WO2013046916A1 - 放射線撮影装置 - Google Patents

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WO2013046916A1
WO2013046916A1 PCT/JP2012/069606 JP2012069606W WO2013046916A1 WO 2013046916 A1 WO2013046916 A1 WO 2013046916A1 JP 2012069606 W JP2012069606 W JP 2012069606W WO 2013046916 A1 WO2013046916 A1 WO 2013046916A1
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fluorescence
conversion layer
radiation conversion
scintillator
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PCT/JP2012/069606
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中津川晴康
岩切直人
西納直行
北野浩一
大田恭義
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富士フイルム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus in which two radiation conversion layers are laminated along the incident direction of radiation.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 2011-235 discloses a radiation imaging apparatus in which two radiation conversion layers containing a substance capable of detecting radiation are laminated along the radiation incident direction.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 2011-235 discloses a direct conversion type first radiation conversion layer including an amorphous selenium (a-Se) semiconductor layer, a filter, a scintillator, and a sensor unit with respect to the incident direction of radiation.
  • a radiation imaging apparatus in which an indirect conversion-type second radiation conversion layer including the layers is sequentially laminated is disclosed.
  • the semiconductor layer when energy subtraction imaging is performed on a subject, the semiconductor layer directly converts a low energy component of radiation transmitted through the subject into electric charges.
  • the filter absorbs low energy components of the radiation that has passed through the first radiation conversion layer.
  • the scintillator converts the high energy component of the radiation that has passed through the filter into fluorescence
  • the sensor unit converts the fluorescence into electric charge. Therefore, a predetermined subtraction process (energy subtraction process) is performed between the radiographic image corresponding to the charge converted by the semiconductor layer and the radiographic image corresponding to the charge converted by the sensor unit.
  • the desired subtraction image in which the structure (for example, soft tissue or tumor of the subject) is emphasized can be acquired.
  • the direct conversion type first radiation conversion layer including the a-Se semiconductor layer can generate a high-quality radiation image as compared with the indirect conversion type second radiation conversion layer including the scintillator. it can.
  • the a-Se semiconductor layer is less likely to absorb high-energy components of radiation than a scintillator. That is, as shown in FIG. 14, the K edge of a-Se is on the lower energy side than the K edge of GOS (Gd 2 O 2 S: Tb), CsI or Ba (for example, BaFBr, BaFCl) used in the scintillator.
  • GOS Ga 2 O 2 S: Tb
  • CsI or Ba for example, BaFBr, BaFCl
  • a-Se easily absorbs low energy components of radiation, but hardly absorbs high energy components.
  • a GOS, CsI, or Ba scintillator can easily absorb a high-energy component of radiation, but hardly absorbs a low-energy component, as compared with an a-Se semiconductor
  • the radiation imaging apparatus for energy subtraction imaging includes the first radiation conversion layer and the second radiation conversion layer having different absorption characteristics with respect to the energy of radiation. By inserting a filter between these radiation conversion layers, absorption of low energy components in the second radiation conversion layer is prevented. Thereby, generation
  • each radiation conversion layer has, as described above, a radiographic image of a low-energy component of radiation or a high energy Only radiographic images of components can be obtained. Therefore, even if normal imaging is performed, it is difficult to increase the sensitivity of each radiation conversion layer for the normal imaging, and it is difficult to acquire a high-quality radiographic image for normal imaging.
  • the filter inserted between the first radiation conversion layer and the second radiation conversion layer absorbs low energy components of radiation and reflects the fluorescence generated by the scintillator, such as Al, Ti, Ag, etc. Made of metal. Therefore, even if the direct conversion type first radiation conversion layer is replaced with an indirect conversion type radiation conversion layer including a scintillator capable of absorbing low energy components of radiation, it is possible to obtain a radiographic image of normal imaging. difficult.
  • At least one of the radiations can be absorbed so as to absorb both the low energy component and the high energy component (according to the fluorescence) for the purpose of normal imaging. It is difficult to increase the sensitivity of the conversion layer and to acquire a high-quality radiation image for normal imaging.
  • the characteristics are not limited to two radiation conversion layers having different absorption characteristics with respect to the energy of radiation, such as two radiation conversion layers having different structures and two radiation conversion layers having different radiation conversion methods. It is assumed that the above-described problem is caused also in a radiographic apparatus having two different radiation conversion layers.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide a radiation imaging apparatus that can be used for both normal imaging and energy subtraction imaging.
  • a radiation imaging apparatus is a radiation imaging apparatus in which two radiation conversion layers are stacked along the incident direction of radiation.
  • the two radiation conversion layers are radiation conversion layers having different properties, and at least one of the radiation conversion layers converts the radiation into fluorescence and converts the converted fluorescence into electric charge.
  • Layer, A switching filter capable of switching at least transmission or non-transmission of the fluorescence is interposed between the two radiation conversion layers.
  • the difference in characteristics between the two radiation conversion layers is a difference in absorption characteristics with respect to the energy of the radiation
  • the energy component of the radiation corresponding to its own characteristics is absorbed and converted into electric charges.
  • the at least one radiation conversion layer converts the radiation into fluorescence and then converts it into electric charges.
  • the switching filter is interposed between the two radiation conversion layers. Therefore, the radiation imaging apparatus can obtain the following operations (1) and (2) and effects according to the normal imaging or the energy subtraction imaging.
  • the other radiation conversion layer in addition to the charge obtained by absorbing the energy component of the radiation according to its own characteristics, the charge obtained by absorbing the fluorescence corresponding to the energy component of the radiation different from the characteristic (the energy component of the radiation absorbed by the at least one radiation conversion layer according to its own property) is also the radiographic image of the normal photographing Used to form.
  • the at least one radiation conversion layer has its own In addition to the charge obtained by absorbing the energy component of the radiation according to the characteristics, the energy component of the radiation different from its own characteristics (the energy component of the radiation absorbed by the other radiation conversion layer according to its characteristics) The charge obtained by absorbing the fluorescence corresponding to the above is also used for forming the radiographic image of the normal photographing.
  • the sensitivity of the at least one radiation conversion layer with respect to the normal imaging can be increased, and a high-quality radiographic image for the normal imaging can be acquired.
  • the switching filter In the case of the energy subtraction imaging, if the switching filter is at least non-transmissive to the fluorescence, the fluorescence converted by the at least one radiation conversion layer or the other radiation conversion layer is indirectly converted. In the case of a radiation conversion layer of the type, any fluorescence generated by absorbing radiation in the other radiation conversion layer is shielded by the switching filter and cannot be transmitted.
  • the normal imaging and the energy subtraction imaging can be performed by inserting the switching filter capable of switching between transmission and non-transmission of the fluorescence between the two radiation conversion layers. Can also be used.
  • two radiation images can be obtained with the two radiation conversion layers by performing energy subtraction imaging with the switching filter in a mirror state.
  • two radiation images can be obtained with the two radiation conversion layers by performing normal imaging with the switching filter in a transparent state. Accordingly, if one energy subtraction photographing and one normal photographing are performed on the same subject, a total of four images can be acquired. Therefore, it is possible to obtain a subtraction image suitable for interpretation diagnosis by a doctor by appropriately performing subtraction processing using these four images.
  • each of the two radiation conversion layers is an indirect conversion type radiation conversion layer having a scintillator that converts the radiation into fluorescence and a charge detection unit that converts the fluorescence into the charge.
  • the scintillator of the radiation conversion layer is preferably a scintillator including a columnar crystal capable of converting the radiation into fluorescence.
  • the fluorescence converted from radiation by the columnar crystal propagates through the columnar crystal and reaches the charge detection unit of the one radiation conversion layer. It is possible to increase the sensitivity of the charge detection unit and acquire a high-quality radiation image. Even in this case, high quality of the subtraction image can be realized.
  • the radiation conversion layer disposed on the radiation incident side described above is preferably a radiation conversion layer having a scintillator including a columnar crystal capable of absorbing the low energy component of the radiation.
  • the radiation image corresponding to the low energy component of the radiation is required to be a high-quality image. Therefore, if the radiation conversion layer disposed on the radiation incident side is a radiation conversion layer having a scintillator including the columnar crystal as described above, the low energy component of the radiation is converted into fluorescence by the columnar crystal. Then, the fluorescence propagates through the columnar crystal and reaches the charge detection portion of the radiation conversion layer. Thereby, a higher quality radiographic image according to the low energy component can be efficiently acquired.
  • the columnar crystal described above is a CsI columnar crystal
  • fluorescence in a wide wavelength range including a blue wavelength region and a long wavelength region of 500 nm or more can be generated.
  • the radiation conversion layer having the CsI columnar crystal scintillator is disposed on the incident side of the radiation as a radiation conversion layer that absorbs the low energy component of the radiation, or the high energy component of the radiation is disposed. It is possible to dispose the radiation conversion layer to be absorbed on the side opposite to the radiation incident side.
  • the direct conversion type first radiation conversion layer, the switching filter, and the indirect conversion type second radiation conversion layer may be sequentially laminated in the radiation incident direction.
  • the first radiation conversion layer includes a first radiation detection unit that directly converts the radiation into electric charge, and a first charge detection unit that extracts the charge from the first radiation conversion unit
  • the second radiation conversion layer preferably includes a second radiation detection unit that converts the radiation into fluorescence, and a second charge detection unit that converts the fluorescence into electric charge.
  • the switching filter when acquiring a radiographic image of normal imaging with the first radiation conversion layer, if the switching filter is in a transmissive state with respect to the fluorescence, one of the fluorescence generated in the second radiation detection unit. Since the unit is incident on the first radiation conversion layer, the first radiation detection unit directly converts the radiation into electric charges, and also converts a part of the incident fluorescence into electric charges. . As a result, in the first radiation conversion layer, in addition to the charge directly converted from the radiation, the charge converted from the fluorescence is also used to form a radiation image in the first radiation conversion layer. Therefore, it is possible to increase the sensitivity of the first radiation conversion layer for the normal imaging, and it is possible to easily acquire a high-quality radiation image for the normal imaging.
  • the switching filter In the case of the energy subtraction imaging, if the switching filter is in a non-transmissive state with respect to the fluorescence, the fluorescence is shielded by the switching filter and cannot be transmitted. It is possible to easily prevent the occurrence of contamination in each radiographic image. As a result, a radiographic image corresponding to the low energy component of the radiation and a radiographic image corresponding to the high energy component are respectively acquired, and a predetermined energy subtraction process is performed on these radiographic images, thereby obtaining a high quality subtraction image. Can be acquired.
  • the first radiation detection unit includes a semiconductor layer made of selenium that directly converts the radiation into electric charges, and the second radiation detection unit converts the radiation into the fluorescence and the selenium. It is preferable that the scintillator is made of a phosphor having a larger K edge.
  • the semiconductor layer constituting the first radiation detection unit absorbs the low energy component of the radiation and directly converts it into electric charges.
  • the scintillator constituting the second radiation detection unit absorbs the high energy component of the radiation and converts it into fluorescence.
  • the switching filter In the normal imaging, if the switching filter is in a transmissive state, a part of the fluorescence corresponding to the high energy component is incident on the first radiation conversion layer. Some are also converted to electric charge.
  • the radiation imaging apparatus a so-called hybrid configuration of the semiconductor layer and the scintillator can be adopted to efficiently convert low energy components and high energy components of the radiation into electric charges.
  • the first radiation conversion layer can form a radiation image including a high energy component in addition to the low energy component of the radiation.
  • the selenium can mainly convert light in a blue wavelength region of 500 nm or less into electric charges. Therefore, if the scintillator is a phosphor that generates fluorescence including at least 500 nm or less, and more preferably including a blue wavelength region, the semiconductor can be obtained by causing the fluorescence of the blue wavelength region to enter the semiconductor layer of selenium. In the layer, the fluorescence in the blue wavelength region can be efficiently photoelectrically converted into electric charges.
  • the switching filter is a transparent state that transmits at least the fluorescence, or a mirror that reflects the fluorescence to the radiation conversion layer side that has generated the fluorescence, based on an imaging order related to radiography of the subject.
  • a dichroic filter that can be switched to a state is preferable.
  • the state of the switching filter is switched in accordance with the imaging order, it is possible to reliably acquire a radiographic image (a normal radiographic image or a subtraction image) requested by the imaging order.
  • the switching filter switches to the transparent state when the photographing order includes normal photographing with respect to the subject, and enters the mirror state when the photographing filter includes energy subtraction photographing with respect to the subject. It only has to be switched.
  • the radiation imaging apparatus including two radiation conversion layers having different energy absorption characteristics with respect to radiation has been mainly described.
  • the present invention is not limited to the above description, and two radiations having different characteristics such as two radiation conversion layers having different structures or two radiation conversion layers having different radiation conversion methods.
  • the present invention can also be applied to a radiation imaging apparatus having a conversion layer. Even two radiation conversion layers having different characteristics can obtain the same effects as the effects described above in the two radiation conversion layers having different absorption characteristics with respect to radiation energy.
  • the two radiation conversion layers having different structures are both an indirect conversion type radiation conversion layer having a scintillator that converts the radiation into fluorescence and a charge detection unit that converts the fluorescence into electric charge. It is.
  • the scintillator of one radiation conversion layer is a scintillator including columnar crystals
  • the scintillator of the other radiation conversion layer is a scintillator including a granular fluorescent material.
  • the radiation conversion layers having different radiation conversion methods are direct conversion type radiation conversion layers in which one radiation conversion layer can directly convert the radiation into electric charges, and the other radiation conversion layer receives the radiation. It is an indirect conversion type radiation conversion layer capable of converting into fluorescence and converting the converted fluorescence into electric charge.
  • the radiation conversion layer on the radiation incident side is excellent in the absorption of the low energy component of the radiation (the absorption of the high energy component is small), and is a distal radiation conversion layer along the radiation incident direction.
  • the high-energy component of the radiation is excellent in absorption.
  • energy subtraction imaging a radiographic image corresponding to a low energy component of radiation is required to be a high-quality (high resolution) image.
  • the radiation conversion layer on the incident side of the radiation is a radiation conversion layer including a columnar crystal scintillator or a direct conversion type radiation conversion layer, a high resolution image can be obtained in the radiation conversion layer on the incident side. It can be easily acquired.
  • FIG. 3A and 3B are explanatory views showing a schematic configuration of the radiation conversion panel of FIG. 4A and 4B are explanatory views showing a schematic configuration of the radiation conversion panel of FIG. 5A and 5B are explanatory views showing a specific example of the radiation conversion panel of FIG. 3A.
  • 6A and 6B are explanatory views showing a specific example of the radiation conversion panel of FIG. 3A.
  • 7A and 7B are explanatory diagrams schematically showing the configuration of one pixel of the radiation conversion panel of FIG. 6B.
  • 8A and 8B are explanatory diagrams illustrating a schematic configuration of the switching filter.
  • 9A and 9B are explanatory diagrams illustrating a schematic configuration of the switching filter. It is explanatory drawing which shows schematic structure of a switching filter. It is a graph which shows the relationship between the quantum efficiency of a-Se, and a sensitivity wavelength. It is a graph which shows the emission spectrum (relation between emission wavelength and normalized intensity) of the scintillator which generates the fluorescence of blue wavelength. 13A and 13B are explanatory diagrams schematically showing the configuration of one pixel of the radiation conversion panel of FIG. 6A. It is the graph which illustrated the relationship between the energy of a radiation, and a radiation absorption coefficient.
  • the radiation imaging system 12 including the radiation imaging apparatus 10 according to the present embodiment detects a radiation output device 18 that irradiates the subject 14 with radiation 16 and the radiation 16 that has passed through the subject 14.
  • the radiation imaging apparatus 10 for converting to a radiation image, the console 20 for controlling the radiation imaging apparatus 10 and the radiation output apparatus 18, and the display device 22 for displaying the radiation image are provided.
  • a wireless local area network such as UWB (Ultra Wide Band), IEEE802.11a / b / g / n, or Signals are transmitted and received by wireless communication using millimeter waves or the like. It goes without saying that signals may be transmitted and received by wired communication using a cable.
  • RIS radiology information system
  • HIS medical information system
  • the radiation imaging apparatus 10 includes, for example, a radiation conversion panel 28 that is disposed between an imaging table (not shown) and a subject 14 and converts radiation 16 transmitted through the subject 14 into a radiation image. It is a portable electronic cassette housed in a transmissive case.
  • the radiation imaging apparatus 10 accommodates the above-described radiation conversion panel 28, cassette control unit 34, communication unit 36, and battery 38 in a housing.
  • the cassette control unit 34 controls the radiation conversion panel 28 through the drive circuit unit 30 and reads out an electrical signal corresponding to the radiation image from the radiation conversion panel 28 through the readout circuit unit 32.
  • the communication unit 36 transmits and receives signals to and from the console 20.
  • the battery 38 supplies power to each unit in the radiation imaging apparatus 10.
  • the radiation conversion panel 28 is configured by sequentially laminating a first radiation conversion layer 28a, a switching filter 28b, and a second radiation conversion layer 28c along the incident direction of the radiation 16.
  • the first radiation conversion layer 28a mainly absorbs the low energy component of the radiation 16 and forms a first radiation image corresponding to the absorbed energy component.
  • a direct conversion type radiation conversion layer that absorbs the low energy component of the radiation 16 and directly converts it into an electric charge, or absorbs the low energy component of the radiation 16 and becomes fluorescent.
  • Either of the indirect conversion type radiation conversion layers that convert to charge after being converted once may be used.
  • the second radiation conversion layer 28c mainly absorbs the high energy component of the radiation 16 and forms a second radiation image corresponding to the absorbed energy component.
  • the second radiation conversion layer 28c is preferably an indirect conversion type radiation conversion layer that absorbs the high-energy component of the radiation 16 and converts it into fluorescence, and then converts it into electric charge.
  • the switching filter 28b when the first radiation conversion layer 28a and the second radiation conversion layer 28c are indirect conversion type radiation conversion layers, or the second radiation conversion layer 28c is an indirect conversion type radiation conversion layer.
  • a transmission state transparent state
  • the It is a dichroic filter (optical filter) that switches to a non-transmissive state (mirror state) in which fluorescence is shielded and reflected.
  • the low energy component of the radiation 16 is an energy component of the radiation 16 corresponding to the low voltage when the tube voltage of the radiation source constituting the radiation output device 18 is relatively low. It is easily absorbed by mammo, soft tissue or tumor.
  • the high energy component of the radiation 16 is an energy component of the radiation 16 corresponding to the high voltage when the tube voltage of the radiation source is relatively high, and is easily absorbed by the bone portion of the subject 14. .
  • the radiation imaging apparatus 10 supplies the first radiation conversion layer 28a with a DC voltage necessary for taking out the converted charge.
  • a voltage supply unit 42 may be provided.
  • the cassette control unit 34 includes an address signal generation unit 44, an image memory 46, and a cassette ID memory 48.
  • the address signal generation unit 44 supplies an address signal for instructing the radiation conversion panel 28 to read out a radiation image to the drive circuit unit 30.
  • the image memory 46 stores a radiation image read from the radiation conversion panel 28 via the readout circuit unit 32 under the control of the drive circuit unit 30.
  • the cassette ID memory 48 stores cassette ID information for specifying the radiation imaging apparatus 10.
  • the console 20 includes a communication unit 50, a control processing unit 52, an order information storage unit 54, an imaging condition storage unit 56, an image processing unit 58, and an image memory 60.
  • the communication unit 50 transmits and receives signals to and from the communication unit 36, the radiation output device 18, the display device 22, and the RIS 24.
  • the control processing unit 52 executes predetermined control processing for controlling each unit in the console 20.
  • the order information storage unit 54 stores order information for requesting radiographic imaging (radiographic imaging) of the subject 14.
  • the imaging condition storage unit 56 stores imaging conditions for irradiating the subject 14 with the radiation 16 and the like.
  • the image processing unit 58 performs predetermined image processing on the radiation image received by the communication unit 50 from the communication unit 36.
  • the image memory 60 stores a radiation image or the like that has been subjected to image processing by the image processing unit 58.
  • the order information is created by a doctor in the RIS 24 or HIS 26, and is used for radiographic image capturing in addition to subject information for specifying the subject 14, such as the name, age, and sex of the subject 14.
  • subject information for specifying the subject 14, such as the name, age, and sex of the subject 14.
  • the imaging conditions are various conditions necessary for irradiating the imaging region of the subject 14 with the radiation 16 such as the tube voltage and tube current of the radiation source and the exposure time of the radiation 16.
  • FIG. 2 is a circuit configuration diagram of the radiation conversion panel 28 and the like constituting the radiation imaging apparatus 10.
  • the radiation conversion panel 28 has a stacked structure in which the first radiation conversion layer 28a, the switching filter 28b, and the second radiation conversion layer 28c are sequentially stacked along the incident direction of the radiation 16 (see FIG. 1). It is.
  • the radiation conversion panel 28 has a structure in which a plurality of pixels 62 are arranged in a matrix in the plan view of FIG. In this case, each pixel 62 includes a part of the first radiation conversion layer 28a, a part of the switching filter 28b, and a part of the second radiation conversion layer 28c along the incident direction of the radiation 16. Has been.
  • each pixel 62 acquires the first radiation image corresponding to the low energy component of the radiation 16 at the portion of the first radiation conversion layer 28a, and the radiation 16 of the radiation 16 at the portion of the second radiation conversion layer 28c.
  • the second radiation image corresponding to the high energy component is acquired, and the switching filter 28b is switched to the transmission state or the mirror state according to the control from the filter control unit 40.
  • a plurality of gate lines 64a and 64c extend in parallel to the row direction, and a plurality of signal lines 66a and 66c extend in parallel to the column direction.
  • the gate lines 64 a and 64 c are connected to the drive circuit unit 30, and the signal lines 66 a and 66 c are connected to the readout circuit unit 32.
  • each pixel 62 includes a part of the first radiation conversion layer 28a, a part of the switching filter 28b, and a part of the second radiation conversion layer 28c. Therefore, for each pixel 62 arranged in the row direction, one gate line 64a connected to the first radiation conversion layer 28a (the TFT) and the second radiation conversion layer 28c (the TFT) are connected. Two gate lines are connected to one gate line 64c to be connected. For each pixel 62 arranged in the column direction, one signal line 66a connected to the first radiation conversion layer 28a (TFT) and the second radiation conversion layer 28c (TFT). There are two signal lines, one signal line 66c connected to the other.
  • the radiation image is obtained by sequentially turning on the TFTs of the radiation conversion layers 28a and 28c for each row. Can be read out as an electrical signal.
  • the TFTs arranged in the row direction are turned on and off from the drive circuit unit 30 to the gate lines 64a and 64c.
  • a control signal to be controlled is supplied.
