JP2012145542A - 放射線画像撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】アンテナから照射される電波の影響によるノイズの影響を抑えて放射線の照射を精度よく検知できる放射線画像撮影装置を提供する。
【解決手段】放射線を検出する放射線検出用画素３２Ａを撮影領域３１に複数配置し、アンテナ６６に近い領域３３Ａと離れた領域３３Ｂで検出アルゴリズムを変えて放射線検出用画素３２Ａの検出結果に基づき放射線の照射の検知を行う。
【選択図】図９

Description

本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、撮影対象部位を透過した放射線により示される放射線画像を取得する放射線画像撮影装置に関する。

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、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画像撮影装置が実用化されている。なお、この放射線画像撮影装置に用いられる放射線検出器には、放射線を変換する方式として、放射線をシンチレータで光に変換した後にフォトダイオード等の半導体層で電荷に変換する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。

ところで、放射線画像撮影装置では、放射線の照射の開始や終了、放射線の照射量を検出し、放射線を照射する放射線源の制御を行う技術が知られている
例えば、特許文献１には、基板上の画素をマトリクス状に形成し、一部の画素をＡＥＣ用の画素とした放射線検出器が開示されている。

特開２００４−２５１８９２号公報

ところで、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可搬型の放射線画像撮影装置（以下、「電子カセッテ」ともいう。）が実用化されている。

この電子カセッテは可搬性に優れており、ストレッチャーやベッドに載せたまま被検者を撮影できると共に、電子カセッテの位置を変更することで撮影部位の調整も容易であるため、動けない被検者を撮影する場合にも柔軟に対処することができる。このため、電子カセッテは、制御装置（所謂、コンソール）などの外部装置との通信をケーブルを用いた有線通信で行うよりも無線通信で行う方が使い勝手がよい。

ところで、電子カセッテは、無線通信を行うためアンテナを設け、アンテナを介して無線通信を行うものとした場合、アンテナから照射される電波の影響により放射線の検出を行う検出部にノイズが発生する。

このように、検出部にノイズが発生すると放射線の照射開始の精度よく検出できない。

なお、可搬型の放射線画像撮影装置である電子カセッテで無線通信を行うものとした場合について説明したが、据置型の放射線画像撮影装置で無線通信を行うものとした場合についても同様の問題が発生する。

本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、アンテナから照射される電波の影響によるノイズの影響を抑えて放射線の照射を精度よく検知できる放射線画像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に記載の放射線画像撮影装置は、放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生し、発生した電荷を蓄積する画素が撮影領域に複数設けられ、各画素に蓄積された電荷量に応じた電気信号を出力する放射線検出器と、前記撮影領域周辺に設けられ、外部装置と無線通信を行うために設けられたアンテナと、前記撮影領域に複数配置され、それぞれ放射線を検出する検出部と、アンテナに近い領域と離れた領域で検出アルゴリズムを変えて前記検出部の検出結果に基づき放射線の照射の検知を行う検知手段と、を備えている。

請求項１記載の放射線画像撮影装置では、放射線検出器は放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生し、発生した電荷を蓄積する画素が撮影領域に複数設けられ、各画素に蓄積された電荷量に応じた電気信号が出力されるものとされており、撮影領域周辺に設けられたアンテナにより、外部装置と無線通信が行われる。

そして、本発明では、放射線を検出する検出部が撮影領域に複数配置され、検知手段により、アンテナに近い領域と離れた領域で検出アルゴリズムを変えて検出部の検出結果に基づき放射線の照射の検知が行われる。

このように、請求項１に記載の放射線画像撮影装置によれば、放射線を検出する検出部を撮影領域に複数配置し、アンテナに近い領域と離れた領域で検出アルゴリズムを変えて検出部の検出結果に基づき放射線の照射の検知を行うことにより、アンテナから照射される電波の影響によるノイズの影響を抑えて放射線の照射を精度よく検知できる。

なお、請求項１記載の発明は、請求項２に記載の発明のように、前記検知手段が、前記アンテナに近い領域については２以上の前記検出部の検出結果を合算又は平均化した結果に基づいて放射線の照射の検知を行ってもよい。

また、請求項１記載の発明は、請求項３に記載の発明のように、各領域が、略均等に分けられることが好ましい。

また、請求項１〜請求項３に記載の発明は、本発明は、請求項４に記載の発明のように、前記検出部を、前記放射線検出器の画素が兼ねてもよい。

また、請求項１〜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、前記画素は、バイアス電圧が印加された状態で放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生するセンサ部を有し、前記検出部を、前記センサ部にバイアス電圧を印加する配線に流れる電流量を検出する電流検出部としてもよい。

また、請求項１〜請求項４に記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記画素は、バイアス電圧が印加された状態で放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生するセンサ部を有し、前記検出部を、前記センサ部にバイアス電圧を印加する配線に流れる電流量を検出する電流検出部としてもよい。

また、請求項１〜請求項６に記載の発明は、請求項７に記載の発明のように、前記検知手段が、撮影手技に応じて前記検出アルゴリズムを変えて放射線の照射の検知を行ってもよい。

また、請求項１〜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、前記アンテナが、複数設けられ、それぞれ個別に通信で使用可能とされ、前記検知手段が、各アンテナからの電波強度に応じて前記検出アルゴリズムを変えて放射線の照射の検知を行ってもよい。

