WO2012011376A1

WO2012011376A1 - 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム

Info

Publication number: WO2012011376A1
Application number: PCT/JP2011/065114
Authority: WO
Inventors: 晴康中津川; 直人岩切; 恭義大田; 直行西納
Original assignee: 富士フイルム株式会社
Priority date: 2010-07-23
Filing date: 2011-06-30
Publication date: 2012-01-26

Abstract

　各々放射線に対する感度が異なり、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部（１４６）を放射線検出器（６０）と重なるように配置した。撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出を安定して行える放射線撮影装置及び放射線撮影システムを提供する。

Description

放射線撮影装置、及び放射線撮影システム

　本発明は、放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに係り、特に、放射線源から射出されて被検者を透過した放射線により示される放射線画像の撮影を行う放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに関する。

　近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されており、この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線撮影装置が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線撮影装置は、従来のＸ線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。

　この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。放射線撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号を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、放射線撮影装置では、放射線検出器とは別に放射線検出部を設けて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、特開２００２－１８１９４２号公報には、放射線検出器（固体撮像装置と記載）とは別に、放射線を検出するセンサ部（放射線検出素子と記載）を設け、センサ部により放射線の出射の開始及び終了を検出して放射線検出器への電荷の蓄積、蓄積された電荷の読み出し制御する技術が開示されている。

　ところで、透視撮影では、放射線を照射しつつ連続的に放射線画像の撮影を行うため、患者の被曝が多くなる。また、透視撮影は、撮影部位内の変化を観察するため、静止画撮影ほど高画質である必要はない。

　このため、透視撮影では、静止画撮影と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低下させており、例えば、静止画撮影と比較して１／１０程度としている。

　このため、透視撮影では、放射線検出部により放射線の照射開始や照射終了、放射線の照射量を検出しようとした場合、センサ部は放射線に対する感度が高いことが好ましい。しかしながら、センサ部の放射線に対する感度を高くした場合、静止画撮影時などで照射される単位時間当たりの放射線の照射量が多い場合に、センサ部内で電荷が飽和してしまう場合がある。

　本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出を安定して行える放射線撮影装置及び放射線撮影システムを提供することを目的とする。

　また、本発明は、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる放射線撮影装置及び放射線撮影システムを提供することを目的とする。

　上記目的を達成するために、本発明の第１の態様は、各々照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、を有している。

　本発明の第１の態様によれば、撮影パネルにより、照射された放射線による放射線画像が撮影される。各々放射線に対する感度が異なり、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部が撮影パネルと重なるように配置されている。

　このように、本発明の第１の態様によれば、各々放射線に対する感度が異なり、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部を撮影パネルと重なるように配置している。このため、当該複数のセンサ部を使い分けて放射線の検出を行うことにより、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出を安定して行うことができる。

　本発明の第２の態様によれば、前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出部をさらに有してもよい。

　また、本発明の第３の態様によれば、前記検出部が、撮影条件に応じて前記複数のセンサ部を使い分けてもよい。

　また、本発明の第４の態様によれば、前記撮影条件には、静止画撮影又は透視撮影を指定する撮影モード、及び撮影部位が含まれ、前記検出部が、前記撮影モード及び撮影部位の少なくとも一方に応じて前記複数のセンサ部を使い分けてもよい。

　また、本発明の第５の態様によれば、前記検出部が、前記撮影モードとして静止画撮影が指定された場合、感度の低いセンサ部を用いて前記検出を行い、前記撮影モードとして透視撮影が指定された場合、感度の高いセンサ部を用いて前記検出を行ってもよい。

　また、本発明の第６の態様によれば、前記検出部が、前記撮影部位が胸部及び腰椎の何れかである場合、感度の低いセンサ部を用いて前記検出を行ってもよい。

　また、本発明の第７の態様によれば、前記複数のセンサ部が、同一支持体上に形成されてもよい。

　また、本発明の第８の態様によれば、前記撮影パネルが、放射線を光に変換する変換層を有し、当該変換層で変換された光により表わされる放射線画像を撮影し、前記複数のセンサ部が、各々有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出してもよい。

　また、本発明の第９の態様によれば、前記検出部が、高感度のセンサ部を放射線の照射開始の検出に用い、低感度のセンサ部を放射線の照射量の検出に用いてもよい。

　また、本発明の第１０の態様によれば、放射線を光に変換する平板状の変換層の撮影時に、放射線が入射する一方の面に低感度のセンサ部を配置し、他方の面に高感度のセンサ部を配置してもよい。

　また、本発明の第１１の態様によれば、前記検出部が、前記一方の面に配置された前記センサ部を放射線の照射開始の検出に用いてもよい。

　また、本発明の第１２の態様によれば、前記複数のセンサ部が、受光面積を変えることにより放射線に対する感度が異なるものとしてもよい。

　また、本発明の第１３の態様によれば、前記複数のセンサ部が、並列に接続するセンサ部の個数を変えることにより放射線に対する感度が異なるものとしてもよい。

　上記目的を達成するために、本発明の第１４の態様は、照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出部と、を有している。

　従って、本発明の第１４の態様によれば、各々放射線に対する感度が異なり、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部を撮影パネルと重なるように配置している。このため、当該複数のセンサ部を使い分けて放射線の検出を行うことにより、本発明の第１の態様と同様に、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出を安定して行うことができる。

　上記目的を達成するために、本発明の第１５の態様は、照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う検出部と、を有している。

　本発明の第１５の態様によれば、照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと重なるように、各々放射線に対する感度が異なり、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部が配置されている。

　そして、検出部により、複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出が行われる。

　このように、本発明の第１５の態様によれば、撮影パネルと重なるように、各々放射線に対する感度が異なる複数のセンサ部を配置し、複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う。このため、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を安定して行うことができる。

　上記目的を達成するために、本発明の第１６の態様は、照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う検出部と、を有している。

　従って、本発明の第１６の態様によれば、撮影パネルと重なるように、各々放射線に対する感度が異なる複数のセンサ部を配置し、複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う。このため、本発明の第１４の態様と同様に、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を安定して行うことができる。

　上記目的を達成するために、本発明の第１７の態様は、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を発生する第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された撮影部と、前記撮影部と積層して配置され、前記第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部と、前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に基づいて、前記撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する調整部と、前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像を生成する生成部と、を備えている。

　本発明の第１７の態様によれば、撮影部に、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を発生する第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置されており、第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部が撮影部と積層して配置されている。

　そして、調整部により、検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に基づいて、撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータが調整され、生成部により、撮影部の各画素から電荷が読み出され、調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像が生成される。

　このように、本発明の第１７の態様によれば、第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された撮影部と積層して、第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部を配置する。検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に基づいて、撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する。撮影部の各画素から電荷を読み出し、調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像を生成する。このため、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる。

　本発明の第１８の態様によれば、前記調整部が、前記生成部により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるように処理パラメータを調整してもよい。

　また、本発明の第１９の態様によれば、前記生成部が、前記撮影部の各画素から読み出される前記第１センサ部に発生した電荷量に応じた電気信号を増幅する増幅器を有し、前記調整部が、前記処理パラメータとして前記増幅器のゲイン量を調整してもよい。

　また、本発明の第２０の態様によれば、前記生成部が、前記撮影部の各画素から電荷を電気信号として読み出して当該電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器を有し、前記Ａ／Ｄ変換器により変換されたデジタルデータを前記所定ビット数よりも少ないビット数のデジタルデータに規格化する規格化処理を行うものとし、前記調整部が、前記処理パラメータとして前記規格化処理の処理パラメータを調整してもよい。

　また、本発明の第２１の態様によれば、前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つの検出を行う照射検出部をさらに備えてもよい。

　また、本発明の第２２の態様によれば、前記撮影部が、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第１センサ部が前記変換層で変換された光により表わされる放射線画像を撮影し、前記第２センサ部が、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出してもよい。

　また、本発明の第２３の態様によれば、前記生成部が、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って放射線画像を生成し、前記調整部が、前記撮影周期で前記検出部の各第２センサ部により放射線を検出し、検出結果から得られる画像に応じて前記処理パラメータを調整してもよい。

　また、本発明の第２４の態様によれば、前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像を表示する表示部をさらに備えてもよい。

　また、本発明の第２５の態様によれば、前記第２センサ部は、マトリクス状に複数配置されることが好ましい。

　上記目的を達成するために、本発明の第２６の態様は、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を発生する第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された、診断用の放射線画像を撮影するための撮影部と、前記撮影部と積層して配置され、前記第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部と、前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に応じて、前記撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する調整部と、前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って放射線画像を生成する生成部と、を有している。

　従って、本発明の第２６の態様によれば、第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された撮影部と積層して、第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部を配置する。検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に基づいて、撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整し、撮影部の各画素から電荷を読み出し、調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像を生成する。このため、本発明の第１７の態様と同様に、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる。

　本発明によれば、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出を安定して行うことができる、という効果が得られる。

　また、本発明によれば、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる、という効果が得られる。

実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。実施の形態に係る電子カセッテの内部構成を示す透過斜視図である。実施の形態に係る放射線検出器及び放射線検出部の構成を模式的に示した断面図である。実施の形態に係る放射線検出器の薄膜トランジスタ及びコンデンサの構成を示した断面図である。実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。第１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。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。実施の形態に係る撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。同じ線量の放射線が照射された場合の高感度センサ部及び低感度センサ部から出力される電気信号の電圧レベルを示すグラフである。第２の実施の形態に係る撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。放射線が照射された際のセンサ部から出力される電気信号のデジタルデータの値の変化を示すグラフである。第３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４の実施の形態に係る放射線検出部の概略構成を示す断面図である。第５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。放射線が照射された際の累計値の変化を示すグラフである。他の形態に係る放射線検出部の概略構成を示す断面図である。他の形態に係る放射線検出器及び放射線検出部の構成を模式的に示した断面図である。第６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。実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分に注目した等価回路図である。第６の実施の形態に係る撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。放射線検出部の各センサ部により検出された放射線画像の一例を示す図である。図２１Ａの累積ヒストグラムを示すグラフである。第７の実施の形態に係る撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。異なる撮影条件下で撮影された放射線画像の累積ヒストグラムａ、ｂを示すグラフである。図２３Ａの累積ヒストグラムａ、ｂの被写体領域の主な濃度範囲ＭＩＮ０～ＭＡＸ０及びＭＩＮ１～ＭＡＸ１がそれぞれ適正濃度範囲ＭＩＮ２～ＭＡＸ２となるように規格化処理した結果を示すグラフである。規格化処理で用いる変換関の一例を示すグラフである。放射線が照射された際のセンサ部から出力される電気信号のデジタルデータの値の変化を示すグラフである。放射線が照射された際のセンサ部から出力される電気信号のデジタルデータの値の変化を示すグラフである。