  • the TFT is turned on by supplying the control signal, the charge held in each pixel 62 connected to the turned-on TFT flows out to the readout circuit section 32 through the TFT and the signal lines 66a and 66c.
  • the readout circuit unit 32 amplifies an electric signal (analog signal) corresponding to the inflowed charge, performs A / D conversion, and supplies the radiographic image converted into the digital signal to the cassette control unit 34.
  • FIGS. 3A to 4B schematically show a schematic configuration of the radiation conversion panel 28.
  • FIG. the configuration of FIGS. 3A to 4B is also referred to as first to fourth embodiments.
  • a first radiation conversion layer 28 a of an ISS (Irradiation Side Sampling) method as a surface reading method, a switching filter 28 b, and a back surface reading method are used along the incident direction of the radiation 16.
  • ISS Radiation Side Sampling
  • a structure in which a second radiation conversion layer 28c of a PSS (Penetration Side Sampling) method is sequentially laminated is illustrated.
  • the first radiation conversion layer 28a includes a thin insulating substrate 68a having flexibility along the incident direction of the radiation 16, a first charge detection unit 70a, and the like.
  • the first radiation detection unit 72a is sequentially stacked.
  • the first radiation detection unit 72a detects a low energy component of the radiation 16, and the first charge detection unit 70a detects (takes out) a charge corresponding to the detected low energy component.
  • the second radiation conversion layer 28c has a flexible thin insulating substrate 68c toward the first radiation conversion layer 28a (from the lower side to the upper side in FIG. 3A) and the second radiation conversion layer 28c.
  • the charge detection unit 70c and the second radiation detection unit 72c are sequentially stacked.
  • the second radiation detection unit 72c detects a high energy component of the radiation 16, and the second charge detection unit 70c detects (takes out) a charge corresponding to the detected high energy component.
  • the radiation conversion panel 28 of the second embodiment shown in FIG. 3B includes an ISS direct conversion type first radiation conversion layer 28a, a switching filter 28b, and an ISS indirect conversion along the incident direction of the radiation 16.
  • the second radiation conversion layer 28c of the mold is different from the first embodiment of FIG. 3A in that the second radiation conversion layer 28c is laminated in order.
  • the second radiation conversion layer 28c includes an insulating substrate 68c, a second charge detection unit 70c, and a second radiation detection unit along the incident direction of the radiation 16. 72c are laminated in order.
  • the scintillator of the second radiation detection unit 72c absorbs the high energy component of the radiation 16 and generates fluorescence. It is preferable to further stack a reflective film 80c for reflection on the second charge detection unit 70c side on the second radiation detection unit 72c.
  • the PSS direct conversion type first radiation conversion layer 28a, the switching filter 28b, and the ISS indirect conversion type second radiation are arranged along the incident direction of the radiation 16.
  • stacked the conversion layer 28c in order is shown in figure.
  • the first radiation conversion layer 28a includes a first radiation detection unit 72a, a first charge detection unit 70a, and an insulating substrate along the incident direction of the radiation 16. 68a are laminated in order.
  • the scintillator of the first radiation detection unit 72a absorbs the low energy component of the radiation 16 and generates fluorescence. It is preferable to further stack a reflective film 80a for reflecting the fluorescence generated in step 1 on the first charge detection unit 70a side on the first radiation detection unit 72a.
  • the first radiation detection unit 72a absorbs the low energy component of the radiation 16 and directly converts it into charges, and thus the reflective film 80a. Is unnecessary.
  • FIG 4A shows the case where the switching filter 28b is inserted between the two insulating substrates 68a and 68c, the first radiation conversion layer 28a is provided on one surface of the insulating substrate.
  • the second radiation conversion layer 28c may be disposed on the other surface, and the switching filter 28b may be interposed on either surface. If a single substrate is used, the absorption of the radiation 16 can be reduced.
  • the PSS direct conversion type first radiation conversion layer 28a, the switching filter 28b, and the PSS indirect conversion type second are arranged along the incident direction of the radiation 16.
  • stacked the radiation conversion layer 28c in order is illustrated.
  • FIGS. 5A and 6B illustrate a radiation conversion panel 28 having a direct conversion type first radiation conversion layer 28a and an indirect conversion type second radiation conversion layer 28c.
  • FIG. 6A illustrates a radiation conversion panel 28 having a first radiation conversion layer 28a and a second radiation conversion layer 28c of indirect conversion type.
  • the first radiation detection unit 72a absorbs the low energy component of the radiation 16 and directly converts it into an electric charge
  • the second radiation detection unit 72c absorbs the high energy component of the radiation 16 and absorbs it. Generate fluorescence. Therefore, since the insulating substrate 68a absorbs the radiation 16 in the first radiation detection unit 72a and the second radiation detection unit 72c, the insulation of the radiation 16 is low and the electrical insulating property has flexibility.
  • a thin substrate (a substrate having a thickness of about several tens of ⁇ m) is preferable.
  • the insulating substrate 68a is preferably made of synthetic resin, aramid, bionanofiber, or film glass (ultra thin glass) that can be wound into a roll.
  • the first radiation detection unit 72a includes a semiconductor layer 74a made of amorphous selenium (a-Se), a plurality of pixel electrodes 76a formed on one surface of the semiconductor layer 74a on the first charge detection unit 70a side, and a semiconductor layer And a common electrode 78a formed so as to entirely cover the other surface of 74a.
  • a-Se amorphous selenium
  • the pixel electrode 76a is formed for each pixel 62, and is made of a conductive material (for example, Au) that has low absorbability with respect to the radiation 16 and does not generate electromigration with a-Se. Is preferred.
  • the a-Se semiconductor layer 74a absorbs the low energy component of the radiation 16 and converts it into electric charges.
  • the common electrode 78a has low radiation 16 absorption, does not generate electromigration with a-Se, and transmits at least light in the sensitivity wavelength region of a-Se (for example, light in the blue wavelength region). It is preferably made of a possible conductive material, for example, ITO (Indium Tin Oxide).
  • ITO Indium Tin Oxide
  • the pixel electrode 76a and the common electrode 78a are formed, a-Se may be crystallized depending on the formation temperature. Therefore, in order to suppress crystallization of a-Se, it is necessary to form the pixel electrode 76a and the common electrode 78a at as low a temperature as possible. Therefore, the pixel electrode 76a and the common electrode 78a are desirably formed as an organic film or an organic conductor containing a metal filler by coating, roll-to-roll, ink jet, or the like.
  • the first charge detection unit 70a is configured to include the above-described TFT, and the charge generated in the semiconductor layer 74a is taken out for each pixel 62 through each pixel electrode 76a, and the taken-out charge is used as an electric signal (analog signal).
  • the data is output to the readout circuit section 32 via the signal line 66a (see FIG. 2).
  • the first charge detection unit 70a is preferably made of a material having low absorption of the radiation 16 so that the first radiation detection unit 72a and the like detect the radiation 16.
  • the gate line 64a and the signal line 66a are connected to the TFT, the gate line 64a and the signal line 66a also have a low-resistance conductive material (for example, low absorption of radiation 16). , Al).
  • the switching filter 28b causes the second radiation detection unit 72c to detect the high energy component of the radiation 16, and transmits at least light in the sensitivity wavelength region of a-Se among the fluorescence generated by the second radiation detection unit 72c.
  • the radiation 16 is made of a material having low absorbability and capable of transmitting the light.
  • the 2nd radiation detection part 72c consists of a scintillator which converts the high energy component of the incident radiation 16 into fluorescence.
  • the scintillator can generate light in the a-Se sensitivity wavelength region and light in the wavelength region that can be absorbed by the second charge detector 70c (light having a longer wavelength than light in the a-Se sensitivity wavelength region).
  • Such a scintillator that generates fluorescence having a relatively wide wavelength range is desirable.
  • Examples of such a scintillator include CsI: Na, CaWO 4 , YTaO 4 : Nb, BaFX: Eu (X is Br or Cl), LaOBr: Tm, and the like, and CsI: Na is more preferable.
  • the second charge detection unit 70c is configured to include the above-described photoelectric conversion elements such as TFTs and photodiodes, converts the fluorescence converted by the scintillator into charges, and signals the converted charges as electric signals (analog signals).
  • the data is output to the readout circuit unit 32 via the line 66c.
  • the low energy component of the radiation 16 is absorbed by the a-Se semiconductor layer 74a and converted into charges, and the high energy component of the radiation 16 is converted by the scintillator of the second radiation detection unit 72c. It is absorbed and converted to fluorescence. Therefore, the TFT and the photoelectric conversion element of the second charge detection unit 70c need not use a material having low radiation 16 absorption. Also, the gate line 64c and the signal line 66c connected to the TFT need not use a conductive material having low radiation 16 absorption.
  • the second charge detection unit 70c that is unlikely to reach the radiation 16 is replaced with the above-described combination of TFT and photodiode, and has a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image with low resistance to the radiation 16.
  • CMOS Complementary Metal-Oxide Semiconductor
  • CCD Charge-Coupled Device
  • FIG. 5B is different from the configuration of FIG. 5A in that the first radiation conversion layer 28a is an indirect conversion type radiation conversion layer.
  • the first radiation detection unit 72a is composed of a scintillator such as BaFX: Eu (X is Br or Cl) that converts the low energy component of the incident radiation 16 into fluorescence.
  • a scintillator such as BaFX: Eu (X is Br or Cl) that converts the low energy component of the incident radiation 16 into fluorescence.
  • These scintillators are obtained by applying a fluorescent material such as BaFX: Eu (X is Br or Cl) and solidifying it in a block shape.
  • the first charge detection unit 70a includes a photoelectric conversion element such as a TFT or a photodiode, converts the fluorescence converted by the scintillator into a charge, and converts the converted charge as an electric signal (analog signal).
  • the data is output to the readout circuit unit 32 via the line 66a.
  • the first charge detection unit 70a is made of a material having a low absorbability of the radiation 16 so that the first radiation detection unit 72a and the like detect the radiation 16.
  • the switching filter 28b causes the second radiation detection unit 72c to detect a high-energy component of the radiation 16, and out of the fluorescence generated by the second radiation detection unit 72c, the photoelectric conversion of the first charge detection unit 70a.
  • the switching filter 28b causes the second radiation detection unit 72c to detect a high-energy component of the radiation 16, and out of the fluorescence generated by the second radiation detection unit 72c, the photoelectric conversion of the first charge detection unit 70a.
  • the first radiation detection unit 72a of the first radiation conversion layer 28a has a columnar crystal of CsI (CsI: Na (sodium activated cesium iodide), CsI: Tl (thallium activated cesium iodide)). It differs from the structure of FIG. 5B by the point which is a scintillator including.
  • This scintillator is formed by forming CsI as a strip-like columnar crystal structure 88a by a vacuum deposition method.
  • the base end portion of the scintillator on the first charge detection unit 70a side is a non-columnar crystal portion 90a and is in close contact with the first charge detection unit 70a.
  • the non-columnar crystal portion 90a By providing the non-columnar crystal portion 90a, the adhesion between the scintillator of the first radiation detection unit 72a and the first charge detection unit 70a and the insulating substrate 68a can be improved. Further, the reflection of fluorescence can be suppressed by reducing the porosity of the non-columnar crystal portion 90a to 0% or reducing the thickness (for example, to about 10 ⁇ m).
  • Each column constituting the columnar crystal structure 88a is formed along the incident direction of the radiation 16, and a certain amount of gap is secured between adjacent columns.
  • the CsI: Na scintillator has a characteristic that the columnar crystal structure 88a is weak against humidity and the non-columnar crystal portion 90a is particularly vulnerable to humidity. It is sealed. And the tip part of the columnar crystal structure 88a and the switching filter 28b are in close contact with the scintillator sealed with the moisture-proof protective material 92a.
  • the second radiation detection unit 72c of the second radiation conversion layer 28c is a scintillator including a columnar crystal of CsI (CsI: Na).
  • This scintillator is also formed by forming CsI into a strip-like columnar crystal structure 88c by a vacuum deposition method.
  • the base end portion of the scintillator on the second charge detection unit 70c side is a non-columnar crystal portion 90c and is in close contact with the second charge detection unit 70c.
  • the non-columnar crystal portion 90c it is possible to improve the adhesion between the scintillator of the second radiation detection unit 72c, the second charge detection unit 70c, and the insulating substrate 68c.
  • the porosity of the non-columnar crystal portion 90c to 0% or reducing the thickness thereof (for example, up to about 10 ⁇ m), reflection of fluorescence 98 described later can be suppressed.
  • Each column constituting the columnar crystal structure 88c is also formed along the incident direction of the radiation 16, and a certain gap is secured between the adjacent columns.
  • This scintillator is also sealed with a light-transmitting moisture-proof protective material 92c made of polyparaxylylene resin because the columnar crystal structure 88c is weak against humidity and the non-columnar crystal portion 90c is particularly vulnerable to humidity. Accordingly, the tip portion of the columnar crystal structure 88c and the switching filter 28b are in close contact with the scintillator sealed with the moisture-proof protective material 92c.
  • FIG. 6B is typically enlarged and schematically illustrated as one pixel 62, as shown in FIGS. This will be described in more detail with reference to FIG.
  • one pixel 62 includes a part of the first radiation conversion layer 28a, a part of the switching filter 28b, and a part of the second radiation conversion layer 28c.
  • one pixel electrode 76a constituting the first radiation detection unit 72a is assigned to one pixel 62.
  • the pixel electrode 76a is made of Au
  • the common electrode 78a is made of ITO.
  • the first charge detection unit 70 a has an array of TFTs 82 a disposed on the surface of the insulating substrate 68 a on the first radiation detection unit 72 a side, and one TFT 82 a is assigned to one pixel 62. It has been. In this case, when an array of TFTs 82a is formed on the insulating substrate 68a, the first radiation detecting portion 72a side of the insulating substrate 68a becomes uneven, so that, for example, a flattening process using a tetrafluoroethylene resin film is performed. It is desirable to form the planarizing film 84a.
  • the TFT 82a is connected to the gate line 64a and the signal line 66a (see FIG. 2) described above.
  • the TFT 82a is an active element composed of amorphous silicon (a-Si), amorphous oxide (for example, a-IGZO (InGaZnO 4 )), an organic semiconductor material, carbon nanotubes, etc. in order to suppress absorption of radiation 16 in the TFT array. It is preferable that a layer is included and comprised.
  • a glass substrate is used as the insulating substrate 68a.
  • a resin substrate such as polyimide or aramid can be used as the insulating substrate 68a. As a result, a flexible TFT array can be realized.
  • the pixel electrode 76a and the common electrode 78a are electrically connected to the voltage supply unit 42.
  • the second charge detection unit 70 c has an array of TFTs 82 c and photodiodes 86 c disposed on the surface of the insulating substrate 68 c on the second radiation detection unit 72 c side.
  • One TFT 82c and one photodiode 86c are assigned.
  • the second radiation detector 72c side of the insulating substrate 68c becomes uneven, so that the same planarization as the planarizing film 84a is performed. It is desirable to form the film 84c.
  • the TFT 82c is connected to the gate line 64c and the signal line 66c described above.
  • the TFT 82c preferably includes the same active layer as the TFT 82a.
  • the photodiode 86c is preferably made of, for example, a-Si.
  • the non-columnar crystal portion 90c has the second charge detection unit 70c and the insulating substrate 68c via the planarization film 84c. It is in close contact with.
  • the radiation conversion panel 28 of the first embodiment includes the first radiation conversion layer 28a including the a-Se semiconductor layer 74a, the switching filter 28b, and the scintillator of the columnar crystal structure 88c of CsI: Na. It has a laminated structure with the second radiation conversion layer 28c.
  • the a-Se semiconductor layer 74a absorbs the low energy component of the radiation 16 to generate a positive charge 94a and a negative charge 96a. Convert to charge pair.
  • the radiation 16 (high energy component thereof) that has not been absorbed by the a-Se semiconductor layer 74a passes through the common electrode 78a and the switching filter 28b and reaches the second radiation detection unit 72c.
  • the columnar crystal structure 88 c (its light emitting portion 100) absorbs the high energy component of the radiation 16 and converts it into fluorescence 98.
  • a part of the fluorescent light 98 generated at the light emitting portion 100 (light in a long wavelength region exceeding 500 nm described later (light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86c)) is a columnar crystal formed substantially parallel to the incident direction of the radiation 16. Is propagated linearly (going straight) to the photodiode 86c.
  • the photodiode 86c converts a part of the fluorescence 98 into electric charge and accumulates it.
  • the switching filter 28b transmits light in the short wavelength region of, for example, 500 nm or less including light in the a-Se sensitivity wavelength region (for example, light in the blue wavelength region).
  • the transmission state is switched will be described.
  • the fluorescence 98 that has reached the switching filter 28b only light (transmitted light) 102 in the short wavelength region of 500 nm or less is transmitted through the switching filter 28b, and light (reflected light) 104 in the long wavelength region exceeding 500 nm is Reflected toward the second charge detector 70c.
  • the reflected light 104 travels straight through the columnar crystal to the photodiode 86c, and the photodiode 86c also converts the reflected light 104 into an electric charge and accumulates it. Therefore, when the TFT 82c is turned on by the control signal from the drive circuit unit 30, the electric charge corresponding to the fluorescence 98 and the reflected light 104 that reflects the high energy component of the radiation 16 accumulated in the photodiode 86c flows out through the TFT 82c. The electric signal corresponding to the electric charge can be output to the readout circuit unit 32 via the signal line 66c.
  • the transmitted light 102 transmitted through the switching filter 28b passes through the common electrode 78a made of a transparent electrode such as ITO and reaches the a-Se semiconductor layer 74a. Since the transmitted light 102 is light in a short wavelength region of 500 nm or less (light in the sensitivity wavelength region of a-Se), the semiconductor layer 74a absorbs the transmitted light 102 and has a charge pair of a positive charge 94c and a negative charge 96c. Convert to
  • the DC power source 106 and the switch 108 of the voltage supply unit 42 are electrically connected to each pixel electrode 76a and the common electrode 78a.
  • a DC electric field is generated in the semiconductor layer 74a. According to this DC electric field, the positive charges 94a and 94c move to the negative common electrode 78a side, and the negative charges 96a and 96c move to the positive pixel electrode 76a side.
  • the first charge detection unit 70a can take out the negative charges 96a and 96c through the pixel electrodes 76a.
  • the TFT 82a is turned on by the control signal from the drive circuit unit 30, the first charge detection unit 70a passes through the signal line 66a.
  • an electrical signal corresponding to the negative charges 96 a and 96 c reflecting the low energy component and the high energy component of the radiation 16 can be output to the readout circuit unit 32.
  • each pixel electrode 76a has a positive polarity and common electrode 78a has a negative polarity.
  • each pixel electrode 76a has a negative polarity and a common electrode 78a.
  • the above effect can be obtained even when a positive DC voltage is applied.
  • the switching filter 28b when the switching filter 28b is switched to the mirror state by the control from the filter control unit 40, the fluorescence 98 that has reached the switching filter 28b is reflected by the reflected light 104 regardless of the wavelength region. As reflected on the second charge detector 70c side. As a result, the reflected light 104 reflected by the switching filter 28b and traveling straight through the columnar crystal is also incident on the photodiode 86c of the second charge detection unit 70c in addition to the fluorescence 98 traveling straight through the columnar crystal from the light emitting point 100. To do. Therefore, the photodiode 86c converts the fluorescence 98 and the reflected light 104 into electric charges and accumulates them.
  • the charge accumulated in the photodiode 86c is read out as an electrical signal reflecting the high energy component of the radiation 16 through the TFT 82c and the signal line 66c. Is output to the unit 32.
  • the first charge detection unit 70a extracts only the negative charge 96a in the semiconductor layer 74a. Therefore, when the TFT 82a is turned on by the control signal from the drive circuit unit 30, an electric signal corresponding to the negative charge 96a reflecting the low energy component of the radiation 16 is output to the readout circuit unit 32 via the signal line 66a. become.
  • FIG. 8A the configuration of the switching filter 28b will be described in detail with reference to FIGS. 8A to 10.
  • the switching filter 28b is a member having low absorbability with respect to the radiation 16, and, as shown in FIG. 8A, along the incident direction of the radiation 16 (see FIGS. 1, 3A to 6B, and 7B), the transparent base 110
  • the transparent conductive film 112, the ion storage layer 114, the solid electrolyte layer 116, the buffer layer 118, the catalyst layer 120, and the dimming mirror film layer 122 are laminated in this order.
  • the DC power supply 124 and the switch 126 of the filter control unit 40 are electrically connected to the transparent conductive film 112 and the dimming mirror film layer 122.
  • the transparent substrate 110 is a vapor deposition substrate of the switching filter 28b disposed on the common electrode 78a side, and is a glass substrate or a plastic substrate that can transmit the transmitted light 102 (see FIGS. 7B and 8B).
  • the transparent conductive film 112 is a transparent electrode made of ITO that can transmit the transmitted light 102.
  • the ion storage layer 114 is a thin film made of WO 3 capable of storing hydrogen ions (H + ).
  • the solid electrolyte layer 116 is a thin film made of Ta 2 O 5 .
  • the buffer layer 118 is an Al metal film.
  • the catalyst layer 120 is a thin film made of Pd.
  • the dimming mirror film layer 122 is made of an Mg / Ni-based alloy thin film, and is caused by applying a DC voltage from the DC power source 124 to the transparent conductive film 112 and the dimming mirror film layer 122 when the switch 126 is turned on.
  • a transparent state in which light having a wavelength of 500 nm or less including the sensitivity wavelength region of Se is transmitted as transmitted light 102, or a mirror state in which fluorescence 98 is reflected as reflected light 104 toward the second radiation detection unit 72c ( (Non-transparent state).
  • the light control mirror film layer 122 reflects light in a long wavelength region exceeding 500 nm to the second radiation detection unit 72c side as reflected light 104.
  • the surface of the light control mirror film layer 122 is normally in a mirror state (mirror) that reflects the fluorescence 98 as reflected light 104 toward the second radiation detection unit 72c due to the metallic luster of the Mg / Ni alloy thin film. State).
  • mirror mirror state
  • the switch 126 When the dimming mirror film layer 122 is in such a mirror state, as shown in FIG. 8B, the switch 126 is turned on, the transparent conductive film 112 becomes positive, and the dimming mirror film layer 122 has negative polarity.
  • a DC voltage DC voltage of several volts
  • the dimming mirror film layer 122 switches from the mirror state to the transparent state. This is because the hydrogen ions (H + ) stored in the ion storage layer 114 move to the dimming mirror film layer 122 through the solid electrolyte layer 116, the buffer layer 118, and the catalyst layer 120, thereby forming a metal state.
  • the Mg / Ni-based alloy is hydrogenated to a non-metallic state and becomes transparent.
