WO2012056950A1

WO2012056950A1 - 放射線検出器および放射線画像撮影装置

Info

Publication number: WO2012056950A1
Application number: PCT/JP2011/073966
Authority: WO
Inventors: 中津川　晴康; 大田　恭義; 西納　直行; 岩切　直人
Original assignee: 富士フイルム株式会社
Priority date: 2010-10-26
Filing date: 2011-10-18
Publication date: 2012-05-03

Abstract

　より確実に放射線の照射状態を検出することができる放射線検出器および放射線画像撮影装置を提供する。電子カセッテの放射線検出器の撮影領域に対し、複数の検出用画素を撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように配置する。

Description

放射線検出器および放射線画像撮影装置

　本願は２０１０年１０月２６日出願の日本出願第２０１０－２４００７８号の優先権を主張すると共に、その全文を参照により本明細書に援用する。
　本発明は、放射線検出器および放射線画像撮影装置に係り、特に、撮影対象部位を透過した放射線により示される放射線画像を取得する放射線検出器および放射線画像撮影装置に関する。

　近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いて、照射された放射線により表わされる放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が実用化されている。なお、この放射線画像撮影装置に用いられる放射線検出器には、放射線を変換する方式として、放射線をシンチレータで光に変換した後にフォトダイオード等の半導体層で電荷に変換する間接変換方式や、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式等があり、各方式でも半導体層に使用可能な材料が種々存在する。

　ところで、この種の放射線画像撮影装置では、当該放射線画像撮影装置自身によって放射線の照射開始や照射停止、照射量等を検出することができれば、放射線画像撮影装置および放射線源等を統括的に制御する撮影制御装置と放射線源との接続を行う必要がなくなるため、システム構成を簡略化したり、撮影制御装置による制御を簡略化したりするうえで好ましい。

　この種の放射線の照射状態を検出することのできる放射線画像撮影装置に関する技術として、特開２００４－２５１８９２号公報には、基板と、前記基板上にマトリクス状に配設された放射線を電気信号に変換する複数の第１の半導体変換素子と、前記複数の第１の半導体変換素子の各々に接続されたスイッチ素子と、を備えた変換部と、前記変換部内に入射した放射線の照射を検出するために前記基板上に配設された放射線を電気信号に変換する複数の第２の半導体変換素子と、前記複数の第１の半導体変換素子の各々に接続され、かつ複数のプリント配線基板が接続される配線と、を有し、前記第２の半導体変換素子は、前記複数のプリント配線基板から選択された少なくとも１個の特定プリント配線基板に接続される前記第１の半導体変換素子が集合して配置された領域内に集合して配置されていることを特徴とする放射線撮像装置が開示されている。

　ところで、特開２００４－２５１８９２号公報に開示されている技術のように、放射線の照射を検出する放射線検出用画素（特開２００４－２５１８９２号公報では、第２の半導体変換素子）を放射線画像の撮影領域内に設ける場合、当該放射線検出用画素による検出感度を向上させるために、複数の放射線検出用画素により検出された放射線量を合算して用いる形態が考えられる。

　しかしながら、この形態では、複数の放射線検出用画素により検出された放射線量を合算して用いるため、撮影条件によっては合算により得られた放射線量が、想定している上限量以上となることによって飽和してしまい、放射線の照射状態を検出できない場合がある。

　すなわち、例えば、一例として図２０Ａに示すように、放射線の照射が終了するまで上記合算により得られた放射線量が飽和しない場合には放射線の照射終了を精度よく検出することができる。しかし、一例として図２０Ｂに示すように、放射線の照射が終了する前に上記合算により得られた放射線量が飽和してしまう場合には、放射線の照射終了を検出することができない。

　本発明は上記を考慮してなされたものであり、より確実に放射線の照射状態を検出することができる放射線検出器および放射線画像撮影装置を提供する。

　本発明の第一の態様は放射線検出器であって、放射線画像の撮影領域に行列状に配置され、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより前記放射線画像を示す画像情報を取得する複数の画像取得用画素と、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように前記撮影領域に配置され、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより、照射された放射線を検出する複数の検出用画素と、を備えている。

　本態様の放射線検出器は、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより放射線画像を示す画像情報を取得する複数の画像取得用画素が、前記放射線画像の撮影領域に行列状に配置される。

　本態様では、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより、照射された放射線を検出する複数の検出用画素が、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように前記撮影領域に配置される。

