作用下に、本体部１１４に対して蓋部１１８を回動させ、ウェブカメラ４８が放射線出力装置２０、被写体１４の撮影部位及び放射線検出装置２２の方向に向くように制御装置２４を配置した状態において、制御処理部１２４（図８参照）が放射線出力装置２０から起動通知信号を受信した場合、該制御処理部１２４は、カメラ制御部８６に制御信号を出力し、カメラ制御部８６は、該制御信号に基づいて、ウェブカメラ４８による撮影領域８４の撮影を開始させる。この結果、カメラ制御部８６は、ウェブカメラ４８が撮影したカメラ画像を制御処理部１２４に出力する。

この場合、ウェブカメラ４８が制御装置２４に備わっているので、ウェブカメラ４８が撮影したカメラ画像を確実に取得することができる。なお、制御処理部１２４にカメラ制御部８６の機能を持たせれば、ウェブカメラ４８を直接制御することができる。そして、第１１変形例でも、同一のリンク内で放射線出力装置２０、放射線検出装置２２及び制御装置２４が無線を介して接続され、信号を送受信するためのケーブルが不要である。

従って、第１１変形例においても、第９及び第１０変形例の各効果を容易に得ることができる。

［第１２変形例］
ところで、これまでに説明した本実施形態において、医師２６が取手２８を把持しながら放射線出力装置２０を移動させることによりＳＩＤを設定する際に、該放射線出力装置２０が被写体１４に接近しすぎると、図３１Ａに示すように、ＳＩＤ（図３１ＡではＳＩＤ１の距離）が短くなりすぎて、比較的狭い範囲でしか被写体１４に対する撮影を行えない場合がある。また、ＳＩＤが短くなりすぎると、照射面３２における各放射線１６ａ〜１６ｃの照射範囲が重ならず、被写体１４に対する撮影が失敗する可能性もある。

そこで、第１２変形例では、第８及び第９変形例（図２３、図２４及び図２６参照）の構成を利用して、加速度センサ２１７が検出した放射線出力装置２０の加速度に基づき該放射線出力装置２０の移動量を算出し、算出した移動量に基づきＳＩＤが適切な距離に設定されたか否かを判定し、ＳＩＤが適切な距離に設定された時点で、放射線１６ａ〜１６ｃの照射を許可するか、放射線１６ａ〜１６ｃの照射を開始させる。

具体的には、医師２６が取手２８を把持してＳＩＤを調整しているときに、加速度センサ２１７は、放射線出力装置２０の加速度を逐次検出し、制御処理部１２４は、加速度センサ２１７が検出した加速度に基づいて、放射線出力装置２０の移動量を算出する。曝射許可判定部２１６は、制御処理部１２４で算出された移動量が、被写体１４の撮影にとり適切なＳＩＤ（例えば、図３１Ｂに示すＳＩＤ２）に応じた移動量に到達した場合、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力（再撮影）を許可する。これにより、被写体１４に対して比較的広範囲の撮影を行うことが可能となり、被写体１４に対する撮影の失敗を回避することができる。

なお、第１２変形例では、（１）曝射許可判定部２１６により再撮影の許可があった後に、医師２６が曝射スイッチ１３０を押して各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力を開始させてもよいし、（２）再撮影の許可の時点でＳＩＤ２に設定されているため、該許可の時点で自動的に各放射線源１８ａ〜１８ｃからの放射線１６ａ〜１６ｃの出力が開始されてもよい。

また、ＳＩＤがＳＩＤ２に到達するまでは、表示部１２６等により医師２６に対して放射線出力装置２０の移動を促すように報知し、ＳＩＤ２に到達した時点で、放射線出力装置２０の移動停止を促すように報知してもよい。これにより、移動停止の報知内容に従って、医師２６が放射線出力装置２０の移動を停止させた時点（加速度センサ２１７で検出される加速度が略０レベルとなった時点）で、曝射許可判定部２１６は再撮影を許可することができ、この結果、被写体１４に対する撮影を直ちに行うことができる。

なお、上記の第１２変形例の説明では、再撮影を行う場合について説明したが、本実施形態での１回目の撮影を行う場合に適用しても同様の効果が得られることは勿論である。

［第１３変形例］
ところで、被写体１４に対する撮影では、該被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置とが略一致し、且つ、該撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように前記撮影部位をポジショニングするため、関心領域（ＲＯＩ）が撮影可能領域３６の中央に位置する場合が多い。そのため、実際の撮影では、放射線出力装置２０における中央の放射線源１８ｂからの放射線１６ｂの線量を大きくし、且つ、両端の放射線源１８ａ、１８ｃからの放射線１６ａ、１６ｃの線量は、放射線１６ｂを補う程度の小さな線量にして、被写体１４に対する撮影が行われることが多くなる。