本発明によれば、アンテナから照射される電波の影響によるノイズの影響を抑えて放射線の照射を精度よく検知できる、という効果が得られる。

第１の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。 第１の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。 第１の実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 第１の実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面側面図である。 第１の実施の形態に係る放射線検出器の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の構成を示す斜視図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す断面側面図である。 第１の実施の形態に係る放射線画像撮影システムの電気系の要部構成を示すブロック図である。 第１の実施の形態に係る放射線検出器の放射線検出用画素の配置状態の一例を示す平面図である。 第１の放射線画像の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２の実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す平面図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 第２の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。 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放射線検出部のセンサ部の配置状態の一例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の電気系の要部構成を示すブロック図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成の一例を示す平面図である。 他の形態に係る放射線検出器の放射線検出用画素の配置状態の一例を示す平面図である。 他の形態に係る放射線検出器の放射線検出用画素の配置状態の一例を示す平面図である。 他の形態に係る放射線検出器の放射線検出用画素の配置状態の一例を示す平面図である。 他の形態に係るアンテナと第２信号処理部内の増幅器の配置状態の一例を示す平面図である。 他の実施の形態に係る放射線検出器の撮影領域の区分状態の一例を示す平面図である。 他の実施の形態に係る放射線検出器の撮影領域の区分状態の一例を示す平面図である。 他の実施の形態に係る放射線検出器の撮影領域の区分状態の一例を示す平面図である。

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、病院における放射線科部門で取り扱われる情報を統括的に管理するシステムである放射線情報システムに適用した場合の形態例について説明する。

まず、図１を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ」（Radiology Information System）という。）１００の構成について説明する。

ＲＩＳ１００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）という。）の一部を構成する。

ＲＩＳ１００は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」という。）１４０、ＲＩＳサーバ１５０、およ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」という。）１０４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１０２に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１００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１０２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１４０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１４０を介して行われる。各端末装置１４０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１５０と病院内ネットワーク１０２を介して相互通信が可能とされている。

一方、ＲＩＳサーバ１５０は、各端末装置１４０からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１０４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１５０Ａを含んで構成されている。

データベース１５０Ａ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１０４で用いられる、後述する電子カセッテ４０の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ４０に関する情報、および電子カセッテ４０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４０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１０４は、ＲＩＳサーバ１５０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１０４は、放射線源１２１（図２も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図６も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置１２０と、被検者の撮影対象部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、発生した電荷量に基づいて放射線画像を示す画像情報を生成する放射線検出器２０（図６も参照。）を内蔵する電子カセッテ４０と、電子カセッテ４０に内蔵されているバッテリを充電するクレードル１３０と、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０を制御するコンソール１１０と、を備えている。

コンソール１１０は、ＲＩＳサーバ１５０からデータベース１５０Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１６（図８参照。）に記憶し、必要に応じて当該情報を用いて、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０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１０４の放射線撮影室１８０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１８０には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台１６０と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台１６４とが設置されており、立位台１６０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１７０とされ、臥位台１６４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１７２とされている。

立位台１６０には電子カセッテ４０を保持する保持部１６２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４０が保持部１６２に保持される。同様に、臥位台１６４には電子カセッテ４０を保持する保持部１６６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４０が保持部１６６に保持される。

また、放射線撮影室１８０には、単一の放射線源１２１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１２１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１２４が設けられている。ここで、支持移動機構１２４は、放射線源１２１を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１２１を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１２１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１３０には、電子カセッテ４０を収納可能な収容部１３０Ａが形成されている。

電子カセッテ４０は、未使用時にはクレードル１３０の収容部１３０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル１３０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台１６０の保持部１６２に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台１６４の保持部１６６に保持される。

ここで、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、放射線発生装置１２０とコンソール１１０との間、および電子カセッテ４０とコンソール１１０との間で、無線通信によって各種情報の送受信を行う。

なお、電子カセッテ４０は、立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６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、腕部，脚部等を撮影する際には、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。

次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本実施の形態に係る放射線検出器２０の３画素部分の構成を概略的に示す断面模式図である。

同図に示すように、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、およびシンチレータ８が順次積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素が構成されている。画素は、基板１上に複数配列されており、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。

シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１の反対側）または下方から入射してくる放射線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８を設けることで、被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。

シンチレータ８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２０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８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〜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。

センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有し、光電変換膜４は、シンチレータ８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６は、シンチレータ８により生じた光を光電変換膜４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ８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（TCO;TransparentConducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６としてＡｕなど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易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、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６は、全画素で共通の一枚構成としてもよく、画素毎に分割してもよい。

光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８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。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜４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８による発光以外の電磁波が光電変換膜４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４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４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ８で発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ８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８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８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８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。

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およ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８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４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。

次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０に適用可能な光電変換膜４について具体的に説明する。

本実施の形態に係る放射線検出器２０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極２，６と、当該電極２，６間に挟まれた有機光電変換膜４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、および層間接触改良部位等の積み重ね、もしく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型化合物または有機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。したがって、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。したがって、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型半導体および有機ｎ型半導体として適用可能な材料、および光電変換膜４の構成については、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。なお、光電変換膜４は、さらにフラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。

光電変換膜４の厚みは、シンチレータ８からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、ある程度以上厚くなると光電変換膜４の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜４に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。

なお、図３に示す放射線検出器２０では、光電変換膜４は、全画素で共通の一枚構成であるが、画素毎に分割してもよい。

下部電極２は、画素毎に分割された薄膜とする。下部電極２は、透明または不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。

下部電極２の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。

センサ部１３では、上部電極６と下部電極２の間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜４で発生した電荷（正孔、電子）のうちの一方を上部電極６に移動させ、他方を下部電極２に移動させることができる。本実施の形態の放射線検出器２０では、上部電極６に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極６に印加されるものとする。また、バイアス電圧は、光電変換膜４で発生した電子が上部電極６に移動し、正孔が下部電極２に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であってもよい。

各画素を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６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３および正孔ブロッキング膜５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３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４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。

電子ブロッキング膜３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３に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４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、かつ、隣接する光電変換膜４の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐもしくはそれより小さい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２００９−３２８５４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。

電子ブロッキング膜３の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３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５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４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５には、電子受容性有機材料を用いることができる。

正孔ブロッキング膜５の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３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５に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４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、かつ、隣接する光電変換膜４の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａもしくはそれより大きい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２００９−３２８５４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。

なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２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３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５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 各画素の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。図４には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。

