JP2012125409A - 放射線撮影装置 - Google Patents

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直人 岩切
Yasuyoshi Ota
恭義 大田
Haruyasu Nakatsugawa
晴康 中津川
Naoyuki Nishino
直行 西納
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Abstract

【課題】１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効活用して、異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影できる放射線撮影装置を提供する。
【解決手段】照射される放射線により表わされる放射線画像を複数回続けて撮影可能な撮影部２１を制御して、放射線が１回照射される際の放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間Ｔ１、放射線が前記撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間Ｔ２、及び放射線が前記撮影エネルギーから立ち下がる立下期間Ｔ３のうち少なくも２つの期間でそれぞれ個別に放射線画像の撮影を行う。
【選択図】図１３

Description

本発明は、放射線撮影装置に関する。
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線など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アンプで増幅した後に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、放射線画像の撮影において、被写体の同一の部位を異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影し、撮影によって得られた放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理（以下、「サブトラクション画像処理」と呼ぶ）を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織に相当する画像部、及び軟部組織に相当する画像部の一方を強調して他方を除去した放射線画像（以下、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている。例えば、胸部の軟部組織に相当するエネルギーサブトラクション画像を用いると、肋骨で隠れていた病変を見ることが可能になり、診断性能を向上させることができる。
このエネルギーサブトラクション画像を得るには、異なるエネルギーの放射線により撮影された２つの放射線画像を得る必要がある。このため、例えば、放射線検出器に対して管電圧を変えて異なるエネルギーの放射線を２回連続的に照射して２つの放射線画像を得るものとした場合、Ｘ線の照射が２回になることにより、被写体の被曝量が増加し、また、２回の照射の間の画像ズレという原理的なデメリットがある。
そこで、特許文献１には、放射線導電層を含む固体センサ（放射線検出器に対応）を積層させて配置し、積層された固体センサにより１回照射された放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する技術が開示されている。
また、特許文献２には、単一のＸ線発生器から第１の電圧によるＸ線の照射と、第２の電圧によるＸ線の照射とを繰り返しつつ、第１の電圧によるＸ線の照射時間中及び第２の電圧によるＸ線の照射時間中にそれぞれ撮影データを収集することを繰り返すことにより、単一スキャンの間に複数のエネルギー状態で撮像データを収集するコンピュータ断層（ＣＴ）撮像システムが開示されている。
特開２００１−２４９１８２号公報 特開２００９−９０１１５号公報
ところで、管球などの放射線源から放射線を１回照射する場合、照射される放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がるまでに立上期間、放射線が撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間、放射線が撮影エネルギーから立ち下がる立下期間が存在する。この立上期間及び立下期間には、撮影エネルギー期間よりも弱いエネルギーの放射線が照射される。
しかしながら、特許文献１の技術では、１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効に活用していなかった。
また、特許文献２の技術は、照射中に管電圧を切り替えることができるため管球が高価となり、また、１回の放射線の照射により撮影を行うものではない。
本発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであり、１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効活用して、異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影できる放射線撮影装置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記載の発明の放射線撮影装置は、照射される放射線により表わされる放射線画像を複数回続けて撮影可能な撮影手段と、放射線が１回照射される際の当該放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間、放射線が前記撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間、及び放射線が前記撮影エネルギーから立ち下がる立下期間のうち少なくも２つの期間でそれぞれ個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御する制御手段と、を備えている。
請求項１によれば、撮影手段により、照射される放射線により表わされる放射線画像を複数回続けて撮影可能とされている。
そして、制御手段により、放射線が１回照射される際の当該放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間、放射線が前記撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間、及び放射線が前記撮影エネルギーから立ち下がる立下期間のうち少なくも２つの期間でそれぞれ個別に放射線画像を撮影するように撮影手段が制御される。
このように、請求項１に記載の発明によれば、照射される放射線により表わされる放射線画像を複数回続けて撮影可能な撮影手段を制御して、放射線が１回照射される際の立上期間、撮影エネルギー期間、及び立下期間のうち少なくも２つの期間でそれぞれ個別に放射線画像を撮影を行うことにより、１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効活用して、異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影することができる。
なお、本発明は、請求項２に記載の発明のように、前記制御手段が、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方と少なくとも前記撮影エネルギー期間とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御してもよい。
また、本発明は、請求項３に記載の発明のように、前記照射される放射線を検出する検出手段をさらに備え、前記制御手段が、前記検出手段により検出される放射線のエネルギーの変化に基づいて前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間の少なくとも２つの期間を判別し、当該少なくも２つの期間で個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御してもよい。
また、本発明は、請求項４に記載の発明のように、前記撮影手段が、照射された放射線により示される放射線画像を撮影する撮影系を少なくとも２つ有し、前記制御手段が、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの少なくも２つの期間で個別に放射線画像を撮影するように各撮影系を制御してもよい。
また、請求項４に記載の発明は、請求項５に記載の発明のように、前記撮影手段が、放射線に対する感度の異なる２つの撮影系を有し、前記制御手段が、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方と少なくとも前記撮影エネルギー期間とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影する場合、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方の撮影では感度の高い撮影系で撮影を行い、前記撮影エネルギー期間の撮影では感度の低い撮影系で撮影を行うように各撮影系を制御してもよい。
また、請求項４又は請求項５に記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記撮影手段が、放射線また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蓄積される２種類の画素がマトリクス状に複数設けられた撮影パネルと、前記撮影パネルの２種類の各画素から個別に電荷を読み出す２系統の読出回路と、を有し、前記制御手段が、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの何れかの期間で前記２種類の画素の一方から電荷を読み出し、残りの何れかの期間で前記２種類の画素の他方から電荷を読み出すように前記読出回路を制御してもよい。