つまり、実際の撮影において、制御処理部１２４は、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が最大の線量となり、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量となるように、各線量の重み付けを行い、この重み付けに従って各放射線源１８ａ〜１８ｃから放射線１６ａ〜１６ｃを一斉に照射させるか、又は、順次照射させる。

このような重み付けに従って、各放射線源１８ａ〜１８ｃを駆動し続けると、中央の放射線源１８ｂばかりが劣化することになる。従って、放射線出力装置２０の寿命管理の観点からすれば、各放射線源１８ａ〜１８ｃからの累積の照射線量（累積曝射線量）がそれぞれ同じようになるように線量管理を行うことにより、各放射線源１８ａ〜１８ｃを含む放射線出力装置２０の長寿命化を実現できることが望ましい。

そこで、第１３変形例では、例えば、本実施形態での図１４のステップＳ１３又はステップＳ１９において、データベース検索部１５０が検索した最適線量データに応じた各放射線１６ａ〜１６ｃの線量のデータ（重み付けが行われた線量のデータ）をデータベース１３４に記憶し、記憶した各線量のデータを各放射線源１８ａ〜１８ｃの線量管理及び寿命管理に役立てるようにしてもよい。

これにより、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される放射線１６ａ〜１６ｃの累積曝射線量について、放射線１６ｂの累積曝射線量が放射線１６ａ、１６ｃの累積曝射線量よりも突出するような場合には、放射線源１８ｂが放射線源１８ａ、１８ｃよりも速く劣化する可能性がある。そこで、制御処理部１２４は、各累積曝射線量の比較に基づいて、例えば、ＳＩＤが大きくなるような撮影に対しては、両端の各放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量が最大の線量となり、中央の放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量が該最大の線量を補う程度の小さな線量となるように、各線量の重み付けを変更する。

このように、各累積曝射線量を判断材料として、各放射線源１８ａ〜１８ｃから出力される放射線１６ａ〜１６ｃの線量の重み付けを変更することにより、放射線源１８ｂのみの劣化を回避して、各放射線源１８ａ〜１８ｃを含む放射線出力装置２０の長寿命化を実現することができる。

なお、本発明は、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなく、種々の構成を採り得ることは勿論である。

１０…放射線撮影システム
１４…被写体
１６ａ〜１６ｃ…放射線
１８ａ〜１８ｉ…放射線源
２０…放射線出力装置
２２…放射線検出装置
２４…制御装置
２６…医師
２８、１６６…取手
４８…ウェブカメラ
５２…タッチセンサ
６０、１７０、３００…放射線検出器
６６…線源制御部
７４…カセッテ制御部
８４…撮影領域
８６…カメラ制御部
９０、２１０…画素
９６、１７７…光電変換層
１２４…制御処理部
１３２…オーダ情報記憶部
１３４…データベース
１３６…撮影条件記憶部
１４８…加算処理部
１５０…データベース検索部
１５２…撮影条件設定部
１５４…制御信号生成部
１６８…シンチレータ
２１４…体動検出部
２１６…曝射許可判定部

Claims (22)