同図に示すように、本実施の形態に係る信号出力部１４は、下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９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という場合がある。）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２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、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３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２０（画素）の平面積を最小にするために、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２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９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１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２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。

薄膜トランジスタ１０は、ゲート電極１５、ゲート絶縁膜１６、および活性層（チャネル層）１７が積層され、さらに、活性層１７上にソース電極１８とドレイン電極１９が所定の間隔を開けて形成されている。

活性層１７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１７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１７を構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａおよび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および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および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。

活性層１７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。

薄膜トランジスタ１０の活性層１７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、信号出力部１４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１７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１０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薄膜トランジスタ１０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層１７を形成する場合、活性層１７に極微量の金属性不純物を混入するだけで、薄膜トランジスタ１０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、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、光電変換膜４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１としては、半導体基板、石英基板、およ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や、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１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。

一方、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基板を形成してもよい。

また、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、低熱膨張である。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基板１を形成できる。

本実施の形態では、基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７を順に形成することによりＴＦＴ基板３０を形成し、当該ＴＦＴ基板３０上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ８を貼り付けることにより放射線検出器２０を形成している。

図５に示すように、ＴＦＴ基板３０には、上述したセンサ部１３、コンデンサ９、および薄膜トランジスタ１０を含んで構成される画素３２が一定方向（図５の行方向）、および当該一定方向に対する交差方向（図５の列方向）に２次元状に複数設けられている。

また、放射線検出器２０には、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６と、が設けられている。

放射線検出器２０は、平板状で、かつ平面視において外縁に４辺を有する四辺形状、より具体的には、矩形状に形成されている。

ここで、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２の一部が放射線の照射状態を検出するために用いられており、残りの画素３２によって放射線画像の撮影を行う。なお、以下では、放射線の照射状態を検出するための画素３２を放射線検出用画素３２Ａといい、残りの画素３２を放射線画像取得用画素３２Ｂという。

本実施の形態に係る放射線検出器２０では、画素３２における放射線検出用画素３２Ａを除いた放射線画像取得用画素３２Ｂにより放射線画像の撮影を行うため、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を得ることができない。このため、本実施の形態では、放射線検出用画素３２Ａを分散するように配置し、放射線検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を、当該放射線検出用画素３２Ａの周囲に位置する放射線画像取得用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間することにより生成する。

本実施の形態に係る放射線検出器２０には、図５に示すように、放射線検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部に接続され、当該コンデンサ９に蓄積された電荷を直接読み出すための直接読出配線３８が上記一定方向（行方向）に延設されている。

なお、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、各放射線検出用画素３２Ａを一定方向の異なる画素列に配置しており、放射線検出用画素３２Ａが配置された一定方向の画素列にそれぞれ直接読出配線３８を設けている。すなわち、直接読出配線３８にはそれぞれ１つの放射線検出用画素３２Ａが接続されている。

次に、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成について説明する。図６には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。

同図に示すように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線を透過させる材料からなる筐体４１を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ４０は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ４０を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ４０を繰り返し続けて使用することができる。

筐体４１の内部には、種々の部品を収容する空間Ａが形成されており、当該空間Ａ内には、放射線Ｘが照射される筐体４１の照射面側から、被写体を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、および放射線Ｘのバック散乱線を吸収する鉛板４３が順に配設されている。

ここで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、筐体４１の平板状の一方の面の放射線検出器２０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４１Ａとされている。この筐体４１の検出領域４１Ａを有する面が電子カセッテ４０における天板４１Ｂとされており、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０が、ＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように配置され、当該天板４１Ｂの筐体４１における内側の面（天板４１Ｂの放射線が入射される面の反対側の面）に貼り付けられている。

一方、図６に示すように、筐体４１の内部の一端側には、放射線検出器２０と重ならない位置（検出領域４１Ａの範囲外）に、後述するカセッテ制御部５８や電源部７０（共に図８参照。）を収容するケース４２が配置されている。

筐体４１は、電子カセッテ４０全体の軽量化を図るために、例えば、カーボンファイバ（炭素繊維）、アルミニウム、マグネシウム、バイオナノファイバ（セルロースミクロフィブリル）、または複合材料等で構成されている。

複合材料としては、例えば、強化繊維樹脂を含む材料が用いられ、強化繊維樹脂には、カーボンやセルロース等が含まれる。具体的には、複合材料としては、炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）や、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のもの、または発泡材の表面にＣＦＲＰをコーティングしたもの等が用いられる。なお、本実施の形態では、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のものが用いられている。これにより、筐体４１をカーボン単体で構成した場合と比較して、筐体４１の強度（剛性）を高めることができる。

一方、図７に示すように、筐体４１の内部には、天板４１Ｂと対向する背面部４１Ｃの内面に支持体４４が配置されており、支持体４４および天板４１Ｂの間に、放射線検出器２０および鉛板４３が放射線Ｘの照射方向にこの順で並んで配置されている。支持体４４は、軽量化の観点、寸法偏差を吸収する観点から、例えば、発泡材で構成されており、鉛板４３を支持する。

同図に示すように、天板４１Ｂの内面には、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０を剥離可能に接着する接着部材８０が設けられている。接着部材８０としては、例えば、両面テープが用いられる。この場合、両面テープは、一方の接着面の接着力が他方の接着面の接着力よりも強くなるように形成されている。

具体的には、接着力の弱い面（弱接着面）は、１８０°ピール接着力で１．０Ｎ／ｃｍ以下に設定されている。そして、接着力の強い面（強接着面）が天板４１Ｂに接し、弱接着面がＴＦＴ基板３０に接する。これにより、ねじ等の固定部材等によって放射線検出器２０を天板４１Ｂに固定する場合と比べて電子カセッテ４０の厚みを薄くすることができる。また、衝撃や荷重で天板４１Ｂが変形しても、放射線検出器２０は剛性の高い天板４１Ｂの変形に追従するため、大きな曲率（緩やかな曲がり）しか発生せず、局所的な低曲率で放射線検出器２０が破損する可能性が低くなる。さらに、放射線検出器２０が天板４１Ｂの剛性の向上に寄与する。