  • the dimming mirror film layer 122 when the dimming mirror film layer 122 is in the transparent state, as described above, light in the short wavelength region of 500 nm or less out of the fluorescence 98 passes through the first radiation detection unit 72a as the transmitted light 102. At the same time, light in a long wavelength region exceeding 500 nm is reflected as reflected light 104 toward the second radiation detector 72c.
  • the switch 126 is turned on to make the dimming mirror film layer 122 positive and the transparent conductive film 112 negative.
  • a DC voltage having a polarity opposite to the voltage polarity shown in FIG. 8B DC voltage of several volts
  • the dimming mirror film layer 122 is switched from the transparent state to the mirror state. This is because hydrogen ions once moved to the light control mirror film layer 122 are transferred to the ion storage layer 114 via the catalyst layer 120, the buffer layer 118, and the solid electrolyte layer 116 due to the application of the reverse polarity DC voltage. This is because the light control mirror film layer 122 changes to the original metal state by returning.
  • the dimming mirror film layer 122 When the dimming mirror film layer 122 returns to the mirror state in this way, as shown in FIG. 10, even if the application of the DC voltage from the DC power supply 124 to the switching filter 28b is stopped by turning off the switch 126, the dimming mirror film layer 122 is adjusted. The mirror state of the optical mirror film layer 122 is maintained.
  • the fluorescence 98 in all wavelength regions is reflected as the reflected light 104 toward the second radiation detection unit 72c as described above.
  • the first radiation conversion layer 28a and the second radiation conversion layer 28c which have different characteristics with respect to the radiation 16 as described above, differ depending on the imaging region, the imaging method, and the like in the radiography of the subject 14.
  • the state of the switching filter 28b is switched to the transparent state or the mirror state.
  • the filter control unit 40 sets the switching filter 28b to the transparent state or the mirror state according to the imaging region or imaging method indicated by the order information. Switch.
  • the filter control unit 40 switches the switching filter 28b to the mirror state. If the order information indicates normal radiation imaging (normal imaging) other than energy subtraction imaging, the filter control unit 40 switches the switching filter 28b to a transparent state.
  • the radiation imaging apparatus 10 has the radiation conversion panel 28 (see FIG. 3A) of the first embodiment, and the radiation conversion panel 28 has the configuration of FIGS. 7A and 7B.
  • control processing unit 52 of the console 20 acquires order information from the RIS 24 or the HIS 26, and stores the acquired order information in the order information storage unit 54.
  • control processing unit 52 changes the imaging region of the subject 14 from the radiation output device 18 to the imaging region of the subject 14 based on the imaging region and imaging method of the subject 14 and the information of the radiation imaging device 10 and the radiation output device 18 included in the order information.
  • Imaging conditions tube voltage, tube current, exposure time
  • the set imaging conditions and order information are stored in the imaging condition storage unit 56.
  • control processing unit 52 determines the state (transparent state or mirror state) of the switching filter 28b at the time of radiation imaging based on the imaging part and imaging method of the subject 14 included in the order information.
  • control processing unit 52 creates instruction information for switching the switching filter 28b to the mirror state, and stores the created instruction information in the imaging condition storage unit 56. .
  • the control processing unit 52 switches the switching filter 28b to a transparent state. And the created instruction information is stored in the imaging condition storage unit 56.
  • the doctor or engineer inserts the radiation imaging apparatus 10 between the subject 14 and the imaging table, and then positions the imaging region of the subject 14 with respect to the radiation imaging apparatus 10 and the radiation output apparatus 18.
  • the radiation output device 18 requests the console 20 to transmit imaging conditions and the like, and the control processing unit 52 performs the imaging condition storage unit 56 based on the transmission request of the radiation output device 18 received via the communication unit 50.
  • the radiographing conditions stored in is transmitted to the radiation output device 18 via the communication unit 50 by radio.
  • the cassette control unit 34 transmits order information and the like to the console 20 via the communication unit 36. Request.
  • the control processing unit 52 wirelessly transmits the order information, the imaging conditions, and the instruction information stored in the imaging condition storage unit 56 via the communication unit 50 based on the transmission request of the cassette control unit 34 received via the communication unit 50. Is transmitted to the radiation imaging apparatus 10.
  • the cassette control unit 34 stores the order information, imaging conditions, and instruction information received via the communication unit 36 in the image memory 46 and / or the cassette ID memory 48.
  • each photodiode 86c charges the fluorescence 98 and the reflected light 104 converted from the high energy component of the radiation 16. It becomes a state that can be accumulated by converting to.
  • the filter control unit 40 switches the switching filter 28b to the transparent state or the mirror state based on the instruction information.
  • the instruction information is information indicating the mirror state (information indicating energy subtraction imaging)
  • the filter control unit 40 switches the switching filter 28b to the mirror state based on the instruction information.
  • the instruction information is information indicating the transparent state (information indicating normal photographing)
  • the filter control unit 40 switches the switching filter 28b to the transparent state based on the instruction information.
  • the doctor or engineer turns on an exposure switch (not shown) on the assumption that preparation for imaging such as positioning of the subject 14 is completed. Accordingly, the control processing unit 52 captures the subject 14 by synchronizing the start of the output of the radiation 16 from the radiation output device 18 with the detection of the radiation 16 in the radiation conversion panel 28 and the conversion to the radiation image. A synchronization control signal for executing radiography for the region is generated. The control processing unit 52 transmits the generated synchronization control signal to the radiation imaging apparatus 10 and the radiation output apparatus 18 via the communication unit 50 wirelessly.
  • the radiation output device 18 irradiates the imaging region of the subject 14 with the radiation 16 having a predetermined dose according to the imaging conditions.
  • the a-Se semiconductor layer 74 a absorbs the low energy component of the radiation 16 to absorb positive charges 94 a and negative. A charge pair of charge 96a is generated.
  • the high energy component of the radiation 16 that has not been absorbed by the semiconductor layer 74a reaches the second radiation detection unit 72c.
  • the columnar crystal structure 88c absorbs a high energy component of the radiation 16 and generates fluorescence 98.
  • the switching filter 28b when the switching filter 28b is in a transparent state, that is, in the case of normal photographing, light in a short wavelength region of 500 nm or less including the sensitivity wavelength region of a-Se in the fluorescence 98 is transmitted as the switching light 102. 28b is transmitted. On the other hand, light in a long wavelength region exceeding 500 nm is reflected as reflected light 104. Therefore, the semiconductor layer 74a can absorb the incident transmitted light 102 and generate a charge pair of a positive charge 94c and a negative charge 96c.
  • the positive charges 94a and 94c and the negative charges 96a and 96c are In accordance with the direct current electric field, the pixel electrode 76a or the common electrode 78a is moved. If the DC voltage (DC electric field) is sufficient to generate the avalanche effect, the positive charges 94a and 94c and the negative charges 96a and 96c are amplified by the avalanche effect, and thus the first charge is passed through each pixel electrode 76a. The number of charges taken out by the charge detection unit 70a can be increased.
  • the fluorescent light 98 generated at the light emitting point 100 propagates through the columnar crystal (goes straight) and reaches the photodiode 86c, is reflected by the switching filter 28b, and travels straight through the columnar crystal. Then, the reflected light 104 reaching the photodiode 86c is converted into charges and accumulated.
  • the arrived reflected light 104 is converted into charges and accumulated.
  • the cassette control unit 34 receives the synchronization control signal via the communication unit 36, it is held in each pixel 62 by causing the address signal generation unit 44 to supply an address signal to the drive circuit unit 30.
  • the charge information which is a radiographic image of the subject 14 is read out.
  • the drive circuit unit 30 first passes the one row through the two gate lines 64a and 64c connected to the pixels 62 in the first row.
  • a control signal is supplied to the gates of the TFTs 82a and 82c of each pixel 62 of the eye.
  • the readout circuit unit 32 displays the radiation image, which is the charge information held in each pixel 62 in the first row connected to the gate lines 64a and 64c selected by the drive circuit unit 30, and the signal lines 66a and 66c. Read sequentially.
  • the radiation image read from each pixel 62 in the first row connected to the selected gate lines 64a and 64c is sampled after being amplified in the readout circuit unit 32 and converted into a digital signal by A / D conversion.
  • the radiographic image converted into the digital signal is temporarily stored in the image memory 46 of the cassette control unit 34.
  • the drive circuit unit 30 sequentially performs such an operation on each pixel 62 in each row in accordance with the address signal supplied from the address signal generation unit 44.
  • the readout circuit unit 32 reads out the radiation image, which is the charge information held in each pixel 62 connected to each gate line 64a, 64c, via the signal line 66a, 66c, and the cassette control unit 34 It is stored in the image memory 46.
  • the radiation image obtained by the irradiation of the radiation 16 from the radiation output device 18 is stored in the image memory 46.
  • the cassette control unit 34 After storing the radiation image in the image memory 46, the cassette control unit 34 stores the radiation image (first radiation image acquired from the first radiation conversion layer 28a, second radiation conversion layer 28c) stored in the image memory 46. 2), the cassette ID information stored in the cassette ID memory 48, and the instruction information are wirelessly transmitted to the console 20 via the communication unit 36.
  • the control processing unit 52 of the console 20 outputs the radiographic image received via the communication unit 50 to the image processing unit 58, and sends an appropriate radiographic image corresponding to the instruction information to the image processing unit 58, that is, order information. Control is performed so as to generate an interpretation image that can be interpreted by a doctor according to the situation.
  • the image processing unit 58 performs subtraction processing for subtracting the first radiographic image and the second radiographic image, an image after subtraction (subtraction image, interpretation image), and a radiographic apparatus
  • the first radiation image and the second radiation image sent from 10 the cassette ID information, and the instruction information are stored in the image memory 60 in association with each other.
  • the image processing unit 58 selects the first radiographic image, performs predetermined image processing on the selected first radiographic image, and then performs first image processing after image processing.
  • the radiation image (interpretation image), the first radiation image and the second radiation image sent from the radiation imaging apparatus 10, cassette ID information, and instruction information are associated with each other and stored in the image memory 60.
  • control processing unit 52 wirelessly transmits the interpretation image to the display device 22 via the communication unit 50, and the display device 22 displays the received interpretation image.
  • the doctor or engineer visually recognizes the interpretation image displayed on the display device 22 and obtains a desired radiation image, the doctor or the engineer releases the subject 14 from the positioning state and ends the photographing with respect to the subject 14. On the other hand, if the interpretation image displayed on the display device 22 is not a desired radiation image, re-imaging is performed on the subject 14.
  • the two radiation conversion layers 28a and 28c each have their own characteristics in both normal imaging and energy subtraction imaging for the subject 14.
  • the energy component of the radiation 16 according to the above is absorbed and converted into electric charge.
  • at least one of the radiation conversion layers is an indirect conversion type radiation conversion layer, and converts the radiation 16 into fluorescence and then converts it into electric charges.
  • the switching filter 28b is interposed between the two radiation conversion layers 28a and 28c, and the radiation imaging apparatus 10 can perform the following (1) or ( The action and effect of 2) can be obtained.
  • a direct conversion type first radiation conversion layer 28a, a switching filter 28b, and an indirect conversion type second radiation conversion layer 28c are sequentially laminated in the incident direction of the radiation 16. ing. Therefore, when it is desired to obtain a radiographic image of normal imaging in the first radiation conversion layer 28a, the first radiation conversion layer 28a has a charge 94a obtained by absorbing a low energy component of the radiation 16 according to its own characteristics. , 96a, and charges 94c and 96c obtained by absorbing the transmitted light 102 corresponding to the high-energy component of the radiation 16 that is different from the characteristics of the self are also used to form a radiographic image for normal imaging.
  • the fluorescence 98 (transmitted light 102) in the sensitivity wavelength region that can be converted into charges 94c and 96c in the semiconductor layer 74a is incident on the semiconductor layer 74a, the incident transmitted light 102 is efficiently transmitted by the semiconductor layer 74a.
  • the fluorescence 98 and reflected light 104 outside the sensitivity wavelength region can be efficiently converted into charges by the photodiode 86c of the second charge detection unit 70c. Thereby, further improvement in the image quality of each radiation image in the 1st radiation conversion layer 28a and the 2nd radiation conversion layer 28c is easily realizable.
  • the switching filter 28b that can switch between transmission and non-transmission of the fluorescence 98 (the transmitted light 102) is interposed between the two radiation conversion layers 28a and 28c.
  • the radiation imaging apparatus 10 that can be used for both imaging and energy subtraction imaging can be realized.
  • two radiation images can be obtained with the two radiation conversion layers 28a and 28c by performing energy subtraction imaging with the switching filter 28b in a mirror state.
  • two radiographic images can be obtained with the two radiation conversion layers 28a and 28c by performing normal imaging with the switching filter 28b in a transparent state. Accordingly, if one energy subtraction photographing and one normal photographing are performed on the same subject 14, a total of four images can be acquired. Therefore, it is possible to obtain a subtraction image suitable for interpretation diagnosis by a doctor by appropriately performing subtraction processing using these four images.
  • the second radiation detector 72c is a scintillator including a CsI columnar crystal
  • the above-described effects can be easily obtained.
  • the CsI columnar crystal can generate fluorescence 98 in a wide wavelength range including a blue wavelength range and a long wavelength range of 500 nm or longer.
  • the first radiation detector 72a includes an a-Se semiconductor layer 74a
  • the second radiation detector 72c is a CsI columnar crystal scintillator made of a phosphor having a K edge larger than that of a-Se. If so, the semiconductor layer 74a absorbs the low energy component of the radiation 16 and directly converts it into charges, while the scintillator absorbs the high energy component of the radiation 16 and converts it into fluorescence. The suppressed first radiation image and second radiation image can be reliably acquired.
  • the so-called hybrid configuration of the semiconductor layer 74a and the scintillator is adopted to efficiently convert the low energy component and the high energy component of the radiation 16 into charges. Therefore, in normal imaging, the first radiation conversion layer 28a can form a radiation image including a high energy component in addition to the low energy component of the radiation 16.
  • the scintillator since a-Se can mainly convert light in the blue wavelength region of 500 nm or less into electric charge, the scintillator generates fluorescence 98 including at least 500 nm or less, more preferably blue wavelength region.
  • the transmitted light 102 as the fluorescence 98 in the blue wavelength region is incident on the a-Se semiconductor layer 74a, whereby the transmitted light 102 in the blue wavelength region is efficiently photoelectrically charged in the semiconductor layer 74a. Can be converted.
  • the presence of the switching filter 28b is effective.
  • the first radiation image obtained in the first radiation conversion layer 28a is, for example, 60% of low energy components (according to low tube voltage) and 30% (medium).
  • the image is composed of contribution ratios of a medium energy component (according to the tube voltage) and a high energy component of 10% (according to a high tube voltage).
  • the second radiation image obtained by the second radiation conversion layer 28c is composed of, for example, contribution ratios of 10% low energy component, 30% medium energy component, and 60% high energy component. It becomes an image.
  • the resulting subtraction image has, for example, a contribution ratio of about 58.3% of low energy components and about 25% of medium energy components. The resulting image.
  • the first radiation image obtained by the first radiation conversion layer 28a includes, for example, a low energy component of 50%, a medium energy component of 40%, and 10%. % Of the high energy component and each contribution rate.
  • the second radiation image obtained by the second radiation conversion layer 28c is composed of, for example, contribution ratios of 10% low energy component, 30% medium energy component, and 60% high energy component. It becomes an image. If these two images are subjected to the subtraction process for the high-pressure component, the resulting subtraction image has, for example, a contribution ratio of a low energy component of about 48.3% and a medium energy component of about 35%.
  • the resulting image is an image in which the contribution ratio of the medium pressure component is high. As a result, there is a possibility that an image in which the soft tissue of the subject 14 cannot be clearly seen can be obtained.
  • an image interpretation image (eg, soft tissue) is clearly obtained by performing energy subtraction imaging with the switching filter 28b in a mirror state. It becomes possible to do.
  • the switching filter 28b is a dichroic filter that can be switched to a transparent state or a mirror state in accordance with instruction information corresponding to the order information. Therefore, the radiation image requested by the order information (a radiographic image of normal imaging, It is possible to reliably acquire a subtraction image.
  • the first radiation detection unit 72a directly converts the radiation 16 into the charges 94a and 96a, and the transmitted light 102 that is part of the incident fluorescence 98 is also converted into the charges 94c and 96c. Convert. Therefore, the first radiation conversion layer 28a uses these charges 94a, 94c, 96a, and 96c for forming the first radiation image.
  • the sensitivity of the first radiation detection unit 72a is increased, and the first radiation conversion layer 28a has high image quality. It becomes possible to acquire a radiographic image.
  • this embodiment the first example thereof
  • the first radiation conversion layer 28a can form a first radiation image including a high energy component in addition to the low energy component of the radiation 16. Therefore, it is possible to easily achieve high image quality of radiographic images for general imaging such as radiography of the chest and abdomen, and radiographic images of low energy components for mammons, soft tissues or tumors, and the semiconductor layer 74a. Thickening can be avoided.
  • the unit 70a can form a radiation image that also reflects high energy components.
  • the first charge detection unit 70a is highly sensitive and can easily acquire a high-quality first radiation image, it is substantially the same as the case of the thick semiconductor layer 74a. Equivalent radiographic images can be obtained.
  • a radiographic image including a high energy component can be formed, so that it is possible to form a radiographic image for general imaging or a radiographic image of a bone part.
  • the thickness of the semiconductor layer is about 200 ⁇ m at a tube voltage of 28 kV, but the scintillator of the second radiation detector 72c is used.
  • a portion of the generated fluorescence 98 is made incident on the semiconductor layer 74 as transmitted light 102 to improve the sensitivity of the first radiation conversion layer 28a, thereby reducing the thickness of the a-Se semiconductor layer 74a to 200 ⁇ m or less. Is possible.
  • a-Se has a high quantum efficiency in a short wavelength region of 500 nm or less, and the quantum efficiency can be increased by increasing the DC electric field in the a-Se semiconductor layer 74.
  • the a-Se semiconductor layer 74 has a short wavelength region of 500 nm or less including a blue wavelength region as a sensitivity wavelength region.
  • the scintillator is at least a phosphor that generates fluorescence 98 in the blue wavelength region
  • the fluorescence 98 (transmitted light 102) in the blue wavelength region is incident on the semiconductor layer 74a of a-Se, so that the semiconductor In the layer 74a, the fluorescence 98 in the blue wavelength region can be efficiently photoelectrically converted into charges 94c and 96c.
  • CsI Na, CaWO 4 , YTaO 4 : Nb, BaFX: Eu (X is Br or Cl), or LaOBr: Tm or the like can be employed.
  • FIG. 12 shows, among these scintillators, typically the wavelength of the generated fluorescence 98 and its normalized intensity (the fluorescence 98 generated by the scintillator) in CsI: Na, CaWO 4 , BaFBr: Eu, YTaO 4 : Nb. The relationship between the maximum intensity and the value when normalized to 1.0) is shown.
  • CsI: Na can generate fluorescence 98 in a wide wavelength region including a blue wavelength region of 500 nm or less and a long wavelength region exceeding 500 nm.
  • the fluorescent light 98 (transmitted light 102) in the blue wavelength region is photoelectrically converted into charges 94c and 96c by the a-Se semiconductor layer 74a.
  • the fluorescent light 98 (and the reflected light 104) in the long wavelength region can be photoelectrically converted into electric charges in the photodiode 86c of the second charge detection unit 70c.
  • the a-Se semiconductor layer 74a is disposed on the radiation 16 incident side and the scintillator of the second radiation detector 72c is disposed behind the a-Se semiconductor layer 74a, the a-Se absorbs and transmits the soft X-rays. X-rays can be hardened. Thereby, even if glass (glass-made insulating substrates 68a and 68c) is interposed between the semiconductor layer 74a and the scintillator, absorption of the radiation 16 by the glass can be suppressed.
  • a scintillator such as a CsI system, a BaFX system (X is Br or Cl), or GOS
  • hard X-rays can be reliably absorbed without reducing the radiation absorption rate. Since these scintillators tend to increase the emission intensity of fluorescence 98 as hard X-rays increase, the absorptive absorption of soft X-rays with a-Se can improve the radiation absorption rate of the scintillator. .
  • the switching filter 28b is in a mirror state in order to prevent the occurrence of contamination.
  • the switching filter 28b is a dimming mirror that can be switched between a mirror state and a transparent state
  • the transparent state may be changed as follows.
  • the switching filter 28b may function as follows according to the type of scintillator used in the second radiation detection unit 72c.
  • the switching filter 28b transmits fluorescence 98 having a wavelength of 500 nm or less as transmitted light 102 and reflects fluorescence 98 having a wavelength exceeding 500 nm as reflected light 104, as described above. You may make it function as a dichroic filter.
  • the transmitted light 102 is converted into charges 94c and 96c in the semiconductor layer 74a, and the reflected light 104 is received by the photodiode 86c by the light guide effect that travels straight through the columnar crystal and reaches the photodiode 86c. And converted into electric charge.
  • a high-quality first radiographic image is obtained, and a second radiographic image without image blur is obtained.
  • the switching filter 28b or the common electrode 78a transmits fluorescence 98 having a wavelength of 500 nm or less as transmitted light 102 and absorbs fluorescence 98 having a wavelength exceeding 500 nm. May function.
  • the transmitted light 102 is converted into charges 94c and 96c in the semiconductor layer 74a, and the occurrence of light scattering at the scintillator particles due to reflection at the switching filter 28b can be suppressed. Even in this case, a high-quality first radiation image can be obtained, and a second radiation image without image blur can be obtained.
  • the first radiation detector 72a includes an a-Se semiconductor layer 74a, a plurality of pixel electrodes 76a, and a common electrode 78a. In this case, by applying a DC voltage between each pixel electrode 76a and the common electrode 78a, positive charges 94a and 94c or negative charges 96a and 96c generated in the semiconductor layer 74a are transmitted through the pixel electrodes 76a. It can be taken out by one charge detector 70a.
  • the first charge detection unit 70a simply generates positive charges 94a and 94c or negative charges 96a and 96c generated in the a-Se semiconductor layer 74a by irradiation of the radiation 16.
  • each of the pixel electrodes 76a is subjected to carrier multiplication by the avalanche effect while the charges 94a, 94c, 96a, and 96c travel in the a-Se semiconductor layer 74a.
  • the number of charges taken out by the first charge detection unit 70a can be easily increased.
  • the thickness of the a-Se semiconductor layer 74a may be reduced. That is, if the thickness of the a-Se semiconductor layer 74a is thin, a DC electric field generated in the semiconductor layer 74a when a DC voltage is applied between each pixel electrode 76a and the common electrode 78a increases, and an avalanche is formed. This is because the charge multiplying effect due to the effect is easily obtained.