　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。

　［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を有している。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の一部を構成している。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る。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を含んで構成されている。データベース１４Ａは、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に関する情報を含んで構成されている。データベース１４Ａは、電子カセッテ３２を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ３２を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。

　撮影システム１８は、ＲＩＳサーバ１４からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１８は、放射線源１３０（図２も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図３も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置３４と、被検者の撮影部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、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６０（図３も参照。）を内蔵する可搬型の放射線撮影装置（以下「電子カセッテ」ともいう。）３２と、電子カセッテ３２に内蔵されているバッテリを充電するクレードル４０と、電子カセッテ３２，放射線発生装置３４，及びクレードル４０を制御するコンソール４２と、を備えている。

　コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４からデータベース１４Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１０（図９参照。）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とが設置されている。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とを各々備えている（何れも図示省略。）。

　一方、クレードル４０には、電子カセッテ３２を収納可能な収容部４０Ａが形成されている。

　電子カセッテ３２は、未使用時にはクレードル４０の収容部４０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリに充電が行われる。電子カセッテ３２は、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との間では、無線通信によって各種情報の送受信が行われる。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われてもよい。

　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い。電子カセッテ３２は、その可搬性から、保持部に保持されていない状態で使用されることもできる。

　図３には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の内部構成が示されている。

　同図に示すように、電子カセッテ３２は、放射線Ｘを透過させる材料からなる筐体５４を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ３２は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ３２を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ３２を繰り返し続けて使用することができる。

　筐体５４の内部には、放射線Ｘが照射される筐体５４の照射面５６側から、被検者を透過した放射線Ｘによる放射線画像を撮影する放射線検出器６０、照射された放射線の検出を行う放射線検出部６２が順に配設されている。

　また、筐体５４の内部の一端側には、マイクロコンピュータを含む電子回路及び充電可能で、かつ着脱可能なバッテリ９６Ａを収容するケース３１が配置されている。放射線検出器６０、及び電子回路は、ケース３１に配置されたバッテリ９６Ａから供給される電力によって作動する。ケース３１内部に収容された各種回路が放射線Ｘの照射に伴って損傷することを回避するため、ケース３１の照射面５６側には鉛板等を配設しておくことが望ましい。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、照射面５６の形状が長方形とされた直方体とされており、その長手方向一端部にケース３１が配置されている。

　また、筐体５４の外壁の所定位置には、‘レディ状態’，‘データ送信中’といった動作モード、バッテリ９６Ａの残容量の状態等の、電子カセッテ３２の動作状態を示す表示を行う表示部５６Ａが設けられている。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、表示部５６Ａとして、発光ダイオードを適用しているが、これに限らず、発光ダイオード以外の発光素子や、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ等の他の表示部を適用してもよい。

　図４には、本実施形態に係る放射線検出器６０及び放射線検出部６２の構成を模式的に示した断面図が示されている。

　放射線検出器６０は、絶縁性基板６４に薄膜トランジスタ（TFT：Thin Film Transistor、以下「ＴＦＴ」という）７０、及び蓄積容量６８が形成されたＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、「ＴＦＴ基板」という）６６を備えている。

　このＴＦＴ基板６６上には、入射される放射線を光に変換するシンチレータ７１が配置される。

　シンチレータ７１としては、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）を用いることができる。なお、シンチレータ７１は、これらの材料に限られるものではない。

　絶縁性基板６４としては、光透過性を有し且つ放射線の吸収が少ないものであれば何れでもよく、例えば、ガラス基板、透明セラミック基板、光透過性の樹脂基板を用いることができる。なお、絶縁性基板６４は、これらの材料に限られるものではない。

　ＴＦＴ基板６６には、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、及び上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂとの間に配置された光電変換膜７２Ｃを有している。

　光電変換膜７２Ｃは、シンチレータ７１から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。光電変換膜７２Ｃは、光が照射されることにより電荷を発生する材料により形成すればよく、例えば、アモルファスシリコンや有機光電変換材料などにより形成することができる。アモルファスシリコンを含む光電変換膜７２Ｃであれば、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光を吸収することができる。有機光電変換材料を含む光電変換膜７２Ｃであれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光以外の電磁波が光電変換膜７２Ｃに吸収されることがほとんどない。有機光電変換材料を含む光電変換膜７２Ｃは、Ｘ線等の放射線が光電変換膜７２Ｃで吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。

　本実施の形態では、光電変換膜７２Ｃに有機光電変換材料を含んで構成する。有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ７１の材料としてＣｓＩ（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る。これによって、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が形成された領域は、平面視において下部電極７２Ｂと重なる部分を有している。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、少ない面積で蓄積容量６８及びＴＦＴ７０とセンサ部７２を配置できる。

　蓄積容量６８は、絶縁性基板６４と下部電極７２Ｂとの間に設けられた絶縁膜６５Ａを貫通して形成された導電性材料の配線を介して、対応する下部電極７２Ｂと電気的に接続されている。これにより、下部電極７２Ｂで捕集された電荷を蓄積容量６８に移動させることができる。

　ＴＦＴ７０は、ゲート電極７０Ａ、ゲート絶縁膜６５Ｂ、及び活性層（チャネル層）７０Ｂが積層され、さらに、活性層７０Ｂ上にソース電極７０Ｃとドレイン電極７０Ｄが所定の間隔を開けて形成されている。また、放射線検出器６０では、活性層７０Ｂが非晶質酸化物により形成されている。活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｚｎ－Ｏ系、Ｉｎ－Ｇａ系、Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成が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。

　ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物で形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。

　ここで、ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物や、光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板６４としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、絶縁性基板６４には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。

　アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して絶縁性基板６４を形成してもよい。

　バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、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。

　また、放射線検出器６０には、一定方向（行方向）に延設され各ＴＦＴ７０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線７６と、交差方向（列方向）に延設されオン状態のＴＦＴ７０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。

　放射線検出器６０は、平板状で平面視において外縁に４辺を有する四辺形状をしている。具体的には矩形状に形成されている。

　本実施形態に係る放射線検出器６０は、図４に示すように、このようなＴＦＴ基板６６の表面にシンチレータ７１が貼り付けられて形成される。

　シンチレータ７１は、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ等の柱状結晶で形成しようとする場合、蒸着基板７３への蒸着によって形成される。このように蒸着によってシンチレータ７１を形成する場合、蒸着基板７３は、Ｘ線の透過率、コストの面からＡｌの板がよく使用され、蒸着の際のハンドリング性、自重による反り防止、輻射熱による変形等からある程度（数ｍｍ程度）の厚みが必要となる。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。

　このような放射線検出器６０のシンチレータ７１側の面には、放射線検出部６２が貼り付けられている。

　放射線検出部６２は、例えば、樹脂性の支持基板１４０上に、後述する配線１６０（図８）がパターニングされた配線層１４２及び絶縁層１４４が形成されており、その上に、本発明の放射線を検出するための複数のセンサ部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、及び上部電極１４７Ａと下部電極１４７Ｂとの間に配置された光電変換膜１４７Ｃを有している。光電変換膜１４７Ｃには、シンチレータ１４８によって変換された光が入射されることにより電荷を発生する。この光電変換膜１４７Ｃは、アモルファスシリコンを用いたＰＩＮ型、ＭＩＳ型フォトダイオードよりも、上述の有機光電変換材料が含有された光電変換膜が好ましい。これは、ＰＩＮ型フォトダイオードやＭＩＳ型フォトダイオードを用いた場合と比較して、製造コストの削減や、フレキシブル化への対応の点で有機光電変換材料が含有された光電変換膜を用いたほうが有利だからである。この放射線検出部６２のセンサ部１４６は、放射線検出器６０の各画素７４に設けられたセンサ部７２ほど細かく形成する必要はなく、放射線検出器６０の数十から数百画素のサイズで形成すればよい。

　図７には、本実施の形態に係る放射線検出部６２のセンサ部１４６の配置構成を示す平面図が示されている。

　放射線検出部６２には、受光面のサイズを変えることにより、放射線に対する感度の異なる２種類のセンサ部１４６が設けられている。サイズの大きいものが放射線に対する感度が高い高感度センサ部１４６Ａとされ、サイズの小さいものが放射線に対する感度が低い低感度センサ部１４６Ｂとされている。なお、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを有機光電変換材料を用いて形成する場合、上部電極１４７Ａ、下部電極１４７Ｂ、及び上部電極１４７Ａと下部電極１４７Ｂとの間に配置された光電変換膜１４７Ｃをそれぞれのサイズで形成してもよい。また、光電変換膜１４７Ｃを一面に形成し、上部電極１４７Ａ又は下部電極１４７Ｂのうち電荷を取り出す側の電極のサイズをそれぞれのサイズで形成するようにしてもよい。すなわち、例えば、電荷を取り出す側の電極を下部電極１４７Ｂとした場合、上部電極１４７Ａ及び光電変換膜１４７Ｃを一面に形成し、下部電極１４７Ｂのサイズを高感度センサ部１４６Ａ又は低感度センサ部１４６Ｂのサイズで形成するようにしてもよい。

　放射線検出部６２には、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂがそれぞれ一定方向（図７の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図７の列方向）にマトリクス状の配置されており、行方向及び列方向に互いに半ピッチずつ配置位置をずらすことにより高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂが交互にかつ重ならないように配置されている。