　すなわち、撮影対象部位が配置される撮影領域においては、当該撮影対象部位によって放射線量が減衰されるため、検出用画素によって検出される放射線量が低減される。これに対し、撮影対象部位が配置されない撮影領域（以下、「素抜け領域」という。）においては、放射線量が減衰されることなく、検出用画素に到達するため、検出用画素によって検出される放射線量は殆ど低減されない。

　従って、撮影対象部位の配置状態を考慮せずに検出用画素によって得られた放射線量を合算した場合には、撮影領域に対する素抜け領域の割合が高くなるほど、合算により得られた放射線量が飽和してしまう可能性が高くなる。

　そこで、本態様では、複数の検出用画素を、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように撮影領域に配置している。これによって素抜け領域に配置された検出用画素の数の全ての検出用画素の数に対する割合を相対的に低減させることができる結果、合算により得られた放射線量の飽和を防止することができるようにし、より確実に放射線の照射状態を検出することができるようにしている。

　このように、本態様の放射線検出器によれば、複数の検出用画素を撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように撮影領域に配置しているので、より確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　なお、本態様において、前記複数の検出用画素を、前記複数の画像取得用画素の間に配置してもよい。これにより、検出用画素と画像取得用画素とを同一の製造プロセスで構成することができるため、製造コストを低減することができる。

　特に、上記構成において、前記複数の検出用画素から蓄積された電荷を読み出すための専用配線をさらに備えてもよい。これにより、放射線画像の撮影動作とは無関係に放射線の照射状態を検出することができる結果、より高速に放射線画像の撮影を行うことができる。

　また、上記構成において、前記専用配線が、前記複数の検出用画素の予め定められた群毎に共通に接続されていてもよい。これにより、専用配線が検出用画素の各々に１本ずつ設けられる場合に比較して、専用配線の数を少なくすることができる結果、放射線検出器を、より小型化することができる。

　ところで、放射線検出器により放射線画像の撮影を行う場合、撮影対象部位が腹部等である場合のように放射線検出器による撮影領域の全域を用いる場合や、撮影対象部位が脚部、腕部、手部等である場合のように放射線検出器による撮影領域の一部のみを用いる場合の何れの場合であっても、少なくとも撮影領域の中央部に撮影対象部位が位置される場合が殆どである。

　そこで、本態様において、前記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域を、前記撮影領域の中央部を含む一部領域としてもよい。これにより、ほぼ全ての撮影対象部位に対応することができる。

　さらに、本態様において、前記複数の検出用画素を、前記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど段階的または連続的に密度が高くなるように前記撮影領域に配置してもよい。

　本発明の第二の態様は、放射線画像撮影装置であって、第一の態様に係る放射線検出器と、前記放射線検出器の前記検出用画素により検出された放射線に基づいて、放射線の照射開始、放射線の照射終了、および放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出手段と、を備えている。

　第二の態様の放射線画像撮影装置によれば、検出手段により、本発明の放射線検出器の前記検出用画素により検出された放射線に基づいて、放射線の照射開始、放射線の照射終了、および放射線の照射量の少なくとも１つが検出される。

　このように、第二の態様によれば、第一の態様の放射線検出器を備え、当該放射線検出器により検出された放射線を用いて放射線の照射状態を検出している。そのため、第一の態様の放射線検出器と同様に、より確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　なお、第二の態様において、前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号を予め設定された増幅率で増幅する増幅器と、予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報に基づいて、前記増幅器の増幅率を設定する増幅率設定手段と、をさらに備えてもよい。これにより、より簡易かつ確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　特に、上記構成において、前記増幅率設定手段が、放射線画像を動画撮影する場合に、静止画撮影する場合に比較して、前記増幅率を高くするように設定してもよく、前記増幅率設定手段が、前記撮影領域における撮影対象部位が位置されない素抜け領域の面積が広くなるか、または当該素抜け領域に対する放射線の照射量が多くなるほど前記増幅率を低くするように設定してもよい。

　さらに、上記構成において、前記増幅率設定手段が、前記素抜け領域の面積が予め定められた面積以上で、かつ当該素抜け領域に対する放射線の照射量が予め定められた照射量以上であると共に、前記検出手段によって前記放射線の照射量の検出を行う場合は、他の場合に比較して前記増幅率を低くするように設定してもよい。