また、請求項４又は請求項５に記載の発明は、請求項７に記載の発明のように、前記撮影手段が、放射線また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蓄積される画素がマトリクス状に複数設けられ、積層配置された少なくとも２枚の撮影パネルと、それぞれ異なる前記撮影パネルの各画素から個別に電荷を読み出す２系統の読出回路と、を有し、前記制御手段が、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの何れかの期間で前記２枚の撮影パネルの一方から電荷を読み出し、残りの何れかの期間で前記２枚の撮影パネルの他方から電荷を読み出すように前記読出回路を制御してもよい。
また、請求項６又は請求項７に記載の発明は、請求項８に記載の発明のように、ゲインが可変とされ、前記読出回路により読み出された電荷に応じた電気信号を増幅する増幅回路を有し、当該増幅回路で増幅された電気信号に基づき、放射線画像を生成する生成手段をさらに備え、前記制御手段が、前記立上期間及び前記立下期間に前記撮影エネルギー期間よりも増幅回路のゲインを大きくする制御を行ってもよい。
また、請求項４〜請求項８に記載の発明は、請求項９に記載の発明のように、前記撮影パネルは、一部の画素が前記検出手段として機能してもよい。
また、本発明は、請求項１０に記載の発明のように、前記撮影手段により撮影された２つの放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理を行って、画像中の硬部組織、及び軟部組織の一方を強調して他方を除去したエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段をさらに備えてもよい。
本発明によれば、１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効活用して、異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影できる放射線撮影装置を提供できる、という優れた効果を有する。
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。 第１の実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 第１の実施の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 第１及び第２の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。 第１の実施の形態に係る電子カセッテ内部の構成を示す側面図である。 表面読取方式と裏面読取方式を説明するための断面側面図である。 第１の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。 （Ａ）は放射線を１回照する際の照射プロファイルを示すグラフであり、（Ｂ）は検出された放射線量の累計値を示すグラフであり、（Ｃ）は検出された放射線量の波形の微分値を示すグラフである。 第１の実施の形態に係るエネルギーサブトラクション撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 第２の実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 第２の実施の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテ内部の構成を示す側面図である。 第２の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。 第２の実施の形態に係るエネルギーサブトラクション撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 第３の実施の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 第３の実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 第３の実施の形態に係る電子カセッテ内部の構成を示す側面図である。 第３の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。 第３の実施の形態に係るエネルギーサブトラクション撮影制御処理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）は第１の実施の形態に係る画素７４Ａと画素７４Ｂの配置構成を示す平面図であり、（Ｂ）は他の実施の形態に係る画素７４Ａと画素７４Ｂの配置構成を示す平面図である。 （Ａ）〜（Ｄ）は他の実施の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 他の形態に係る直接変換方式の放射線検出器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。
［第１の実施の形態］
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。）に内蔵された管球１３０Ａから曝射条件に従って放射線Ｘ（図３も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置３４と、被検者の撮影部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生する放射線検出器６０（図３も参照。）を内蔵する電子カセッテ３２と、電子カセッテ３２に内蔵されているバッテリーを充電するクレードル４０と、電子カセッテ３２，放射線発生装置３４，及びクレードル４０を制御するコンソール４２と、を備えている。
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１２参照。）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ーに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル４０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台４５の保持部１５０に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台４６の保持部１５２に保持される。
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。
電子カセッテ３２は、放射線Ｘを透過させる材料からなる平板状の筐体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。筐体５４の内部には、後述する放射線検出部６２及び放射線検出器６０が積層されて構成された撮影部２１が配設されている。筐体５４は、平板状の一方の面の撮影部２１の配設位置に対応する領域が放射線を検出可能な四辺形状の検出領域５６とされている。撮影部２１は、放射線検出部６２が検出領域５６側となるように配置されている。
また、筐体５４の内部の一端側には、撮影部２１と重ならない位置（検出領域５６の範囲外）に、マイクロコンピュータを含む電子回路や電源部９６を収容するケース３１が配置されている。
また、電子カセッテ３２は、筐体５４の側面に各種ボタンを備えた操作パネル５７が設けられている。
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。
シンチレータ７１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６０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７１に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線として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〜６００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）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。
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てもよい。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るがこれに限定されるものではない。なお、シンチレータ７１としてＧＯＳを用いる場合、蒸着基板７３を用いずにＴＦＴ基板６６の表面にＧＯＳを塗布することにより、シンチレータ７１を形成してもよい。
ＴＦＴ基板６６には、シンチレータ７１によって変換された光が入射されることにより電荷を発生するセンサ部７２が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６には、ＴＦＴ基板６６上を平坦化するための平坦化層６７が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６とシンチレータ７１との間であって、平坦化層６７上には、シンチレータ７１をＴＦＴ基板６６に接着するための接着層６９が形成されている。
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。
上部電極７２Ａ、及び下部電極７２ＢはＩＴＯ（酸化インジウムスズ）やＩＺＯ（酸化亜鉛インジウム）などの光透過性の高い材料を用いて形成されており、光透過性を有する。
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。