　図８には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。

　放射線検出器６０は、上述したように、センサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０を備えた画素７４がマトリクス状に多数個配置されており、電子カセッテ３２への放射線Ｘの照射に伴ってセンサ部７２で発生された電荷は、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積される。これにより、電子カセッテ３２に照射された放射線Ｘに担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器６０に保持される。

　また、放射線検出器６０の個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。個々の画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。ＴＦＴ７０がオンされた画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。

　信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎に設けられた増幅器及びサンプルホールド回路を備えている。個々のデータ配線７８を伝送された電気信号は増幅器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８２には画像メモリ９０が接続されており、信号処理部８２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は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。

　画像メモリ９０は電子カセッテ３２全体の動作を制御するカセッテ制御部９２と接続されている。カセッテ制御部９２はマイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ（中央処理装置）９２Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）やフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。

　また、カセッテ制御部９２には無線通信部９４が接続されている。本実施の形態に係る無線通信部９４は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部９２は、無線通信部９４を介してコンソール４２と無線通信が可能とされており、コンソール４２との間で各種情報の送受信が可能とされている。

　一方、放射線検出部６２は、上述したように、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂが交互に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、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂとそれぞれ個別に接続された複数の配線１６０が設けられている。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する。信号検出部１６２は、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部９２へ出力する。

　また、電子カセッテ３２には電源部９６が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ８０、信号処理部８２、画像メモリ９０、無線通信部９４、カセッテ制御部９２、信号検出部１６２等）は、電源部９６から供給された電力によって作動する。電源部９６は、電子カセッテ３２の可搬性を損なわないように、前述したバッテリ（二次電池）９６Ａを内蔵している。また、充電されたバッテリ９６Ａから各種回路や各素子へ電力を供給する。なお、図８では、電源部９６と各種回路や各素子を接続する配線の図示を省略している。

　図９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いる。コンソール４２は操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１００と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１０２と、を備えている。

　また、本実施の形態に係るコンソール４２は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ１１０と、ディスプレイ１００への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１２と、操作パネル１０２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１４と、を備えている。また、コンソール４２は、接続端子４２Ａ及び通信ケーブル３５を介して放射線発生装置３４との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１６と、電子カセッテ３２との間で無線通信により曝射条件や画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１８と、を備えている。

　ＣＰＵ１０４、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０、ディスプレイドライバ１１２、操作入力検出部１１４、通信インタフェース部１１６、及び無線通信部１１８は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１０４は、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１２を介したディスプレイ１００への各種情報の表示の制御、通信Ｉ／Ｆ部１１６を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御、及び無線通信部１１８を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１０４は、操作入力検出部１１４を介して操作パネル１０２に対するユーザの操作状態を把握することができる。

　一方、放射線発生装置３４は、放射線源１３０と、コンソール４２との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信Ｉ／Ｆ部１３２と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０を制御する線源制御部１３４と、を備えている。

　線源制御部１３４もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール４２から受信する曝射条件には管電圧、管電流の情報が含まれている。線源制御部１３４は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０から放射線Ｘを照射させる。

　次に、本実施の形態に係る撮影システム１８の作用を説明する。

　本実施の形態に係る撮影システム１８は、１回ずつ撮影を行う静止画撮影と、連続的に撮影を行う透視撮影が可能とされており、撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影が選択可能とされている。

　端末装置１２（図１参照。）は、放射線画像の撮影する場合、医師又は放射線技師からの撮影依頼を受け付ける。当該撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位、撮影モードが指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。

　端末装置１２は、受け付けた撮影依頼の内容をＲＩＳサーバ１４に通知する。ＲＩＳサーバ１４は、端末装置１２から通知された撮影依頼の内容をデータベース１４Ａに記憶する。

　コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４にアクセスすることにより、ＲＩＳサーバ１４から撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１００（図９参照。）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４８の患部の撮影を行う際、臥位台４６の保持部１５２に電子カセッテ３２を配置する。

　そして、撮影者は、操作パネル１０２に対して撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影を指定し、さらに、操作パネル１０２に対して放射線Ｘを照射する際の管電圧及び管電流等を指定する。なお、撮影者は、透視撮影の場合、被検者４８の被曝を抑えるため、静止画撮影の場合と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低く指定する（例えば、静止画撮影の場合の１／１０程度）。

　ここで、本実施の形態に係る撮影システム１８では、撮影の際、放射線検出部６２により電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出し、放射線源１３０からの放射線の照射を制御する自動照射制御（所謂ＡＥＣ（automatic exposure control））を行っている。具体的には、静止画撮影の場合、検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源１３０からの放射線の照射終了及び放射線検出器６０から画像の読み出し開始し、透視撮影の場合、所定のフレームレートで連続的に撮影を行い、放射線検出部６２により検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源１３０からの放射線の照射を終了させる。静止画撮影の許容量は、撮影部位の放射線画像が鮮明に撮るための適切な線量であり、透視撮影の許容量は、被検者４８の被曝を適切な範囲内に抑えるための線量であり、それぞれ目的が異なる。

　静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量は、それぞれ撮影の際に撮影者により操作パネル１０２から入力されもよい。また、撮影部位毎に、静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量を撮影部位別許容量情報としてＨＤＤ１１０に予め記憶しておき、撮影者が操作パネル１０２に対して撮影部位が指定を行い、撮影部位が指定された際に撮影部位別許容量情報から指定された撮影モード及び撮影部位に対応する許容量と得るものとしてもよい。また、透視撮影の許容量は、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶しておき、ＲＩＳサーバ１４が所定期間（例えば、直近３ヶ月間）での被曝量の合計値から患者の許容される被曝量を求めて当該許容される被曝量を許容量としてコンソール４２へ通知されるものとしてもよい。

　コンソール４２は、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置３４へ送信し、指定された撮影モード、管電圧、管電流、許容量を撮影条件として電子カセッテ３２へ送信する。放射線発生装置３４の線源制御部１３４は、コンソール４２から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶し、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、コンソール４２から撮影条件を受信すると、受信した撮影条件を記憶部９２Ｃに記憶する。

　撮影者は、撮影準備完了すると、コンソール４２の操作パネル１０２に対して撮影を指示する撮影指示操作を行う。

　コンソール４２は、操作パネル１０２に対して撮影開始操作が行なわれた場合、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置３４及び電子カセッテ３２へ送信する。

　放射線発生装置３４は、コンソール４２から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線の発生・射出を開始する。

　電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、曝射開始を指示する指示情報を受信すると、記憶部９２Ｃに撮影条件として記憶された撮影モードに応じて撮影制御を行う。

　図１０にはカセッテ制御部９２のＣＰＵ９２Ａにより実行される撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）の所定の領域に予め記憶されている。

　同図のステップＳ１０では、カセッテ制御部９２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。

　ここで、放射線検出部６２に設けられた高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂは、受光面のサイズが異なるため、同じ線量の放射線が照射された場合でも発生する電荷量が異なる。図１１Ａに示すように、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂから出力されて配線１６０に伝送される電気信号の電圧レベルが異なる。

　次のステップＳ１２では、カセッテ制御部９２は、記憶部９２Ｃに記憶された撮影条件で撮影モードとして静止画撮影が指定されたか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２は、ステップＳ１４へ移行し、否定判定の場合（撮影モードとして透視撮影が指定された場合）、カセッテ制御部９２はステップＳ３０へ移行する。

　ステップＳ１４では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御して、ゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。

　次のステップＳ１６では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、低感度センサ部１４６Ｂにより検出されたデジタルデータの値を、低感度センサ部１４６Ｂの感度に応じて補正する。カセッテ制御部９２は、補正した値を低感度センサ部１４６Ｂ毎にそれぞれ累計する。この累計値は、被検者４８の被曝量と見なすことができる。

　次のステップＳ１８では、カセッテ制御部９２は、何れかの低感度センサ部１４６Ｂの累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ２０へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１６へ移行する。

　ステップＳ２０では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝者終了を指示する指示情報を送信する。

　コンソール４２は電子カセッテ３２から曝者終了を指示する指示情報を受信すると、曝射終了を指示する指示情報を放射線発生装置３４へ送信する。放射線発生装置３４は曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の照射を終了する。

　次のステップＳ２２では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　放射線検出器６０では、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０が１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２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。

　次のステップＳ２４では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信し、処理を終了する。

　一方、ステップＳ３０では、カセッテ制御部９２は、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期を求める。

　次のステップＳ３２では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御して、ゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　これにより、放射線検出器６０では、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０が１ラインずつ順にオンされ、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２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。

　次のステップＳ３４では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信する。

　次のステップＳ３６では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、高感度センサ部１４６Ａにより検出されたデジタルデータの値を、高感度センサ部１４６Ａの感度に応じて補正する。カセッテ制御部９２は、補正した値を高感度センサ部１４６Ａ毎にそれぞれ累計する。

　次のステップＳ３８では、カセッテ制御部９２は、何れかの高感度センサ部１４６Ａの累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ４２へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ４０へ移行する。

　ステップＳ４０では、カセッテ制御部９２は、前回、放射線検出器６０の各画素７４の電荷の読み出しを行ってから撮影周期以上の期間を経過したか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ３２へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ３６へ移行する。

　一方、ステップＳ４２では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝者終了を指示する指示情報を送信し、処理を終了する。

　放射線発生装置３４は、曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の発生・射出を終了する。なお、本実施の形態では、透視撮影中に、何れかの高感度センサ部１４６Ａの累計値が許容量となった場合に、透視撮影を停止する場合について説明した。しかし、コンソール４２へ許容量を超えたことを通知して、コンソール４２で警告を表示させるようにしてもよい。また、コンソール４２が放射線発生装置３４へ管電圧、管電流の少なくとも一方を低下させた曝者条件を送信して、放射線発生装置３４の放射線源１３０から照射される単位時間あたりの放射線量が低下させるようにしてもよい。

　コンソール４２は、電子カセッテ３２から画像情報を受信すると、受信した画像情報に対してシェーディング補正などの各種の補正する画像処理を行ない、画像処理後の画像情報をＨＤＤ１１０に記憶する。