このように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０を筐体４１の天板４１Ｂの内部に貼り付けているため、筐体４１が、天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離可能とされており、放射線検出器２０を天板４１Ｂに貼り付けたり、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離したりする際には、筐体４１を天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離した状態とされる。

なお、本実施の形態では、放射線検出器２０の天板４１Ｂへの接着をクリーンルーム等で行わなくてもよい。なぜなら、放射線検出器２０および天板４１Ｂの間に放射線を吸収する金属片等の異物が混入した場合に、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離して当該異物を除去できるからである。

次に、図８を参照して、本実施の形態に係る撮影システム１０４の電気系の要部構成について説明する。

同図に示すように、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に第１信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は第１信号処理部５４に接続されている。

また、筐体４１の内部には、画像メモリ５６と、カセッテ制御部５８と、無線通信部６０と、バイアス電源６２と、を備えている。

放射線検出器２０には、各画素３２のセンサ部１３にバイアス電圧を供給するためのバイアス配線６４が設けられている。バイアス電源６２はバイアス配線６４に接続されており、各画素３２のセンサ部１３にはバイアス配線６４を介して所定のバイアス電圧が印加される。

ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、オン状態とされた薄膜トランジスタ１０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３６を伝送されて第１信号処理部５４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、第１信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅すると共に保持するチャージアンプ、および相関二重サンプリング回路を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号はチャージアンプで増幅された後に相関二重サンプリング回路により相関二重サンプリングを施される。また、相関二重サンプリング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、個々の相関二重サンプリング回路で相関二重サンプリング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。

第１信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、第１信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚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５６に順次記憶される。

画像メモリ５６はカセッテ制御部５８と接続されている。カセッテ制御部５８はマイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ（中央処理装置）５８Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）およびＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ５８Ｂ、フラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部５８Ｃを備えており、電子カセッテ４０全体の動作を制御する。

さらに、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されており、無線通信部６０にはアンテナ６６が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応し、アンテナ６６を介して無線通信を行うものとされており、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。アンテナ６６は、図９に示すように、放射線検出器２０の１つの側面側に設けられている。

カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線画像の撮影に関する制御を行うコンソール１１０などの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソール１１０等との間で各種情報の送受信が可能とされている。

また、第１の実施の形態に係る放射線検出器２０は、画素３２が２次元状に設けられた撮影領域３１にほぼ一様に放射線検出用画素３２Ａが配置されている。

また、電子カセッテ４０には、ＴＦＴ基板３０を隔ててゲート線ドライバ５２の反対側に第２信号処理部５５が配置されており、ＴＦＴ基板３０の個々の直接読出配線３８は第２信号処理部５５に接続されている。

第２信号処理部５５は、直接読出配線３８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５８と接続されている。第２信号処理部５５は、カセッテ制御部５８からの制御により、所定の周期で各直接読出配線３８のサンプリングを行って各直接読出配線３８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５８へ出力する。

また、電子カセッテ４０には電源部７０が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、第１信号処理部５４、第２信号処理部５５、画像メモリ５６、無線通信部６０、カセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ等）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０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８では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。

一方、コンソール１１０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１１１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１１２と、を備えている。

また、本実施の形態に係るコンソール１１０は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１１３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ＲＯＭ１１４と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１１５と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）１１６と、ディスプレイ１１１への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１７と、操作パネル１１２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１８と、を備えている。また、コンソール１１０は、無線通信により、放射線発生装置１２０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と共に、電子カセッテ４０との間で画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１９を備えている。

ＣＰＵ１１３、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６、ディスプレイドライバ１１７、操作入力検出部１１８、および無線通信部１１９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、ＣＰＵ１１３は、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６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１１７を介したディスプレイ１１１への各種情報の表示の制御、および無線通信部１１９を介した放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０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、ＣＰＵ１１３は、操作入力検出部１１８を介して操作パネル１１２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１２０は、放射線源１２１と、コンソール１１０との間で曝射条件等の各種情報を送受信する無線通信部１２３と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１を制御する線源制御部１２２と、を備えている。

線源制御部１２２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１１０から受信する曝射条件には管電圧、管電流等の情報が含まれている。線源制御部１２２は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１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１０４の作用を説明する。

撮影者は、放射線画像の撮影を行う場合、コンソール１１０に対して操作パネル１１２を介して撮影対象部位、撮影時の姿勢、電子カセッテ４０を立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６に保持させた状態での撮影か又は電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態での撮影かを示す保持状態情報などの撮影条件を入力し、さらに管電圧、管電流及び照射期間などの曝射条件を入力する。コンソール１１０は、撮影条件及び曝射条件が入力されると、入力された撮影条件及び曝射条件を無線通信部１１９を介して電子カセッテ４０へ送信し、曝射条件を無線通信部１１９を介して放射線発生装置１２０へ送信する。

放射線発生装置１２０の線源制御部１２２は、コンソール１１０から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶し、当該曝射条件での曝射準備を行う。

電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８は、コンソール１１０から撮影条件及び曝射条件を受信すると、受信した撮影条件及び曝射条件を記憶部５８Ｃに記憶する。

撮影者は、撮影時の姿勢が立位または臥位である場合に、対応する立位台１６０の保持部１６２または臥位台１６４の保持部１６６に電子カセッテ４０を保持させると共に放射線源１２１を対応する位置に位置決めした後、被検者を所定の撮影位置に位置させる。これに対し、撮影者は、撮影対象部位が腕部、脚部等の電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態で放射線画像の撮影を行う場合に、当該撮影対象部位を撮影可能な状態に被検者、電子カセッテ４０、および放射線源１２１を位置決めする。

そして、撮影者は、撮影準備完了すると、コンソール１１０の操作パネル１１２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１１０では、操作パネル１１２に対して撮影指示操作が行われると、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０へ無線通信部１１９を介して送信する。