光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、シンチレータ７１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７１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７１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７１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７１の放射線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。
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（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。
活性層７０Ｂは、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などにより形成することができる。なお、活性層７０Ｂを構成する材料は、これらに限定されるものではない。
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−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。
活性層７０Ｂを構成可能な有機半導体材料としては、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、ペリキサンテノキサンテン（peri-Xanthenoxanthene）誘導体などのジオキサアンタントレン系化合物等を挙げることができ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号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。また、ジオキサアンタントレン系化合物の構成については、特開２０１０−６７９４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。
ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブ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、ＴＦＴ７０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７０Ｂをカーボンナノチューブで形成した場合、ＴＦＴ７０のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低いＴＦＴ７０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層７０Ｂを形成する場合、活性層７０Ｂに極微量の金属性不純物が混入するだけで、ＴＦＴ７０の性能は著しく低下するため、遠心分離などにより極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。
ここで、上述した非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、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、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、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。ＴＦＴ基板６６は、画素７４が２次元状に設けられた領域が放射線画像を撮影可能な撮影領域とされている。
本実施の形態では、２つの放射線画像の撮影を行うため、画素７４を２種類の画素７４Ａと画素７４Ｂに分けている。画素７４Ａと画素７４Ｂは、それぞれ１画素ずつ間隔を開けて互いに隣り合うように１対１の割合で千鳥状の配置されている。
また、ＴＦＴ基板６６には、一定方向（図６の行方向）の各画素列にそれぞれ２本ずつゲート配線７６（７６Ａ、７６Ｂ）が設けられ、交差方向（図６の列方向）の各画素列にそれぞれ２本ずつデータ配線７８（７８Ａ、７８Ｂ）が設けられている。
各画素７４ＡのＴＦＴ７０のゲートはそれぞれゲート配線７６Ａに接続され、各画素７４ＡのＴＦＴ７０のドレインはそれぞれデータ配線７８Ａに接続されている。各画素７４ＢのＴＦＴ７０のゲートはそれぞれゲート配線７６Ｂに接続され、各画素７４ＢのＴＦＴ７０のドレインはそれぞれデータ配線７８Ｂに接続されている。ゲート配線７６Ａ、７６Ｂには、ＴＦＴ４０をオン、オフさせるための制御信号が流れる。
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ており、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。
次に、放射線画像の撮影を行う撮影部２１の構成について説明する。
本実施の形態に係る撮影部２１は、図７に示すように、１つの放射線検出器６０が設けられており、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６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、図４に示すように、放射線に対して透過性を有する樹脂性の支持基板１４０上に、後述する配線１６０（図１１）がパターニングされた配線層１４２及び絶縁層１４４が形成されており、その上に、複数のセンサ部１４６が形成され、当該センサ部１４６上に、ＧＯＳ等からなるシンチレータ１４８が形成されている。センサ部１４６は、上部電極１４７Ａ、下部電極１４７Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜１４７Ｃを有している。光電変換膜１４７Ｃには、シンチレータ１４８によって変換された光が入射されることにより電荷を発生する。このセンサ部１４６は、光電変換膜１４７Ｃとして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８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８の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図８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９には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２内部の撮影部２１の配置構成を示す側面図が示されている。
電子カセッテ３２内部には、筐体５４の検出領域５６を構成する天板部分に放射線検出部６２側が天板側となるように撮影部２１が貼付けられている。
ここで、放射線検出器６０は、図１０に示すように、シンチレータ７１が形成された側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の裏面側に設けられたＴＦＴ基板６６により放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式（所謂ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式）とされた場合、シンチレータ７１の同図上面側（ＴＦＴ基板６６の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板６６側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の表面側に設けられたＴＦＴ基板６６により放射線画像を読み取る、いわゆる表面読取方式（所謂ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）方式）とされた場合、ＴＦＴ基板６６を透過した放射線がシンチレータ７１に入射してシンチレータ７１のＴＦＴ基板６６側がより強く発光する。ＴＦＴ基板６６に設けられた各センサ部７２には、シンチレータ７１で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器６０は、表面読取方式とされた場合の方が裏面読取方式とされた場合よりもＴＦＴ基板６６に対するシンチレータ７１の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高い。
本実施の形態では、図９に示すように、筐体５４の検出領域５６を構成する天板部分にＴＦＴ基板６６側が天板側となるように放射線検出器６０を貼付けている。これにより、高い分解能の放射線画像を撮影できる。
図１１には、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。
ＴＦＴ基板６６は、ゲート配線７６Ａ、７６Ｂが延設された方向に対して対向する２辺の一辺側にゲート線ドライバ８０Ａが配置され、他辺側にゲート線ドライバ８０Ｂが配置されている。また、ＴＦＴ基板６６は、データ配線７８Ａ、７８Ｂが延設された方向に対して対向する２辺の一辺側に信号処理部８２Ａが配置され、他辺側に信号処理部８２Ｂが配置されている。ＴＦＴ基板６６の個々のゲート配線７６Ａはゲート線ドライバ８０Ａに接続され、個々のゲート配線７６Ｂはゲート線ドライバ８０Ｂに接続されており、ＴＦＴ基板６６の個々のデータ配線７８Ａは信号処理部８２Ａに接続され、個々のデータ配線７８Ｂは信号処理部８２Ｂに接続されている。
また、電子カセッテ３２は、画像メモリ９０と、カセッテ制御部９２と、無線通信部９４とを備えている。
各画素７４ＡのＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０Ａからゲート配線７６Ａを介して供給される信号により行単位で順にオンされ、各画素７４ＢのＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０Ｂからゲート配線７６Ｂを介して供給される信号により行単位で順にオンされる。画素７４Ａは、ＴＦＴ７０をオンさせる制御信号がゲート配線７６Ａに流れことによりＴＦＴ７０がオン状態となり、蓄積された電荷がＴＦＴ７０を介してデータ配線７８Ａに電気信号として流れ出す。画素７４Ｂは、ＴＦＴ７０をオンさせる制御信号がゲート配線７６Ｂに流れことによりＴＦＴ７０がオン状態となり、蓄積された電荷がＴＦＴ７０を介してデータ配線７８Ｂに電気信号として流れ出す。電気信号は、それぞれデータ配線７８Ａ、７８Ｂを伝送されて信号処理部８２Ａ、８２Ｂに入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