　ＨＤＤ１１０に記憶された画像情報は、撮影した放射線画像の確認等のためにディスプレイ１００に表示されると共に、ＲＩＳサーバ１４に転送されてデータベース１４Ａにも格納される。これにより、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。

　なお、高感度センサ部１４６Ａ又は低感度センサ部１４６Ｂにより検出されたデジタルデータの値の累計値は、被検者４８の被曝量と見なすことができる。このため、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶させている場合、電子カセッテ３２は、コンソール４２を介してＲＩＳサーバ１４へ送信してデータベース１４Ａに記憶させる。

　以上のように、本実施の形態によれば、放射線に対する感度が異なる高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂが形成された放射線検出部６２を、放射線検出部６２と重なるように配置している。このため、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて放射線の検出を行うことにより、透視撮影と静止画撮影のように撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の検出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、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて放射線の照射量を行っている。静止画撮影が指定された場合、低感度センサ部１４６Ｂを用いて検出を行い、撮影モードとして透視撮影が指定された場合、高感度センサ部１４６Ａを用いて検出を行う。これにより、放射線の照射量を安定して検出できる。

　また、本実施の形態によれば、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂを共に１つの支持基板１４０に形成しているので、放射線検出部６２の厚みを抑えることができる。

　さらに、本実施の形態によれば、センサ部１４６の受光面積を変えることにより放射線に対する感度を高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂと変えている。このため、形成する際に面積でセンサ部１４６の感度を容易に調整することができる。

　［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ＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第１の実施の形態（図１～図６、図８～図９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　ここで、放射線検出器６０は、Ｘ線が照射されていない状態であっても暗電流等によってセンサ部７２に電荷が発生する。従って、各画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積される。

　このため、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行う。電子カセッテ３２は、放射線の照射開始を検出すると、放射線検出器６０の各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出して除去するリセット動作を行った後に撮影を開始する。

　ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、上述のように、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行う。電子カセッテ３２は、放射線の照射開始を検出した場合に、リセット動作を行った後に撮影を開始し、撮影中、電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出している。

　放射線の照射開始をできるだけ早く検知してリセット動作に移行することは、被検者への照射量を抑える(撮影に寄与しない照射を抑える)点で重要な課題である。このため、放射線検出部６２のセンサ部１４６は高感度であることが好ましい。しかしながら、センサ部１４６の放射線に対する感度を高くした場合、撮影中に電荷が飽和してしまう場合がある。特に、静止画撮影では、透視撮影に比べて単位時間当たりの放射線の照射量が多いため、撮影中にセンサ部１４６で電荷が飽和してしまう場合がある。このようにセンサ部１４６で電荷が飽和してまった場合、照射された放射線量を正しく検出できなくなる。

　そこで、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出部６２の高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて、放射線の照射開始、及び放射線の照射量の検出を行っている。

　図１１Ｂにはカセッテ制御部９２のＣＰＵ９２Ａにより実行される撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）の所定の領域に予め記憶されている。

　同図のステップＳ１１０では、カセッテ制御部９２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。

　放射線検出部６２に設けられた高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂに、放射線が照射されると、電荷が発生する。発生した電荷は、それぞれ配線１６０に電気信号として流れ出す。高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂは、受光面のサイズが異なるため、同じ線量の放射線が照射された場合でも発生する電荷量が異なり、図１１Ａに示すように、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂから出力されて配線１６０に伝送される電気信号の電圧レベルが異なる。

　次のステップＳ１１２では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、高感度センサ部１４６Ａにより検出されたデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値以上となった否かにより放射線の照射開始の検出を行っている。デジタルデータの値がしきい値以上となった場合、カセッテ制御部９２は放射線の照射が開始されたものとしてステップＳ１１４へ移行し、デジタルデータの値がしきい値未満の場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１１２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Ｓ１１４では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御して、ゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を出力させる。カセッテ制御部９２は、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にＯＮさせて電荷の取り出しを行う。これにより、１ラインずつ順に各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が電荷信号として各データ配線７８に流れ出し、暗電流等によって各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去される。

　次のステップＳ１１６では、カセッテ制御部９２は、記憶部９２Ｃに記憶された撮影条件で撮影モードとして静止画撮影が指定されたか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１１８へ移行し、否定判定の場合（撮影モードとして透視撮影が指定された場合）、カセッテ制御部９２はステップＳ１３０へ移行する。

　ステップＳ１１８では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。

　次のステップＳ１２０では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、低感度センサ部１４６Ｂにより検出されたデジタルデータの値を、低感度センサ部１４６Ｂの感度に応じて補正する。カセッテ制御部９２は、補正した値を低感度センサ部１４６Ｂ毎にそれぞれ累計する。この累計値は、被検者の被曝量と見なすことができる。

　次のステップＳ１２２では、カセッテ制御部９２は、何れかの低感度センサ部１４６Ｂの累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１２４へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１２０へ移行する。

　ステップＳ１２４では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝者終了を指示する指示情報を送信する。

　次のステップＳ１２６では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　次のステップＳ１２８では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信し、処理を終了する。

　一方、ステップＳ１３０では、カセッテ制御部９２は、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期を求める。

　次のステップＳ１３２では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、低感度センサ部１４６Ｂにより検出されたデジタルデータの値を低感度センサ部１４６Ｂの感度に応じて補正する。カセッテ制御部９２は、補正した値を低感度センサ部１４６Ｂ毎にそれぞれ累計する。

　次のステップＳ１３４では、カセッテ制御部９２は、何れかの低感度センサ部１４６Ｂの累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１４２へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１３６へ移行する。

　ステップＳ１３６では、カセッテ制御部９２は、前回、放射線検出器６０の各画素７４の電荷の読み出しを行ってから撮影周期以上の期間を経過したか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１３８へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１３２へ移行する。

　次のステップＳ１３８では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　次のステップＳ１４０では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信を行い、画像データの送信後、ステップＳ１３２へ移行する。

　一方、ステップＳ１４２では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝者終了を指示する指示情報を送信し、処理を終了する。

　放射線発生装置３４は、曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の発生・射出を終了する。

　なお、低感度センサ部１４６Ｂにより検出されたデジタルデータの値の累計値は、被検者の被曝量と見なすことができる。このため、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶させている場合、電子カセッテ３２は、コンソール４２を介してＲＩＳサーバ１４へ送信してデータベース１４Ａに記憶させる。このように患者毎に日別の被爆量を記憶管理することにより、特定期間の総被爆量の把握が可能となる。また、被爆量と撮影条件とを併せてデータベース１４Ａに記憶させてもよい。この場合、電子カセッテ３２が累計値（被爆量）をコンソール４２に転送し、コンソール４２が累計量（被爆量）と撮影条件を関連付けたデータとし、データベース１４Ｂに記憶させる。このように被爆量と撮影条件とを併せて記憶した場合、データベース１４Ｂの利用価値が一層高まる。

　以上のように、本実施の形態によれば、放射線に対する感度が異なる高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂが形成された放射線検出部６２を、放射線検出部６２と重なるように配置する。また、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて放射線の検出を行う。これによって、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量の変化が大きい場合でも、放射線の照射開始、放射線の照射量の検出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、高感度センサ部１４６Ａにより放射線の照射開始の検出を行うことにより、放射線の照射開始を速やかに検出できる。低感度センサ部１４６Ｂにより放射線の照射量の検出を行うことにより、放射線の照射量を安定して検出できる。

　また、上記の実施の形態では、放射線の照射開始と放射線の照射量を検出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線の照射終了の検出を行うものとしてもよい。放射線の照射終了は、図１１Ｃに示すように、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６のデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値未満となった否かにより検出できる。また、各センサ部１４６のデジタルデータの値を累計している場合、図１５のＴ１に示すように、累計値の増加量が大きく減少する変曲点があった場合に照射終了と検出することもできる。

　また、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を適宜並列に行うようにしてもよい。放射線の照射開始は、高感度センサ部１４６Ａを用いて検出することが好ましい。放射線の照射終了、及び放射線の照射量は、撮影オーダに応じて高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けてもよい。すなわち、例えば、透視撮影の場合は、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量が少ないので、図１１Ｂに示した撮影制御プログラムのステップＳ１３２において、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力するデジタルデータのうち、高感度センサ部１４６Ａにより検出されたデジタルデータの値を高感度センサ部１４６Ａの感度に応じて補正してもよい。カセッテ制御部９２は、補正した値を高感度センサ部１４６Ａ毎にそれぞれ累計してもよい。ステップＳ３４において、カセッテ制御部９２は、何れかの高感度センサ部１４６Ａの累計値が許容量以上となったか否かを判定するようにしてもよい。

　また、撮影部位に応じて、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出に用いるセンサ部１４６を、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂで使い分けてもよい。例えば、胸椎や腰椎などの、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量が多い撮影部位では、低感度センサ部１４６Ｂを用いて放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を行ってもよい。撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量が少ない撮影部位では、高感度センサ部１４６Ａを用いて放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を行ってもよい。

　［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ＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第１の実施の形態（図１～図６、図８～図９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　図１２には、第３の実施の形態に係る放射線検出部６２の概略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部６２は、同一形状のセンサ部１４６がマトリクス状に複数形成されている。配線１６０に並列に接続するセンサ部１４６の個数を変えることにより放射線に対する感度を変えている。図１２では、１本の配線１６０に並列に接続した６個のセンサ部１４６が高感度センサ部１４６Ａとして機能し、１本の配線１６０に並列に接続した２個のセンサ部１４６が低感度センサ部１４６Ｂとして機能する。

　以上のように、本実施の形態によれば、センサ部１４６を同一形状で形成できるため、センサ部１４６を容易に形成できる。配線１６０に並列に接続するセンサ部１４６の個数により、放射線に対する感度を変えることができる。

　［第４の実施の形態］
　次に、第４の実施の形態について説明する。

　第４の実施の形態に係るＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第１の実施の形態（図１～図６、図８～図９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　図１３には、第４の実施の形態に係る放射線検出部６２の概略構成を示す断面図が示されている。

　本実施の形態に係る放射線検出部６２では、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂが別な支持基板１４０Ａ、１４０Ｂに形成されている。シンチレータ１４８の、撮影の際に放射線Ｘが入射する側の面１４８Ｂに、低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂが設けられている。シンチレータ１４８の面１４８Ｂと反対側の面１４８Ａに、高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａが設けられている。