これに応じて、放射線源１２１は、放射線発生装置１２０がコンソール１１０から受信した曝射条件に応じた管電圧および管電流で放射線Ｘを照射期間だけ射出する。放射線源１２１から射出された放射線Ｘは、被検者を透過した後に電子カセッテ４０に到達する。これにより、放射線検出器２０の各画素３２には、電荷が発生する。

ところで、放射線検出器２０は、Ｘ線が照射されていない状態であっても暗電流等によってセンサ部１３に電荷が発生して各画素３２のコンデンサ９に電荷が蓄積される。

そこで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０の各画素３２のコンデンサ９に蓄積された電荷を取り出して除去するリセット動作を繰り返し行っている。

本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、第２信号処理部５５が放射線検出用画素３２Ａから各直接読出配線３８に流れ出した電気信号のサンプリングを行ってデジタルデータに変換し、カセッテ制御部５８が変換されたデジタルデータに基づいて放射線の照射の検知を行っており、放射線の照射を検知したタイミングでリセット動作を停止して放射線画像の撮影動作を開始する。すなわち、電子カセッテ４０は、放射線の照射を検出して撮影動作を開始する。これにより、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、コンソール１１０や放射線発生装置１２０と電子カセッテ４０との間で放射線の照射開始に関する情報の送受信を行って放射線発生装置１２０からの放射線の照射動作と電子カセッテ４０での撮像動作とを同期させることなく、放射線画像を撮影できる。

ところで、電子カセッテ４０は、アンテナ６６から照射される電波の影響により、放射線検出用画素３２Ａから各直接読出配線３８に流れ出し、第２信号処理部５５により検出される電気信号にノイズが発生する。このノイズは、電波強度が強いほど大きなものが発生しやすい。また、一般的にアンテナ６６からの距離に応じて、電波強度は変わり、アンテナ６６からの距離が離れるに従い電波強度は下がる。また、このノイズは、ランダムノイズであるため、平均化することにより、ノイズが低減される。

そこで、第１の実施の形態では、図９に示すように、放射線検出器２０の画素３２が２次元状に設けられた撮影領域３１をアンテナ６６からの離隔度合に応じて２つの領域３３（３３Ａ，３３Ｂ）に分けており、カセッテ制御部５８は、アンテナ６６に近い領域３３Ａについては２以上の放射線検出用画素３２Ａの検出結果を平均化して放射線の検知を行う。

このように、２以上の放射線検出用画素３２Ａの検出結果を平均化することにより、ノイズの影響を抑えて放射線の照射開始の精度よく検出できる。

また、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、図７に示すように、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。

ここで、放射線検出器２０は、図１０に示すように、シンチレータ８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３０により放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式とされた場合、シンチレータ８の同図上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板３０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３０により放射線画像を読み取る、いわゆる表面読取方式とされた場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線がシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８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２０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３０に対するシンチレータ８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。

また、放射線検出器２０は、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。表面読取方式では、放射線がＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線の減衰を少なく抑えることができるため、表面読取方式に適している。

また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４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１を放射線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１は放射線の吸収量が少ないため、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。

また、本実施の形態によれば、図７に示すように、放射線検出器２０をＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように筐体４１内の天板４１Ｂに貼り付けているが、基板１を剛性の高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した場合、放射線検出器２０自体の剛性が高いため、筐体４１の天板４１Ｂを薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体が可撓性を有するため、検出領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０が破損しづらい。

以上詳細に説明したように、本実施の形態では、放射線を検出する放射線検出用画素３２Ａを撮影領域３１に複数配置し、アンテナ６６に近い領域と離れた領域で検出アルゴリズムを変えて放射線検出用画素３２Ａの検出結果に基づき放射線の照射の検知を行うことにより、アンテナ６６から照射される電波の影響によるノイズの影響を抑えて放射線の照射を精度よく検知できる。

また、本実施の形態では、放射線検出器２０に放射線検出部として放射線検出用画素３２Ａを形成することにより、放射線検出器２０とは別に放射線を検出する手段を設ける必要がないため、製造コストを低減することができる。

また、本実施の形態では、複数の放射線検出用画素３２Ａから蓄積された電荷を読み出すための直接読出配線３８を備えているので、放射線画像の撮影動作とは無関係に放射線の照射状態を検出することができる結果、より高速に放射線画像の撮影を行うことができる。

［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。

第２の実施の形態に係るＲＩＳ１００、撮影システム１０４の構成は、上記第１の実施の形態（図１〜図４、図６〜図８参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

図１１には、第２の実施の形態に係る放射線検出器２０の構成を示す平面図が示されている。

本実施の形態に係る放射線検出器２０は、直接読出配線３８が設けられておらず、画素３２が全て放射線画像取得用画素とされている。

図１２には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の内部構成が示されている。

電子カセッテ４０は、筐体４１の内部に、後述する放射線検出部２００及び放射線検出器２０が積層されて構成された撮影部２１が配設されている。

放射線検出部２００は、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０側の面に貼り付けられている。

本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線検出部２００により放射線の照射の検出を行い、放射線の照射が検出された場合に放射線検出器２０により放射線画像の撮影を行うものとされている。

図１３には、本実施形態に係る放射線検出器２０及び放射線検出部２００の構成を模式的に示した断面図が示されている。

放射線検出部２００は、放射線に対して透過性を有する樹脂性の支持基板２０２上に、後述する配線２１０（図１４）がパターニングされた配線層２０４及び絶縁層２０６が形成されており、その上に、複数のセンサ部２０８が形成され、当該センサ部２０８上に、ＧＯＳ等からなるシンチレータ２１０が形成されている。センサ部２０８は、上部電極２０８Ａ、下部電極２０８Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜２０８Ｃを有している。光電変換膜２０８Ｃには、シンチレータ２１０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２０８は、光電変換膜２０８Ｃ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２００のセンサ部２０８は、放射線検出器２０の各画素３２に設けられたセンサ部１３ほど細かく形成する必要はなく、センサ部１３よりも大きく、放射線検出器２０の数十から数百画素のサイズで形成すればよい。