  • the first charge detection unit 70a has high sensitivity, so that a high-quality first radiation image can be easily acquired. Therefore, if the thickness of the semiconductor layer 74a is reduced, a radiation absorption rate and a radiation image substantially equivalent to those of the thick semiconductor layer 74a can be obtained.
  • Each pixel electrode 76a is formed on the first charge detection unit 70a side in the semiconductor layer 74a, and the common electrode 78a is formed on the opposite side of the semiconductor layer 74a from the first charge detection unit 70a side. Therefore, the positive charges 94a and 94c or the negative charges 96a and 96c can be easily and accurately taken out for each pixel 62 through each pixel electrode 76a.
  • the common electrode 78a is a transparent electrode such as ITO that can transmit part of the fluorescence 98 as the transmitted light 102. A large amount of transmitted light 102 can be incident on the semiconductor layer 74a.
  • FIG. 13A is an enlarged view of the configuration of FIG. 6A for one pixel 62 in the radiation conversion panel 28 (see FIG. 3A) of the first embodiment.
  • the first charge detection unit 70 a has an array of TFTs 82 a and photodiodes 86 a disposed on the surface of the insulating substrate 68 a on the first radiation detection unit 72 a side.
  • One TFT 82a and one photodiode 86a are allocated.
  • the first radiation detecting portion 72a side of the insulating substrate 68a becomes uneven, so that a planarizing film 84a is formed. It is desirable.
  • the TFT 82a is connected to the gate line 64a and the signal line 66a described above.
  • the TFT 82a has an active layer made of an amorphous oxide such as a-Si or a-IGZO, an organic semiconductor material, a carbon nanotube or the like in order to suppress absorption of the radiation 16 in the TFT array. It is preferable that it is comprised.
  • the photodiode 86a is also preferably made of a-Si in order to suppress the radiation 16 from being absorbed.
  • FIG. 13A illustrates the case of energy subtraction imaging
  • FIG. 13B illustrates normal imaging.
  • the low energy component of the radiation 16 is absorbed by the columnar crystal structure 88a (the light emission portion 150 thereof). 152.
  • a part of the fluorescence 152 (light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86a) generated at the light emitting spot 150 linearly propagates (goes straight) through the columnar crystal formed substantially parallel to the incident direction of the radiation 16.
  • the photodiode 86a reaches the photodiode 86a.
  • the photodiode 86a converts a part of the fluorescence 152 into electric charge and accumulates it.
  • the switching filter 28b since the switching filter 28b is in a mirror state, another part of the fluorescence 152 (mainly, light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86c) generated at the light emitting portion 150 travels straight through the columnar crystal to the switching filter 28b. Even if it reaches, it is reflected, and the columnar crystal goes straight in the direction of the insulating substrate 68a as reflected light 154 and reaches the photodiode 86a. Therefore, the photodiode 86a also converts the reflected light 154 into electric charge and accumulates it.
  • the fluorescence 152 mainly, light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86c
  • the TFT 82a when the TFT 82a is turned on by the control signal from the drive circuit unit 30, the charge corresponding to the fluorescence 152 and the reflected light 154 reflecting the low energy component of the radiation 16 accumulated in the photodiode 86a flows out through the TFT 82a. Then, it can be output to the readout circuit section 32 as an electrical signal corresponding to the electric charge via the signal line 66a.
  • the scintillator absorbs the high energy component of the radiation 16 and converts it into fluorescence 98.
  • a part of the fluorescence 98 (light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86c) generated at the light emitting point 100 reaches the photodiode 86c, and the photodiode 86c converts a part of the fluorescence 98 into an electric charge and accumulates it.
  • another part of the fluorescence 98 (mainly light in the sensitivity wavelength region of the photodiode 86a) generated at the light emitting point 100 travels toward the switching filter 28b, but the switching filter 28b is in a mirror state.
  • the fluorescence 98 is reflected by the switching filter 28b.
  • the reflected light 104 reaches the photodiode 86c, and the photodiode 86c also converts the reflected light 104 into an electric charge and accumulates it.
  • the TFT 82c when the TFT 82c is turned on by the control signal from the drive circuit unit 30, the electric charge corresponding to the fluorescence 98 and the reflected light 104 that reflects the high energy component of the radiation 16 accumulated in the photodiode 86c flows out through the TFT 82c.
  • the electric signal corresponding to the electric charge can be output to the readout circuit unit 32 via the signal line 66c.
  • the switching filter 28b When the switching filter 28b is in the mirror state in this way, the first radiation image reflecting the low energy component of the radiation 16 is obtained in the first radiation conversion layer 28a, and the radiation 16 in the second radiation conversion layer 28c. A second radiation image reflecting the high energy component is obtained.
  • these radiation images are images in which contamination is prevented, high-quality radiation images can be obtained by performing energy subtraction processing on these images. Therefore, even in the case of FIG. 13A, the same effect as the configuration of FIGS. 7A to 10 described above can be obtained.
  • the CsI scintillator in the first radiation detection unit 72 a absorbs the low energy component of the radiation 16 at the light emitting portion 150 of the columnar crystal structure 88 a and converts it into fluorescence 152.
  • a part of the light advances straight through the columnar crystal and reaches the photodiode 86a to be converted into electric charge.
  • the other part of the fluorescence 152 travels straight through the columnar crystal, passes through the transparent switching filter 28b, and enters the second radiation detection unit 72c as transmitted light 156. Thereby, the transmitted light 156 reaches the photodiode 86c and is converted into electric charge.
  • the scintillator absorbs the high energy component of the radiation 16 and converts it into fluorescence 98, and a part of the fluorescence 98 generated at the light emitting point 100 reaches the photodiode 86c and is converted into electric charge. Is done. Further, another part of the fluorescence 98 generated at the light emitting point 100 is transmitted through the transparent switching filter 28b and reaches the first radiation detection unit 72a as transmitted light 102. The transmitted light 102 travels straight through the CsI columnar crystal, reaches the photodiode 86a, and is converted into electric charge.
  • the photodiode 86a of the first charge detection unit 70a has a charge reflecting the low energy component of the radiation 16 (according to the fluorescence 152) and a charge reflecting the high energy component (according to the transmitted light 102).
  • the photodiode 86c of the second charge detector 70c reflects the charge reflecting the high energy component of the radiation 16 (according to the fluorescence 98) and the low energy component (transmitted light). Charge (according to 156) is accumulated.
  • the switching filter 28b is made transparent in this way, a radiation image reflecting the low energy component and the high energy component of the radiation 16 is obtained in each radiation conversion layer 28a, 28c. It can be acquired as a radiation image.
  • the scintillator of the second radiation detection unit 72c is more likely to scatter fluorescence 98, transmitted light 156, and the like with the fluorescent material (particles) in the scintillator than the columnar crystal scintillator.
  • the switching filter 28b is a dichroic filter that transmits only light in the wavelength region of the transmitted light 102 in a transparent state.
  • the configuration, operation, and effect of the radiation conversion panel 28 have mainly been described in detail with respect to the configuration of the first example of FIGS. 6A and 6B.
  • the first radiation detection unit 72a and the second radiation detection unit 72c are scintillators that do not have columnar crystals such as CaWO 4 or 2 is the same as the configuration of FIG. 6A or 6B except that the radiation detection unit 72c is a scintillator that does not have a columnar crystal such as CaWO 4, and therefore, similar effects can be obtained with respect to common portions.
  • the first radiation detection unit 72a and the second radiation detection unit 72c are scintillators that do not have columnar crystals such as CaWO 4 or 2 is the same as the configuration of FIG. 6A or 6B except that the radiation detection unit 72c is a scintillator that does not have a columnar crystal such as CaWO 4, and therefore, similar effects can be obtained with respect to common portions.
  • CaWO 4 columnar crystal
  • the radiation imaging apparatus 10 mainly includes the two radiation conversion layers 28a and 28c (photoconductor layers that absorb the radiation 16 and generate charges) that have different absorption characteristics with respect to the energy of the radiation 16. explained.
  • the present embodiment is not limited to the above description, and includes two radiation conversion layers 28a and 28c having different structures, or two radiation conversion layers 28a and 28c having different radiation 16 conversion methods.
  • the present invention can also be applied to a radiation imaging apparatus. Even with the two radiation conversion layers 28a and 28c having different characteristics from each other, the same effects as the effects described above in the two radiation conversion layers 28a and 28c having different absorption characteristics with respect to the energy of the radiation 16 can be obtained. It is done.
  • the two radiation conversion layers 28a and 28c having different structures are both indirect conversion type radiation conversion layers, wherein the scintillator of one radiation conversion layer is a scintillator including columnar crystals, and the other radiation.
  • the radiation conversion layers having different radiation 16 conversion methods are cases where one radiation conversion layer is an indirect conversion type radiation conversion layer and the other radiation conversion layer is a direct conversion type radiation conversion layer. .
  • the radiation conversion layer 28a on the incident side of the radiation 16 is excellent in the absorption of the low energy component of the radiation 16 (the absorption of the high energy component is small), while being distal along the incident direction of the radiation 16. It is desirable that the radiation conversion layer 28c is excellent in absorbing high energy components of the radiation 16. Further, in energy subtraction imaging, it is required that the radiographic image corresponding to the low energy component of the radiation 16 is an image with high image quality (high resolution).
  • the radiation conversion layer 28a on the incident side of the radiation 16 is a radiation conversion layer including a columnar crystal scintillator or a direct conversion type radiation conversion layer
  • the radiation conversion layer 28a on the incident side has a high resolution. Images can be acquired.

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Abstract

　放射線撮影装置（１０）において、２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）は、特性が互いに異なる放射線変換層であると共に、少なくとも一方の放射線変換層（２８ｃ）は、放射線（１６）を蛍光（９８）に変換し、変換した蛍光（９８）を電荷に変換可能な間接変換型の放射線変換層である。この場合、２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）の間には、少なくとも蛍光（１０２）の透過又は非透過を切換可能な切換フィルタ（２８ｂ）が介挿されている。