　なお、本実施の形態では、高感度センサ部１４６Ａ及び低感度センサ部１４６Ｂのサイズを変えることにより感度を変えている。しかし、第３の実施の形態のように、複数のセンサ部１４６を形成し、配線１６０に並列に接続するセンサ部１４６の個数を変えることにより放射線に対する感度を変えてもよい。

　シンチレータ１４８は、放射線Ｘが照射された場合、面１４８Ｂ側でより強く発光する。

　このため、本実施の形態によれば、低感度センサ部１４６Ｂをシンチレータ１４８の放射線Ｘが入射する面１４８Ｂ側に設けることより、低感度センサ部１４６Ｂでシンチレータ１４８で発生した光を精度良く検出できる。

　［第５の実施の形態］
　次に、第５の実施の形態について説明する。

　第５の実施の形態に係るＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第１の実施の形態（図１～図６、図８～図９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　図１４には、第５の実施の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。

　第５の実施の形態に係る放射線検出器６０は、シンチレータ７１が形成された蒸着基板７３が光透過性を有するものとされている。

　また、第５の実施の形態に係る放射線検出部６２は、シンチレータ１４８が設けられておらず、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６とは逆側の面（シンチレータ７１側の面）に貼り付けられている。

　第５の実施の形態に係る放射線検出部６２は、ＴＦＴ基板６６が筐体５４の照射面５６側となるように配置されており、ＴＦＴ基板６６側から撮影の際に放射線Ｘが入射する。

　このように、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のシンチレータ７１に貼り付けることにより、シンチレータ１４８が不要となる。このため、放射線検出部６２をより薄く形成できる。

　また、放射線検出部６２を、撮影の際に放射線ＸがＴＦＴ基板６６側から入射するように配置し、シンチレータ７１のＴＦＴ基板６６とは逆側の面に放射線検出部６２を設ける。これにより、放射線Ｘが放射線検出器６０を透過した後に放射線検出部６２を透過する。このため、放射線検出器６０で撮影される放射線画像に放射線検出部６２を設けたことによる影響が及ぶことを防ぐことができる。

　以上、本発明を第１～第５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。

　例えば、上記各実施の形態では、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い。据置型の放射線撮影装置に適用してもよい。

　また、上記第１の実施の形態では、撮影モードに応じて高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分ける場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、胸椎や腰椎は、撮影時に照射される放射線の単位時間当たりの照射量が多いので、低感度センサ部１４６Ｂを用いて検出を行うものとしてもよい。すなわち、撮影部位に応じて高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けてもよい。

　また、上記各実施の形態では、放射線の照射量を検出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線の照射開始や、放射線の照射終了を検出するものとしてもよい。信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６のデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値以上となった否かにより、放射線の照射開始を検出できる。信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６のデジタルデータの値を、前記しきい値と比較し、しきい値未満となった否かにより、放射線の照射終了を検出できる。また、各センサ部１４６のデジタルデータの値を累計している場合、図１５のＴ１に示すように、累計値の増加量が大きく減少する変曲点があった場合に照射終了と検出することもできる。

　また、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を適宜並列に行うようにしてもよい。放射線の照射開始は、高感度センサ部１４６Ａを用いて検出することが好ましい。放射線の照射終了、及び放射線の照射量は、撮影オーダや撮影部位に応じて高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを使い分けてもよい。

　また、上記第４の実施の形態では、図１３に示すように、シンチレータ１４８を挟んで高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａと、低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂ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、図１６に示すように、シンチレータ１４８の一方の面に、低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂと、高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａと、を重ねて配置してもよい。この場合、図１６に示すように、支持基板１４０Ａをシンチレータ１４８側に配置することが好ましい。このように高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａをシンチレータ１４８側に配置することにより、高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂの感度の差異がより明確となる。また、放射線画像撮影用のシンチレータ７１の一方の面に、低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂと、高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａと、を重ねて配置してもよい。

　また、上記第４の実施の形態では、図１３に示すように、シンチレータ１４８を挟んで高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａと、低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂ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、シンチレータ１４８を挟んで配置された支持基板１４０Ａ及び支持基板１４０Ｂにそれぞれ高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂを形成してもよい。

　また、上記第４の実施の形態では、図１３に示すように、シンチレータ１４８を挟んで支持基板１４０Ａと支持基板１４０Ｂ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、放射線画像撮影用のシンチレータ７１の両面にを挟んで支持基板１４０Ａと支持基板１４０Ｂを配置してもよい。シンチレータ７１は、感度や画質を向上させるためにシンチレータ１４８よりも厚く形成される。このため、シンチレータ７１の、撮影の際に放射線Ｘが入射する側の面に、高感度センサ部１４６Ａが形成された支持基板１４０Ａが設けられ、反対側の面に低感度センサ部１４６Ｂが形成された支持基板１４０Ｂが設けられることが好ましい。

　また、シンチレータ１４８を挟んでセンサ部１４６を形成し、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を並列に行うようにした場合、シンチレータ１４８は放射線が入射する一方の面側が強く発光する。このため、放射線が入射する一方の面に配置されたセンサ部１４６を放射線の照射開始の検出に用いることが好ましい。

　また、上記第５の実施の形態では、図１４に示すように、シンチレータ１４８の無い放射線検出部６２を、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６とは逆側の面（シンチレータ７１側の面）に貼り付け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、ＴＦＴ基板６６が光透過性を有する場合、図１７に示すように、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６側の面に放射線検出部６２を貼り付けてもよい。放射線Ｘは、図１７の上方又は下方の何れから入射してもよい。しかし、下方から入射する場合、放射線検出部６２のセンサ部１４６での放射線の吸収を抑えるため、センサ部１４６は有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。

　また、上記各実施の形態では、放射線検出部６２に高感度センサ部１４６Ａと低感度センサ部１４６Ｂの２種類の感度のセンサ部１４６を設け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６２に３種類以上の感度のセンサ部１４６を設け、使い分けるようにしてもよい。

　また、上記では、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２において放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、カセッテ制御部９２が信号検出部１６２から入力するデジタルデータを随時コンソール４２へ送信してもよい。コンソール４２において放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出を行ってもよい。

　［第６の実施の形態］
　次に、第６の実施の形態について説明する。

　第６の実施の形態に係るＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第１の実施の形態（図１～図６、図８～図９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　ここで、放射線撮影装置には、適切な濃度とコントラストの画像を得るために自動的に画像調整をする自動濃度補正機能（所謂、ＥＤＲ:Exposure Data Recognizer）を有するものがある。

　この種の放射線撮影装置では、例えば、診断用の放射線画像の撮影前に濃度補正用の放射線画像を撮影し、濃度補正用の放射線画像を解析して、適切な濃度とコントラストの画像が得られるゲイン量などの各種パラメータを求め、各種パラメータをフィードバックさせて増幅器のゲイン量等を調整して診断用の放射線画像の撮影を行うことで濃度調整をしている。

　しかしながら、濃度補正用の放射線画像の撮影を診断用の放射線画像の撮影とは別に行った場合、被検者の被曝量が多くなる。

　そこで、本実施の形態では、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる放射線撮影装置について説明する。

　ＴＦＴ基板６６には、本発明の第１センサ部に対応し、シンチレータ７１によって変換された光が入射されることにより電荷を発生するセンサ部７２が形成されている。

　ＴＦＴ基板６６には、上述のセンサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０と、を含んで構成される画素７４が一定方向（図６の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図６の列方向）に２次元状に複数設けられている。例えば、放射線検出部６２を、１７インチ×１７インチのサイズとした場合、画素７４を行方向及び列方向に２８８０個ずつ配置する。

　図１８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１８の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図１８の列方向）に多数配置されている。例えば、放射線検出部６２には、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１９に示すように、ＴＦＴ７０のソースは、データ配線７８に接続されており、このデータ配線７８は、信号処理部８２に接続されている。また、ＴＦＴ７０のドレインは蓄積容量６８及び光電変換部７２に接続され、ＴＦＴ７０のゲートはゲート配線７６に接続されている。

　信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎にサンプルホールド回路８４を備えている。個々のデータ配線７８により伝送された電気信号はサンプルホールド回路８４に保持される。サンプルホールド回路８４はオペアンプ８４Ａとコンデンサ８４Ｂを含んで構成され、電気信号をアナログ電圧に変換する。また、サンプルホールド回路８４には、コンデンサ８４Ｂの両電極をショートさせ、コンデンサ８４Ｂに蓄積された電荷を放電させるリセット回路としてスイッチ８４Ｃが設けられている。オペアンプ８４Ａは、後述するカセッテ制御部９２からの制御によりゲイン量を調整可能とされている。

　サンプルホールド回路８４の出力側にはマルチプレクサ８６、Ａ／Ｄ変換器８８が順に接続されている。個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はアナログ電圧に変換されてマルチプレクサ８６に順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器８８によってデジタルの画像情報へ変換される。

　信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており（図８参照。）、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器８８から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有している。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。

　一方、放射線検出部６２には、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。

　上記図９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、ＲＩＳサーバ１４にアクセスすることにより、ＲＩＳサーバ１４から撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１００（図１０参照。）に表示する。

　例えば、図２に示すように、臥位台４６上に横臥した被検者の患部の撮影を行う際、臥位台４６の保持部１５２に電子カセッテ３２を配置する。

　そして、撮影者は、操作パネル１０２に対して撮影モードとして静止画撮影又は透視撮影を指定し、さらに、操作パネル１０２に対して放射線Ｘを照射する際の管電圧及び管電流等を指定する。なお、撮影者は、透視撮影の場合、被検者の被曝を抑えるため、静止画撮影の場合と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低く指定する（例えば、静止画撮影の場合の１／１０程度）。

　ここで、放射線検出器６０では、Ｘ線が照射されていない状態であっても暗電流等によってセンサ部７２に電荷が発生し、各画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積される。