1. 被写体に放射線を照射可能な放射線源を少なくとも２つ収容する放射線出力装置と、前記被写体を透過した放射線を検出して放射線画像に変換する放射線検出装置と、前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御装置とを備え、
   前記少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源から前記被写体に放射線を照射する１回目の撮影が行われた場合に、前記放射線検出装置は、前記被写体を透過した前記放射線を検出することにより、前記１回目の撮影での放射線画像を取得し、
   前記制御装置は、前記１回目の放射線画像の示す前記１回目の撮影での放射線の線量が前記被写体に対する最適な線量に到達していない場合には、不足分の線量を補うように、前記少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けを行い、前記重み付けに従って前記少なくとも２つの放射線源から前記被写体に前記各放射線を照射する２回目の撮影を行うように前記放射線出力装置を制御する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
2. 請求項１記載のシステムにおいて、
   前記制御装置は、前記放射線検出装置が前記２回目の撮影での放射線画像を取得した場合に、前記１回目の放射線画像のデジタルデータと、前記２回目の放射線画像のデジタルデータとを加算することにより、前記被写体の読影診断に用いる放射線画像を生成する加算処理部を有する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
3. 請求項２記載のシステムにおいて、
   前記放射線検出装置は、
   前記放射線を可視光に一旦変換し、変換した前記可視光を電気信号に変換することにより前記放射線画像を取得するか、又は、前記放射線を前記電気信号に直接変換することにより前記放射線画像を取得する放射線検出器と、
   前記放射線検出器を制御する検出器制御部と、
   を有し、
   前記放射線検出器には、前記可視光又は前記放射線を前記電気信号に変換する複数の固体検出素子が行列状に配列され、
   前記検出器制御部は、前記各固体検出素子から前記電気信号を読み出すことにより前記放射線画像を取得する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
4. 請求項３記載のシステムにおいて、
   前記検出器制御部は、
   前記１回目の撮影後に全ての固体検出素子から電気信号を読み出して前記１回目の放射線画像を取得し、次いで、前記２回目の撮影後に全ての固体検出素子から電気信号を読み出して前記２回目の放射線画像を取得するか、
   あるいは、前記１回目の撮影後に一部の固体検出素子から電気信号を間引いて読み出して前記１回目の放射線画像を取得し、次いで、前記２回目の撮影後に全ての固体検出素子から電気信号を読み出して前記２回目の放射線画像を取得する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
5. 請求項３記載のシステムにおいて、
   前記放射線検出器では、第１の固体検出素子が行列状に配列された第１の光電変換層と、前記放射線を前記可視光に変換するシンチレータと、第２の固体検出素子が行列状に配列された第２の光電変換層とが、前記放射線の照射方向に沿って順に配置され、
   前記検出器制御部は、前記１回目の撮影後に前記第２の固体検出素子から電気信号を読み出して前記１回目の放射線画像を取得し、次いで、前記２回目の撮影後に前記第１の固体検出素子から電気信号を読み出して前記２回目の放射線画像を取得する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
6. 請求項２〜５のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
   前記制御装置は、
   複数の撮影部位及び該各撮影部位の厚みにそれぞれ応じた最適な線量を示す最適線量データと、前記各放射線源から出力される放射線の線量の重み付けを示す重み付けデータとを格納するデータベースと、
   前記１回目の放射線画像の示す前記被写体の撮影部位を特定した後に、特定した前記撮影部位及び該撮影部位の厚みに一致する撮影部位及び厚みの最適線量データと、特定した前記撮影部位に一致する撮影部位の重み付けデータとを前記データベースから検索するデータベース検索部と、
   前記１回目の撮影での放射線の線量が、前記データベース検索部が検索した最適線量データの示す最適な線量に到達していない場合には、前記不足分の線量と、前記被写体の撮影部位及び該撮影部位の厚みと、前記データベース検索部が検索した最適線量データ及び重み付けデータとに基づいて、前記２回目の撮影において前記撮影部位に放射線を照射させるための２回目の撮影条件を設定する撮影条件設定部と、
   前記２回目の撮影条件に従って前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御処理部と、
   をさらに有する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
7. 請求項６記載のシステムにおいて、
   前記最適線量データは、前記複数の撮影部位、該各撮影部位の厚み、及び、前記放射線検出装置に対する前記各撮影部位の向きと該各撮影部位に対する放射線の照射方向とを示す撮影手技に対応付けられて前記データベースに格納され、
   前記重み付けデータは、前記複数の撮影部位及び該各撮影部位に応じた撮影手技に対応付けられて前記データベースに格納され、
   前記データベース検索部は、
   前記データベース中、特定した前記被写体の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技に一致する撮影部位、厚み及び撮影手技の最適線量データを検索し、
   前記１回目の撮影での放射線の線量が、検索した前記最適線量データの示す最適な線量に到達したか否かを判定し、
   到達していない場合には、前記不足分の線量を算出し、次いで、特定した前記被写体の撮影部位及び撮影手技に一致する撮影部位及び撮影手技の重み付けデータを検索し、
   前記撮影条件設定部は、前記不足分の線量と、前記被写体の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技と、前記データベース検索部が検索した最適線量データ及び重み付けデータとに基づいて、前記２回目の撮影条件を設定する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
8. 請求項７記載のシステムにおいて、
   前記データベースには、前記複数の撮影部位の放射線画像を示すオブジェクトデータがさらに格納され、
   前記データベース検索部は、前記１回目の放射線画像に対応するオブジェクトデータを検索し、検索したオブジェクトデータの示す撮影部位を前記被写体の撮影部位として特定する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
9. 請求項８記載のシステムにおいて、
   前記撮影条件設定部は、前記被写体に対する放射線画像の撮影を要求するためのオーダ情報に基づいて前記１回目の撮影で前記被写体に放射線を照射させるための１回目の撮影条件を設定し、
   前記制御処理部は、前記１回目の撮影条件に従って前記１回目の撮影を行うように前記放射線出力装置を制御すると共に、前記１回目の放射線画像を取得するように前記放射線検出装置を制御する
   ことを特徴とする放射線撮影システム。
10. 請求項９記載のシステムにおいて、
    前記撮影条件設定部は、前記データベース検索部が検索した重み付けデータを、前記オーダ情報、前記被写体又は該被写体の撮影手技に応じて変更可能である