Description

放射線撮影装置
　本発明は、放射線の入射方向に沿って２つの放射線変換層を積層した放射線撮影装置に関する。
　放射線の入射方向に沿って、放射線を検出可能な物質を含む２つの放射線変換層を積層した放射線撮影装置が特開２０１１－２３５号公報に開示されている。
　特開２０１１－２３５号公報には、放射線の入射方向に対して、アモルファスセレン（ａ－Ｓｅ）の半導体層を含む直接変換型の第１の放射線変換層と、フィルタと、シンチレータ及びセンサ部を含む間接変換型の第２の放射線変換層とを順に積層した放射線撮影装置が開示されている。この装置において、被写体に対するエネルギーサブトラクション撮影を行う場合、半導体層は、該被写体を透過した放射線の低エネルギー成分を電荷に直接変換する。フィルタは、第１の放射線変換層を透過した放射線の低エネルギー成分を吸収する。第２の放射線変換層において、シンチレータは、フィルタを透過した放射線の高エネルギー成分を蛍光に変換し、センサ部は、前記蛍光を電荷に変換する。従って、半導体層で変換された電荷に応じた放射線画像と、センサ部で変換された電荷に応じた放射線画像との間で所定の減算処理（エネルギーサブトラクション処理）を行うことにより、被写体中の所定の構造物（例えば、被写体の軟部組織や腫瘍）を強調した所望のサブトラクション画像を取得することができる。
　ところで、ａ－Ｓｅの半導体層を含む直接変換型の第１の放射線変換層は、シンチレータを含む間接変換型の第２の放射線変換層と比較して、高画質の放射線画像を生成することができる。しかしながら、ａ－Ｓｅの半導体層は、シンチレータと比較して放射線の高エネルギー成分を吸収しにくい。すなわち、図１４に示すように、ａ－ＳｅのＫエッジは、シンチレータに用いられるＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）、ＣｓＩ又はＢａ（例えば、ＢａＦＢｒ、ＢａＦＣｌ）のＫエッジよりも低エネルギー側に存在する。従って、ａ－Ｓｅは、放射線の低エネルギー成分を吸収しやすいが、高エネルギー成分は吸収し難い。一方、ＧＯＳ、ＣｓＩ又はＢａのシンチレータは、ａ－Ｓｅの半導体層と比較して、放射線の高エネルギー成分を吸収しやすいが、低エネルギー成分は吸収し難い。
　このように、エネルギーサブトラクション撮影用の放射線撮影装置は、放射線のエネルギーに対して互いに異なる吸収特性を有する第１の放射線変換層及び第２の放射線変換層を具備する。これらの放射線変換層の間にフィルタを介挿させることにより、第２の放射線変換層での低エネルギー成分の吸収が阻止される。これにより、第１の放射線変換層及び第２の放射線変換層で得られる各放射線画像でのコンタミネーションの発生が防止され、高画質のサブトラクション画像を取得することができる。
　しかしながら、該放射線撮影装置を用いてエネルギーサブトラクション撮影以外の通常の放射線撮影（通常撮影）を行う場合、各放射線変換層は、上述のように、放射線の低エネルギー成分の放射線画像、あるいは、高エネルギー成分の放射線画像しか得られない。そのため、通常撮影を行おうとしても、該通常撮影に対する各放射線変換層の高感度化を図ることができず、通常撮影向けの高画質の放射線画像の取得が困難である。しかも、第１の放射線変換層と第２の放射線変換層との間に介挿されるフィルタは、放射線の低エネルギー成分を吸収し、且つ、シンチレータで発生した蛍光を反射するＡｌ、Ｔｉ、Ａｇ等の金属からなる。従って、直接変換型の第１の放射線変換層を、放射線の低エネルギー成分を吸収可能なシンチレータを具備した間接変換型の放射線変換層に代替しても、通常撮影の放射線画像を取得することは難しい。
　このように、従来のエネルギーサブトラクション撮影用の放射線撮影装置では、通常撮影に使用する目的で、放射線の低エネルギー成分及び高エネルギー成分（に応じた蛍光）を共に吸収できるように、少なくとも一方の放射線変換層を高感度化させることや、通常撮影向けの高画質の放射線画像を取得することが困難である。
　また、放射線のエネルギーに対する吸収特性が互いに異なる２つの放射線変換層に限らず、構造が互いに異なる２つの放射線変換層や、放射線に対する変換方式が互いに異なる２つの放射線変換層のように、特性が互いに異なる２つの放射線変換層を具備する放射線撮影装置においても、上述した問題が惹起されるものと想定される。
　本発明は、上記の課題を解消するためになされたものであり、通常撮影及びエネルギーサブトラクション撮影のいずれにも使用可能な放射線撮影装置を提供することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明に係る放射線撮影装置は、放射線の入射方向に沿って２つの放射線変換層が積層された放射線撮影装置において、
　前記２つの放射線変換層は、特性が互いに異なる放射線変換層であると共に、少なくとも一方の放射線変換層は、前記放射線を蛍光に変換し、変換した蛍光を電荷に変換可能な間接変換型の放射線変換層であり、
　前記２つの放射線変換層の間には、少なくとも前記蛍光の透過又は非透過を切換可能な切換フィルタが介挿されていることを特徴としている。
　ここで、主として、前記２つの放射線変換層の間での特性の違いが、前記放射線のエネルギーに対する吸収特性の違いである場合について説明すると、前記２つの放射線変換層は、被写体に対する通常撮影又はエネルギーサブトラクション撮影のいずれの撮影においても、それぞれ、自己の特性に応じた放射線のエネルギー成分を吸収して電荷に変換する。この場合、前記少なくとも一方の放射線変換層は、前記放射線を蛍光に変換した後に電荷に変換する。
　また、本発明では、前記２つの放射線変換層の間に前記切換フィルタが介挿されている。従って、前記放射線撮影装置は、前記通常撮影又は前記エネルギーサブトラクション撮影に応じて、下記（１）又は（２）の作用及び効果を得ることができる。
　（１）　前記通常撮影の場合、前記切換フィルタが少なくとも前記蛍光に対して透過状態であれば、該蛍光は、前記切換フィルタを介して他方の放射線変換層に入射する。
　従って、前記他方の放射線変換層において前記通常撮影の放射線画像を得たい場合、該他方の放射線変換層では、自己の特性に応じた放射線のエネルギー成分を吸収して得た電荷に加え、該自己の特性とは異なる放射線のエネルギー成分（前記少なくとも一方の放射線変換層が自己の特性に応じて吸収した放射線のエネルギー成分）に応じた蛍光を吸収して得た電荷も、前記通常撮影の放射線画像の形成に使用する。
　これにより、前記通常撮影に対する前記他方の放射線変換層の高感度化が可能になると共に、該通常撮影向けの高画質の放射線画像を取得することができる。
　また、前記少なくとも一方の放射線変換層において前記通常撮影の放射線画像を得たい場合、前記他方の放射線変換層が間接変換型の放射線変換層であれば、該少なくとも一方の放射線変換層では、自己の特性に応じた放射線のエネルギー成分を吸収して得た電荷に加え、該自己の特性とは異なる放射線のエネルギー成分（前記他方の放射線変換層が自己の特性に応じて吸収した放射線のエネルギー成分）に応じた蛍光を吸収して得た電荷も、前記通常撮影の放射線画像の形成に使用する。
　この場合でも、前記通常撮影に対する前記少なくとも一方の放射線変換層の高感度化が可能になると共に、該通常撮影向けの高画質の放射線画像を取得することができる。
　（２）　前記エネルギーサブトラクション撮影の場合、前記切換フィルタが少なくとも前記蛍光に対して非透過状態であれば、前記少なくとも一方の放射線変換層で変換された蛍光や、前記他方の放射線変換層が間接変換型の放射線変換層である場合に該他方の放射線変換層で放射線を吸収して発生した蛍光は、いずれも、前記切換フィルタで遮光され、透過することができない。
　これにより、前記２つの放射線変換層でそれぞれ得られる放射線画像におけるコンタミネーションの発生を防止することができ、放射線の低エネルギー成分に応じた放射線画像と、高エネルギー成分に応じた放射線画像とをそれぞれ得ることができる。従って、これらの放射線画像に対して所定のエネルギーサブトラクション処理を行えば、高画質のサブトラクション画像を取得することができる。
　このように、本発明によれば、前記２つの放射線変換層の間に前記蛍光の透過又は非透過を切換可能な切換フィルタを介挿することで、前記通常撮影及び前記エネルギーサブトラクション撮影のいずれにも使用可能な放射線撮影装置を実現することができる。
　なお、本発明では、前記切換フィルタを鏡状態にしてエネルギーサブトラクション撮影を行うことにより、前記２つの放射線変換層で２枚の放射線画像を得ることができる。また、本発明では、前記切換フィルタを透明状態にして通常撮影を行うことにより、前記２つの放射線変換層で２枚の放射線画像を得ることができる。従って、同一の被写体に対して１回のエネルギーサブトラクション撮影と、１回の通常撮影とを行えば、合計で４枚の画像を取得することができる。従って、これら４枚の画像を用いて、サブトラクション処理を適宜行うことにより、医師による読影診断に適したサブトラクション画像を得ることも可能となる。
　ここで、前記２つの放射線変換層は、それぞれ、前記放射線を蛍光に変換するシンチレータと、前記蛍光を前記電荷に変換する電荷検出部とを有する間接変換型の放射線変換層であり、いずれか一方の放射線変換層のシンチレータは、前記放射線を蛍光に変換可能な柱状結晶を含むシンチレータであることが好ましい。
　この構成でも、上述した各効果が容易に得られる。
　また、前記柱状結晶を含むシンチレータを具備した前記一方の放射線変換層において前記通常撮影の放射線画像を得る場合、前記切換フィルタが透過状態であれば、該柱状結晶で放射線から変換された蛍光や、他方の放射線変換層において放射線から変換された蛍光が、前記柱状結晶を伝播して、前記一方の放射線変換層の電荷検出部に至る。これにより、該電荷検出部を含む前記一方の放射線変換層の高感度化を実現でき、より高画質の通常撮影向けの放射線画像を取得することが可能となる。
　一方、前記エネルギーサブトラクション撮影の場合、前記一方の放射線変換層では、前記柱状結晶で放射線から変換された蛍光が該柱状結晶を伝播して前記一方の放射線変換層の電荷検出部に至るので、該電荷検出部の高感度化と高画質の放射線画像の取得とが可能となる。この場合でも、サブトラクション画像の高画質化を実現することができる。
　そして、上述した放射線の入射側に配置される放射線変換層は、前記放射線の低エネルギー成分を吸収可能な柱状結晶を含むシンチレータを有する放射線変換層であることが好ましい。
　前記エネルギーサブトラクション撮影の場合、前記放射線の低エネルギー成分に応じた放射線画像については、高画質の画像であることが要求されている。そこで、前記放射線の入射側に配置される放射線変換層を、上記のように、前記柱状結晶を含むシンチレータを有する放射線変換層とすれば、前記放射線の低エネルギー成分が前記柱状結晶で蛍光に変換され、該蛍光が前記柱状結晶を伝播して当該放射線変換層の電荷検出部に至る。これにより、前記低エネルギー成分に応じた、より高画質の放射線画像を効率よく取得することができる。
　また、上述した柱状結晶がＣｓＩの柱状結晶であれば、青色波長領域や５００ｎｍ以上の長波長領域を含む、広範囲の波長領域の蛍光を発生することができる。これにより、該ＣｓＩの柱状結晶のシンチレータを有する放射線変換層を、前記放射線の低エネルギー成分を吸収する放射線変換層として前記放射線の入射側に配設したり、あるいは、前記放射線の高エネルギー成分を吸収する放射線変換層として前記放射線の入射側とは反対側に配設することが可能となる。
　また、本発明では、前記放射線の入射方向に沿って、直接変換型の第１の放射線変換層、前記切換フィルタ、及び、間接変換型の第２の放射線変換層を順に積層してもよい。この場合、前記第１の放射線変換層は、前記放射線を電荷に直接変換する第１の放射線検出部と、該第１の放射線変換部から電荷を取り出す第１の電荷検出部とを有し、前記第２の放射線変換層は、前記放射線を蛍光に変換する第２の放射線検出部と、前記蛍光を電荷に変換する第２の電荷検出部とを有することが好ましい。
　この構成において、前記第１の放射線変換層で通常撮影の放射線画像を取得する場合、前記切換フィルタが前記蛍光に対して透過状態であれば、前記第２の放射線検出部で発生した蛍光の一部は、前記第１の放射線変換層に入射されるので、前記第１の放射線検出部は、前記放射線を電荷に直接変換すると共に、入射した前記蛍光の一部も電荷に変換することになる。これにより、前記第１の放射線変換層では、前記放射線から直接変換した電荷に加え、前記蛍光から変換した電荷も、該第１の放射線変換層での放射線画像の形成に使用することになる。従って、前記通常撮影に対する前記第１の放射線変換層の高感度化が可能となり、該通常撮影向けの高画質の放射線画像を容易に取得することができる。
　また、前記エネルギーサブトラクション撮影の場合、前記切換フィルタが前記蛍光に対して非透過状態であれば、前記蛍光は、前記切換フィルタで遮光され、透過することができないので、前記各放射線変換層で得られる各放射線画像でのコンタミネーションの発生を容易に防止することができる。この結果、放射線の低エネルギー成分に応じた放射線画像と、高エネルギー成分に応じた放射線画像とをそれぞれ取得し、これらの放射線画像に対する所定のエネルギーサブトラクション処理を行うことにより、高画質のサブトラクション画像を取得することができる。
　この場合、前記第１の放射線検出部は、前記放射線を電荷に直接変換するセレンからなる半導体層を含み構成され、前記第２の放射線検出部は、前記放射線を前記蛍光に変換し且つ前記セレンよりもＫエッジの大きな蛍光体からなるシンチレータであることが好ましい。
　これにより、前記第１の放射線変換層では、前記第１の放射線検出部を構成する前記半導体層が、前記放射線の低エネルギー成分を吸収して電荷に直接変換する。一方、前記第２の放射線変換層では、前記第２の放射線検出部を構成する前記シンチレータが前記放射線の高エネルギー成分を吸収して蛍光に変換することになる。
　そして、前記通常撮影において、前記切換フィルタが透過状態であれば、前記高エネルギー成分に応じた蛍光の一部が前記第１の放射線変換層に入射されるので、前記半導体層は、該蛍光の一部も電荷に変換する。
　従って、前記放射線撮影装置では、前記半導体層と前記シンチレータとのいわゆるハイブリッド構成を採用して、前記放射線の低エネルギー成分や高エネルギー成分を効率よく電荷に変換することができる。この結果、前記通常撮影において、前記第１の放射線変換層では、前記放射線の低エネルギー成分に加え、高エネルギー成分も含む放射線画像を形成することが可能になる。
　また、前記セレンは、主として、５００ｎｍ以下の青色波長領域の光を電荷に変換することが可能である。そのため、前記シンチレータが少なくとも５００ｎｍ以下、より好ましくは、青色波長領域を含む蛍光を発生するような蛍光体であれば、該青色波長領域の蛍光を前記セレンの半導体層に入射させることにより、前記半導体層において前記青色波長領域の蛍光を電荷に効率よく光電変換させることができる。
　上記の各発明において、前記切換フィルタは、被写体に対する放射線撮影に関わる撮影オーダに基づいて、少なくとも前記蛍光を透過させる透明状態、又は、該蛍光を発生した放射線変換層側に前記蛍光を反射させる鏡状態に切換可能なダイクロイックフィルタであることが好ましい。
　これにより、前記撮影オーダに応じて前記切換フィルタの状態を切り換えれば、該撮影オーダが要求する放射線画像（通常撮影の放射線画像、サブトラクション画像）を確実に取得することが可能となる。
　具体的に、前記切換フィルタは、前記被写体に対する通常撮影を含む撮影オーダである場合に前記透明状態に切り換わり、一方で、前記被写体に対するエネルギーサブトラクション撮影を含む撮影オーダである場合に前記鏡状態に切り換わればよい。
　なお、上記の説明では、主として、放射線に対するエネルギー吸収特性が互いに異なる２つの放射線変換層を具備する放射線撮影装置について説明した。
　本発明は、上記の説明に限定されることはなく、構造が互いに異なる２つの放射線変換層、あるいは、放射線の変換方式が互いに異なる２つの放射線変換層のように、特性が互いに異なる２つの放射線変換層を具備する放射線撮影装置に対しても適用可能である。このような特性が互いに異なる２つの放射線変換層であっても、放射線のエネルギーに対する吸収特性が互いに異なる２つの放射線変換層での上述した各効果と同様の効果が得られる。
　具体的に、前記構造が互いに異なる２つの放射線変換層とは、いずれも、前記放射線を蛍光に変換するシンチレータと、前記蛍光を電荷に変換する電荷検出部とを有する間接変換型の放射線変換層である。この場合、一方の放射線変換層のシンチレータは、柱状結晶を含むシンチレータであり、他方の放射線変換層のシンチレータは、粒状の蛍光物質を含むシンチレータである。
　また、前記放射線の変換方式が互いに異なる放射線変換層とは、一方の放射線変換層が前記放射線を電荷に直接変換可能な直接変換型の放射線変換層であり、他方の放射線変換層が前記放射線を蛍光に変換し、変換した蛍光を電荷に変換可能な間接変換型の放射線変換層である。
　前述のように、放射線の入射側の放射線変換層については、前記放射線の低エネルギー成分の吸収に優れ（高エネルギー成分の吸収が少なく）、前記放射線の入射方向に沿って遠位の放射線変換層については、前記放射線の高エネルギー成分の吸収に優れていることが望ましい。また、エネルギーサブトラクション撮影では、放射線の低エネルギー成分に応じた放射線画像が高画質（高解像度）の画像であることが要求されている。
　従って、前記放射線の入射側の放射線変換層を、柱状結晶のシンチレータを含む放射線変換層、又は、直接変換型の放射線変換層とすれば、当該入射側の放射線変換層において、高解像度の画像を容易に取得することが可能となる。
本実施形態に係る放射線撮影装置を有する放射線撮影システムの構成図である。 図１の放射線撮影装置の回路構成図である。 図３Ａ及び図３Ｂは、図１の放射線変換パネルの概略構成を示す説明図である。 図４Ａ及び図４Ｂは、図１の放射線変換パネルの概略構成を示す説明図である。 図５Ａ及び図５Ｂは、図３Ａの放射線変換パネルの具体例を示す説明図である。 図６Ａ及び図６Ｂは、図３Ａの放射線変換パネルの具体例を示す説明図である。 図７Ａ及び図７Ｂは、図６Ｂの放射線変換パネルの１画素分の構成を模式的に示した説明図である。 図８Ａ及び図８Ｂは、切換フィルタの概略構成を示す説明図である。 図９Ａ及び図９Ｂは、切換フィルタの概略構成を示す説明図である。 切換フィルタの概略構成を示す説明図である。 ａ－Ｓｅの量子効率と感度波長との関係を示すグラフである。 青色波長の蛍光を発生するシンチレータの発光スペクトル（発光波長と規格化強度との関係）を示すグラフである。 図１３Ａ及び図１３Ｂは、図６Ａの放射線変換パネルの１画素分の構成を模式的に示した説明図である。 放射線のエネルギーと放射線吸収係数との関係を図示したグラフである。
　本発明に係る放射線撮影装置について、好適な実施形態を、図１～図１３Ｂを参照しながら以下詳細に説明する。
［本実施形態の構成］
　本実施形態に係る放射線撮影装置１０を具備する放射線撮影システム１２は、図１に示すように、被写体１４に対して放射線１６を照射する放射線出力装置１８と、被写体１４を透過した放射線１６を検出して放射線画像に変換する放射線撮影装置１０と、放射線撮影装置１０及び放射線出力装置１８を制御するコンソール２０と、放射線画像を表示する表示装置２２とを備える。
　コンソール２０と放射線撮影装置１０、放射線出力装置１８及び表示装置２２との間では、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ　Ｗｉｄｅ　Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ　Ａｒｅａ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）、又は、ミリ波等を用いた無線通信により信号の送受信が行われる。なお、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよいことは勿論である。
　コンソール２０には、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する放射線科情報システム（ＲＩＳ）２４が接続されている。ＲＩＳ２４には、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）２６が接続されている。
　本実施形態に係る放射線撮影装置１０は、例えば、図示しない撮影台と被写体１４との間に配置され、被写体１４を透過した放射線１６を放射線画像に変換する放射線変換パネル２８を、該放射線１６を透過可能な筐体内に収容した可搬型の電子カセッテである。
　放射線撮影装置１０は、前述した放射線変換パネル２８と、カセッテ制御部３４と、通信部３６と、バッテリ３８とを筐体内に収容している。カセッテ制御部３４は、駆動回路部３０を介して放射線変換パネル２８を制御すると共に、放射線変換パネル２８から読出回路部３２を介して放射線画像に応じた電気信号を読み出す。通信部３６は、コンソール２０との間で信号の送受信を行う。バッテリ３８は、放射線撮影装置１０内の各部に電力を供給する。
　放射線変換パネル２８は、放射線１６の入射方向に沿って、第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ及び第２の放射線変換層２８ｃを順に積層して構成される。
　第１の放射線変換層２８ａは、主として放射線１６の低エネルギー成分を吸収し、吸収したエネルギー成分に応じた第１の放射線画像を形成する。この場合、第１の放射線変換層２８ａとしては、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷に直接変換する直接変換型の放射線変換層、又は、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して蛍光に一旦変換した後に電荷に変換する間接変換型の放射線変換層のどちらを用いてもよい。
　第２の放射線変換層２８ｃは、主として放射線１６の高エネルギー成分を吸収し、吸収したエネルギー成分に応じた第２の放射線画像を形成する。この場合、第２の放射線変換層２８ｃは、放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光に一旦変換した後に電荷に変換する間接変換型の放射線変換層であることが好ましい。
　切換フィルタ２８ｂは、第１の放射線変換層２８ａ及び第２の放射線変換層２８ｃが間接変換型の放射線変換層である場合、あるいは、第２の放射線変換層２８ｃが間接変換型の放射線変換層である場合に、フィルタ制御部４０からの制御に従って、間接変換型の放射線変換層で放射線１６から変換された蛍光のうち、特定波長領域の光を透過可能な透過状態（透明状態）、又は、該蛍光を遮光して反射させる非透過状態（鏡状態）に切り換わるダイクロイックフィルタ（光学フィルタ）である。
　なお、放射線１６の低エネルギー成分とは、放射線出力装置１８を構成する放射線源の管電圧が比較的低電圧である場合での該低電圧に応じた放射線１６のエネルギー成分であり、被写体１４のマンモ、軟部組織又は腫瘍等に吸収されやすい。また、放射線１６の高エネルギー成分とは、放射線源の管電圧が比較的高電圧である場合での該高電圧に応じた放射線１６のエネルギー成分であり、被写体１４の骨部等に吸収されやすい。
　また、放射線撮影装置１０は、第１の放射線変換層２８ａが直接変換型の放射線変換層である場合に、変換された電荷を取り出すために必要な直流電圧を第１の放射線変換層２８ａに供給する電圧供給部４２を設けてもよい。
　カセッテ制御部３４は、アドレス信号発生部４４と、画像メモリ４６と、カセッテＩＤメモリ４８とを有する。アドレス信号発生部４４は、放射線変換パネル２８に対する放射線画像の読み出しを指示するためのアドレス信号を駆動回路部３０に供給する。画像メモリ４６は、駆動回路部３０の制御によって放射線変換パネル２８から読出回路部３２を介して読み出された放射線画像を記憶する。カセッテＩＤメモリ４８は、放射線撮影装置１０を特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶する。
　コンソール２０は、通信部５０、制御処理部５２、オーダ情報記憶部５４、撮影条件記憶部５６、画像処理部５８及び画像メモリ６０を有する。
　通信部５０は、通信部３６や、放射線出力装置１８、表示装置２２及びＲＩＳ２４との間で信号の送受信を行う。制御処理部５２は、コンソール２０内の各部を制御するための所定の制御処理を実行する。オーダ情報記憶部５４は、被写体１４に対する放射線画像の撮影（放射線撮影）を要求するためのオーダ情報を記憶する。撮影条件記憶部５６は、被写体１４に放射線１６を照射させるための撮影条件等を記憶する。画像処理部５８は、通信部５０が通信部３６から受信した放射線画像に対して所定の画像処理を施す。画像メモリ６０は、画像処理部５８において画像処理が施された放射線画像等を記憶する。
　なお、オーダ情報とは、ＲＩＳ２４又はＨＩＳ２６において、医師により作成されるものであり、被写体１４の氏名、年齢、性別等、被写体１４を特定するための被写体情報に加えて、放射線画像の撮影に使用する放射線出力装置１８及び放射線撮影装置１０の情報や、被写体１４の撮影部位及び撮影方法等が含まれる。また、撮影条件とは、例えば、放射線源の管電圧や管電流、放射線１６の曝射時間等、被写体１４の撮影部位に対して放射線１６を照射させるために必要な各種の条件である。
　図２は、放射線撮影装置１０を構成する放射線変換パネル２８等の回路構成図である。
　放射線変換パネル２８は、前述のように、放射線１６（図１参照）の入射方向に沿って第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ及び第２の放射線変換層２８ｃが順に積層された積層構造である。また、放射線変換パネル２８は、図２の平面視では、複数の画素６２がマトリックス状に配列された構造となっている。この場合、各画素６２は、それぞれ、放射線１６の入射方向に沿って、第１の放射線変換層２８ａの一部分と、切換フィルタ２８ｂの一部分と、第２の放射線変換層２８ｃの一部分とを含み構成されている。
　そのため、各画素６２は、それぞれ、第１の放射線変換層２８ａの部分で放射線１６の低エネルギー成分に応じた第１の放射線画像を取得し、第２の放射線変換層２８ｃの部分で放射線１６の高エネルギー成分に応じた第２の放射線画像を取得し、切換フィルタ２８ｂの部分でフィルタ制御部４０からの制御に従って透過状態又は鏡状態に切り換わる。
　また、放射線変換パネル２８では、行方向と平行に複数のゲート線６４ａ、６４ｃが延びると共に、列方向と平行に複数の信号線６６ａ、６６ｃが延びている。各ゲート線６４ａ、６４ｃは駆動回路部３０に接続され、各信号線６６ａ、６６ｃは読出回路部３２に接続されている。