　また、第二の態様において、前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号に対して予め設定された低域通過周波数で低域通過処理を行う低域通過フィルタと、予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報に基づいて、前記低域通過フィルタの前記低域通過周波数を設定する周波数設定手段と、をさらに備えてもよい。これにより、より簡易かつ確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　特に、上記構成において、前記周波数設定手段が、放射線の曝射時における放射線源の管電圧および管電流の少なくとも一方が予め定められた値以下であり、かつ前記撮影領域における撮影対象部位が位置されない素抜け領域の面積が予め定められた面積以下の場合は、他の場合に比較して前記低域通過周波数を低下させるように設定してもよい。

　さらに、第二の態様において、前記検出手段が、前記放射線の照射開始または前記放射線の照射量の検出が終了した後、前記検出用画素によって蓄積された電荷を放電させた後に前記放射線の照射終了を検出してもよい。これにより、放射線の照射終了を検出する際の上記放射線量の飽和を防止することができる。

　上述したように本発明の各態様によれば、より確実に放射線の照射状態を検出することができる。

実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面側面図である。実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す平面図である。実施の形態に係る放射線検出用画素（検出用画素）の配置状態を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す断面側面図である。実施の形態に係る放射線画像撮影システムの電気系の要部構成を示すブロック図である。実施の形態に係る第２信号処理部の構成を示す回路図である。実施の形態に係る放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。実施の形態に係る初期情報入力画面の一例を示す概略図である。実施の形態に係るカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。放射線画像の表面読取方式と裏面読取方式を説明するための断面側面図である。実施の形態に係る検出用画素の他の配置状態例を示す平面図である。実施の形態に係る検出用画素の他の配置状態例を示す平面図である。実施の形態に係る検出用画素の他の配置状態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る電子カセッテの他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る放射線検出器の他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る放射線検出器の他の形態例を示す平面図である。実施の形態に係る検出用画素の他の配置状態例を示す平面図である。従来技術の説明に供するグラフである。従来技術の説明に供するグラフである。

　以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、病院における放射線科部門で取り扱われる情報を統括的に管理するシステムである放射線情報システムに適用した場合の実施形態について説明する。

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

　ＲＩＳ１００は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ」（Hospital Information System）という。）の一部を構成する。

　ＲＩＳ１００は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」という。）１４０、ＲＩＳサーバ１５０、および病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」という。）１０４を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１０２に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１００は、同じ病院内に設けられたＨＩＳの一部を構成しており、病院内ネットワーク１０２には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略。）も接続されている。

　端末装置１４０は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置１４０を介して行われる。各端末装置１４０は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバ１５０と病院内ネットワーク１０２を介して相互通信が可能とされている。

　一方、ＲＩＳサーバ１５０は、各端末装置１４０からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１０４における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１５０Ａを含んで構成されている。

　データベース１５０Ａは、患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１０４で用いられる、後述する電子カセッテ４０の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ４０に関する情報、および電子カセッテ４０を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ４０を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。

　撮影システム１０４は、ＲＩＳサーバ１５０からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１０４は、放射線源１２１（図２も参照）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図７も参照）を被検者に照射する放射線発生装置１２０と、被検者の撮影対象部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生し、発生した電荷量に基づいて放射線画像を示す画像情報を生成する放射線検出器２０（図７も参照）を内蔵する電子カセッテ４０と、電子カセッテ４０に内蔵されているバッテリを充電するクレードル１３０と、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０を制御するコンソール１１０と、を備えている。

　コンソール１１０は、ＲＩＳサーバ１５０からデータベース１５０Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１６（図９参照）に記憶し、必要に応じて当該情報を用いて、電子カセッテ４０および放射線発生装置１２０の制御を行う。

　図２には、本実施の形態に係る撮影システム１０４の放射線撮影室１８０における各装置の配置状態の一例が示されている。

　図２に示すように、放射線撮影室１８０には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台１６０と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台１６４とが設置されている。立位台１６０の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７０とされ、臥位台１６４の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置１７２とされている。

　立位台１６０には電子カセッテ４０を保持する保持部１６２が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６２に保持される。同様に、臥位台１６４には電子カセッテ４０を保持する保持部１６６が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ４０が保持部１６６に保持される。

　また、放射線撮影室１８０には、単一の放射線源１２１からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１２１を、水平な軸回り（図２の矢印ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構１２４が設けられている。支持移動機構１２４は、放射線源１２１を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１２１を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１２１を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている（何れも図示省略）。