　このため、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行う。放射線の照射開始を検出すると、電子カセッテ３２は、放射線検出器６０の各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷を取り出して除去するリセット動作を行った後に、撮影を開始する。

　また、本実施の形態に係る撮影システム１８では、撮影の際、放射線検出部６２により電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出し、放射線源１３０からの放射線の照射を制御する自動照射制御（所謂ＡＥＣ（automatic exposure control））を行っている。具体的には、静止画撮影の場合、検出された放射線量が許容量となった場合に放射線源１３０からの放射線の照射を終了させると共に放射線検出器６０から画像の読み出し開始する。透視撮影の場合、所定のフレームレートで連続的に撮影を行い、放射線検出部６２により検出された放射線量が許容量となった場合に、放射線源１３０からの放射線の照射を終了させる。静止画撮影の許容量は、撮影部位の放射線画像が鮮明に撮るための適切な線量である。透視撮影の許容量は、被検者の被曝を適切な範囲内に抑えるための線量である。静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量のそれぞれの目的が異なる。

　静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量は、それぞれ撮影の際に撮影者により操作パネル１０２から入力されてもよい。また、撮影部位毎に、静止画撮影の許容量及び透視撮影の許容量を撮影部位別許容量情報としてＨＤＤ１１０に予め記憶しておいてもよい。撮影者が操作パネル１０２に対して撮影部位が指定を行い、撮影部位が指定された際に撮影部位別許容量情報から指定された撮影モード及び撮影部位に対応する許容量を得るものとしてもよい。また、透視撮影の許容量は、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶しておいてもよい。ＲＩＳサーバ１４が所定期間（例えば、直近３ヶ月間）での被曝量の合計値から患者の許容される被曝量を求めて、当該許容される被曝量を許容量としてコンソール４２へ通知されるものとしてもよい。

　コンソール４２は、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置３４へ送信し、指定された撮影モード、管電圧、管電流、許容量を撮影条件として電子カセッテ３２へ送信する。放射線発生装置３４の線源制御部１３４は、コンソール４２から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶する。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。

　ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、上述のように、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行い、放射線の照射開始を検出する。電子カセッテ３２は、放射線の照射開始を検出した場合にリセット動作を行った後に撮影を開始し、撮影中、電子カセッテ３２に照射された放射線量を検出している。

　また、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行って濃度補正用の放射線画像を取得する。電子カセッテ３２は、その濃度補正用の放射線画像を解析して、適切な濃度の画像が得られるオペアンプ８４Ａのゲイン量を求める。電子カセッテ３２は、求めたゲイン量をフィードバックさせてオペアンプ８４Ａのゲイン量等を調整して、放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行っている。

　図２０にはカセッテ制御部９２のＣＰＵ９２Ａにより実行される撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）の所定の領域に予め記憶されている。

　放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６には、放射線が照射されると電荷が発生する。発生した電荷は、それぞれ配線１６０に電気信号として流れ出す。

　次のステップＳ１２では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較し、しきい値以上となった否かにより放射線の照射開始の検出を行う。デジタルデータの値がしきい値以上となった場合、カセッテ制御部９２は放射線の照射が開始されたと判断してステップＳ１４へ移行する。デジタルデータの値がしきい値未満の場合、カセッテ制御部９２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、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオン状態とさせる制御信号を出力させ、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にＯＮさせて電荷の取り出しを行う。これにより、１ラインずつ順に各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出し、暗電流等によって各画素７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷が除去される。

　次のステップＳ１６では、カセッテ制御部９２は、記憶部９２Ｃに記憶された撮影条件で撮影モードとして静止画撮影が指定されたか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ１８へ移行し、否定判定の場合（撮影モードとして透視撮影が指定された場合）、カセッテ制御部９２はステップＳ４０へ移行する。

　ステップＳ１８では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から各ゲート配線７６にＴＦＴ７０をオフ状態とさせる制御信号を出力させる。

　次のステップＳ２０では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を各センサ部１４６の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部１４６毎にそれぞれ累計する。この累計値は、照射された放射線量と見なすことができる。

　次のステップＳ２２では、カセッテ制御部９２は、何れかのセンサ部１４６の累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ２４へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２はステップＳ２０へ移行する。

　ステップＳ２４では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝射終了を指示する指示情報を送信する。

　コンソール４２は電子カセッテ３２から曝射終了を指示する指示情報を受信すると、曝射終了を指示する指示情報を放射線発生装置３４へ送信する。放射線発生装置３４は曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の照射を終了する。

　次のステップＳ２６では、カセッテ制御部９２は、放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６の累計値をそれぞれ各センサ部１４６の配列に対応して２次元状に配列し、各累計値を画素値として、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像の画像データを生成する。この放射線画像は、放射線検出部６２の各センサ部１４６が放射線検出器６０の数十から数百画素のサイズで形成されるため、放射線検出器６０により撮影される画像の間引き画像となる。

　次のステップＳ２８では、カセッテ制御部９２は、上記ステップＳ２６で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ８４Ａの適切なゲイン量を導出する。

　ここで、この画像の解析について説明する。

　図２１Ａには、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像の一例が示されている。図２１Ｂには、図２１Ａに示す放射線画像の累積ヒストグラムが示されている。累積ヒストグラムとは、１枚の放射線画像を成す全画像データについて、画素値を横軸に、その画素値の画素の出現率（頻度）を縦軸にして表した図である。

　放射線画像は、撮影部位の像（図２１Ａでは顔）が写った被写体領域と、撮影部位の写っていない所謂、素抜け領域とで画素数が多い。このため、累積ヒストグラムにおいても被写体領域及び素抜け領域の累積値でピークとなる。また、被写体領域の方が濃度変化が大きいため、累積ヒストグラムにおいても幅が広くなる。

　カセッテ制御部９２は、この累積ヒストグラムにおいて、撮影部位の像によるデータ値の範囲を特定する。この特定方法としては、公知の技術を用いることができる。本実施の形態では、カセッテ制御部９２は、スネークスアルゴリズムなどの動的輪郭抽出処理、ハフ変換などを利用した輪郭抽出処理を行い、輪郭点に沿った線で囲まれる領域を被写体領域と認識する。なお、例えば、特開平４－１１２４２号に記載の技術を用いて、被写体領域を認識するものとしてもよい。また、例えば、撮影部位毎に標準的な形状を示すパターン画像をメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に記憶しておいてもよい。カセッテ制御部９２は、撮影された放射線画像内で撮影部位に応じたパターン画像の位置や拡大率を変えつつ、放射線画像とパターン画像との類似度を求めるパターンマッチングを行い、類似度の最も高い領域を被写体領域と認識するものとしてもよい。

　カセッテ制御部９２は、放射線画像の認識された被写体領域の累積ヒストグラムを求め、例えば、当該累積ヒストグラムにおいてピーク値の半値幅を被写体領域の主な濃度範囲として、当該濃度範囲の中心が所定の適正濃度範囲の中心になるようなオペアンプ８４Ａのゲイン量を求める。濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差毎に適正なゲイン量をゲイン量情報としてメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に予め記憶しておき、カセッテ制御部９２は、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差に対応するゲイン量をゲイン量情報から求めてもよい。また、濃度範囲の中心と所定の適正濃度範囲の中心との差と、適正なゲイン量との関係を定めた演算式をメモリ９２Ｂ（ＲＯＭ）に記憶しておき、カセッテ制御部９２は、濃度範囲の中心と適正濃度範囲の中心との差から演算式によりゲイン量を算出してもよい。

　次のステップＳ３０では、カセッテ制御部９２は、オペアンプ８４Ａのゲイン量を上記ステップＳ２８で導出したゲイン量に調整する。

　次のステップＳ３２では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　放射線検出器６０では、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０が１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された後、マルチプレクサ８６を介してＡ／Ｄ変換器８８に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。

　このように、カセッテ制御部９２は、オペアンプ８４Ａのゲイン量を調整して放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範にすることができる。

　次のステップＳ３４では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信し、処理を終了する。

　一方、ステップＳ４０では、カセッテ制御部９２は、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期を求める。

　次のステップＳ４２では、カセッテ制御部９２は、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値を各センサ部１４６の感度に応じて補正し、補正した値をセンサ部１４６毎にそれぞれ累計する。なお、本実施の形態では、各センサ部１４６毎に、デジタルデータの累計値を記憶する記憶領域を２つ用意している。一方を、透視撮影撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域としており、他方を、透視撮影の連続的な撮影において、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域としている。本ステップＳ４２では、カセッテ制御部９２は、各センサ部１４６毎に、デジタルデータの値を２つの記憶領域にそれぞれ累計する
　次のステップＳ４４では、カセッテ制御部９２は、何れかのセンサ部１４６で、透視撮影開始からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値が許容量以上となったか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２は、ステップＳ６０へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２は、ステップＳ４６へ移行する。

　ステップＳ４６では、カセッテ制御部９２は、前回、放射線検出器６０の各画素７４の電荷の読み出しを行ってから撮影周期以上の期間を経過したか否かを判定する。肯定判定となった場合、カセッテ制御部９２は、ステップＳ４８へ移行し、否定判定となった場合、カセッテ制御部９２は、ステップＳ４２へ移行する。

　次のステップＳ４８では、カセッテ制御部９２は、放射線検出部６２に設けられた各センサ部１４６の、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する各記憶領域に記憶された累計値をそれぞれ各センサ部１４６の配列に対応して２次元状に配列する。カセッテ制御部９２は、各累計値を画素値として、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像の画像データを生成する。

　次のステップＳ５０では、カセッテ制御部９２は、上記ステップＳ２８と同様に、上記ステップＳ４８で生成した画像データの解析を行い、オペアンプ８４Ａの適切なゲイン量を導出する。

　次のステップＳ５２では、カセッテ制御部９２は、オペアンプ８４Ａのゲイン量を上記ステップＳ５０で導出したゲイン量に調整する。

　次のステップＳ５４では、カセッテ制御部９２は、ゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させる。

　これにより、放射線検出器６０では、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０が１ラインずつ順にオンされ、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された後、マルチプレクサ８６を介してＡ／Ｄ変換器８８に順に入力され、デジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。