図１４には、電子カセッテ４０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。なお、上記第１の実施形態（図８）と同一の部分には同一の符号を付し、説明を省略する。

放射線検出部２００は、上述したように、センサ部２０８が多数個配置されている。また、放射線検出部２００には、各センサ部２０８とそれぞれ個別に接続された複数の配線２１０が設けられており、各配線２１０は第２信号処理部５５に接続されている。

放射線検出部２００には、センサ部２０８が２次元状に設けられた領域２２０にほぼ一様にセンサ部２０８が配置されている。

第２信号処理部５５は、各配線２１０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５８と接続されている。第２信号処理部５５は、カセッテ制御部５８からの制御により、所定の周期で各直接読出配線３８のサンプリングを行って各直接読出配線３８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５８へ出力する。

このように、センサ部２０８により放射線の照射の検出を行うものとした場合においても、アンテナ６６から照射される電波の影響により、センサ部２０８から各配線２１０に流れ出し、第２信号処理部５５により検出される電気信号にノイズが発生する。

そこで、第２の実施の形態では、図１５に示すように、放射線検出部２００のセンサ部２０８が２次元状に設けられた領域２２０をアンテナ６６からの離隔度合に応じて２つの領域２２１（２２１Ａ，２２１Ｂ）に分けており、カセッテ制御部５８は、アンテナ６６に近い領域２２１Ａについては２以上のセンサ部２０８の検出結果を平均化して放射線の検出を行う。

このように、２以上のセンサ部２０８の検出結果を平均化することにより、ノイズの影響を抑えて放射線の照射開始の精度よく検出できる。

［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。

第３の実施の形態に係るＲＩＳ１００、撮影システム１０４の構成は、上記第１の実施の形態（図１〜図８参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

図１６には、第３の実施の形態に係る電子カセッテ４０の電気系の要部構成が示されている。なお、上記第１及び第２の実施形態（図８、図１４）と同一の部分には同一の符号を付し、説明を省略する。

本実施の形態では、放射線検出器２０をそれぞれ複数の領域２３０に区分して各領域２３０毎に、それぞれの領域２３０内の各画素３２のセンサ部１３にバイアス電圧を供給するためのバイアス配線６４をそれぞれ設けており、また、各領域２３０の各画素３２のセンサ部１３にバイアス配線６４を介して所定のバイアス電圧を供給するバイアス電源６２を個別に備えている。

ここで、センサ部１３は、バイアス配線６４を介して上部電極６と下部電極２の間にバイアス電圧が印加されるが、放射線が照射されることによりバイアス配線６４を流れる電流量が変化する。

そこで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、バイアス配線６４毎に、それぞれバイアス配線６４を流れる電流量を検出する電流検出部７２（７２Ａ〜７２Ｄ）を設けている。

各電流検出部７２は、電流量を精度良く検出するため電流量の変化を増幅するアンプなどの増幅回路を内蔵しており、バイアス配線６４を流れる電流量を検出してカセッテ制御部５８へ出力する。カセッテ制御部５８は各電流検出部７２により検出される電流量の変化に基づいて放射線の照射開始の検出を行う。

このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０には、上記第２の実施の形態と同様に、直接読出配線３８が設けられておらず、画素３２が全て放射線画像取得用画素とされており、電子カセッテ４０には、第２信号処理部５５が設けられていない。

ところで、各電流検出部７２に内蔵されたアンプなどの増幅回路には、アンテナ６６から照射される電波の影響により、ノイズが発生する。このノイズは、電波強度が強いほど大きなものが発生しやすい。

そこで、第３の実施の形態では、カセッテ制御部５８が、アンテナ６６に近い領域２３０については２以上の電流検出部７２Ａ、７２Ｂの検出結果を平均化して放射線の検出を行う。

このように、アンテナ６６に近い領域２３０については電流検出部７２の検出結果を平均化することにより、ノイズの影響を抑えて放射線の照射開始の精度よく検出できる。

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各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各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。

また、上記第１の実施の形態では、一例として図１７（Ａ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａとして放射線画像取得用画素３２Ｂの一部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く、例えば、一例として図１７（Ｂ）に示すように、放射線検出用画素３２Ａを、放射線画像取得用画素３２Ｂの間隙に設ける形態としてもよい。この場合、放射線検出用画素３２Ａが設けられた位置に対応する放射線画像取得用画素３２Ｂの面積が小さくなるため、当該画素の感度は低減するものの、当該画素も放射線画像の検出用として用いることができるため、放射線画像の品質を向上させることができる。

また、上記第１の実施の形態では、放射線検出器２０の画素３２が２次元状に設けられた撮影領域３１に放射線検出用画素３２Ａをほぼ一様に配置し、上記第２の実施の形態では、放射線検出部２００のセンサ部２０８が２次元状に設けられた領域２２０にほぼ一様にセンサ部２０８を配置した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、アンテナ６６からの離隔度合に応じて放射線検出用画素３２Ａやセンサ部２０８の分布を変えて配置してもよい。

例えば、図１８に示すように、放射線検出器２０の画素３２が２次元状に設けられた撮影領域３１をアンテナ６６からの離隔度合に応じて２つの領域３３（３３Ａ，３３Ｂ）に分け、各領域３３で放射線検出用画素３２Ａの分布を変えて配置してもよい。具体的には、アンテナ６６に近い領域３３Ａよりもアンテナ６６から離れた領域３３Ｂに放射線検出用画素３２Ａを多く配置してもよい。

アンテナ６６から照射される電波の影響により、放射線検出用画素３２Ａやセンサ部２０８から流れ出す電気信号にはノイズが発生する。このノイズは、電波強度が強いほど大きなものが発生しやすい。また、一般的にアンテナ６６からの距離に応じて、電波強度は変わり、アンテナ６６からの距離が離れるに従い電波強度は下がる。