図示は省略するが、信号処理部８２Ａ、８２Ｂは、個々のデータ配線７８Ａ、７８Ｂ毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路及びサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線７８を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器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マルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
信号処理部８２Ａ、８２Ｂには画像メモリ９０が接続されており、信号処理部８２Ａ、８２ＢのＡ／Ｄ変換器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は所定枚数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／ｎ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を行う。
カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂの動作を個別に制御しており、ＴＦＴ基板６６の画素７４Ａ、７４Ｂからの放射線画像を示す画像情報の読み出しを個別に制御できる。
また、カセッテ制御部９２は、コンソール４２から無線通信部９４を介して受信される撮影条件などの各種情報を記憶し、撮影条件に基づいてゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂを制御してＴＦＴ基板６６の画素７４Ａ、７４Ｂから画像の読み出しを行う。
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、カセッテ制御部９２は、操作パネル５７が接続されており、操作パネル５７に対する操作内容を把握することができる。
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(操作パネル５７、ゲート線ドライバ８０Ａ，８０Ｂ、信号処理部８２Ａ、８２Ｂ、画像メモリ９０、無線通信部９４、カセッテ制御部９２として機能するマイクロコンピュータ、信号検出部１６２)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、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図１１では、電源部９６と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。
図１２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撮影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Ｉ／Ｆ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、管球１３０Ａ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管球１３０Ａへの電力供給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管球１３０Ａ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電子カセッテ３２は、エネルギーサブトラクション画像を得るため、異なるエネルギーの放射線で２つの放射線画像を撮影するエネルギーサブトラクション撮影が可能とされている。
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１２参照。）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エネルギーサブトラクション撮影を行う際、臥位台４６の保持部１５２に電子カセッテ３２を配置し、その上部に放射線源１３０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例えばエネルギーサブトラクション撮影を指定し、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、管電流及び照射期間等を指定する。
コンソール４２は、指定された管電圧、管電流及び照射期間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、曝射開始を指示する指示情報を受信すると、コンソール４２から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線を照射期間、照射する。
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、放射線源１３０内の管球１３０Ａは、放射線を照射する場合、以下に示すような時定数があるため、図１３（Ａ）に示すように、照射される放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間Ｔ１、放射線が撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間Ｔ２、放射線が撮影エネルギーから立ち下がる立下期間Ｔ３が存在する。すなわち、放射線発生装置３４は、放射線を照射する場合、撮影エネルギー期間Ｔ２の前後に撮影エネルギー期間Ｔ２よりもエネルギーの低い放射線が照射される立上期間Ｔ１及び立下期間Ｔ３が存在することなる。
なお、放射線発生装置３４は、照射開始を指示されてから、曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーの放射線が実際に照射されるまでの期間を短くするため、立上期間が短くなるように設計される。このため、図１３（Ａ）では立上期間Ｔ１は立下期間Ｔ３よりも短い期間となっている。
放射線発生装置３４に設けられた管球１３０Ａの見かけの抵抗をＲ、管球１３０Ａに流す管電流をＩ、管電圧をＶとした場合、以下の（１）式の関係が成り立つ。
Ｒ ＝ Ｖ／Ｉ ・・・（１）
また、管球１３０Ａの静電容量をＣTube［ｐＦ］とし、管球１３０Ａに電力を供給するＸ線ケーブルの静電容量をＣLine［ｐＦ／ｍ］とし、ケーブル長をＬとした場合、管球１３０Ａ部分に関する容量Ｃは、以下の（２）式のように求まる。
Ｃ ＝ ＣTube ＋ ＣLine × Ｌ ・・・（２）
放射線発生装置３４の時定数τは、以下の（３）式のように求まる。
τ ＝ Ｒ × Ｃ ・・・（３）
例えば、胸部エネルギーサブトラクション画像を得るための曝射条件として、管電圧を１２０ｋＶ、管電流を２０ｍＡとした場合、上記（１）式から管球１３０Ａの見かけ上の抵抗Ｒは６×１０６Ωとなる。一方、一般的な放射線発生装置３４では、管球１３０Ａの静電容量ＣTubeは、５００〜１５００［ｐＦ］であり、Ｘ線ケーブルの静電容量ＣLineは、１００〜２００［ｐＦ／ｍ］である。例えば、管球１３０Ａの静電容量ＣTubeを、１０００［ｐＦ］とし、Ｘ線ケーブルの静電容量ＣLineを１５０［ｐＦ／ｍ］とし、ケーブル長Ｌを２０［ｍ］とすると、上記（２）式から容量Ｃは４０００［ｐＦ］となる。
よって、時定数τは、上記（３）式からτ＝２４ｍＳｅｃとなる。十分な放射線の減衰期間を時定数τの３〜５倍の期間とすると立下期間Ｔ３は数十〜百数十ｍＳｅｃとなる。
そこで、本実施の形態では、放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間Ｔ１、放射線がエネルギーに維持された撮影エネルギー期間Ｔ２、放射線が撮影エネルギーから立ち下がる立下期間Ｔ３のうち、立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２と立下期間Ｔ３とでそれぞれ個別に２つの放射線画像を撮影することによりエネルギーサブトラクション撮影を行う。
ここで、従来、管電圧を変えて異なるエネルギーの放射線を２回連続的に照射して２つの放射線画像を得るものとした場合、２回の放射線の照射間隔を短くするため、管電流を大きくすることで減衰時間を短くしていた。例えば、管電圧を変えて異なるエネルギーの放射線を２回連続的に照射して２つの放射線画像を得るものとした場合、２つの放射線画像の撮影の間の被写体（患者）の体動を抑えるために短期間０．２ｓｅｃ程度で管電圧を変えて放射線を２回照射するが、短期間で管電圧を切替える放射線発生装置は複雑で高価なものとなる。
一方、本実施の形態に係る撮影システム１８は、曝射条件の管電流を小さくすることにより、管球１３０Ａの見かけ上の抵抗Ｒが大きくなり、時定数τも大きくなる。このため、曝射条件の管電流を小さくすることにより、１回の照射で高エネルギー照射が終わった後に管電圧がゆっくり減衰する期間を作ることができる。
図１４には、撮影モードとしてエネルギーサブトラクション撮影が指定されて曝射開始を指示する指示情報を受信した際に、カセッテ制御部９２のＣＰＵ９２Ａにより実行されるエネルギーサブトラクション撮影制御処理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。