　前述のように、各画素６２は、それぞれ、第１の放射線変換層２８ａの一部分と、切換フィルタ２８ｂの一部分と、第２の放射線変換層２８ｃの一部分とを含み構成されている。そのため、行方向に配置された各画素６２に対して、第１の放射線変換層２８ａ（のＴＦＴ）に接続される１本のゲート線６４ａと、第２の放射線変換層２８ｃ（のＴＦＴ）に接続される１本のゲート線６４ｃとの２本のゲート線が配設されている。また、列方向に配置された各画素６２に対しては、第１の放射線変換層２８ａ（のＴＦＴ）に接続される１本の信号線６６ａと、第２の放射線変換層２８ｃ（のＴＦＴ）に接続される１本の信号線６６ｃとの２本の信号線が配設されている。
　そして、各放射線変換層２８ａ、２８ｃには、放射線１６の吸収に起因して発生した電荷が蓄積されるので、各行毎に各放射線変換層２８ａ、２８ｃのＴＦＴを順次オンにすることにより放射線画像を示す前記電荷を電気信号として読み出すことができる。
　具体的に、カセッテ制御部３４のアドレス信号発生部４４から駆動回路部３０にアドレス信号が供給されると、駆動回路部３０から各ゲート線６４ａ、６４ｃに、行方向に配列されたＴＦＴをオンオフ制御する制御信号が供給される。制御信号の供給によってＴＦＴがオンになると、オンとなったＴＦＴに接続された各画素６２に保持されている電荷がＴＦＴ及び信号線６６ａ、６６ｃを介して読出回路部３２に流出する。読出回路部３２は、流入した電荷に応じた電気信号（アナログ信号）を増幅した後にＡ／Ｄ変換を行い、デジタル信号に変換された放射線画像をカセッテ制御部３４に供給する。
［第１～第４実施例の概要］
　図３Ａ～図４Ｂは、放射線変換パネル２８の概略構成を模式的に図示したものである。なお、以下の説明では、図３Ａ～図４Ｂの構成を第１～第４実施例ともいう。
　図３Ａの第１実施例は、放射線１６の入射方向に沿って、表面読取方式としてのＩＳＳ（Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）方式の第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ、及び、裏面読取方式としてのＰＳＳ（Ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）方式の第２の放射線変換層２８ｃを順に積層した構成を図示したものである。
　第１実施例の放射線変換パネル２８において、第１の放射線変換層２８ａは、放射線１６の入射方向に沿って、可撓性を有する薄型の絶縁性基板６８ａと、第１の電荷検出部７０ａと、第１の放射線検出部７２ａとを順に積層して構成されている。第１の放射線検出部７２ａは、放射線１６の低エネルギー成分を検出し、第１の電荷検出部７０ａは、検出された低エネルギー成分に応じた電荷を検出する（取り出す）。
　また、第２の放射線変換層２８ｃは、第１の放射線変換層２８ａに向かって（図３Ａの下方向から上方向に向かって）可撓性を有する薄型の絶縁性基板６８ｃと、第２の電荷検出部７０ｃと、第２の放射線検出部７２ｃとを順に積層して構成されている。第２の放射線検出部７２ｃは、放射線１６の高エネルギー成分を検出し、第２の電荷検出部７０ｃは、検出された高エネルギー成分に応じた電荷を検出する（取り出す）。
　図３Ｂに示す第２実施例の放射線変換パネル２８は、放射線１６の入射方向に沿って、ＩＳＳ方式の直接変換型の第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ、及び、ＩＳＳ方式の間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃが順に積層された構成である点で、図３Ａの第１実施例の構成とは異なる。
　なお、図３Ｂ～図４Ｂに示す第２～第４実施例の説明では、図３Ａの第１実施例等とは異なる構成のみ説明する。
　第２実施例の放射線変換パネル２８において、第２の放射線変換層２８ｃは、放射線１６の入射方向に沿って、絶縁性基板６８ｃと、第２の電荷検出部７０ｃと、第２の放射線検出部７２ｃとを順に積層して構成されている。なお、間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃにおいて、第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータは、放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光を発生するので、該シンチレータで発生した蛍光を第２の電荷検出部７０ｃ側に反射させるための反射膜８０ｃを第２の放射線検出部７２ｃにさらに積層させることが好ましい。
　図４Ａの第３実施例は、放射線１６の入射方向に沿って、ＰＳＳ方式の直接変換型の第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ、及び、ＩＳＳ方式の間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃを順に積層した構成を図示したものである。
　第３実施例の放射線変換パネル２８において、第１の放射線変換層２８ａは、放射線１６の入射方向に沿って、第１の放射線検出部７２ａと、第１の電荷検出部７０ａと、絶縁性基板６８ａとを順に積層して構成されている。なお、第１の放射線変換層２８ａが間接変換型の放射線変換層である場合、第１の放射線検出部７２ａのシンチレータは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して蛍光を発生するので、該シンチレータで発生した蛍光を第１の電荷検出部７０ａ側に反射させるための反射膜８０ａを第１の放射線検出部７２ａにさらに積層させることが好ましい。第１の放射線変換層２８ａが直接変換型の放射線変換層である場合には、第１の放射線検出部７２ａは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷に直接変換するため、反射膜８０ａは不要である。
　また、図４Ａでは、２枚の絶縁性基板６８ａ、６８ｃの間に切換フィルタ２８ｂを介挿させた場合について図示しているが、１枚の絶縁性基板の一面に第１の放射線変換層２８ａ、他面に第２の放射線変換層２８ｃを配設し、いずれか一方の面に切換フィルタ２８ｂを介挿させてもよい。１枚の基板にすれば、放射線１６の吸収を小さくすることができる。
　図４Ｂに示す第４実施例は、放射線１６の入射方向に沿って、ＰＳＳ方式の直接変換型の第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ、及び、ＰＳＳ方式の間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃを順に積層した構成を図示したものである。
［第１実施例の構成］
　次に、図３Ａ～図４Ｂで説明した第１～第４実施例の放射線変換パネル２８のうち、代表的に、第１実施例の構成について、図５Ａ～図６Ｂを参照しながら説明する。なお、図５Ａ及び図６Ｂは、直接変換型の第１の放射線変換層２８ａと、間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃとを有する放射線変換パネル２８を図示したものであり、図５Ｂ及び図６Ａは、間接変換型の第１の放射線変換層２８ａ及び第２の放射線変換層２８ｃを有する放射線変換パネル２８を図示したものである。
　図５Ａの構成では、第１の放射線検出部７２ａは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷に直接変換し、第２の放射線検出部７２ｃは、放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光を発生する。そのため、絶縁性基板６８ａは、第１の放射線検出部７２ａ及び第２の放射線検出部７２ｃにおいて放射線１６を吸収させるため、放射線１６の吸収性が低く、且つ、可撓性を有する電気絶縁性の薄厚の基板（数十μｍ程度の厚みを有する基板）であることが好ましい。具体的に、絶縁性基板６８ａは、合成樹脂、アラミド、バイオナノファイバ、あるいは、ロール状に巻き取ることが可能なフイルム状ガラス（超薄板ガラス）等からなることが好ましい。
　第１の放射線検出部７２ａは、アモルファスセレン（ａ－Ｓｅ）からなる半導体層７４ａと、該半導体層７４ａの第１の電荷検出部７０ａ側の一面に複数形成された画素電極７６ａと、半導体層７４ａの他面を全体的に覆うように形成された共通電極７８ａとから構成される。
　画素電極７６ａは、各画素６２毎に形成されており、放射線１６に対する吸収性が低く、且つ、ａ－Ｓｅとの間でエレクトロマイグレーションが発生しないような導電性材料（例えば、Ａｕ）からなることが好ましい。ａ－Ｓｅの半導体層７４ａは、放射線１６が入射すると、該放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷に変換する。
　共通電極７８ａは、放射線１６の吸収性が低く、ａ－Ｓｅとの間でエレクトロマイグレーションが発生せず、且つ、少なくともａ－Ｓｅの感度波長領域の光（例えば、青色波長領域の光）を透過可能な導電性材料、例えば、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ　Ｔｉｎ　Ｏｘｉｄｅ）からなることが好ましい。このような導電性材料で共通電極７８ａを構成することにより、第２の放射線検出部７２ｃで放射線１６の高エネルギー成分を検出させると共に、後述するように、第２の放射線変換層２８ｃで放射線１６から変換された蛍光のうち、少なくともａ－Ｓｅの感度波長領域の光を透過させることができる。
　なお、画素電極７６ａ及び共通電極７８ａを形成する場合、形成温度によっては、ａ－Ｓｅが結晶化するおそれがある。従って、ａ－Ｓｅの結晶化を抑制するためには、できる限り低温で画素電極７６ａ及び共通電極７８ａを形成する必要がある。そこで、画素電極７６ａ及び共通電極７８ａは、塗布、ロールツーロール、インクジェット等により、金属フィラーを含む有機膜や有機導電体として形成されることが望ましい。
　第１の電荷検出部７０ａは、前述したＴＦＴを含み構成され、半導体層７４ａで発生した電荷を各画素電極７６ａを介して各画素６２毎に取り出し、取り出した電荷を電気信号（アナログ信号）として信号線６６ａ（図２参照）を介し読出回路部３２に出力する。また、第１の電荷検出部７０ａは、第１の放射線検出部７２ａ等において放射線１６を検出させるため、放射線１６の吸収性が低い材料からなることが好ましい。さらに、前記ＴＦＴには、ゲート線６４ａ及び信号線６６ａが接続されるため、これらのゲート線６４ａ及び信号線６６ａについても、放射線１６の吸収性が低く、且つ、低抵抗の導電性材料（例えば、Ａｌ）からなることが好ましい。
　切換フィルタ２８ｂは、第２の放射線検出部７２ｃにおいて放射線１６の高エネルギー成分を検出させると共に、第２の放射線検出部７２ｃで発生した蛍光のうち、少なくともａ－Ｓｅの感度波長領域の光を透過可能とするために、放射線１６の吸収性が低く、且つ、該光を透過可能な材料からなることが好ましい。
　第２の放射線検出部７２ｃは、入射した放射線１６の高エネルギー成分を蛍光に変換するシンチレータからなる。シンチレータとしては、ａ－Ｓｅの感度波長領域の光や、第２の電荷検出部７０ｃで吸収可能な波長領域の光（ａ－Ｓｅの感度波長領域の光よりも長波長の光）を発生できるような、比較的広範囲の波長領域を有した蛍光を発生するシンチレータが望ましい。このようなシンチレータとしては、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣａＷＯ４、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ若しくはＣｌ）、又は、ＬａＯＢｒ：Ｔｍ等があり、特に、ＣｓＩ：Ｎａがより好ましい。
　第２の電荷検出部７０ｃは、前述したＴＦＴやフォトダイオード等の光電変換素子を含み構成され、該シンチレータで変換された蛍光を電荷に変換し、変換した電荷を電気信号（アナログ信号）として信号線６６ｃを介し読出回路部３２に出力する。なお、図５Ａの構成では、放射線１６の低エネルギー成分がａ－Ｓｅの半導体層７４ａで吸収されて電荷に変換されると共に、放射線１６の高エネルギー成分が第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータで吸収されて蛍光に変換される。そのため、第２の電荷検出部７０ｃのＴＦＴ及び光電変換素子については、放射線１６の吸収性が低い材料を用いなくてもよい。また、前記ＴＦＴに接続されるゲート線６４ｃ及び信号線６６ｃについても、放射線１６の吸収性が低い導電性材料を用いなくてもよい。
　さらに、放射線１６が到達する可能性が低い第２の電荷検出部７０ｃについては、前述したＴＦＴとフォトダイオードとの組み合わせに代えて、放射線１６に対する耐性が低い、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ－Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等の他の撮影素子とＴＦＴとを組み合わせてもよい。また、ＴＦＴで言うところのゲート信号に相当するシフトパルスにより電荷をシフトしながら転送するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ－Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサに置き換えることも可能である。
　図５Ｂの構成は、第１の放射線変換層２８ａが間接変換型の放射線変換層である点で、図５Ａの構成とは異なる。
　この場合、第１の放射線検出部７２ａは、入射した放射線１６の低エネルギー成分を蛍光に変換するＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ又はＣｌ）等のシンチレータからなる。これらのシンチレータは、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ又はＣｌ）等の蛍光物質を塗布してブロック状に固めたものである。
　また、第１の電荷検出部７０ａは、ＴＦＴやフォトダイオード等の光電変換素子を含み構成され、該シンチレータで変換された蛍光を電荷に変換し、変換した電荷を電気信号（アナログ信号）として信号線６６ａを介し読出回路部３２に出力する。この場合も、第１の電荷検出部７０ａは、第１の放射線検出部７２ａ等において放射線１６を検出させるため、放射線１６の吸収性が低い材料からなることが好ましい。
　さらに、切換フィルタ２８ｂは、第２の放射線検出部７２ｃにおいて放射線１６の高エネルギー成分を検出させると共に、第２の放射線検出部７２ｃで発生した蛍光のうち、第１の電荷検出部７０ａの光電変換素子の感度波長領域の光を透過可能とするために、放射線１６の吸収性が低く、且つ、該光を透過可能な材料からなることが好ましい。
　図６Ａの構成は、第１の放射線変換層２８ａの第１の放射線検出部７２ａがＣｓＩ（ＣｓＩ：Ｎａ（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＣｓＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化セシウム））の柱状結晶を含むシンチレータである点で、図５Ｂの構成とは異なる。
　このシンチレータは、ＣｓＩを真空蒸着法で短冊状の柱状結晶構造８８ａとして形成したものである。この場合、シンチレータの第１の電荷検出部７０ａ側の基端部分は、非柱状結晶部分９０ａとされ、第１の電荷検出部７０ａと密着している。非柱状結晶部分９０ａを設けることにより、第１の放射線検出部７２ａのシンチレータと、第１の電荷検出部７０ａ及び絶縁性基板６８ａとの密着性を高めることができる。また、非柱状結晶部分９０ａの空隙率を０％に近づけたり、（例えば、１０μｍ程度にまで）その厚みを薄くすることにより、蛍光の反射を抑えることができる。
　柱状結晶構造８８ａを構成する各柱は、放射線１６の入射方向に沿ってそれぞれ形成され、隣接する各柱の間には、ある程度の隙間が確保されている。また、ＣｓＩ：Ｎａのシンチレータは、柱状結晶構造８８ａが湿度に弱く、非柱状結晶部分９０ａが湿度に特に弱いという特性を有するので、ポリパラキシリレン樹脂からなる光透過性の防湿保護材９２ａで封止されている。そして、シンチレータが防湿保護材９２ａで封止された状態で、柱状結晶構造８８ａの先端部分と切換フィルタ２８ｂとが密着されている。
　図６Ｂの構成は、第２の放射線変換層２８ｃの第２の放射線検出部７２ｃがＣｓＩ（ＣｓＩ：Ｎａ）の柱状結晶を含むシンチレータである点で、図５Ａの構成とは異なる。
　このシンチレータも、ＣｓＩを真空蒸着法で短冊状の柱状結晶構造８８ｃとして形成したものである。この場合、シンチレータの第２の電荷検出部７０ｃ側の基端部分は、非柱状結晶部分９０ｃとされ、第２の電荷検出部７０ｃと密着している。この場合も、非柱状結晶部分９０ｃを設けることで、第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータと、第２の電荷検出部７０ｃ及び絶縁性基板６８ｃとの密着性を高めることができる。また、非柱状結晶部分９０ｃの空隙率を０％に近づけたり、（例えば、１０μｍ程度にまで）その厚みを薄くすることにより、後述する蛍光９８の反射を抑えることができる。
　柱状結晶構造８８ｃを構成する各柱も、放射線１６の入射方向に沿ってそれぞれ形成され、隣接する各柱の間には、ある程度の隙間が確保されている。また、このシンチレータも、柱状結晶構造８８ｃが湿度に弱く、非柱状結晶部分９０ｃが湿度に特に弱いため、ポリパラキシリレン樹脂からなる光透過性の防湿保護材９２ｃで封止されている。従って、シンチレータが防湿保護材９２ｃで封止された状態で、柱状結晶構造８８ｃの先端部分と切換フィルタ２８ｂとが密着されている。
［第１実施例の構成の詳細］
　次に、図５Ａ～図６Ｂで説明した第１実施例の各構成のうち、代表的に、図６Ｂの構成について、１つの画素６２に拡大して模式的に図示したものを、図７Ａ～図１０を参照しながら、さらに詳しく説明する。
　上述のように、１つの画素６２は、第１の放射線変換層２８ａの一部分と、切換フィルタ２８ｂの一部分と、第２の放射線変換層２８ｃの一部分とを含み構成されている。
　具体的に、１つの画素６２には、第１の放射線検出部７２ａを構成する１つの画素電極７６ａが割り当てられている。なお、図５Ａの説明においても述べたように、例えば、画素電極７６ａは、Ａｕからなり、共通電極７８ａは、ＩＴＯからなる。
　また、第１の電荷検出部７０ａは、絶縁性基板６８ａの第１の放射線検出部７２ａ側の表面に配設されたＴＦＴ８２ａのアレイを有し、１つの画素６２に対して１つのＴＦＴ８２ａが割り当てられている。この場合、絶縁性基板６８ａにＴＦＴ８２ａのアレイを形成すると、該絶縁性基板６８ａの第１の放射線検出部７２ａ側は凹凸状となるので、例えば、四フッ化エチレン樹脂膜による平坦化処理を施して平坦化膜８４ａを形成しておくことが望ましい。
　また、ＴＦＴ８２ａは、前述したゲート線６４ａ及び信号線６６ａ（図２参照）に接続されている。ＴＦＴ８２ａは、ＴＦＴアレイでの放射線１６の吸収を抑制するために、アモルファスシリコン（ａ－Ｓｉ）、アモルファス酸化物（例えば、ａ－ＩＧＺＯ（ＩｎＧａＺｎＯ４））、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等からなる活性層を含み構成されることが好ましい。
　この場合、ａ－Ｓｉは、３００℃程度の基板温度で成膜する必要があるため、ガラス基板を絶縁性基板６８ａとして用いることになる。これに対して、ａ－ＩＧＺＯや有機半導体は、２００℃程度の基板温度の低温プロセスにより成膜することが可能であるため、ポリイミド、アラミド等の樹脂基板を絶縁性基板６８ａとして用いることができ、この結果、可撓性を有するＴＦＴアレイを実現することができる。
　画素電極７６ａ及び共通電極７８ａは、電圧供給部４２と電気的に接続されている。
　一方、第２の電荷検出部７０ｃは、絶縁性基板６８ｃの第２の放射線検出部７２ｃ側の表面に配設されたＴＦＴ８２ｃ及びフォトダイオード８６ｃのアレイを有し、１つの画素６２に対して１つのＴＦＴ８２ｃと１つのフォトダイオード８６ｃとが割り当てられている。この場合も、絶縁性基板６８ｃにＴＦＴ８２ｃ及びフォトダイオード８６ｃのアレイを形成すると、該絶縁性基板６８ｃの第２の放射線検出部７２ｃ側は凹凸状となるので、平坦化膜８４ａと同様の平坦化膜８４ｃを形成しておくことが望ましい。
　また、ＴＦＴ８２ｃは、前述したゲート線６４ｃ及び信号線６６ｃに接続されている。ＴＦＴ８２ｃは、ＴＦＴ８２ａと同様の活性層を含み構成されることが好ましい。さらに、フォトダイオード８６ｃは、例えば、ａ－Ｓｉからなることが好ましい。
　さらに、図７Ａ及び図７Ｂにおいて、第２の放射線検出部７２ｃとしてのＣｓＩ：Ｎａのシンチレータでは、非柱状結晶部分９０ｃが平坦化膜８４ｃを介して第２の電荷検出部７０ｃ及び絶縁性基板６８ｃと密着している。
　このように、第１実施例の放射線変換パネル２８は、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａを含む第１の放射線変換層２８ａと、切換フィルタ２８ｂと、ＣｓＩ：Ｎａの柱状結晶構造８８ｃのシンチレータを含む第２の放射線変換層２８ｃとの積層構造からなる。この放射線変換パネル２８において、図７Ｂに示すように、放射線１６が入射すると、先ず、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して、正電荷９４ａ及び負電荷９６ａの電荷対に変換する。
　また、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａで吸収されなかった放射線１６（の高エネルギー成分）は、共通電極７８ａ及び切換フィルタ２８ｂを透過して第２の放射線検出部７２ｃに到達する。
　第２の放射線検出部７２ｃでは、柱状結晶構造８８ｃ（の発光箇所１００）で放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光９８に変換する。発光箇所１００で発生した蛍光９８の一部（後述する５００ｎｍを超える長波長領域の光（フォトダイオード８６ｃの感度波長領域の光））は、放射線１６の入射方向に略平行に形成された柱状結晶を直線的に伝播して（直進して）フォトダイオード８６ｃに至る。フォトダイオード８６ｃは、蛍光９８の一部を電荷に変換して蓄積する。
　また、発光箇所１００で発生した蛍光９８の他の一部は、切換フィルタ２８ｂの方向に向かって柱状結晶を直進する。
　ここで、フィルタ制御部４０からの制御によって、切換フィルタ２８ｂがａ－Ｓｅの感度波長領域の光（例えば、青色波長領域の光）を含む、例えば、５００ｎｍ以下の短波長領域の光を透過する透過状態に切り換わっている場合について説明する。この場合、切換フィルタ２８ｂに到達した蛍光９８のうち、５００ｎｍ以下の短波長領域の光（透過光）１０２のみが切換フィルタ２８ｂを透過し、５００ｎｍを超える長波長領域の光（反射光）１０４は、第２の電荷検出部７０ｃ側に反射する。
　この結果、反射光１０４は、柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ｃに至り、該フォトダイオード８６ｃは、反射光１０４も電荷に変換して蓄積する。従って、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ｃがオンすると、フォトダイオード８６ｃに蓄積された、放射線１６の高エネルギー成分を反映した蛍光９８及び反射光１０４に応じた電荷がＴＦＴ８２ｃを介して流出し、信号線６６ｃを介して該電荷に応じた電気信号として読出回路部３２に出力することができる。
　一方、切換フィルタ２８ｂを透過した透過光１０２は、ＩＴＯ等の透明電極からなる共通電極７８ａを通過して、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａに至る。透過光１０２は、５００ｎｍ以下の短波長領域の光（ａ－Ｓｅの感度波長領域の光）であるため、半導体層７４ａは、透過光１０２を吸収して正電荷９４ｃ及び負電荷９６ｃの電荷対に変換する。
　各画素電極７６ａ及び共通電極７８ａには、電圧供給部４２の直流電源１０６及びスイッチ１０８が電気的に接続されている。ここで、スイッチ１０８をオンにして、各画素電極７６ａが正極性、共通電極７８ａが負極性となるような直流電圧を直流電源１０６から印加すると、半導体層７４ａに直流電界が発生する。この直流電界に従って、正電荷９４ａ、９４ｃは、負極性の共通電極７８ａ側に移動すると共に、負電荷９６ａ、９６ｃは、正極性の各画素電極７６ａ側に移動する。この結果、第１の電荷検出部７０ａは、各画素電極７６ａを介して負電荷９６ａ、９６ｃを取り出すことが可能となり、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ａがオンすると、信号線６６ａを介して、放射線１６の低エネルギー成分と高エネルギー成分とをそれぞれ反映した負電荷９６ａ、９６ｃに応じた電気信号を読出回路部３２に出力することが可能となる。
　また、半導体層７４ａ内でアバランシェ効果が発生する程度の直流電圧が各画素電極７６ａと共通電極７８ａとの間に印加されると、該アバランシェ効果によって、半導体層７４ａ内の正電荷９４ａ、９４ｃ及び負電荷９６ａ、９６ｃが増幅される。この結果、各画素電極７６ａを介して第１の電荷検出部７０ａ（のＴＦＴ８２ａ）で取り出される電荷数を増大させることができる。
　なお、図５Ｂでは、各画素電極７６ａが正極性、共通電極７８ａが負極性となるように、直流電圧を印加した場合を図示しているが、各画素電極７６ａに負極性及び共通電極７８ａに正極性の直流電圧を印加した場合でも、上記の効果が得られることは勿論である。
　一方、フィルタ制御部４０からの制御によって、切換フィルタ２８ｂが鏡状態に切り換わっている場合、切換フィルタ２８ｂに到達した蛍光９８は、波長領域の違いに関わりなく、全ての光が、反射光１０４として第２の電荷検出部７０ｃ側に反射する。この結果、第２の電荷検出部７０ｃのフォトダイオード８６ｃには、発光箇所１００から柱状結晶を直進してきた蛍光９８に加え、切換フィルタ２８ｂで反射して柱状結晶を直進してきた反射光１０４も入射する。従って、フォトダイオード８６ｃは、蛍光９８及び反射光１０４を電荷に変換して蓄積する。駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ｃがオンすると、フォトダイオード８６ｃに蓄積された、これらの電荷は、ＴＦＴ８２ｃ及び信号線６６ｃを介して、放射線１６の高エネルギー成分を反映した電気信号として読出回路部３２に出力される。
　また、切換フィルタ２８ｂの鏡状態によって、透過光１０２が半導体層７４ａに入射することがないため、第１の電荷検出部７０ａは、半導体層７４ａ内の負電荷９６ａのみを取り出すことになる。従って、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ａがオンすると、信号線６６ａを介して、放射線１６の低エネルギー成分を反映した負電荷９６ａに応じた電気信号が読出回路部３２に出力されることになる。
　次に、切換フィルタ２８ｂの構成について、図８Ａ～図１０を参照しながら詳細に説明する。