このため、図１８では、ノイズが多く発生しやすいアンテナ６６に近い領域３３Ａで放射線検出用画素３２Ａの数が少なくなるため、ノイズの影響を抑えて放射線の照射開始の精度よく検出できる。

また、図１９に示すように、アンテナ６６から離れた領域３３Ｂよりもアンテナ６６に近い領域３３Ａよりも放射線検出用画素３２Ａを多く配置してもよい。本発明では、２以上の放射線検出用画素３２Ａの検出結果を平均化しているため、ノイズの影響を抑えて放射線の照射開始の精度よく検出できる。

上記各実施の形態では、アンテナ６６に近い領域では複数の放射線検出用画素３２Ａやセンサ部２０８の検出結果を合算し、平均化した結果に基づき、放射線の検知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、アンテナ６６に近い領域では、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）などの周波数フィルタリングを行ったり、放射線検出用画素３２Ａやセンサ部２０８の検出結果を放射線照射検知用のしきい値と比較し、放射線照射検知用のしきい値以上となったことにより放射線の照射開始を検出するものとした場合、アンテナ６６に近い領域３３Ａ、２２１Ａとアンテナ６６から離れた領域３３Ｂ、２２１Ｂとで放射線照射検知用のしきい値を変えるものとしてもよい。

図１８、図１９では放射線検出部２００の領域２２０をアンテナ６６からの離隔度合に応じて２つの領域に分けたが、撮影領域３１、領域２２０は３以上の領域に分けてもよい。また、撮影領域３１、領域２２０を直線的な区切線で領域に区切った場合について説明したが、曲線的な区切線で区切ってもよい。さらに、アンテナ６６を１つ設けた場合について説明したが、複数設けてもよい。

図２０には、電波強度が略同一となるような曲線的な区切線で撮影領域３１を直線的な区切線で３つの領域３３Ａ，３３Ｂ、３１Ｃに区切り、アンテナ６６に離れた領域ほど分布が多くなるように放射線検出用画素３２Ａを配置した例が示されている。アンテナ６６を複数設けた場合、各アンテナ６６からの電波強度の強度分布に応じて、放射線検出用画素３２Ａの分布を変えてもよい。また、撮影領域３１、領域２２０内での検出特定の変化を抑えるため、撮影領域３１、領域２２０は、領域３３、領域２２１に略均等に分けることが好ましい
また、アンテナには、例えば、アレイアンテナなど放射される電波に指向性を有するものがある。このため、アンテナが一つの場合でも、アンテナの種類(指向性アンテナか全方向アンテナ)により放射パターンが異なる。また、アンテナ近傍に金属体があると放射パターンが変わる。放射パターンによってはアンテナから遠くても影響を受けやすい場合やアンテナから近くても影響を受けにくいというのが生じる。

このため、放射線検出用画素３２Ａ、電流検出部７２などの放射線を検出する検出部とアンテナ６６との距離や、各アンテナ６６から放射される電波の強度分布など、アンテナ６６から放射される電波により各検出部のノイズの発生に影響を与えるアンテナ６６と放射線を検出する検出部との電気的な結合具合を予めを測定しておき、結合具合に応じて検出部の配置を定めてもよい。

また、電子カセッテ４０は、立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６に保持させた状態で放射線画像の撮影が行われる場合がある。立位台１６０や臥位台１６４などの撮影台は金属体であることがあり、アンテナ６６から放射される電波の放射パターンが変わる場合がある。そこで、撮影台に保持させた状態の撮影や、撮影台に保持されていないフリーの状態の撮影など各撮影手技での電波の強度分布をシュミレーションや測定することにより求めて当該電波の強度分布に応じた放射線照射検知用のしきい値や平均化する放射線検出用画素３２Ａの個数、周波数フィルタリングの有無、周波数フィルタリングする範囲などを記憶しておき、撮影の際の撮影手技に応じて放射線照射検知用のしきい値や平均化する放射線検出用画素３２Ａの個数を変えたり、周波数フィルタリングの有無、周波数フィルタリングする範囲を変えるなど放射線の照射検出の検出アルゴリズムを動的に変えてもよい。放射線照射検知用のしきい値や平均化する放射線検出用画素３２Ａの個数、周波数フィルタリングの有無、周波数フィルタリングする範囲は、撮影領域３１、領域２２０毎に定めてもよい。電子カセッテ４０が撮影台に保持されたことの検出は、撮影者が電子カセッテ４０を撮影台に保持させた状態で撮影を行う旨の指定操作をコンソール１１０に対して行い、コンソール１１０が電子カセッテ４０に通知することにより行ってもよく、また、電子カセッテ４０に撮影台に保持されたことの検出するセンサを設け、当該センサの検出結果に基づいて行ってもよい。

図２２〜２４には、矩形状の放射線検出器２０の隣り合う２辺にそれぞれアンテナ６６（６６Ａ、６６Ｂ）を配置し、それぞれのアンテナ６６の使用、不使用を個別に切り替えて無線通信を可能とした場合において、アンテナ６６Ａのみで通信を行う場合（図２２）と、アンテナ６６Ｂのみで通信を行う場合（図２３）と、アンテナ６６Ａ、６６Ｂで通信を行う場合（図２４）の領域３３Ａと領域３３Ｂの一例が示されている。

このように、複数アンテナ６６を有する場合、撮影台に保持させたり、あるいは撮影台に保持されていないフリーの状態の撮影でも被検者に隠れることにより全ての複数アンテナ６６が通信に使用されず、図２２、２３に示すように、一部のアンテナ６６のみを使用して通信を行う場合がある。また、複数アンテナ６６のそれぞれで電波強度が異なる可能性がある。この場合、各アンテナ６６の電波強度をモニターすることにより、それぞれのアンテナ６６の強度分布から全体として強度分布を算出し、電波強度の強い領域と弱い領域で検出アルゴリズムを動的に変えてもよい。また、電波強度をモニターせずに、使用されるアンテナ６６に応じて検出アルゴリズムを記憶しておき、使用するアンテナ６６によって検出アルゴリズムを動的に変えてもよい。