次のステップＳ１２では、信号検出部１６２から入力する各配線１６０のデジタルデータの値をそれぞれ予め定めた放射線検知用のしきい値と比較し、何れかのデジタルデータの値が放射線検知用の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、何れかのデジタルデータの値が放射線検知用の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、何れの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８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０Ａから各ゲート配線７６ＡにＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を順に出力させ、各ゲート配線７６Ａに接続された各画素７４Ａの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７４Ａ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７８Ａに流れ出し、暗電流等によって各画素７４Ａ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、ゲート線ドライバ８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０Ａから各ゲート配線７６Ａに各画素７４ＡのＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。これにより、各画素７４Ａでは、照射された放射線量に応じた電荷が蓄積される。
次のステップＳ１８では、信号検出部１６２から入力するデジタルデータの値を累計して記憶する。
次のステップＳ２０では、ステップＳ１８で累計される累計値の増加が所定量以上減少する変曲点があるか否か判定し、肯定判定となった場合はステップＳ２２へ移行し、否定判定となった場合はステップＳ１８へ移行する。
ここで、図１３（Ｂ）に示すように、信号検出部１６２から入力するデジタルデータの累計値は、放射線の照射により増加するが、立下期間Ｔ３となると、累計値の増加量が減少する。
そこで、本実施の形態では、累計値の増加量の変化から立下期間Ｔ３の開始の検出を行っており、累計値の増加が減少する変曲点が存在した場合、立下期間Ｔ３へ移行したものと判断している。この変曲点の検出は、種々の検出方法を用いることができる。例えば、最初に累計した累計値以外の全てにおいて１回前に累計したデジタルデータの累計値との累計値差を求め、累計値差が所定量以上減少している場合に変曲点と検出する。この所定量は、ノイズ等の影響を考慮して変曲点を検出できる値に定められている。
次のステップＳ２２では、ゲート線ドライバ８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０Ａから１ラインずつ順に各ゲート配線７６Ａ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７６Ａにオン信号が入力すると、各ゲート配線７６Ａに接続された各画素７４ＡのＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンされ、１ラインずつ順に各画素７４Ａ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７８Ａに流れ出す。各データ配線７８Ａに流れ出した電気信号は信号処理部８２Ａで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。これにより、画像メモリ９０には、放射線検出器６０の各画素７４Ａによる放射線画像を示す画像データが記憶される。
次のステップＳ２４では、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０Ｂから各ゲート配線７６Ｂ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７６Ｂに接続された各画素７４Ｂの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７４Ｂ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７８Ｂに流れ出し、暗電流等によって各画素７４Ｂ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Ｓ２６では、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０Ｂから各ゲート配線７６Ｂに各画素７４ＢのＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。これにより、各画素７４Ｂでは、照射された放射線量に応じた電荷が蓄積される。
次のステップＳ２８では、上記ステップＳ２２で変曲点を検出して肯定判定となった時点から所定待機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Ｓ３０へ移行し、否定判定となった場合はステップＳ２８へ再度移行して所定待機期間の経過待ちを行う。この所定待機期間は、立下期間Ｔ３よりも十分に長い期間に定められている。なお、所定待機期間は、曝射条件の管電流、管電圧に基づき、上記（１）式から見かけの抵抗をＲを求め、管球１３０Ａ部分に関する容量Ｃと抵抗Ｒに基づき、上記（３）式から放射線発生装置３４の時定数τを求めて例えば、時定数τの３〜５倍の期間とするものとしてもよい。
次のステップＳ３０では、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０Ｂから各ゲート配線７６Ｂ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７６Ｂに接続された各画素７４Ｂの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、画像メモリ９０には、放射線検出器６０の各画素７４Ｂによる放射線画像を示す画像データが記憶される。
ところで、本実施の形態に係る放射線検出器６０は、画素７４Ａと画素７４Ｂがそれぞれ１画素ずつ間隔を開けて千鳥状の配置されている。このため、画素７４Ａにより撮影された放射線画像と画素７４Ｂにより撮影された放射線画像は、それぞれ画素を間引いた間引画像である。
そこで、ステップＳ３２では、画像メモリ９０に記憶された２つの放射線画像に対してそれぞれ補間処理を行い、画素７４Ａにより撮影された放射線画像については、各画素７４Ｂに対応する各画素のデータをそれぞれ画素７４Ｂの周囲の画素７４Ａのデータから補間により生成し、画素７４Ｂにより撮影された放射線画像については、画素７４Ａに対応する各画素のデータをそれぞれ画素７４Ａの周囲の画素７４Ｂのデータから補間により生成する。
次のステップＳ３４では、上記ステップＳ３２で補間処理された２つの放射線画像の画像データをコンソール４２へ送信し、処理終了となる。
コンソール４２では、送信された２つの放射線画像に対してサブトラクション画像処理を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織に相当する画像部、及び軟部組織に相当する画像部の一方を強調して他方を除去したエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
なお、カセッテ制御部９２において、撮影された２つの放射線画像に対してサブトラクション画像処理を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成し、生成したエネルギーサブトラクション画像の画像データをコンソール４２へ送信するようにしてもよい。
以上のように、本実施の形態によれば、放射線が１回照射される際の立下期間Ｔ３と立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影を行うことにより、１回の放射線の照射での放射線のエネルギーの変化を有効活用して、異なるエネルギーの放射線による放射線画像を撮影することができる。
また、本実施の形態よれば、信号検出部１６２により、照射される放射線を検出し、検出される放射線のエネルギーの変化に基づいて立下期間Ｔ３を判別しているので、立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２が変化した場合でも立下期間Ｔ３での撮影を安定して行うことができる。
また、本実施の形態によれば、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６に放射線が変換された光が照射されることにより電荷が蓄積される２種類の画素７４Ａ、７４Ｂをマトリクス状に複数設け、立下期間Ｔ３と立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２とでＴＦＴ基板６６の２種類の各画素７４Ａ、７４Ｂから個別に電荷を読み出すことにより、異なるエネルギーの放射線による２つの放射線画像を撮影できる。
また、本実施の形態よれば、異なるエネルギーの放射線による撮影を得るために放射線発生装置３４が２回連続的に照射する必要がなく１回の放射線が照射可能であればよいため、診療所などにあるレベルの安価な既存のＸ線装置でもエネルギーサブトラクション撮影が可能になる。そのため従来の短期間０．２ｓｅｃ程度で管電圧を変えて異なるエネルギーの放射線を２回連続的に照射するための複雑で高額な放射線撮影装置が不要であるという特段の効果がある。
［第２の実施の形態］
次に、第２の実施の形態について説明する。なお、第１の実施の形態と対応する部分には同一の符号を付して、同じ機能を有する部分については説明を省略する。
図１５には、第２の実施の形態に係る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、を含んで構成される画素７４が一定方向（図１５の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図１５の列方向）に２次元状に複数設けられている。ＴＦＴ基板６６は、画素７４が２次元状に設けられた領域が放射線画像を撮影可能な撮影領域とされている。
また、ＴＦＴ基板６６には、一定方向（図１５の行方向）の各画素列にそれぞれ１本ずつゲート配線７６が設けられ、交差方向（図１５の列方向）の各画素列にそれぞれ１本ずつデータ配線７８が設けられている。