　このように、カセッテ制御部９２は、オペアンプ８４Ａのゲイン量を調整して放射線検出器６０から放射線画像の読み出しを行うことにより、読み出された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範することができる。

　次のステップＳ５６では、カセッテ制御部９２は、各センサ部１４６毎のデジタルデータの累計値を記憶する２つの記憶領域のうち、前回の撮影からのデジタルデータの累計値を記憶する記憶領域に記憶された累計値を全てゼロに初期化する。

　次のステップＳ５８では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された画像データをコンソール４２へ送信を行い、画像データの送信後、ステップＳ４２へ移行する。

　一方、ステップＳ６０では、カセッテ制御部９２は、コンソール４２に対して曝射終了を指示する指示情報を送信し、処理を終了する。

　放射線発生装置３４は、曝射終了を指示する指示情報を受信すると、放射線の発生・射出を終了する。なお、本実施の形態では、透視撮影中に、何れかのセンサ部１４６の累計値が許容量となった場合に、透視撮影を停止する場合について説明した。しかし、コンソール４２へ許容量を超えたことを通知して、コンソール４２で警告を表示させるものとしてもよい。また、コンソール４２が放射線発生装置３４へ管電圧、管電流の少なくとも一方を低下させた曝射条件を送信して、放射線発生装置３４の放射線源１３０から照射される単位時間あたりの放射線量を低下させるようにしてもよい。

　ＨＤＤ１１０に記憶された画像情報は、撮影した放射線画像の確認等のためにディスプレイ１００に表示されると共に、ＲＩＳサーバ１４に転送されて、データベース１４Ａにも格納される。これにより、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。

　なお、センサ部１４６により検出されたデジタルデータの値の累計値は、被検者の被曝量と見なすことができる。このため、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに、患者毎に日別の被曝量を記憶させている場合、電子カセッテ３２は、コンソール４２を介してＲＩＳサーバ１４へ送信してデータベース１４Ａに記憶させる。このように患者毎に日別の被爆量を記憶管理することにより、特定期間の総被爆量の把握が可能となる。また、被爆量と撮影条件とを併せてデータベース１４Ａに記憶させてもよい。この場合、電子カセッテ３２が累計値（被爆量）をコンソール４２に転送し、コンソール４２が累計量（被爆量）と撮影条件を関連付けたデータとし、データベース１４Ｂに記憶させる。このように被爆量と撮影条件とを併せて記憶した場合、データベース１４Ｂの利用価値が一層高まる。

　以上のように、本実施の形態によれば、センサ部７２を有する画素７４が２次元状に複数配置された放射線検出器６０と積層して、センサ部７２よりも面積が大きいセンサ部１４６が２次元状に複数配置された放射線検出部６２を配置する。放射線検出部６２のセンサ部１４６による検出結果から得られる画像に基づいて、放射線検出器６０の各画素７４から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する。その後、放射線検出器６０の各画素７４から電荷を読み出し、調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像を生成する。これにより、被検者の被曝量を増加させることなく濃度補正用の画像を取得して診断用の放射線画像の画質調整を行うことができる。

　また、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のセンサ部１４６による検出結果から得られる画像から、処理パラメータとしてオペアンプ８４Ａのゲイン量を調整する。これにより、被写体領域の画像をＡ／Ｄ変換器８８で飽和させずに適切な濃度範囲に調整することができる。

　また、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のセンサ部１４により、放射線の照射開始や放射線の照射量の検出を並行して行うことができる。

　さらに、本実施の形態によれば、濃度補正用の画像の取得を行うために撮影周期を早める必要がない。これにより、例えば、透視撮影中に関心部位が変わり、随時、濃度調整を行う必要があるため、随時、濃度補正用の画像を取得する必要がある場合でも、フレームレートを早くする必要がない。

　［第７の実施の形態］
　次に、第７の実施の形態について説明する。

　第７の実施の形態に係るＲＩＳ１０、撮影システム１８、電子カセッテ３２、放射線検出器６０の構成は、上記第６の実施の形態（図１～図６、図８、図９、図１８、図１９参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。

　ここで、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、信号処理部８２のオペアンプ８４Ａで増幅された電気信号を、Ａ／Ｄ変換器８８により、所定のビット数（例えば、１６ビット）のデジタルデータに変換する。カセッテ制御部９２は、１６ビットの画像データを規格化処理において１２ビットの画像データに変換するようにしている。放射線画像の撮影を行う際に、放射線検出部６２により放射線の検出を行って、濃度補正用の放射線画像を取得し、カセッテ制御部９２は、その濃度補正用の放射線画像を解析する。カセッテ制御部９２は、被写体領域の主な濃度範囲が、適正濃度範囲となるように規格化処理の各種パラメータを求め、放射線検出器６０から読み出された１６ビットの放射線画像の画像データに対して、求めた各種パラメータを用いて規格化処理を行って１２ビットの画像データに変換している。

　なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、各データ配線７８に流れ出した電気信号がＡ／Ｄ変換器８８で飽和せずに１６ビットのデジタルデータに変換可能な範囲となるようにオペアンプ８４Ａのゲイン量が所定の値に調整されているものとする。

　図２２には、第７の実施の形態に係る撮影制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、第６の実施の形態の撮影制御プログラム（図２０参照）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する。

　ステップＳ２９では、カセッテ制御部９２は、上記ステップＳ２６で生成した画像データの解析を行い、規格化処理の各種パラメータの適切な値を導出する。

　ここで、この画像の解析について説明する。

　例えば、図２３Ａに示すように、ある撮影条件の下に撮影された放射線画像の累積ヒストグラムａにおいて被写体領域の主な濃度範囲がＭＩＮ０～ＭＡＸ０であり、上記撮影条件とは異なる撮影条件の下に撮影された放射線画像の累積ヒストグラムｂにおいて被写体領域の主な濃度範囲がＭＩＮ１～ＭＡＸ１であるものとする。

　本実施の形態では、このようなａまたはｂで示す累積ヒストグラムとなる１６ビットの画像データを規格化処理により１２ビットの画像データの変換している。その変換の際に、１６ビットの画像データにおいて、被写体領域の主な濃度範囲ＭＩＮ０～ＭＡＸ０及びＭＩＮ１～ＭＡＸ１がそれぞれ、１２ビットの画像データにおいて、適正濃度範囲ＭＩＮ２～ＭＡＸ２となるように変換する。

　図２３Ｂは、このようにして、１６ビットの画像データにおいてＭＩＮ０～ＭＡＸ０及びＭＩＮ１～ＭＡＸ１が、１２ビットの画像データにおいて適正濃度範囲ＭＩＮ２～ＭＡＸ２となるように変換した場合の累積ヒストグラムａ、ｂが示されている。

　１６ビットの画像データから１２ビットの画像データへの規格化処理の方法としては、公知の技術を用いることができる。本実施の形態では、所定の変換関数に基づいて入力データである１６ビットの画像データＤ０を出力である１２ビットの画像データＤ１に変換している。具体的には、変換関数として、図２３Ｃにａ，ｂで示すような一次関数を用いて変換を行う。

　この一次関数は、Ｄ１＝Ｄ０×Ｇａｉｎ＋Ｏｆｆｓｅｔと表わすことができる。この一次関数は、Ｇａｉｎの値を変えることにより傾きが変わり、Ｏｆｆｓｅｔの値を変えることにより、直線全体をシフトさせることができる。

　本実施の形態では、カセッテ制御部９２は、規格化処理の各種パラメータとして、被写体領域の主な濃度範囲（例えば、ＭＩＮ０～ＭＡＸ０）が適正濃度範囲ＭＩＮ２～ＭＡＸ２となるＧａｉｎ及びＯｆｆｓｅｔの値を導出する。

　ステップＳ３３では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶された１６ビットの画像データに対して、ステップＳ２９で導出したパラメータを用いて規格化処理を行って１２ビットの画像データに変換し、変換後の画像データを画像メモリ９０に記憶させる。

　このように、カセッテ制御部９２は、被写体領域の主な濃度範囲が適正濃度範囲となるように規格化処理の各種パラメータを求めて画像データの規格化処理を行うことにより、規格化処理された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範にすることができる。

　ステップＳ３４では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶されたステップＳ３３による変換後に画像データをコンソール４２へ送信し、処理を終了する。

　一方、透視撮影においても、ステップＳ５１では、カセッテ制御部９２は、上記ステップＳ２９と同様に、上記ステップＳ４８で生成した画像データの解析を行い、規格化処理の各種パラメータの適切な値を導出する。ステップＳ５５では、カセッテ制御部９２は、上記ステップＳ３３と同様に、上記ステップ５４の処理により読み出され、かつ、画像メモリ９０に記憶された１６ビットの画像データに対して、ステップＳ５１で導出したパラメータを用いて規格化処理を行って１２ビットの画像データに変換し、変換後の画像データを画像メモリ９０に記憶させる。ステップＳ５８では、カセッテ制御部９２は、画像メモリ９０に記憶されたステップＳ５５による変換後に画像データをコンソール４２へ送信する。

　以上のように、本実施の形態によれば、放射線検出部６２のセンサ部１４６による検出結果から得られる画像に基づいて、被写体領域の主な濃度範囲が適正濃度範囲となるように規格化処理の各種パラメータを求めて画像データの規格化処理を行う。これによって、規格化処理された放射線画像において被写体領域の濃度範囲を適正濃度範にすることができる。

　以上、本発明を第６及び第７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。

　例えば、上記各実施の形態では、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、上記第６の実施の形態では、オペアンプ８４Ａのゲイン量を調整し、第７の実施の形態では、規格化処理のパラメータを調整する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、オペアンプ８４Ａのゲイン量と規格化処理のパラメータを共に調整するものとしてもよく、さらに、他の処理のパラメータを調整するものとしてもよい。

　また、上記第７の実施の形態では、規格化処理の変換関数として一次関数を用い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、２次関数や３次関数等の高次の関数で表される変換関数を使用してもよい。また、想定される複数の累積ヒストグラムと、この累積ヒストグラムの各々に対応するルックアップテーブルを用意しておいてもよい。想定される累積ヒストグラムの中から、求めた累積ヒストグラムに近いものに対応するルックアップテーブルを規格化処理特性として決定し、当該ルックアップテーブルに基づいて、画像データの変換を行わせるようにしてもよい。