また、図２１に示すように、第２信号処理部５５には、直接読出配線３８を流れる電気信号を増幅するアンプなどの増幅器５５Ａが複数設けられているが、増幅器５５Ａには、アンテナ６６から照射される電波の影響により、ノイズが発生する。そこで、アンテナ６６からの離隔度合に応じて分布を変えて増幅器５５Ａを配置してもよい。図２１には、アンテナ６６から離れた領域ほど分布が多くなるように増幅器５５Ａを配置した形態が示されている。また、アンテナ６６に近い領域ほど分布が多くなるように増幅器５５Ａを配置し、アンテナ６６に近い領域では各増幅器５５Ａにより増幅された信号をデジタル変換したデジタルデータを平均化して放射線の検出を行うものとしてもよい。

また、上記第１及び第２の実施の形態では、２以上の放射線検出用画素３２Ａやセンサ部２０８のデジタルデータを平均化して放射線の検出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、放射線検出器２０は、アンテナ６６に近い領域３３Ａについては直接読出配線３８に複数の放射線検出用画素３２Ａを接続したり、複数の直接読出配線３８を並列に接続するように形成し、複数の放射線検出用画素３２Ａの電気信号を直接読出配線３８上でアナログ的に合算し、合算された電気信号をデジタル変換したデジタルデータを合算した放射線検出用画素３２Ａの画素数で割ることにより、平均化してもよい。また、アンテナ６６に近い領域３３Ａについては放射線照射検知用のしきい値も合算した放射線検出用画素３２Ａの画素数倍して、合算された電気信号のデジタルデータと比較するものとしてもよい。

また、上記各実施の形態では、錯綜を回避するために、放射線検出用画素３２Ａに蓄積された電荷を放電することに関しては特に言及しなかったが、放射線の照射開始を検出したタイミングで、放射線検出用画素３２Ａによって蓄積された電荷を放電させた後に放射線の照射終了を検出する形態としてもよい。これにより、放射線の照射終了を検出する際の上記放射線量の飽和を防止することができる。

また、上記各実施の形態では、センサ部１３が、シンチレータ８で発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されている場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、センサ部１３として有機光電変換材料を含まずに構成されたものを適用する形態としてもよい。

また、上記第２の実施の形態では、放射線検出部２００は、各センサ部２０８がシンチレータ２１０の光を検出するものとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出部２００は、シンチレータ２１０を形成せずに、シンチレータ８からの光を検出するものとしてもよい。また、放射線検出部２００は、放射線検出部２００のシンチレータ８側に配置してもよい。

また、上記各実施の形態では、放射線検出器２０を間接変換方式のものとした場合について説明したが、放射線検出器２０を直接変換方式のものとしてもよい。

また、上記各実施の形態では、電子カセッテ４０の筐体４１の内部にカセッテ制御部５８や電源部７０を収容するケース４２と放射線検出器２０とを重ならないように配置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２０とカセッテ制御部５８や電源部７０を重なるように配置してもよい。

また、上記各実施の形態では、電子カセッテ４０とコンソール１１０との間、放射線発生装置１２０とコンソール１１０との間で、無線にて通信を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、これらの少なくとも一方を有線にて通信を行う形態としてもよい。

また、上記各実施の形態では、放射線としてＸ線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く、γ線等の他の放射線を適用する形態としてもよい。

その他、上記各実施の形態で説明したＲＩＳ１００の構成、放射線撮影室の構成、電子カセッテ４０の構成、撮影システム１０４の構成は一例であり、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。

２０ 放射線検出器
３１ 撮影領域
３２ 画素
３２Ａ 各放射線検出用画素（検出部）
３３ 領域
４０ 電子カセッテ
５５ 第２信号処理部
５８ カセッテ制御部（検知手段）
６６ アンテナ
７２ 電流検出部（検出部）
７９ 電流検出部（検出部）
２０８ センサ部

Claims (8)

1. 放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生し、発生した電荷を蓄積する画素が撮影領域に複数設けられ、各画素に蓄積された電荷量に応じた電気信号を出力する放射線検出器と、
   前記撮影領域周辺に設けられ、外部装置と無線通信を行うために設けられたアンテナと、
   前記撮影領域に複数配置され、それぞれ放射線を検出する検出部と、
   前記アンテナに近い領域と離れた領域で検出アルゴリズムを変えて前記検出部の検出結果に基づき放射線の照射の検知を行う検知手段と、
   を備えた放射線画像撮影装置。
2. 前記検知手段は、前記アンテナに近い領域については２以上の前記検出部の検出結果を合算又は平均化した結果に基づいて放射線の照射の検知を行う
   請求項１記載の放射線画像撮影装置。
3. 各領域は、略均等に分けられた
   請求項１又は請求項２記載の放射線画像撮影装置。
4. 前記検出部は、前記撮影領域に略均一に配置された
   請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。
5. 前記検出部は、前記放射線検出器の画素が兼ねる
   請求項１〜請求項４の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。
6. 前記画素は、バイアス電圧が印加された状態で放射線又は放射線が変換された光が照射されることにより電荷が発生するセンサ部を有し、
   前記検出部を、前記センサ部にバイアス電圧を印加する配線に流れる電流量を検出する電流検出部とした
   請求項１〜請求項４の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。
7. 前記検知手段は、撮影手技に応じて前記検出アルゴリズムを変えて放射線の照射の検知を行う
   請求項１〜請求項６の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。
8. 前記アンテナは、複数設けられ、それぞれ個別に通信で使用可能とされ、
   前記検知手段は、各アンテナからの電波強度に応じて前記検出アルゴリズムを変えて放射線の照射の検知を行う
   請求項１〜請求項７の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。

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