図１６には、第２の実施の形態に係る撮影部２１の構成を示す断面図が示されている。
本実施の形態に係る撮影部２１は、照射された放射線により示される放射線画像の撮影を行う撮影系を２つ有し、各撮影系により撮影された放射線画像を示す画像情報を個別に読み出し可能なように構成されている。
具体的には、図１６に示すように、シンチレータ７１を挟んで２つのＴＦＴ基板６６を配置している。以下、２つのＴＦＴ基板６６を区別する場合、シンチレータ７１の一方の面側をＴＦＴ基板６６Ａと称し、シンチレータ７１の他方の面側をＴＦＴ基板６６Ｂと称す
このような撮影部２１のＴＦＴ基板６６Ａ側の面には、放射線検出部６２が貼り付けられている。
撮影部２１は、図１７に示すように、筐体５４の検出領域５６を構成する天板部分に放射線検出部６２側が天板側となるように撮影部２１が貼付けられている。
図１８には、第２の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。
ＴＦＴ基板６６Ａ、２６Ｂは、それぞれ隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂが配置され、他辺側に信号処理部８２Ａ、８２Ｂが配置されている。ＴＦＴ基板６６Ａの個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０Ａに接続され、ＴＦＴ基板６６Ａの個々のデータ配線７８は信号処理部８２Ａに接続されており、ＴＦＴ基板６６Ｂの個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０Ｂに接続され、ＴＦＴ基板６６Ｂの個々のデータ配線７８は信号処理部８２Ｂに接続されている。
ＴＦＴ基板６６Ａ、２６Ｂの各ＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂ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、オン状態とされたＴＦＴ７０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２Ａ、８２Ｂに入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂの動作を個別に制御しており、ＴＦＴ基板６６Ａ、２６Ｂの各画素７４から放射線画像を示す画像情報の読み出しを個別に制御できる。
図１９には、第２の実施形態に係るエネルギーサブトラクション撮影制御処理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、第１の実施の形態（図１４）と同一処理部分については同一の符号を付して説明を省略し、新しい処理部分については符号に「Ａ」を付して説明する。
ステップＳ１４Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０ＢからＴＦＴ基板６６Ｂの各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を順に出力させ、ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４の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、ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が１ラインずつ順に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ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去される。
ステップＳ１６Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０ＢからＴＦＴ基板６６Ｂの各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。これにより、ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４では、照射された放射線量に応じた電荷が蓄積される。
ステップＳ２２Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ｂを制御してゲート線ドライバ８０ＢからＴＦＴ基板６６Ｂの各ゲート配線７６に１ラインずつ順にオン信号を出力させる。これにより、画像メモリ９０には、ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４による放射線画像を示す画像データが記憶される。
また、ステップＳ２４Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０ＡからＴＦＴ基板６６Ａの各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を順に出力させ、ＴＦＴ基板６６Ａの各画素７４の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、ＴＦＴ基板６６Ａの各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が１ラインずつ順に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ＴＦＴ基板６６Ｂの各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去される。
ステップＳ２６Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０ＡからＴＦＴ基板６６Ａの各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。これにより、ＴＦＴ基板６６Ａの各画素７４では、照射された放射線量に応じた電荷が蓄積される。
ステップＳ３０Ａでは、ゲート線ドライバ８０Ａを制御してゲート線ドライバ８０ＡからＴＦＴ基板６６Ａの各ゲート配線７６に１ラインずつ順にオン信号を出力させる。これにより、画像メモリ９０には、ＴＦＴ基板６６Ａの各画素７４による放射線画像を示す画像データが記憶される。
そして、ステップＳ３４Ａでは、画像メモリ９０に記憶されたＴＦＴ基板６６Ａ、２６Ｂによる２つの放射線画像の画像データをコンソール４２へ送信し、処理終了となる。
以上のように、本実施の形態よれば、撮影部２１として、シンチレータ７１を挟んで放射線が変換された光が照射されることにより電荷が蓄積される画素７４がマトリクス状に複数設けられた２つのＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂを積層配置し、立下期間Ｔ３と立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２とでＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂの各画素７４から個別に電荷を読み出すことにより、異なるエネルギーの放射線による２つの放射線画像を撮影できる。
また、本実施の形態よれば、立下期間Ｔ３に照射される放射線はエネルギーが低く、透過性が低くなるが検出領域５６により近いＴＦＴ基板６６Ａで撮影を行うことにより、ＴＦＴ基板６６Ｂで撮影を行う場合と比較して低エネルギーの画像を鮮明に撮影できる。
［第３の実施の形態］
次に、第３の実施の形態について説明する。なお、第１及び第２の実施の形態と対応する部分には同一の符号を付して、同じ機能を有する部分については説明を省略する。
図２０には、第３の実施の形態に係る撮影部２１の構成が示されている。
撮影部２１は、第２の実施の形態と同様に、シンチレータ７１を挟んで２つのＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂが配置されている。
ＴＦＴ基板６６Ｂは、図１５に示すように、画素７４が一定方向（図１５の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図１５の列方向）に２次元状に複数設けられている。各画素７４のセンサ部７２は、ＴＦＴ７０を介してデータ配線７８に接続されている。
一方、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６Ａは、図２１に示すように、画素７４が一定方向（図２１の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図２１の列方向）に２次元状に複数設けられており、一部の画素７４Ｃでは、センサ部７２がデータ配線７８に直接電気的に接続されている。これにより、画素７４Ｃでは、ゲート配線７６に流れる制御信号の状態に関わらずセンサ部７２に発生した電荷に応じた電気信号がデータ配線７８に流れる。
撮影部２１は、図２２に示すように、筐体５４の検出領域５６を構成する天板部分にＴＦＴ基板６６Ａ側が天板側となるように撮影部２１が貼付けられている。
図２３には、第３の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。
ＴＦＴ基板６６Ａ、２６Ｂは、それぞれ隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ８０Ａ、８０Ｂが配置され、他辺側に信号処理部８２Ａ、８２Ｂが配置されている。ＴＦＴ基板６６Ａの個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０Ａに接続され、ＴＦＴ基板６６Ａの個々のデータ配線７８は信号処理部８２Ａに接続されており、ＴＦＴ基板６６Ｂの個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０Ｂに接続され、ＴＦＴ基板６６Ｂの個々のデータ配線７８は信号処理部８２Ｂに接続されている。
ところで、上述のように、ＴＦＴ基板６６Ａでは、画素７４Ｃのセンサ部７２がデータ配線７８に直接電気的に接続されているため、放射線が照射された場合、画素７４Ｃのセンサ部７２に発生した電荷に応じた電気信号がデータ配線７８に流れる。