　一方、クレードル１３０には、電子カセッテ４０を収納可能な収容部１３０Ａが形成されている。

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

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

　なお、電子カセッテ４０は、立位台１６０の保持部１６２や臥位台１６４の保持部１６６で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、腕部，脚部等を撮影する際には、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。

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

　図３に示すように、放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、およびシンチレータ８が順次積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素が構成されている。画素は、基板１上に複数配列されており、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。

　シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１の反対側）または下方から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８を設けることで、放射線検出器２０は被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。

　シンチレータ８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ～８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器２０によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。

　シンチレータ８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ～７００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。なお、シンチレータに用いる蛍光体はこれに限られず、ＧＯＳ、特にＧＯＳ：Ｔｂ（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）（テルビウム賦活酸硫化ガドリニウム）等を用いることもできる。ＧＯＳ：Ｔｂの可視光域における発光ピーク波長は５５０ｎｍである。

　センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有し、光電変換膜４は、シンチレータ８が発する光を吸収して電荷を発生させる有機光電変換材料により構成されている。

　上部電極６は、シンチレータ８により生じた光を光電変換膜４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましい。具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;TransparentConducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ_２、ＴｉＯ_２、ＺｎＯ_２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極６は、全画素で共通の一枚構成としてもよく、画素毎に分割してもよい。

　光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ８による発光以外の電磁波が光電変換膜４に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。

　光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ８で発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ８の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ８の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ８から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ８の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。

　このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物およびフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。なお、シンチレータ８の材料としてＧＯＳ：Ｔｂを用いた場合にも、有機光電変換材料としてキナクリドンとのピーク波長の差を１０ｎｍ程度にすることが可能であり、光電変換膜４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。

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

　放射線検出器２０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極２，６と、当該電極２，６間に挟まれた有機光電変換膜４を含む有機層により構成することができる。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、および層間接触改良部位等の積み重ね、もしくは混合により形成することができる。

　上記有機層は、有機ｐ型化合物または有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。

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

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

　この有機ｐ型半導体および有機ｎ型半導体として適用可能な材料、および光電変換膜４の構成については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。なお、光電変換膜４は、さらにフラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。

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

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

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

　下部電極２の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。

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

　各画素を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜３および正孔ブロッキング膜５の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。

　電子ブロッキング膜３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４に電子が注入されて暗電流が増加することを抑制することができる。

　電子ブロッキング膜３には、電子供与性有機材料を用いることができる。

　実際に電子ブロッキング膜３に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐもしくはそれより小さいＩｐを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。

　電子ブロッキング膜３の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。

　正孔ブロッキング膜５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。

　正孔ブロッキング膜５には、電子受容性有機材料を用いることができる。

　正孔ブロッキング膜５の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。

　実際に正孔ブロッキング膜５に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａもしくはそれより大きいＥａを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。

　なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。

　各画素の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。図４には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。

　図４に示すように、信号出力部１４は、下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に薄膜トランジスタという場合がある。）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２と重なる部分を有する。このような構成とすることで、各画素における信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素）の平面積を最小にするために、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２によって完全に覆われていることが望ましい。

　コンデンサ９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。

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

　活性層１７は、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブなどにより形成することができる。なお、活性層１７を構成する材料は、これらに限定されるものではない。

　活性層１７を構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｚｎ－Ｏ系、Ｉｎ－Ｇａ－Ｏ系、Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ_３（ＺｎＯ）_ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ_４がより好ましい。

　活性層１７を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるがこれらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９－２１２３８９号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。

　薄膜トランジスタ１０の活性層１７を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、信号出力部１４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。

　また、活性層１７をカーボンナノチューブで形成した場合、薄膜トランジスタ１０のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低い薄膜トランジスタ１０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層１７を形成する場合、活性層１７に極微量の金属性不純物を混入するだけで、薄膜トランジスタ１０の性能は著しく低下するため、遠心分離などにより極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。

　ここで、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板１としては、半導体基板、石英基板、およびガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板や、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。

　また、基板１には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。

　一方、アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して基板を形成してもよい。

　また、バイオナノファイバは、バクテリア（酢酸菌、Acetobacter Xylinum）が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ高強度、高弾性、低熱膨張である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０～７０％も含有しながら、波長５００ｎｍで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３～７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度（４６０ＭＰａ）、高弾性（３０ＧＰａ）で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く基板１を形成できる。