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
11. 請求項１〜１０のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記放射線出力装置に３つの放射線源が収容されている場合に、前記制御装置は、前記１回目の放射線画像に基づいて、中央の放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量になると共に、両端の放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるような重み付けを行うか、あるいは、前記両端の放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量になると共に、前記中央の放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるような重み付けを行う
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
12. 請求項１１記載のシステムにおいて、
    前記制御装置は、前記１回目の放射線画像の示す前記被写体の撮影部位が手である場合には、前記中央の放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量になると共に、前記両端の放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるような重み付けを行い、一方で、前記１回目の放射線画像の示す前記被写体の撮影部位が胸部である場合には、前記両端の放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量になると共に、前記中央の放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるような重み付けを行う
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
13. 請求項１〜１２のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記放射線出力装置は、前記少なくとも２つの放射線源から前記被写体に放射線を一斉に照射させるか、又は、順次照射させる
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
14. 請求項１〜１３のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置は、可搬型の装置であり、
    前記制御装置は、可搬型の携帯端末、又は、医療機関に設けられたコンソールである
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
15. 請求項１〜１４のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記放射線出力装置における前記各放射線の出力箇所とは反対側の箇所には、取手が設けられ、
    前記取手には、該取手が把持されたことを示す検出信号を出力可能な把持状態検出センサが設けられ、
    前記放射線出力装置は、前記把持状態検出センサから前記検出信号が出力されたときに、前記少なくとも２つの放射線源からの放射線の出力を許可することを特徴とする放射線撮影システム。
16. 請求項１〜１５のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記放射線検出装置に対して位置決めされた前記被写体の体動を検出する体動検出部をさらに有し、
    前記制御装置は、前記体動検出部の検出結果に基づいて、前記被写体に対する放射線画像の撮影の許可又は中断を判定する曝射許可判定部を有する
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
17. 請求項１６記載のシステムにおいて、
    前記体動検出部は、前記被写体から前記放射線検出装置に付与される圧力を検出する圧力センサと、前記被写体の体動に起因した前記放射線検出装置の振動を検出する振動センサと、前記放射線検出装置に対する前記被写体の接触を検出する接触センサと、前記被写体及び前記放射線検出装置を撮影して前記被写体及び前記放射線検出装置の光学画像を取得するカメラと、放射線画像における前記被写体の撮影部位のぶれ量を算出するぶれ量算出部とのうち、少なくとも１つであり、
    前記曝射許可判定部は、前記被写体の体動に関わる物理量としての、前記圧力の時間変化量、前記振動の大きさ、前記被写体と前記放射線検出装置との接触面積、前記光学画像中の前記被写体の移動量、及び、前記ぶれ量のうち、少なくとも１つについて、所定の閾値を超えたと判定した場合には、前記被写体に対する放射線画像の撮影を中断させる
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
18. 請求項１７記載のシステムにおいて、
    前記曝射許可判定部は、前記１回目の撮影中での前記被写体の体動に起因して、前記物理量が前記閾値を超えたと判定した場合には、前記２回目の撮影を中止させる
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
19. 請求項１７記載のシステムにおいて、
    前記曝射許可判定部は、
    前記１回目の撮影の準備中に、前記被写体の体動に起因して、前記物理量が前記閾値を超えたと判定した場合には、前記１回目の撮影を中止又は延期させ、
    前記１回目の撮影の延期後、前記物理量が前記閾値を下回る場合には、前記１回目の撮影を許可する
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
20. 請求項１７〜１９のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記カメラは、前記放射線出力装置と一体的に構成されているか、前記制御装置と一体的に構成されているか、あるいは、前記放射線出力装置及び前記制御装置とは別体に構成されている
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
21. 請求項１６〜２０のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
    前記制御装置は、前記曝射許可判定部が前記被写体に対する放射線画像の撮影の許可又は中断を決定した場合に、前記撮影の許可又は中断を外部に報知する報知部をさらに有する
    ことを特徴とする放射線撮影システム。
22. 放射線源が放射線出力装置に少なくとも２つ収容されている場合に、前記少なくとも２つの放射線源のうち、少なくとも一方の放射線源から被写体に放射線を照射する１回目の撮影を行い、
    前記被写体を透過した前記放射線を放射線検出装置で検出することにより、前記１回目の撮影での放射線画像を取得し、
    前記１回目の放射線画像の示す前記１回目の撮影での放射線の線量が前記被写体に対する最適な線量に到達していない場合には、不足分の線量を補うように、前記少なくとも２つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けを行い、
    前記重み付けに従って前記少なくとも２つの放射線源から前記被写体に前記各放射線を照射する２回目の撮影を行い、
    前記被写体を透過した前記各放射線を前記放射線検出装置で検出することにより、前記２回目の撮影での放射線画像を取得する
    ことを特徴とする放射線撮影方法。

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