　また、上記各実施の形態では、放射線の照射開始と放射線の照射量を検出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線の照射終了の検出を行うものとしてもよい。図２４Ａに示すように、信号検出部１６２から入力する各センサ部１４６のデジタルデータの値を、予め定めた放射線検知用の所定のしきい値と比較する。放射線の照射終了を、しきい値未満となった否かにより検出できる。なお、図２４Ｂに示すように、照射開始と照射終了の検出でしきい値を異ならせてもよい。図２４Ｂでは、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも大きくているが、照射開始のしきい値を照射終了のしきい値よりも小さくしてもよい。このように照射開始と照射終了の検出にヒステリシス性を持たせることにより、ノイズの影響等を抑えて照射開始や照射終了の検出をことができる。例えば、照射線が照射されることによりセンサ部１４６に電荷が発生するが、センサ部１４６内で発生した電荷の一部が一時的にトラップされ、放射線の照射終了後もセンサ部１４６からトラップされた電荷が配線１６０に電気信号として流れ出す。この場合、照射終了のしきい値を大きくすることにより、照射終了をすみやかに検出できる。

　また、各センサ部１４６のデジタルデータの値を累計している場合、図１５のＴ１に示すように、累計値の増加量が大きく減少する変曲点があった場合に照射終了と検出することもできる。

　また、上記各実施の形態では、放射線検出部６２にシンチレータ１４８が形成されている場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器６０は、シンチレータ７１が形成された蒸着基板７３が光透過性を有するものとした場合、図１４に示すように、係る放射線検出部６２にシンチレータ１４８を設けずに、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６とは逆側の面（シンチレータ７１側の面）に貼り付けて、係る放射線検出部６２の各センサ部１４６がシンチレータ７１の光を検出するものとしてもよい。このように、本実施の形態によれば、放射線検出部６２をシンチレータ７１に貼り付けることにより、シンチレータ１４８が不要となるため、放射線検出部６２をより薄く形成できる。この場合、撮影の際に放射線ＸがＴＦＴ基板６６側から入射するように筐体５４内に配置すると、シンチレータ７１のＴＦＴ基板６６とは逆側の面に放射線検出部６２を設けたことにより、放射線Ｘが放射線検出器６０を透過した後に放射線検出部６２を透過する。このため、放射線検出器６０で撮影される放射線画像に放射線検出部６２を設けたことによる影響が及ぶことを防ぐことができる。

　また、例えば、ＴＦＴ基板６６が光透過性を有する場合、図１７に示すように、放射線検出器６０のＴＦＴ基板６６側の面に放射線検出部６２を貼り付けてもよい。放射線Ｘは、図１７の上方又は下方の何れから入射してもよいが、下方から入射する場合、放射線検出部６２のセンサ部１４６での放射線の吸収を抑える。このため、センサ部１４６は有機光電変換材料が含有された光電変換膜で形成することが好ましい。

　また、上記各実施の形態では、放射線検出器６０が、放射線を一度光に変換し、変換した光をセンサ部７２で電荷に変換して蓄積する間接変換方式であるものとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器６０が、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式であるものとしてもよい。

　また、上記各実施の形態では、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像により、放射線検出器６０から生成される放射線画像の画質の調整を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、電子カセッテ３２が放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像をコンソール４２へ転送し、コンソール４２がディスプレイ１００に表示させるものとしてもよい。これにより、表示された放射線画像から被写体のぶれやポジショニングの確認を速やかに行うことができる。

　また、上記では、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２において、放射線検出部６２の各センサ部１４６により検出された放射線画像からの各種のパラメーラの決定処理、放射線検出器６０から生成される放射線画像の規格化処理、放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の検出処理を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、カセッテ制御部９２が信号検出部１６２から入力するデジタルデータを随時コンソール４２へ送信するものとし、コンソール４２において何れかの処理を行うものとしてもよい。

　また、上記各実施の形態では、放射線としてＸ線を検出することにより放射線画像を撮影する放射線撮影装置に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、検出対象とする放射線は、Ｘ線の他や可視光、紫外線、赤外線、ガンマ線、粒子線等いずれであってもよい。

　その他、上記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。

　さらに、上記第１の実施の形態で説明した各種プログラムの処理の流れ（図１０参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。

　日本出願２０１０－１６６１７６、日本出願２０１０－１８１２６３、及び日本出願２０１０－１９２８５０の開示はその全体が参照により本明細書に取り込まれる。

　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記載された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。

Claims

　照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、
　各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、
　を有する放射線撮影装置。
　前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出部
　をさらに有する請求項１記載の放射線撮影装置。
　前記検出部は、撮影条件に応じて前記複数のセンサ部を使い分ける
　請求項２記載の放射線撮影装置。
　前記撮影条件には、静止画撮影又は透視撮影を指定する撮影モード、及び撮影部位が含まれ、
　前記検出部は、前記撮影モード及び撮影部位の少なくとも一方に応じて前記複数のセンサ部を使い分ける
　請求項３記載の放射線撮影装置。
　前記検出部は、前記撮影モードとして静止画撮影が指定された場合、感度の低いセンサ部を用いて前記検出を行い、前記撮影モードとして透視撮影が指定された場合、感度の高いセンサ部を用いて前記検出を行う、
　請求項４記載の放射線撮影装置。
　前記検出部は、前記撮影部位が胸部及び腰椎の何れかである場合、感度の低いセンサ部を用いて前記検出を行う
　請求項４又は請求項５記載の放射線撮影装置。
　前記複数のセンサ部は、同一支持体上に形成された
　請求項１～請求項６の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記撮影パネルは、放射線を光に変換する変換層を有し、当該変換層で変換された光により表わされる放射線画像を撮影し、
　前記複数のセンサ部は、各々有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出する
　請求項１～請求項７の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記検出部は、高感度のセンサ部を放射線の照射開始の検出に用い、低感度のセンサ部を放射線の照射量の検出に用いる
　請求項１～請求項８の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　放射線を光に変換する平板状の変換層の撮影時に、放射線が入射する一方の面に低感度のセンサ部を配置し、他方の面に高感度のセンサ部を配置した
　請求項１～請求項６の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記検出部は、前記一方の面に配置された前記センサ部を放射線の照射開始の検出に用いる
　請求項１０記載の放射線撮影装置。
　前記複数のセンサ部は、受光面積を変えることにより放射線に対する感度が異なる
　請求項１～請求項１１の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記複数のセンサ部は、並列に接続するセンサ部の個数を変えることにより放射線に対する感度が異なる
　請求項１～請求項１１の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、
　各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、
　前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う検出部と、
　を有する放射線撮影装置。
　照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、
　各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、
　前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出部と、
　を有する放射線撮影システム。
　照射された放射線による放射線画像を撮影する撮影パネルと、
　各々放射線に対する感度が異なり、前記撮影パネルと重なるように配置され、各々照射された放射線を検出する複数のセンサ部と、
　前記複数のセンサ部を使い分けて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも２つの検出を行う検出部と、
　を有する放射線撮影システム。
　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を発生する第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された撮影部と、
　前記撮影部と積層して配置され、前記第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部と、
　前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に基づいて、前記撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する調整部と、
　前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って診断用の放射線画像を生成する生成部と、
　を備えた放射線撮影装置。
　前記調整部は、前記生成部により生成される放射線画像の被写体領域の主な濃度範囲が、所定の適正濃度範囲となるように処理パラメータを調整する
　請求項１７記載の放射線撮影装置。
　前記生成部は、前記撮影部の各画素から読み出される、前記第１センサ部に発生した電荷量に応じた電気信号を増幅する増幅器を有し、
　前記調整部は、前記処理パラメータとして前記増幅器のゲイン量を調整する
　請求項１７又は請求項１８記載の放射線撮影装置。
　前記生成部は、前記撮影部の各画素から電荷を電気信号として読み出して当該電気信号を所定ビット数のデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器を有し、前記Ａ／Ｄ変換器により変換されたデジタルデータを前記所定ビット数よりも少ないビット数のデジタルデータに規格化する規格化処理を行うものとし、
　前記調整部は、前記処理パラメータとして前記規格化処理の処理パラメータを調整する
　請求項１７～請求項１９の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記検出部の各第２センサ部による検出結果に基づいて放射線の照射開始、放射線の照射終了、及び放射線の照射量の少なくとも１つの検出を行う照射検出部をさらに備えた
　請求項１７～請求項２０の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記撮影部は、放射線を光に変換する変換層を有し、前記第１センサ部が前記変換層で変換された光により表わされる放射線画像を撮影し、
　前記第２センサ部は、有機光電変換材料を含んで構成され、前記撮影部の放射線の照射面側に配置され、前記変換層で変換された光を検出する
　請求項１７～請求項２１の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記生成部は、透視撮影の場合、透視撮影のフレームレートに応じた撮影周期で前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って放射線画像を生成し、
　前記調整部は、前記撮影周期で前記検出部の各第２センサ部により放射線を検出し、検出結果から得られる画像に応じて前記処理パラメータを調整する
　請求項１７～請求項２２の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像を表示する表示部をさらに備えた請求項１７～請求項２３の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　前記第２センサ部は、マトリクス状に複数配置された
　請求項１７～請求項２５の何れか１項記載の放射線撮影装置。
　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を発生する第１センサ部を有する画素が２次元状に複数配置された、診断用の放射線画像を撮影するための撮影部と、
　前記撮影部と積層して配置され、前記第１センサ部よりも面積が大きい第２センサ部が２次元状に複数配置された検出部と、
　前記検出部の各第２センサ部による検出結果から得られる画像に応じて、前記撮影部の各画素から電荷を読み出して放射線画像を生成する際の処理パラメータを調整する調整部と、
　前記撮影部の各画素から電荷を読み出し、前記調整部により調整された処理パラメータに基づく処理を行って放射線画像を生成する生成部と、
　を有する放射線撮影システム。