そこで、本実施の形態では、信号処理部８２Ａを制御して所定の周期でＴＦＴ基板６６Ａの各データ配線７８のサンプリングを行い、画像メモリ９０に記憶されたＴＦＴ基板６６Ａの各データ配線７８のデジタルデータの値に基づいて放射線の照射状態の検出を行う。
図２４には、第３の実施形態に係るエネルギーサブトラクション撮影制御処理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、第１の実施の形態（図１４）及び第２の実施の形態（図１９）と同一処理部分については同一の符号を付して説明を省略し、新しい処理部分については符号に「Ｂ」を付して説明する。
ステップＳ１０Ｂでは、信号処理部８２Ａを制御して所定の周期でＴＦＴ基板６６Ａの各データ配線７８のサンプリングを行い、画像メモリ９０に記憶されたＴＦＴ基板６６Ａの各データ配線７８のデジタルデータの値に基づいて放射線の照射状態の検出を開始する。
ステップＳ１２Ｂでは、画像メモリ９０に記憶されたＴＦＴ基板６６Ａの各データ配線７８のデジタルデータの値をそれぞれ予め定めた放射線検知用のしきい値と比較し、何れかのデジタルデータの値が放射線検知用の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Ｓ１４Ａへ移行し、何れのデジタルデータの値がしきい値未満の場合はステップＳ１２Ｂへ再度移行して、放射線の照射開始待ちを行う。
ステップＳ１８Ｂでは、画像メモリ９０に順次記憶されるＴＦＴ基板６６Ａの各配線１６０のデジタルデータの値を累計して記憶する。
このように本実施の形態によれば、ＴＦＴ基板６６Ａでは、画素７４Ｃのセンサ部７２をデータ配線７８に直接電気的に接続させたことにより、画素７４Ｃを、放射線を検出するセンサとして使用することができる。
ところで、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６Ａは、画素７４Ｃのセンサ部７２がデータ配線７８に直接電気的に接続されているため、画素７４Ｃは欠陥画素となる。
そこで、ステップＳ３２Ｂでは、画像メモリ９０に記憶されたＴＦＴ基板６６Ａにより撮影された放射線画像で、画素７４Ｃに対応する画素のデータをそれぞれ画素７４Ｃの周囲の画素７４のデータから補間により生成する。
これにより、欠陥となった画素７４Ｃのデータを生成できる。
以上のように、本実施の形態よれば、撮影部２１として、シンチレータ７１を挟んで放射線が変換された光が照射されることにより電荷が蓄積される画素７４がマトリクス状に複数設けられた２つのＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂを積層配置し、立下期間Ｔ３と立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２とでＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂの各画素７４から個別に電荷を読み出すことにより、異なるエネルギーの放射線による２つの放射線画像を撮影できる。
また、本実施の形態よれば、ＴＦＴ基板６６Ａは、一部の画素７４のセンサ部７２をデータ配線７８に直接電気的に接続させて検出手段として機能させることにより、放射線検出部６２を設けることなく照射される放射線のエネルギーを検出することができる。
また、本実施の形態よれば、立下期間Ｔ３に照射される放射線はエネルギーが低く、透過性が低くなるが検出領域５６により近いＴＦＴ基板６６Ａで撮影を行うことにより、ＴＦＴ基板６６Ｂで撮影を行う場合と比較して低エネルギーの画像を鮮明に撮影できる。
以上、本発明を第１〜第３の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、上記の実施の形態は、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、上記各実施の形態では、信号検出部１６２などから入力するデジタルデータの値を累計の変曲点を検出することにより立下期間Ｔ３の開始を検出する場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、立上期間Ｔ１の検出を行うものとしてもよい。立上期間Ｔ１の検出は、例えば、デジタルデータの値が放射線検知用のしきい値以上となった時点から、信号検出部１６２から随時入力するデジタルデータの値が曝射条件に応じた値となるまでの期間としてもよい。
また、例えば、図１３（Ｃ）に示すように、信号検出部１６２などから入力するデジタルデータの値の波形から微分値を随時求め、微分値の変化から立上期間Ｔ１や立下期間Ｔ３を検出するものとしてもよい。例えば、立上期間Ｔ１の終了（撮影エネルギー期間Ｔ２の開始）は、微分値がプラスとなった後にゼロになったときを検出すればよく、立下期間Ｔ３の開始（撮影エネルギー期間Ｔ２の終了）は、変曲点として微分値が負になる時を検出すればよい。
また、上記各実施の形態では、放射線が１回照射される際の立下期間Ｔ３と、立上期間Ｔ１及び撮影エネルギー期間Ｔ２と、でそれぞれ放射線画像の撮影を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、立下期間Ｔ３と、撮影エネルギー期間Ｔ２と、でそれぞれ放射線画像の撮影を行うものとしてもよい。また、立上期間Ｔ１と、撮影エネルギー期間Ｔ２及び立下期間Ｔ３と、でそれぞれ放射線画像の撮影を行うものとしてもよく、また、立上期間Ｔ１と、撮影エネルギー期間Ｔ２と、でそれぞれ放射線画像の撮影を行うものとしてもよい。また、放射線発生装置３４は、照射開始を指示されてから、曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーの放射線が実際に照射されるまでの期間を短くするため、立上期間が短くなるように設計される。このため、実際には立上期間Ｔ１は立下期間Ｔ３よりも短い期間となり、立上期間Ｔ１と立下期間Ｔ３で照射される放射線のエネルギー分布が異なる場合がある。このため、立上期間Ｔ１と、立下期間Ｔ３と、でそれぞれ放射線画像の撮影を行うものとしてもよい。なお、低エネルギーの放射線画像は立下期間Ｔ３で撮影することが好ましい。
立上期間Ｔ１や立下期間Ｔ３での撮影は、それぞれのすべて期間で行う必要はなく、管電圧が曝射条件として定められた管電圧の８０〜６０％程度以下となる期間で撮影を行うことが好ましい。例えば、立下期間Ｔ３での撮影を行う場合、画像の取得開始を立ち下げ直後ではなく管電圧が曝射条件として定められた管電圧の８０〜６０％程度に下がったタイミングから画像データの蓄積を行うことにより、２回の撮影での放射線のエネルギーの差を大きくすることができるため、エネルギー分離能を高くできる。
立上期間Ｔ１及び立下期間ｔ３に照射される放射線はエネルギーが低いため感度が低い。このため、カセッテ制御部９２は、立上期間Ｔ１及び立下期間ｔ３に撮影エネルギー期間Ｔ２よりも信号処理部８２の内蔵された増幅回路のゲインを大きくして電荷を読取ることが望ましい。
また、上記各実施の形態では、センサ部７２等で暗電流が発生するため、エネルギーサブトラクション撮影制御処理のステップＳ１４、Ｓ２４、Ｓ１４Ａ、Ｓ２４Ａにおいて暗電流等によって各画素７４Ａの蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去する処理を行う場合について説明したが、暗電流等によって各画素７４Ａの蓄積容量６８に蓄積された電荷が少ない場合、ステップＳ１４、Ｓ２４、Ｓ１４Ａ、Ｓ２４Ａの処理を行う必要はない。
また、上記第１の実施の形態では、図２５（Ａ）に示すように、ＴＦＴ基板６６に画素７４Ａと画素７４Ｂを、それぞれ１画素ずつ間隔を開けて互いに隣り合うように１対１の割合で千鳥状の配置した場合について説明したが、画素７４Ａと画素７４Ｂの割合及び配置はこれに限定されるものではない。例えば、図２５（Ｂ）に示すように、画素７４Ａと画素７４Ｂを１対４の割合で配置してもよい。なお、立上期間Ｔ１や立下期間Ｔ３に照射される放射線はエネルギーが低い。このため、立上期間Ｔ１や立下期間Ｔ３での低エネルギーの放射線画像を撮影には比率の高い画素７４を用いることが好ましい。例えば、図２５（Ｂ）に示す場合、画素７４Ｂを低エネルギーの放射線画像を撮影に用いることが好ましい。
第２の実施の形態では、撮影部２１として、シンチレータ７１を挟んで２つのＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂを積層配置したことにより、ＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂをそれぞれ放射線に対する感度を異なるものとし、照射される放射線のエネルギーの低い立下期間Ｔ３での撮影を検出領域５６により近いＴＦＴ基板６６Ａで行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、第１の実施の形態の放射線検出器６０においても、画素７４Ａと画素７４Ｂの画素サイズを変えたり、画素７４Ａと画素７４Ｂの光電変換膜７２Ｃとして用いる材料を変えることにより、画素７４Ａと画素７４Ｂを放射線に対する感度を異なるものとし、照射される放射線のエネルギーの低い立下期間Ｔ３での撮影を感度の高い画素７４で行うものとしてもよい。
また、上記第２及び第３の実施の形態では、シンチレータ７１を挟んで２つのＴＦＴ基板６６を配置して撮影部２１を構成した場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、図２６（Ａ）〜（Ｄ）に示すように、２つの放射線検出器６０を積層させて撮影部２１を構成してもよい。この際、２つの放射線検出器６０は、放射線Ｘに対して共に表面読取方式となるように配置されてもよく（図２６（Ａ））、放射線Ｘに対して共に裏面読取方式となるように配置されてもよく（図２６（Ｂ））、シンチレータ７１が向かい合うように配置してもよく（図２６（Ｃ））、２つの放射線検出器６０はＴＦＴ基板６６が向かい合うように配置してもよい（図２６（Ｄ））。