　切換フィルタ２８ｂは、放射線１６に対する吸収性が低い部材であり、図８Ａに示すように、放射線１６（図１、図３Ａ～図６Ｂ及び図７Ｂ参照）の入射方向に沿って、透明基材１１０、透明導電膜１１２、イオン貯蔵層１１４、固体電解質層１１６、バッファ層１１８、触媒層１２０及び調光ミラーフイルム層１２２の順に積層して構成される。この場合、透明導電膜１１２と調光ミラーフイルム層１２２とには、フィルタ制御部４０の直流電源１２４及びスイッチ１２６が電気的に接続されている。
　透明基材１１０は、共通電極７８ａ側に配置された切換フィルタ２８ｂの蒸着基板であり、透過光１０２（図７Ｂ及び図８Ｂ参照）を透過可能なガラス基板又はプラスチック基板である。透明導電膜１１２は、透過光１０２を透過可能なＩＴＯからなる透明電極である。イオン貯蔵層１１４は、水素イオン（Ｈ＋）を蓄積可能なＷＯ３からなる薄膜である。固体電解質層１１６は、Ｔａ２Ｏ５からなる薄膜である。バッファ層１１８は、Ａｌの金属膜である。触媒層１２０は、Ｐｄからなる薄膜である。
　調光ミラーフイルム層１２２は、Ｍｇ・Ｎｉ系合金薄膜からなり、スイッチ１２６のオンによる直流電源１２４から透明導電膜１１２及び調光ミラーフイルム層１２２への直流電圧の印加に起因して、ａ－Ｓｅの感度波長領域を含む５００ｎｍ以下の波長の光を透過光１０２として透過させる透明状態（透過状態）、あるいは、蛍光９８を反射光１０４として第２の放射線検出部７２ｃ側に反射させる鏡状態（非透過状態）に切り換わる。なお、調光ミラーフイルム層１２２は、透明状態のときには、５００ｎｍを超える長波長領域の光を反射光１０４として第２の放射線検出部７２ｃ側に反射させる。
　ここで、調光ミラーフイルム層１２２における鏡状態又は透明状態の切り換えについて具体的に説明する。
　調光ミラーフイルム層１２２の表面は、通常、Ｍｇ・Ｎｉ系合金薄膜の金属光沢に起因して、蛍光９８を反射光１０４として第２の放射線検出部７２ｃ側に反射可能な鏡の状態（鏡状態）となっている。
　調光ミラーフイルム層１２２がこのような鏡状態である場合に、図８Ｂに示すように、スイッチ１２６をオンにして、透明導電膜１１２が正極性になると共に調光ミラーフイルム層１２２が負極性になるように、切換フィルタ２８ｂに直流電圧（数Ｖの直流電圧）を印加すると、調光ミラーフイルム層１２２は、鏡状態から透明状態に切り換わる。これは、イオン貯蔵層１１４に蓄えられている水素イオン（Ｈ＋）が、固体電解質層１１６、バッファ層１１８及び触媒層１２０を介して調光ミラーフイルム層１２２に移動することにより、金属状態のＭｇ・Ｎｉ系合金が水素化されて非金属状態になり、透明化するためである。
　このように調光ミラーフイルム層１２２が一旦透明状態になった場合、図９Ａに示すように、スイッチ１２６をオフにして直流電源１２４から切換フィルタ２８ｂへの電圧印加（通電）を停止しても、調光ミラーフイルム層１２２の透明状態は維持される。
　従って、調光ミラーフイルム層１２２が透明状態にある場合には、前述のように、蛍光９８のうち、５００ｎｍ以下の短波長領域の光が透過光１０２として第１の放射線検出部７２ａを透過すると共に、５００ｎｍを超える長波長領域の光が反射光１０４として第２の放射線検出部７２ｃ側に反射されることになる。
　一方、調光ミラーフイルム層１２２が透明状態である場合、図９Ｂに示すように、スイッチ１２６をオンにして、調光ミラーフイルム層１２２が正極性になると共に透明導電膜１１２が負極性となるように、切換フィルタ２８ｂに図８Ｂに示す電圧極性とは逆極性の直流電圧（数Ｖの直流電圧）を印加すると、調光ミラーフイルム層１２２は、透明状態から鏡状態に切り換わる。これは、調光ミラーフイルム層１２２に一旦移動した水素イオンが、前記逆極性の直流電圧の印加に起因して、触媒層１２０、バッファ層１１８及び固体電解質層１１６を介してイオン貯蔵層１１４に戻ることにより、調光ミラーフイルム層１２２が元の金属状態に変化するためである。
　このように調光ミラーフイルム層１２２が鏡状態に戻った場合、図１０に示すように、スイッチ１２６をオフにして直流電源１２４から切換フィルタ２８ｂへの直流電圧の印加を停止しても、調光ミラーフイルム層１２２の鏡状態は維持される。
　従って、調光ミラーフイルム層１２２が鏡状態にある場合には、前述のように、全ての波長領域の蛍光９８が反射光１０４として第２の放射線検出部７２ｃ側に反射される。
　そして、本実施形態では、上記のように放射線１６に対する特性が異なる第１の放射線変換層２８ａと第２の放射線変換層２８ｃとについて、被写体１４に対する放射線撮影における撮影部位や撮影方法等の違いによって、切換フィルタ２８ｂの状態を透明状態又は鏡状態に切り換えるようにしている。
　具体的には、オーダ情報に撮影部位や撮影方法等の情報が含まれているため、フィルタ制御部４０は、オーダ情報の示す撮影部位や撮影方法に従って、切換フィルタ２８ｂを透明状態又は鏡状態に切り換えればよい。
　例えば、被写体１４に対するエネルギーサブトラクション撮影を示すオーダ情報である場合、フィルタ制御部４０は、切換フィルタ２８ｂを鏡状態に切り換える。また、エネルギーサブトラクション撮影以外の通常の放射線撮影（通常撮影）を示すオーダ情報である場合、フィルタ制御部４０は、切換フィルタ２８ｂを透明状態に切り換える。
　従って、放射線撮影システム１２では、フィルタ制御部４０によって切換フィルタ２８ｂの状態が切り換わった後に、オーダ情報に応じた被写体１４に対する適切な放射線撮影を遂行することができる。
［本実施形態（第１実施例）の動作］
　次に、本実施形態に係る放射線撮影装置１０を備えた放射線撮影システム１２の動作について説明する。
　ここでは、第１実施例の放射線変換パネル２８（図３Ａ参照）を有する放射線撮影装置１０であって、放射線変換パネル２８が図７Ａ及び図７Ｂの構成である場合について説明する。
　先ず、コンソール２０（図１参照）の制御処理部５２は、ＲＩＳ２４又はＨＩＳ２６からオーダ情報を取得し、取得したオーダ情報をオーダ情報記憶部５４に記憶する。
　次に、制御処理部５２は、オーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位及び撮影方法や、放射線撮影装置１０及び放射線出力装置１８の情報に基づいて、放射線出力装置１８から被写体１４の撮影部位に放射線１６を照射させるための撮影条件（管電圧、管電流、曝射時間）を設定し、設定した撮影条件とオーダ情報とを撮影条件記憶部５６に記憶する。
　また、制御処理部５２は、オーダ情報に含まれる被写体１４の撮影部位及び撮影方法に基づいて、放射線撮影時の切換フィルタ２８ｂの状態（透明状態又は鏡状態）を決定する。
　例えば、エネルギーサブトラクション撮影を示すオーダ情報であれば、低エネルギー成分に応じた第１の放射線画像と、高エネルギー成分に応じた第２の放射線画像とを取得する必要があり、これらの放射線画像にコンタミネーションが発生することを回避しなければならない。そこで、制御処理部５２は、エネルギーサブトラクション撮影を示すオーダ情報の場合には、切換フィルタ２８ｂを鏡状態に切り換える旨の指示情報を作成して、作成した指示情報を撮影条件記憶部５６に記憶する。
　また、通常撮影を示すオーダ情報であれば、低エネルギー成分や高エネルギー成分を含む高画質の放射線画像の取得が求められているため、制御処理部５２は、切換フィルタ２８ｂを透明状態に切り換える旨の指示情報を作成して、作成した指示情報を撮影条件記憶部５６に記憶する。
　次に、医師又は技師は、被写体１４と撮影台との間に放射線撮影装置１０を挿入した後に、放射線撮影装置１０及び放射線出力装置１８に対する被写体１４の撮影部位のポジショニングを行う。
　この場合、放射線出力装置１８は、コンソール２０に撮影条件等の送信を要求し、制御処理部５２は、通信部５０を介して受信した放射線出力装置１８の送信要求に基づき、撮影条件記憶部５６に記憶された撮影条件を通信部５０を介して無線により放射線出力装置１８に送信する。
　一方、放射線撮影装置１０内において、バッテリ３８からカセッテ制御部３４及び通信部３６に電力が供給されていれば、カセッテ制御部３４は、通信部３６を介してコンソール２０にオーダ情報等の送信を要求する。制御処理部５２は、通信部５０を介して受信したカセッテ制御部３４の送信要求に基づき、撮影条件記憶部５６に記憶されたオーダ情報、撮影条件及び指示情報を、通信部５０を介して無線により放射線撮影装置１０に送信する。カセッテ制御部３４は、通信部３６を介して受信したオーダ情報、撮影条件及び指示情報を画像メモリ４６及び／又はカセッテＩＤメモリ４８に記憶する。
　また、バッテリ３８から各画素６２（を構成するフォトダイオード８６ｃ）にバイアス電圧が供給されることにより、各フォトダイオード８６ｃでは、放射線１６の高エネルギー成分から変換された蛍光９８や反射光１０４を電荷に変換して蓄積可能な状態に至る。
　さらに、バッテリ３８からの電圧供給と、カセッテ制御部３４からの制御とに従って、フィルタ制御部４０は、前記指示情報に基づき、切換フィルタ２８ｂを透明状態又は鏡状態に切り換える。この場合、前記指示情報が鏡状態を指示する情報（エネルギーサブトラクション撮影を示す情報）であれば、フィルタ制御部４０は、該指示情報に基づき、切換フィルタ２８ｂを鏡状態に切り換える。一方、前記指示情報が透明状態を指示する情報（通常撮影を示す情報）であれば、フィルタ制御部４０は、該指示情報に基づき、切換フィルタ２８ｂを透明状態に切り換える。
　そして、被写体１４のポジショニング等の撮影準備が完了したことを前提に、医師又は技師は、図示しない曝射スイッチを投入する。これにより、制御処理部５２は、放射線出力装置１８からの放射線１６の出力の開始と、放射線変換パネル２８における放射線１６の検出及び放射線画像への変換との同期を取ることにより、被写体１４の撮影部位に対する放射線撮影を実行するための同期制御信号を生成する。そして、制御処理部５２は、生成した同期制御信号を通信部５０を介して無線により放射線撮影装置１０及び放射線出力装置１８に送信する。
　これにより、放射線出力装置１８は、同期制御信号を受信すると、前記撮影条件に従って、所定の線量からなる放射線１６を被写体１４の撮影部位に照射する。
　放射線１６が被写体１４の撮影部位を透過して放射線撮影装置１０内の放射線変換パネル２８に至ると、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａでは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して正電荷９４ａ及び負電荷９６ａの電荷対を生成する。半導体層７４ａで吸収されなかった放射線１６の高エネルギー成分は、第２の放射線検出部７２ｃに至る。柱状結晶構造８８ｃは、放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光９８を発生する。
　ここで、切換フィルタ２８ｂが透明状態、すなわち、通常撮影の場合であれば、蛍光９８のうち、ａ－Ｓｅの感度波長領域を含む５００ｎｍ以下の短波長領域の光が、透過光１０２として切換フィルタ２８ｂを透過する。一方、５００ｎｍを超える長波長領域の光は、反射光１０４として反射される。従って、半導体層７４ａでは、入射した透過光１０２を吸収して正電荷９４ｃ及び負電荷９６ｃの電荷対を生成することができる。
　ここで、電圧供給部４２から各画素電極７６ａ及び共通電極７８ａ間に直流電圧が印加されて、半導体層７４ａに直流電界が発生していれば、正電荷９４ａ、９４ｃ及び負電荷９６ａ、９６ｃは、直流電界に従って、各画素電極７６ａ又は共通電極７８ａに移動する。アバランシェ効果を発生させる程度の直流電圧（直流電界）であれば、各正電荷９４ａ、９４ｃ及び各負電荷９６ａ、９６ｃは、アバランシェ効果によって増幅されるので、各画素電極７６ａを介して第１の電荷検出部７０ａで取り出される電荷数を増大させることができる。
　また、第２の電荷検出部７０ｃでは、発光箇所１００で発生し柱状結晶を伝播して（直進して）フォトダイオード８６ｃに至った蛍光９８や、切換フィルタ２８ｂで反射され、柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ｃに至った反射光１０４が、電荷にそれぞれ変換され蓄積される。
　一方、切換フィルタ２８ｂが鏡状態、すなわち、エネルギーサブトラクション撮影の場合であれば、発光箇所１００から柱状結晶を直進して切換フィルタ２８ｂに到達した蛍光９８は、波長領域に関わりなく、全て、反射光１０４として反射される。従って、半導体層７４ａに入射する透過光１０２は発生しない。
　そのため、電圧供給部４２から各画素電極７６ａ及び共通電極７８ａ間に直流電圧が印加された場合、半導体層７４ａでは、該直流電圧に起因して発生する直流電界に従って、正電荷９４ａ及び負電荷９６ａが各画素電極７６ａ又は共通電極７８ａに移動する。また、アバランシェ効果を発生させる程度の直流電圧（直流電界）であれば、正電荷９４ａ及び負電荷９６ａは、アバランシェ効果によって増幅されるので、各画素電極７６ａを介して第１の電荷検出部７０ａで取り出される電荷数を増大させることができる。
　また、第２の電荷検出部７０ｃでは、発光箇所１００で発生し柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ｃに至った蛍光９８や、切換フィルタ２８ｂで反射され、柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ｃに至った反射光１０４が、電荷にそれぞれ変換され蓄積される。
　次に、カセッテ制御部３４は、通信部３６を介して同期制御信号を受信しているので、アドレス信号発生部４４から駆動回路部３０にアドレス信号を供給させることにより、各画素６２に保持された被写体１４の放射線画像である電荷情報を読み出す。
　この場合、駆動回路部３０は、アドレス信号発生部４４から供給されるアドレス信号に従って、先ず、１行目の各画素６２に接続された２本のゲート線６４ａ、６４ｃを介して、該１行目の各画素６２のＴＦＴ８２ａ、８２ｃのゲートに制御信号を供給する。
　一方、読出回路部３２は、駆動回路部３０によって選択されたゲート線６４ａ、６４ｃに接続された１行目の各画素６２に保持された電荷情報である放射線画像を、信号線６６ａ、６６ｃを介して順次読み出す。
　選択されたゲート線６４ａ、６４ｃに接続された１行目の各画素６２から読み出された放射線画像は、読出回路部３２において増幅された後にサンプリングされ、Ａ／Ｄ変換によりデジタル信号に変換される。デジタル信号に変換された放射線画像は、カセッテ制御部３４の画像メモリ４６に一旦記憶される。
　駆動回路部３０は、このような動作を、アドレス信号発生部４４から供給されるアドレス信号に従って、それぞれの行の各画素６２に対して順次行う。これにより、読出回路部３２は、各ゲート線６４ａ、６４ｃに接続されている各画素６２に保持された電荷情報である放射線画像を、信号線６６ａ、６６ｃを介して読み出し、カセッテ制御部３４の画像メモリ４６に記憶させる。
　このようにして、放射線出力装置１８からの放射線１６の照射によって得られた放射線画像が画像メモリ４６に記憶される。
　画像メモリ４６への放射線画像の記憶後、カセッテ制御部３４は、画像メモリ４６に記憶された放射線画像（第１の放射線変換層２８ａから取得した第１の放射線画像、第２の放射線変換層２８ｃから取得した第２の放射線画像）と、カセッテＩＤメモリ４８に記憶されたカセッテＩＤ情報と、指示情報とを、通信部３６を介して無線によりコンソール２０に送信する。
　コンソール２０の制御処理部５２は、通信部５０を介して受信した放射線画像を画像処理部５８に出力し、画像処理部５８に対して、指示情報に応じた適切な放射線画像、すなわち、オーダ情報に応じた医師による読影診断が可能な読影画像を生成するように制御する。
　画像処理部５８は、エネルギーサブトラクション撮影の場合には、第１の放射線画像と第２の放射線画像とを減算するサブトラクション処理を行い、サブトラクション後の画像（サブトラクション画像、読影画像）と、放射線撮影装置１０から送られてきた第１の放射線画像及び第２の放射線画像と、カセッテＩＤ情報と、指示情報とを対応付けて画像メモリ６０に記憶する。
　また、画像処理部５８は、通常撮影の場合には、第１の放射線画像を選択し、選択した第１の放射線画像に対して所定の画像処理を施した後に、画像処理後の第１の放射線画像（読影画像）と、放射線撮影装置１０から送られてきた第１の放射線画像及び第２の放射線画像と、カセッテＩＤ情報と、指示情報とを対応付けて画像メモリ６０に記憶する。
　そして、制御処理部５２は、通信部５０を介して無線により表示装置２２に読影画像を送信し、表示装置２２は、受信した読影画像を表示する。
　医師又は技師は、表示装置２２に表示された読影画像を視認して所望の放射線画像が得られたのであれば、被写体１４をポジショニング状態から解放して、被写体１４に対する撮影を終了させる。一方、表示装置２２に表示された読影画像が所望の放射線画像でなければ、被写体１４に対する再撮影を実行する。
［本実施形態の効果］
　以上説明したように、本実施形態に係る放射線撮影装置１０によれば、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃは、被写体１４に対する通常撮影又はエネルギーサブトラクション撮影のいずれの撮影においても、それぞれ、自己の特性に応じた放射線１６のエネルギー成分を吸収して電荷に変換する。この場合、少なくとも一方の放射線変換層は、間接変換型の放射線変換層であり、放射線１６を蛍光に変換した後に電荷に変換する。
　そして、本実施形態では、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃの間に切換フィルタ２８ｂが介挿されており、放射線撮影装置１０は、通常撮影又はエネルギーサブトラクション撮影に応じて、下記（１）又は（２）の作用及び効果を得ることができる。
　（１）　通常撮影の場合、例えば、図７Ａ～図１０の第１実施例では、切換フィルタ２８ｂが少なくとも蛍光９８の一部（透過光１０２）に対して透過状態であれば、切換フィルタ２８ｂを介して透過光１０２が第１の放射線変換層２８ａに入射する。
　該第１実施例においては、放射線１６の入射方向に沿って、直接変換型の第１の放射線変換層２８ａ、切換フィルタ２８ｂ、及び、間接変換型の第２の放射線変換層２８ｃを順に積層している。そのため、第１の放射線変換層２８ａにおいて通常撮影の放射線画像を得たい場合、該第１の放射線変換層２８ａでは、自己の特性に応じた放射線１６の低エネルギー成分を吸収して得た電荷９４ａ、９６ａに加え、該自己の特性とは異なる放射線１６の高エネルギー成分に応じた透過光１０２を吸収して得た電荷９４ｃ、９６ｃも、通常撮影の放射線画像の形成に使用する。
　これにより、通常撮影に対する第１の放射線変換層２８ａの高感度化が可能になると共に、該通常撮影向けの高画質の放射線画像を取得することができる。
　また、半導体層７４ａにおいて電荷９４ｃ、９６ｃに変換可能な感度波長領域の蛍光９８（透過光１０２）のみを半導体層７４ａに入射させるようにしたので、入射した透過光１０２を半導体層７４ａで効率よく電荷９４ｃ、９６ｃに変換できると共に、該感度波長領域以外の蛍光９８及び反射光１０４を第２の電荷検出部７０ｃのフォトダイオード８６ｃで効率よく電荷に変換させることができる。これにより、第１の放射線変換層２８ａ及び第２の放射線変換層２８ｃにおける各放射線画像のさらなる高画質化を容易に実現することができる。
　（２）　エネルギーサブトラクション撮影の場合、例えば、図７Ａ～図１０の第１実施例では、切換フィルタ２８ｂが蛍光９８に対して鏡状態であれば、該蛍光９８は、切換フィルタ２８ｂで遮光され、第１の放射線変換層２８ａへ透過することができない。
　これにより、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃでそれぞれ得られる放射線画像におけるコンタミネーションの発生を防止することができ、放射線１６の低エネルギー成分に応じた第１の放射線画像と、高エネルギー成分に応じた第２の放射線画像とをそれぞれ得ることができる。従って、これらの放射線画像に対して所定のエネルギーサブトラクション処理を行えば、高画質のサブトラクション画像を取得することができる。
　このように、本実施形態によれば、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃの間に蛍光９８（の透過光１０２）の透過又は非透過を切換可能な切換フィルタ２８ｂを介挿することで、通常撮影及びエネルギーサブトラクション撮影のいずれにも使用可能な放射線撮影装置１０を実現することができる。
　なお、本実施形態では、切換フィルタ２８ｂを鏡状態にしてエネルギーサブトラクション撮影を行うことにより、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃで２枚の放射線画像を得ることができる。また、本実施形態では、切換フィルタ２８ｂを透明状態にして通常撮影を行うことにより、２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃで２枚の放射線画像を得ることができる。従って、同一の被写体１４に対して１回のエネルギーサブトラクション撮影と、１回の通常撮影とを行えば、合計で４枚の画像を取得することができる。従って、これら４枚の画像を用いて、サブトラクション処理を適宜行うことにより、医師による読影診断に適したサブトラクション画像を得ることも可能となる。
　また、第２の放射線検出部７２ｃがＣｓＩの柱状結晶を含むシンチレータであれば、上述した各効果を容易に得ることができる。しかも、ＣｓＩの柱状結晶であれば、青色波長領域や５００ｎｍ以上の長波長領域を含む、広範囲の波長領域の蛍光９８を発生することができる。
　さらに、第１の放射線検出部７２ａは、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａを含み構成され、第２の放射線検出部７２ｃがａ－ＳｅよりもＫエッジの大きな蛍光体からなるＣｓＩの柱状結晶のシンチレータであれば、半導体層７４ａが放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷に直接変換する一方で、シンチレータが放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光に変換することになるので、コンタミネーションの抑制された第１の放射線画像及び第２の放射線画像を確実に取得することができる。
　このように、図７Ａ～図１０の第１実施例では、半導体層７４ａとシンチレータとのいわゆるハイブリッド構成を採用して、放射線１６の低エネルギー成分や高エネルギー成分を効率よく電荷に変換することができるので、通常撮影において、第１の放射線変換層２８ａでは、放射線１６の低エネルギー成分に加え、高エネルギー成分も含む放射線画像を形成することが可能になる。
　また、ａ－Ｓｅは、主として、５００ｎｍ以下の青色波長領域の光を電荷に変換することが可能であるため、シンチレータが少なくとも５００ｎｍ以下、より好ましくは、青色波長領域を含む蛍光９８を発生するような蛍光体であれば、該青色波長領域の蛍光９８としての透過光１０２をａ－Ｓｅの半導体層７４ａに入射させることにより、半導体層７４ａにおいて青色波長領域の透過光１０２を電荷に効率よく光電変換させることができる。
　特に、第１の放射線検出部７２ａがａ－Ｓｅの半導体層７４ａを有する場合には、切換フィルタ２８ｂの存在は効果的である。
　切換フィルタ２８ｂが鏡状態の場合、第１の放射線変換層２８ａで得られる第１の放射線画像は、例えば、６０％の（低い管電圧に応じた）低エネルギー成分と、３０％の（中程度の管電圧に応じた）中エネルギー成分と、１０％の（高い管電圧に応じた）高エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となる。第２の放射線変換層２８ｃで得られる第２の放射線画像は、例えば、１０％の低エネルギー成分と、３０％の中エネルギー成分と、６０％の高エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となる。これらの２つの画像に対して、高圧成分に対するサブトラクション処理を施すと、得られるサブトラクション画像は、例えば、５８．３％程度の低エネルギー成分と、２５％程度の中エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となる。
　これに対して、切換フィルタ２８ｂが透明状態の場合、第１の放射線変換層２８ａで得られる第１の放射線画像は、例えば、５０％の低エネルギー成分と、４０％の中エネルギー成分と、１０％の高エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となる。第２の放射線変換層２８ｃで得られる第２の放射線画像は、例えば、１０％の低エネルギー成分と、３０％の中エネルギー成分と、６０％の高エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となる。これらの２つの画像に対して、高圧成分に対するサブトラクション処理を施せば、得られるサブトラクション画像は、例えば、４８．３％程度の低エネルギー成分と、３５％程度の中エネルギー成分との各寄与率で構成される画像となり、中圧成分の寄与率が高い画像となる。この結果、被写体１４の軟部組織がくっきり見えない画像となる可能性がある。
　従って、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａを有する放射線撮影装置１０においては、切換フィルタ２８ｂを鏡状態にしてエネルギーサブトラクション撮影を行うことにより、撮影部位（例えば、軟部組織）がくっきりと見える読影画像を取得することが可能となる。
　また、本実施形態において、切換フィルタ２８ｂは、オーダ情報に応じた指示情報に従って、透明状態又は鏡状態に切換可能なダイクロイックフィルタであるため、オーダ情報が要求する放射線画像（通常撮影の放射線画像、サブトラクション画像）を確実に取得することが可能となる。
　さらに、本実施形態では下記の効果も得られる。
　前述のように、通常撮影において、第１の放射線検出部７２ａは、放射線１６を電荷９４ａ、９６ａに直接変換すると共に、入射した蛍光９８の一部である透過光１０２も、電荷９４ｃ、９６ｃに変換する。そのため、第１の放射線変換層２８ａは、これらの電荷９４ａ、９４ｃ、９６ａ、９６ｃを第１の放射線画像の形成に使用することになる。
　これにより、第１の放射線変換層２８ａを構成する第１の放射線検出部７２ａを厚くすることなく、該第１の放射線検出部７２ａの感度を高めて、第１の放射線変換層２８ａで高画質の放射線画像を取得することが可能になる。このように、本実施形態（の第１実施例）では、第１の放射線検出部７２ａを厚くする必要がないので、第１の放射線変換層２８ａを含めた放射線撮影装置１０の歩留まりの向上を実現することができる。
　また、通常撮影の際、第１の放射線変換層２８ａでは、放射線１６の低エネルギー成分に加え、高エネルギー成分も含む第１の放射線画像を形成することが可能である。そのため、胸部や腹部の放射線撮影等の一般撮影向けの放射線画像や、マンモ、軟部組織又は腫瘍向けの低エネルギー成分の放射線画像の高画質化を容易に実現することができると共に、半導体層７４ａの厚膜化を回避することができる。