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

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

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

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

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

　放射線検出器２０では、画素３２における検出用画素３２Ａを除いた画像取得用画素３２Ｂにより放射線画像の撮影を行うため、検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を得ることができない。このため、放射線検出器２０では、検出用画素３２Ａを分散するように配置する一方、コンソール１１０により、検出用画素３２Ａの配置位置における放射線画像の画素情報を、当該検出用画素３２Ａの周囲に位置する画像取得用画素３２Ｂにより得られた画素情報を用いて補間することにより生成する欠陥画素補正処理を実行する。

　また、放射線検出器２０では、検出用画素３２Ａを、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように撮影領域に配置する。

　ここで、本実施の形態に係る撮影システム１０４では、撮影対象部位が腹部等である場合のように放射線検出器２０による撮影領域の全域を用いて撮影を行う場合や、撮影対象部位が脚部、腕部、手部等である場合のように放射線検出器２０による撮影領域の一部のみを用いて撮影を行う場合の何れの場合であっても、少なくとも撮影領域の中央部に撮影対象部位を位置させた状態で撮影を行うものとしている。このため、放射線検出器２０では、一例として図６に模式的に示すように、検出用画素３２Ａを、放射線検出器２０の撮影領域の中央部を含む一部領域（本実施の形態では、放射線検出器２０の撮影領域の中央部を中心とする矩形領域）２０Ａを比較的高い密度とし、その周辺の領域を領域２０Ａより低い密度とするように配置する。

　そして、放射線の照射状態を検出するべく、電子カセッテ４０には、放射線源１２１からの放射線Ｘの照射量を示す情報（以下、「放射線量情報」という。）を取得する放射線量取得機能が設けられている。

　このため、放射線検出器２０には、図５に示すように、検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部が接続された、当該コンデンサ９に蓄積された電荷を直接読み出すための直接読出配線３８が上記一定方向（行方向）に延設されている。なお、放射線検出器２０では、上記一定方向に並ぶ複数の検出用画素３２Ａに対して１本の直接読出配線３８が割り当てられており、当該複数の検出用画素３２Ａにおけるコンデンサ９と薄膜トランジスタ１０との接続部が共通（単一）の直接読出配線３８に接続されている。

　次に、電子カセッテ４０の構成について説明する。図７には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。

　図７に示すように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線を透過させる材料からなる筐体４１を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ４０は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ４０を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ４０を繰り返し続けて使用することができる。

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

　ここで、電子カセッテ４０では、筐体４１の平板状の一方の面の放射線検出器２０の配設位置に対応する領域が放射線を検出可能な四辺形状の撮影領域４１Ａとされている。この筐体４１の撮影領域４１Ａを有する面が電子カセッテ４０における天板４１Ｂとされている。電子カセッテ４０では、放射線検出器２０が、ＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように配置され、当該天板４１Ｂの筐体４１における内側の面（天板４１Ｂの放射線が入射される面の反対側の面）に貼り付けられている。

　一方、図７に示すように、筐体４１の内部の一端側には、放射線検出器２０と重ならない位置（撮影領域４１Ａの範囲外）に、後述するカセッテ制御部５８や電源部７０（共に図９参照）を収容するケース４２が配置されている。

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

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

　一方、図８に示すように、筐体４１の内部には、天板４１Ｂと対向する背面部４１Ｃの内面に支持体４４が配置されている。支持体４４および天板４１Ｂの間に、放射線検出器２０および鉛板４３が放射線Ｘの照射方向にこの順で並んで配置されている。支持体４４は、軽量化の観点、寸法偏差を吸収する観点から、例えば、発泡材で構成されており、鉛板４３を支持する。

　図８に示すように、天板４１Ｂの内面には、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０を剥離可能に接着する接着部材８０が設けられている。接着部材８０としては、例えば、両面テープが用いられる。この場合、両面テープは、一方の接着面の接着力が他方の接着面の接着力よりも強くなるように形成されている。

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

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

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

　次に、図９を参照して、本実施の形態に係る撮影システム１０４の電気系の要部構成について説明する。

　図９に示すように、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に第１信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は第１信号処理部５４に接続されている。

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

　ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて第１信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。

　図示は省略するが、第１信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路およびサンプルホールド回路を備えている。個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。

　第１信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、第１信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。

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

　さらに、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線画像の撮影に関する制御を行うコンソール１１０などの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソール１１０等との間で各種情報の送受信が可能とされている。

　また、電子カセッテ４０には電源部７０が設けられている。上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、第１信号処理部５４、画像メモリ５６、無線通信部６０、カセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ等）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０の可搬性を損なわないように、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図９では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。