また、上記各実施の形態では、放射線を一度シンチレータ７１で光に変換し、変換した光を光電変換膜７２Ｃで電荷に変換して蓄積する間接変換方式の放射線検出器６０を用いて撮影部２１の構成とした場合について説明したが、放射線を直接、アモルファスセレン等を用いたセンサ部で電荷に変換して蓄積する直接変換方式の放射線検出器も用いて撮影部２１の構成してもよい。
直接変換方式の放射線検出器２００は、図２７に示すように、入射される放射線を変換する放射線変換層の一例として、入射される放射線を電荷に変換する半導体層２０２が、ＴＦＴ基板６６上に形成されている。
半導体層２０２としては、アモルファスSe、Bi12MO20(M：Ti、Si、Ge)、Bi4M3O12(M：Ti、Si、Ge)、Bi2O3、BiMO4（Ｍ：Ｎｂ、Ｔａ、Ｖ）、Bi2WO6、Bi24B2O39、ZnO、ZnS、ZnSe、ZnTe、MNbO3(M：Li、Na、K)、PbO、HgI2、PbI2、CdS、CdSe、CdTe、BiI3、GaAs等のうち少なくとも１つを主成分とする化合物などが用いられるが、暗抵抗が高く、Ｘ線照射に対して良好な光導電性を示し、真空蒸着法により低温で大面積成膜が可能な非晶質（アモルファス）材料が好まれる。
半導体層２０２上には、半導体層２０２の表面側に形成され、半導体層２０２へバイアス電圧を印加するためのバイアス電極２０４が形成されている。
直接変換方式の放射線検出器２００では、半導体層２０２で発生した電荷を収集する電荷収集電極２０６がＴＦＴ基板６６に形成されている。
また、直接変換方式の放射線検出器２００におけるＴＦＴ基板６６は、各電荷収集電極２０６で収集された電荷を蓄積する電荷蓄積容量２０８を備えている。この各電荷蓄積容量２０８に蓄積された電荷が、ＴＦＴ７０によって読み出される。
また、上記各実施の形態では、ＴＦＴ基板６６の画素７４を画素７４Ａと画素７４Ｂに分けたり、ＴＦＴ基板６６を複数設けることにより、１回の放射線の照射中に複数の放射線画像を撮影可能に構成した場合について説明したが、これに限定されるものではない。
例えば、放射線検出器６０、及び放射線検出器２００から放射線画像を読み出す読出期間が立下期間Ｔ３と立上期間Ｔ１に対して十分に短い場合、１枚の放射線検出器６０又は放射線検出器２００を用いて１回の放射線の照射での立上期間Ｔ１及び立下期間Ｔ３の少なくとも一方と少なくとも撮影エネルギー期間Ｔ２とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影するようにしてもよい。
ところで、１回の放射線の照射期間中に２枚の放射線画像を撮影するため、１枚目の画像データの読み出し速度がより速い方が好ましい。そこで、例えば、ゲート線ドライバ８０から複数ライン（例えば２ライン）ずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力して複数ラインずつ各画素部７４に蓄積された電荷を読み出すビニング読出や、１ライン置きや複数ライン置きにゲート配線７６にオン信号を出力して一定間隔毎に各画素部７４に蓄積された電荷を読み出す間引読出、画素７４が２次元状に設けられた撮影領域のうち、撮影対象部位が配置された一部の領域を通る各ゲート配線７６にオン信号を出力して一部の領域の画像データを選択的に読み出す部分読出を行うようにしてもよい。これらビニング読出や、間引読出、部分読出は、第１の実施の形態のように２種類の画素７４Ａ、７４Ｂが設けられた放射線検出器６０から画素７４Ａ、７４Ｂの何れかの画像データを読み出す際に実施してもよい。また、ビニング読出や、間引読出、部分読出は、第２、第３の実施の形態のように２つのＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂを積層させた撮影部２１からＴＦＴ基板６６Ａ、６６Ｂの何れかの画像データを読み出す際や、２つの放射線検出器６０を積層させた撮影部２１から何れかの放射線検出器６０の画像データを読み出す際に実施してもよい。また、ビニング読出や、間引読出、部分読出は、１つの放射線検出器６０で２枚の放射線画像を撮影する場合の画像データを読み出す際に実施してもよい。さらに、ビニング読出や、間引読出、部分読出は、組み合わせて実施してもよい。これにより、画像データの読み出し期間を短縮することができる。
また、上記各実施の形態では、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、ガンマ線、粒子線等いずれであってもよい。
その他、上記各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。
２１ 撮影部（撮影手段）
３２ 電子カセッテ
６０、２００ 放射線検出器（撮影手段、撮影パネル）
６２ 放射線検出部（検出手段）
６６ ＴＦＴ基板（撮影パネル）
７２ センサ部
７４、７４Ａ、７４Ｂ、７４Ｃ 画素
７４Ｃ 画素（検出手段）
８０、８０Ａ、８０Ｂ ゲート線ドライバ
８２、８２Ａ、８２Ｂ 信号処理部（生成手段）
９２ カセッテ制御部（制御手段、画像処理手段）
１３０Ａ 管球

Claims (10)

  1. 照射される放射線により表わされる放射線画像を複数回続けて撮影可能な撮影手段と、
    放射線が１回照射される際の当該放射線が曝射条件として定められた管電圧に応じた撮影エネルギーに立ち上がる立上期間、放射線が前記撮影エネルギーに維持された撮影エネルギー期間、及び放射線が前記撮影エネルギーから立ち下がる立下期間のうち少なくも２つの期間でそれぞれ個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御する制御手段と、
    を備えた放射線撮影装置。
  2. 前記制御手段は、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方と少なくとも前記撮影エネルギー期間とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御する
    請求項１記載の放射線撮影装置。
  3. 前記照射される放射線を検出する検出手段をさらに備え、
    前記制御手段は、前記検出手段により検出される放射線のエネルギーの変化に基づいて前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間の少なくとも２つの期間を判別し、当該少なくも２つの期間で個別に放射線画像を撮影するように前記撮影手段を制御する
    請求項１又は請求項２記載の放射線撮影装置。
  4. 前記撮影手段は、照射された放射線により示される放射線画像を撮影する撮影系を少なくとも２つ有し、
    前記制御手段は、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの少なくも２つの期間で個別に放射線画像を撮影するように各撮影系を制御する
    請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  5. 前記撮影手段は、放射線に対する感度の異なる２つの撮影系を有し、
    前記制御手段は、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方と少なくとも前記撮影エネルギー期間とでそれぞれ個別に放射線画像を撮影する場合、前記立上期間及び前記立下期間の少なくとも一方の撮影では感度の高い撮影系で撮影を行い、前記撮影エネルギー期間の撮影では感度の低い撮影系で撮影を行うように各撮影系を制御する
    請求項４記載の放射線撮影装置。
  6. 前記撮影手段は、
    放射線また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蓄積される２種類の画素がマトリクス状に複数設けられた撮影パネルと、
    前記撮影パネルの２種類の各画素から個別に電荷を読み出す２系統の読出回路と、を有し、
    前記制御手段は、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの何れかの期間で前記２種類の画素の一方から電荷を読み出し、残りの何れかの期間で前記２種類の画素の他方から電荷を読み出すように前記読出回路を制御する
    請求項４又は請求項５記載の放射線撮影装置。
  7. 前記撮影手段は、
    放射線また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蓄積される画素がマトリクス状に複数設けられ、積層配置された少なくとも２枚の撮影パネルと、
    それぞれ異なる前記撮影パネルの各画素から個別に電荷を読み出す２系統の読出回路と、を有し、
    前記制御手段は、前記立上期間、前記撮影エネルギー期間、及び前記立下期間のうちの何れかの期間で前記２枚の撮影パネルの一方から電荷を読み出し、残りの何れかの期間で前記２枚の撮影パネルの他方から電荷を読み出すように前記読出回路を制御する
    請求項４又は請求項５記載の放射線撮影装置。
  8. ゲインが可変とされ、前記読出回路により読み出された電荷に応じた電気信号を増幅する増幅回路を有し、当該増幅回路で増幅された電気信号に基づき、放射線画像を生成する生成手段をさらに備え、
    前記制御手段は、前記立上期間及び前記立下期間に前記撮影エネルギー期間よりも増幅回路のゲインを大きくする制御を行う
    請求項６又は請求項７記載の放射線撮影装置。
  9. 前記撮影パネルは、一部の画素が前記検出手段として機能する
    請求項４〜請求項８の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  10. 前記撮影手段により撮影された２つの放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理を行って、画像中の硬部組織、及び軟部組織の一方を強調して他方を除去したエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段をさらに備えた
    請求項１〜請求項９の何れか１項記載の放射線撮影装置。
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