　すなわち、半導体層７４ａでは、放射線１６の低エネルギー成分を吸収して電荷９４ａ、９６ａに変換すると共に、高エネルギー成分に応じた透過光１０２を電荷９４ｃ、９６ｃに変換するため、第１の電荷検出部７０ａは、高エネルギー成分も反映した放射線画像を形成することができる。このように、第１の電荷検出部７０ａが高感度化されて、高画質の第１の放射線画像を容易に取得することができることにより、実質的に、厚膜の半導体層７４ａの場合と略同等の放射線画像を得ることができる。
　なお、第２の放射線変換層２８ｃにおいては、高エネルギー成分を含む放射線画像を形成することができるため、一般撮影向けの放射線画像や、骨部の放射線画像を形成することが可能である。
　そして、低エネルギー成分側にＫエッジが存在するａ－Ｓｅの半導体層７４ａと、ａ－Ｓｅよりも高エネルギー成分側にＫエッジが存在するＣｓＩの柱状結晶のシンチレータを用いた第２の放射線検出部７２ｃとの組み合わせにより、上記の各効果が容易に得られる。
　例えば、マンモ撮影用のａ－Ｓｅの半導体層を用いた従来の放射線変換パネルの場合、管電圧が２８ｋＶにおいて、半導体層の厚みが２００μｍ程度となるが、第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータで発生した蛍光９８の一部を透過光１０２として半導体層７４に入射させて、第１の放射線変換層２８ａの感度向上を図ることにより、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａの厚みを２００μｍ以下にすることが可能である。
　また、ａ－Ｓｅは、図１１に示すように、５００ｎｍ以下の短波長領域において量子効率が高く、ａ－Ｓｅの半導体層７４内の直流電界を大きくすれば、量子効率を高めることができる。つまり、ａ－Ｓｅの半導体層７４は、青色波長領域を含む５００ｎｍ以下の短波長領域を感度波長領域としている。
　従って、シンチレータは、少なくとも、青色波長領域の蛍光９８を発生する蛍光体であれば、該青色波長領域の蛍光９８（透過光１０２）をａ－Ｓｅの半導体層７４ａに入射させることにより、該半導体層７４ａにおいて青色波長領域の蛍光９８を電荷９４ｃ、９６ｃに効率よく光電変換させることができる。
　このような効果を得るため、本実施形態では、第２の放射線検出部７２ｃに用いるシンチレータとして、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣａＷＯ４、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ若しくはＣｌ）、又は、ＬａＯＢｒ：Ｔｍ等を採用可能である。
　図１２は、これらのシンチレータのうち、代表的に、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣａＷＯ４、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ、ＹＴａＯ４：Ｎｂにおける、発生した蛍光９８の波長と、その規格化強度（シンチレータで発生した蛍光９８の最大強度を１．０に規格化したときの値）との関係を示す。これらのシンチレータのうち、特に、ＣｓＩ：Ｎａは、５００ｎｍ以下の青色波長領域や、５００ｎｍを超える長波長領域も含む、広範囲の波長領域の蛍光９８を発生可能である。
　従って、ＣｓＩ：Ｎａからなるシンチレータを第２の放射線検出部７２ｃに用いた場合、青色波長領域の蛍光９８（透過光１０２）をａ－Ｓｅの半導体層７４ａで電荷９４ｃ、９６ｃに光電変換させると共に、長波長領域の蛍光９８（及び反射光１０４）を第２の電荷検出部７０ｃのフォトダイオード８６ｃにおいて、電荷に光電変換させることが可能となる。
　この結果、第１の放射線変換層２８ａ及び第２の放射線変換層２８ｃにおける光電変換を効率よく行うことができ、第１の放射線変換層２８ａ及び第２の放射線変換層２８ｃで取得される各放射線画像の高画質化を容易に実現することができる。
　また、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａが放射線１６の入射側に配置され、その背後に第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータが配置されていれば、ａ－Ｓｅで軟Ｘ線を吸収して透過Ｘ線を硬くすることができる。これにより、半導体層７４ａとシンチレータとの間にガラス（ガラス製の絶縁性基板６８ａ、６８ｃ）が介挿されていても、該ガラスでの放射線１６の吸収を抑制することができる。この結果、ＣｓＩ系、ＢａＦＸ系（ＸはＢｒ又はＣｌ）、ＧＯＳ等のシンチレータにおいて、放射線吸収率を低下させることなく、硬いＸ線を確実に吸収することができる。これらのシンチレータは、硬いＸ線程、蛍光９８の発光強度が大きくなる傾向があるので、ａ－Ｓｅで軟Ｘ線を積極的に吸収させることで、シンチレータでの放射線吸収率を向上させることができる。
　なお、本実施形態では、上述のように、エネルギーサブトラクション撮影においては、コンタミネーションの発生を防止するために、切換フィルタ２８ｂを鏡状態にしている。
　但し、切換フィルタ２８ｂは、鏡状態と透明状態とに切換可能な調光ミラーであるため、例えば、透明状態については、下記のように変更してもよい。
　すなわち、切換フィルタ２８ｂは、第２の放射線検出部７２ｃに用いられるシンチレータの種類に応じて、下記のように機能させてもよい。
　ＣｓＩの柱状結晶のシンチレータを用いた場合、切換フィルタ２８ｂは、前述のように、５００ｎｍ以下の波長の蛍光９８を透過光１０２として透過させ、５００ｎｍを超える波長の蛍光９８を反射光１０４として反射させるダイクロイックフィルタとして機能させてもよい。これにより、透過光１０２は、半導体層７４ａにおいて電荷９４ｃ、９６ｃに変換されると共に、反射光１０４は、柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ｃに至る光ガイド効果により、該フォトダイオード８６ｃにて受光され電荷に変換される。この結果、高画質の第１の放射線画像が得られると共に、画像ボケのない第２の放射線画像が得られる。
　一方、ＧＯＳ等の粒状のシンチレータを用いた場合、切換フィルタ２８ｂ又は共通電極７８ａは、５００ｎｍ以下の波長の蛍光９８を透過光１０２として透過させ、５００ｎｍを超える波長の蛍光９８を吸収する吸収フィルタとして機能させてもよい。これにより、透過光１０２は、半導体層７４ａにおいて電荷９４ｃ、９６ｃに変換されると共に、切換フィルタ２８ｂでの反射に起因したシンチレータの粒子での光散乱の発生を抑制することができる。この場合でも、高画質の第１の放射線画像が得られると共に、画像ボケのない第２の放射線画像が得られる。
　また、第１の放射線検出部７２ａは、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａと、複数の画素電極７６ａと、共通電極７８ａとから構成されている。この場合、各画素電極７６ａと共通電極７８ａとの間に直流電圧を印加することにより、半導体層７４ａに発生した正電荷９４ａ、９４ｃ又は負電荷９６ａ、９６ｃを、各画素電極７６ａを介して第１の電荷検出部７０ａで取り出し可能である。
　この場合、比較的低い直流電界では、第１の電荷検出部７０ａとしては、単に、放射線１６の照射によってａ－Ｓｅの半導体層７４ａ内で発生する正電荷９４ａ、９４ｃ又は負電荷９６ａ、９６ｃを取り出すだけの機能を有するに過ぎないが、高い直流電界では、電荷９４ａ、９４ｃ、９６ａ、９６ｃがａ－Ｓｅの半導体層７４ａ内を走行中に、アバランシェ効果によるキャリア増倍によって、各画素電極７６ａを介して第１の電荷検出部７０ａで取り出される電荷数を容易に増大させることができる。
　このような電荷数の増倍効果を得ようとするためには、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａの厚みを薄くすればよい。すなわち、ａ－Ｓｅの半導体層７４ａの厚みが薄ければ、各画素電極７６ａと共通電極７８ａとの間に直流電圧を印加した際に、該半導体層７４ａに発生する直流電界が大きくなり、アバランシェ効果による電荷増倍作用が得られやすくなるからである。
　このように、半導体層７４ａを薄膜化すれば、第１の電荷検出部７０ａが高感度化されるため、高画質の第１の放射線画像を容易に取得することができる。従って、半導体層７４ａの厚みを薄くすれば、実質的に、厚膜の半導体層７４ａと略同等の放射線吸収率及び放射線画像を得ることができる。
　また、各画素電極７６ａは、半導体層７４ａにおける第１の電荷検出部７０ａ側に形成されると共に、共通電極７８ａは、半導体層７４ａにおける第１の電荷検出部７０ａ側とは反対側に形成されているため、各画素電極７６ａを介して画素６２毎に正電荷９４ａ、９４ｃ又は負電荷９６ａ、９６ｃを容易に且つ精度よく取り出すことができる。
　さらに、共通電極７８ａが半導体層７４ａにおける第２の放射線変換層２８ｃ側に形成される場合に、共通電極７８ａが蛍光９８の一部を透過光１０２として透過可能なＩＴＯ等の透明電極であれば、半導体層７４ａにより多くの光量の透過光１０２を入射させることができる。
［本実施形態の変形例］
　次に、本実施形態に係る放射線撮影装置１０の変形例について、図１３Ａ及び図１３Ｂを参照しながら説明する。なお、以下の説明では、これまでに説明した構成要素と同じ構成要素については、同じ参照符号を付けて、その詳細な説明を省略する。
　図１３Ａは、第１実施例の放射線変換パネル２８（図３Ａ参照）のうち、図６Ａの構成を１つの画素６２について拡大して図示したものである。
　この場合、第１の電荷検出部７０ａは、絶縁性基板６８ａの第１の放射線検出部７２ａ側の表面に配設されたＴＦＴ８２ａ及びフォトダイオード８６ａのアレイを有し、１つの画素６２に対して１つのＴＦＴ８２ａと１つのフォトダイオード８６ａとが割り当てられている。この場合も、絶縁性基板６８ａにＴＦＴ８２ａ及びフォトダイオード８６ａのアレイを形成すると、該絶縁性基板６８ａの第１の放射線検出部７２ａ側は凹凸状となるので、平坦化膜８４ａを形成しておくことが望ましい。
　また、ＴＦＴ８２ａは、前述したゲート線６４ａ及び信号線６６ａに接続されている。ＴＦＴ８２ａは、図７Ａの場合と同様に、ＴＦＴアレイでの放射線１６の吸収を抑制するために、ａ－Ｓｉ、ａ－ＩＧＺＯ等のアモルファス酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等からなる活性層を含み構成されることが好ましい。フォトダイオード８６ａについても、放射線１６の吸収を抑制するために、ａ－Ｓｉからなることが好ましい。
　このような放射線変換パネル２８について、フィルタ制御部４０からの制御によって、切換フィルタ２８ｂが鏡状態になっている場合（図１３Ａ参照）と、切換フィルタ２８ｂが透明状態になっている場合（図１３Ｂ参照）とにおける放射線撮影について説明する。すなわち、図１３Ａは、エネルギーサブトラクション撮影の場合を図示したものであり、図１３Ｂは、通常撮影を図示したものである。
　図１３Ａのエネルギーサブトラクション撮影において、放射線１６が入射すると、先ず、第１の放射線検出部７２ａにおけるＣｓＩのシンチレータでは、柱状結晶構造８８ａ（の発光箇所１５０）で放射線１６の低エネルギー成分が吸収され蛍光１５２に変換される。発光箇所１５０で発生した蛍光１５２の一部（フォトダイオード８６ａの感度波長領域の光）は、放射線１６の入射方向に略平行に形成された柱状結晶を直線的に伝播して（直進して）フォトダイオード８６ａに至り、該フォトダイオード８６ａは、蛍光１５２の一部を電荷に変換して蓄積する。
　この場合、切換フィルタ２８ｂが鏡状態であるため、発光箇所１５０で発生した蛍光１５２の他の一部（主としてフォトダイオード８６ｃの感度波長領域の光）は、柱状結晶を直進して切換フィルタ２８ｂに到達しても反射され、反射光１５４として柱状結晶を絶縁性基板６８ａの方向に直進し、フォトダイオード８６ａに至る。従って、フォトダイオード８６ａは、反射光１５４も電荷に変換して蓄積する。
　この結果、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ａがオンすると、フォトダイオード８６ａに蓄積された、放射線１６の低エネルギー成分を反映した蛍光１５２及び反射光１５４に応じた電荷がＴＦＴ８２ａを介して流出し、信号線６６ａを介して該電荷に応じた電気信号として読出回路部３２に出力することができる。
　また、第２の放射線検出部７２ｃでは、シンチレータで放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光９８に変換する。発光箇所１００で発生した蛍光９８の一部（フォトダイオード８６ｃの感度波長領域の光）は、フォトダイオード８６ｃに至り、該フォトダイオード８６ｃは、蛍光９８の一部を電荷に変換して蓄積する。また、発光箇所１００で発生した蛍光９８の他の一部（主としてフォトダイオード８６ａの感度波長領域の光）は、切換フィルタ２８ｂの方向に向かって進行するが、切換フィルタ２８ｂが鏡状態にあるため、当該蛍光９８は、切換フィルタ２８ｂで反射される。この結果、反射光１０４は、フォトダイオード８６ｃに至り、該フォトダイオード８６ｃは、反射光１０４も電荷に変換して蓄積する。
　従って、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ｃがオンすると、フォトダイオード８６ｃに蓄積された、放射線１６の高エネルギー成分を反映した蛍光９８及び反射光１０４に応じた電荷がＴＦＴ８２ｃを介して流出し、信号線６６ｃを介して該電荷に応じた電気信号として読出回路部３２に出力することができる。
　このように切換フィルタ２８ｂを鏡状態にすれば、第１の放射線変換層２８ａにおいて放射線１６の低エネルギー成分を反映した第１の放射線画像が得られると共に、第２の放射線変換層２８ｃにおいて放射線１６の高エネルギー成分を反映した第２の放射線画像が得られる。しかも、これらの放射線画像は、コンタミネーションが防止された画像であるので、これらの画像に対してエネルギーサブトラクション処理を施せば、高画質の放射線画像が得られる。従って、図１３Ａの場合でも、前述した図７Ａ～図１０の構成と同様の効果が得られる。
　一方、図１３Ｂの通常撮影において、放射線１６が入射すると、第１の放射線検出部７２ａにおけるＣｓＩのシンチレータでは、柱状結晶構造８８ａの発光箇所１５０で放射線１６の低エネルギー成分が吸収され蛍光１５２に変換され、その一部は、柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ａに至り電荷に変換される。また、蛍光１５２の他の一部は、柱状結晶を直進し、透明状態の切換フィルタ２８ｂを透過して透過光１５６として、第２の放射線検出部７２ｃに入射する。これにより、透過光１５６は、フォトダイオード８６ｃに至り電荷に変換される。
　また、第２の放射線検出部７２ｃでは、シンチレータで放射線１６の高エネルギー成分を吸収して蛍光９８に変換し、発光箇所１００で発生した蛍光９８の一部は、フォトダイオード８６ｃに至り電荷に変換される。また、発光箇所１００で発生した蛍光９８の他の一部は、透明状態の切換フィルタ２８ｂを透過して、透過光１０２として、第１の放射線検出部７２ａに至る。透過光１０２は、ＣｓＩの柱状結晶を直進してフォトダイオード８６ａに至り電荷に変換される。
　従って、第１の電荷検出部７０ａのフォトダイオード８６ａには、放射線１６の低エネルギー成分を反映した（蛍光１５２に応じた）電荷と、高エネルギー成分を反映した（透過光１０２に応じた）電荷とが蓄積され、一方で、第２の電荷検出部７０ｃのフォトダイオード８６ｃには、放射線１６の高エネルギー成分を反映した（蛍光９８に応じた）電荷と、低エネルギー成分を反映した（透過光１５６に応じた）電荷とが蓄積される。
　この結果、駆動回路部３０からの制御信号によってＴＦＴ８２ａ、８２ｃがそれぞれオンすると、フォトダイオード８６ａ、８６ｃに蓄積された放射線１６の高エネルギー成分及び低エネルギー成分を反映した電荷がＴＦＴ８２ａ、８２ｃを介してそれぞれ流出し、信号線６６ａ、６６ｃを介して電気信号として読出回路部３２に出力される。
　このように切換フィルタ２８ｂを透明状態にすれば、各放射線変換層２８ａ、２８ｃにおいて、放射線１６の低エネルギー成分及び高エネルギー成分を反映した放射線画像が得られるため、いずれの画像も通常撮影向けの放射線画像として取得することができる。
　なお、第２の放射線検出部７２ｃのシンチレータは、柱状結晶のシンチレータと比較して、シンチレータ内の蛍光物質（粒子）で蛍光９８及び透過光１５６の散乱等が発生しやすいため、散乱した光がフォトダイオード８６ｃに入射すると、第２の放射線画像の画像ボケの原因になる可能性がある。そのため、通常撮影向けの放射線画像としては、第１の放射線変換層２８ａで取得される第１の放射線画像を選択することが望ましい。そのためには、例えば、切換フィルタ２８ｂが透明状態において、透過光１０２の波長領域の光のみ透過させるダイクロイックフィルタであることが望ましい。
　また、本実施形態では、主として、図６Ａ及び図６Ｂの第１実施例の構成について、放射線変換パネル２８（を含む放射線撮影装置１０）の構成、動作及び効果を詳細に説明してきたが、図５Ａ及び図５Ｂに示す第１実施例の他の構成についても、第１の放射線検出部７２ａ及び第２の放射線検出部７２ｃがＣａＷＯ４等の柱状結晶を有しないシンチレータであったり、あるいは、第２の放射線検出部７２ｃがＣａＷＯ４等の柱状結晶を有しないシンチレータである点以外は、図６Ａ又は図６Ｂの構成と同様であるため、共通する箇所については、同様の効果が得られることは勿論である。
　また、図３Ｂ～図４Ｂの第２～第４実施例についても、上述した第１実施例の構成要素を用いることにより、同様の効果が得られることは勿論である。
　なお、上記の説明では、主として、放射線１６のエネルギーに対する吸収特性が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃ（放射線１６を吸収して電荷を発生するフォトコンダクタ層）を具備する放射線撮影装置１０について説明した。
　本実施形態は、上記の説明に限定されることはなく、構造が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃ、あるいは、放射線１６の変換方式が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃを具備する放射線撮影装置に対しても適用可能である。このような特性が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃであっても、放射線１６のエネルギーに対する吸収特性が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃでの上述した各効果と同様の効果が得られる。
　ここで、構造が互いに異なる２つの放射線変換層２８ａ、２８ｃとは、いずれも間接変換型の放射線変換層であって、一方の放射線変換層のシンチレータが柱状結晶を含むシンチレータであり、他方の放射線変換層のシンチレータが粒状の蛍光物質を含むシンチレータである場合をいう。また、放射線１６の変換方式が互いに異なる放射線変換層とは、一方の放射線変換層が間接変換型の放射線変換層であり、他方の放射線変換層が直接変換型の放射線変換層である場合をいう。
　前述のように、放射線１６の入射側の放射線変換層２８ａは、放射線１６の低エネルギー成分の吸収に優れ（高エネルギー成分の吸収が少なく）、一方で、放射線１６の入射方向に沿って遠位の放射線変換層２８ｃは、放射線１６の高エネルギー成分の吸収に優れていることが望ましい。また、エネルギーサブトラクション撮影では、放射線１６の低エネルギー成分に応じた放射線画像が高画質（高解像度）の画像であることが要求されている。
　従って、放射線１６の入射側の放射線変換層２８ａを、柱状結晶のシンチレータを含む放射線変換層、又は、直接変換型の放射線変換層とすれば、当該入射側の放射線変換層２８ａにおいて、高解像度の画像を取得することが可能となる。
　なお、本発明は、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなく、種々の構成を採り得ることは勿論である。

Claims (13)

  1. 　放射線（１６）の入射方向に沿って２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）が積層された放射線撮影装置（１０）において、
    　前記２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）は、特性が互いに異なる放射線変換層であると共に、少なくとも一方の放射線変換層は、前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）に変換し、変換した蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）を電荷に変換可能な間接変換型の放射線変換層であり、
    　前記２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）の間には、少なくとも前記蛍光（１０２、１５６）の透過又は非透過を切換可能な切換フィルタ（２８ｂ）が介挿されていることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　請求項１記載の装置（１０）において、
    　前記２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）は、それぞれ、前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）に変換するシンチレータと、前記蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）を前記電荷に変換する電荷検出部（７０ａ、７０ｃ）とを有する間接変換型の放射線変換層であり、
    　いずれか一方の放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）のシンチレータは、前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）に変換可能な柱状結晶を含むシンチレータであることを特徴とする放射線撮影装置。
  3. 　請求項２記載の装置（１０）において、
    　前記放射線（１６）の入射側に配置される放射線変換層（２８ａ）は、前記放射線（１６）の低エネルギー成分を吸収可能な柱状結晶を含むシンチレータを有する放射線変換層であることを特徴とする放射線撮影装置。
  4. 　請求項２又は３記載の装置（１０）において、
    　前記柱状結晶は、ＣｓＩの柱状結晶であることを特徴とする放射線撮影装置。
  5. 　請求項１記載の装置（１０）において、
    　前記放射線（１６）の入射方向に沿って、直接変換型の第１の放射線変換層（２８ａ）、前記切換フィルタ（２８ｂ）、及び、間接変換型の第２の放射線変換層（２８ｃ）が順に積層され、
    　前記第１の放射線変換層（２８ａ）は、前記放射線（１６）を電荷（９４ａ、９６ａ）に直接変換する第１の放射線検出部（７２ａ）と、該第１の放射線変換部（７２ａ）から電荷（９４ａ、９６ａ、９４ｃ、９６ｃ）を取り出す第１の電荷検出部（７０ａ）とを有し、
    　前記第２の放射線変換層（２８ｃ）は、前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４）に変換する第２の放射線検出部（７２ｃ）と、前記蛍光（９８、１０４）を電荷に変換する第２の電荷検出部（７０ｃ）とを有することを特徴とする放射線撮影装置。
  6. 　請求項５記載の装置（１０）において、
    　前記第１の放射線検出部（７２ａ）は、前記放射線（１６）を電荷（９４ａ、９６ａ）に直接変換するセレンからなる半導体層（７４ａ）を含み構成され、
    　前記第２の放射線検出部（７２ｃ）は、前記放射線（１６）を前記蛍光（９８、１０２、１０４）に変換し且つ前記セレンよりもＫエッジの大きな蛍光体からなるシンチレータであることを特徴とする放射線撮影装置。
  7. 　請求項６記載の装置（１０）において、
    　前記シンチレータは、少なくとも５００ｎｍ以下の蛍光（１０２）を発生することを特徴とする放射線撮影装置。
  8. 　請求項７記載の装置（１０）において、
    　前記シンチレータは、青色波長領域を含む蛍光（１０２）を発生することを特徴とする放射線撮影装置。
  9. 　請求項１～８のいずれか１項に記載の装置（１０）において、
    　前記切換フィルタ（２８ｂ）は、被写体（１４）に対する放射線撮影に関わる撮影オーダに基づいて、少なくとも前記蛍光（１０２、１５６）を透過させる透明状態、又は、該蛍光（１０２、１５６）を発生した放射線変換層側に前記蛍光（１０２、１５６）を反射させる鏡状態に切換可能なダイクロイックフィルタであることを特徴とする放射線画像撮影装置。
  10. 　請求項９記載の装置（１０）において、
    　前記切換フィルタ（２８ｂ）は、前記被写体（１４）に対する通常撮影を含む撮影オーダである場合に前記透明状態に切り換わり、一方で、前記被写体（１４）に対するエネルギーサブトラクション撮影を含む撮影オーダである場合に前記鏡状態に切り換わることを特徴とする放射線撮影装置。
  11. 　請求項１～１０のいずれか１項に記載の装置（１０）において、
    　前記特性が互いに異なる放射線変換層とは、前記放射線（１６）のエネルギーに対する吸収特性が互いに異なる放射線変換層であるか、構造が互いに異なる放射線変換層であるか、又は、前記放射線（１６）の変換方式が互いに異なる放射線変換層であることを特徴とする放射線撮影装置。
  12. 　請求項１１記載の装置（１０）において、
    　前記構造が互いに異なる前記２つの放射線変換層（２８ａ、２８ｃ）は、いずれも、前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）に変換するシンチレータと、前記蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）を電荷に変換する電荷検出部（７０ａ、７０ｃ）とを有する間接変換型の放射線変換層であり、
    　一方の放射線変換層のシンチレータは、柱状結晶を含むシンチレータであり、
    　他方の放射線変換層のシンチレータは、粒状の蛍光物質を含むシンチレータであることを特徴とする放射線撮影装置。
  13. 　請求項１１記載の装置（１０）において、
    　前記放射線（１６）の変換方式が互いに異なる放射線変換層とは、一方の放射線変換層が前記放射線（１６）を電荷（９４ａ、９６ａ）に直接変換可能な直接変換型の放射線変換層であり、他方の放射線変換層が前記放射線（１６）を蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）に変換し、変換した蛍光（９８、１０２、１０４、１５２、１５４、１５６）を電荷に変換可能な間接変換型の放射線変換層であることを特徴とする放射線撮影装置。
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