　一方、放射線検出器２０は、前述した放射線量取得機能を実現するために、ＴＦＴ基板３０を隔ててゲート線ドライバ５２の反対側に第２信号処理部５５が配置されており、ＴＦＴ基板３０の個々の直接読出配線３８は第２信号処理部５５に接続されている。

　ここで、第２信号処理部５５の構成について説明する。図１０には、第２信号処理部５５の構成を示す回路図が示されている。

　図１０に示すように、本実施の形態に係る第２信号処理部５５は、配線接続部９０と、可変ゲインプリアンプ（チャージアンプ）９２と、低域通過周波数が切り換え可能とされたＬＰＦ（低域通過フィルタ）９６と、サンプルタイミングが設定可能とされたサンプルホールド回路９７と、Ａ／Ｄ変換器９８と、が備えられている。

　配線接続部９０は、ＴＦＴ基板３０における全ての直接読出配線３８を接続して１本の配線とする。

　一方、可変ゲインプリアンプ９２は、正入力側が接地されたオペアンプ９２Ａと、オペアンプ９２Ａの負入力側と出力側との間に、それぞれ並列に接続されるコンデンサ９２Ｂと、スイッチ９２Ｅおよびコンデンサ９２Ｃと、リセットスイッチ９２Ｆとを含んで構成される。スイッチ９２Ｅおよびリセットスイッチ９２Ｆは、カセッテ制御部５８により切り換えられる。

　また、ＬＰＦ９６は、抵抗器９６Ａと、抵抗器９６Ｂと、コンデンサ９６Ｃと、抵抗器９６Ａを短絡するスイッチ９６Ｅとを含んで構成され、スイッチ９６Ｅも、カセッテ制御部５８により切り換えられる。さらに、サンプルホールド回路９７のサンプルタイミングも、カセッテ制御部５８により切り換えられる。

　配線接続部９０により１本に纏められた直接読出配線３８は可変ゲインプリアンプ９２の入力端（オペアンプ９２Ａの負入力端）に接続され、可変ゲインプリアンプ９２の出力端はＬＰＦ９６の入力端に接続され、ＬＰＦ９６の出力端はサンプルホールド回路９７の入力端に接続され、さらにサンプルホールド回路９７の出力端は、出力端がカセッテ制御部５８に接続されたＡ／Ｄ変換器９８の入力端に接続されている。

　放射線量取得機能を働かせる際に、カセッテ制御部５８は、まず、可変ゲインプリアンプ９２のスイッチ９２Ｅおよびリセットスイッチ９２Ｆをオン状態とすることにより、コンデンサ９２Ｂおよびコンデンサ９２Ｃに蓄積されていた電荷を放電する。

　次に、カセッテ制御部５８は、可変ゲインプリアンプ９２のリセットスイッチ９２Ｆをオフ状態とした後にスイッチ９２Ｅのオン／オフ状態の設定によって可変ゲインプリアンプ９２による増幅率を設定すると共に、ＬＰＦ９６のスイッチ９６Ｅのオン／オフ状態の設定によってＬＰＦ９６による低域通過周波数を設定する。

　一方、放射線Ｘが照射されることによって検出用画素３２Ａの各々のコンデンサ９に蓄積された電荷は電気信号として接続されている直接読出配線３８を伝送され、直接読出配線３８を伝送された電気信号は配線接続部９０によって合成される。

　次いで、合成された電気信号（以下、「合成電気信号」という）は、可変ゲインプリアンプ９２により、カセッテ制御部５８によって設定された増幅率で増幅された後に、ＬＰＦ９６により、カセッテ制御部５８によって設定された低域通過周波数でフィルタリング処理が施される。

　一方、カセッテ制御部５８は、上記増幅率および低域通過周波数の設定の後、サンプルホールド回路９７を所定期間駆動させることより、サンプルホールド回路９７に上記フィルタリング処理が施された合成電気信号の信号レベルを保持させる。

　サンプルホールド回路９７に保持された信号レベルは、Ａ／Ｄ変換器９８によってＡ／Ｄ変換され、これによって得られたデジタル信号がカセッテ制御部５８に出力される。なお、Ａ／Ｄ変換器９８から出力されたデジタル信号は検出用画素３２Ａに対して上記所定期間に照射された放射線量を示すものであり、前述した放射線量情報に相当する。

　そして、カセッテ制御部５８では、Ａ／Ｄ変換器９８から入力された放射線量情報をメモリ５８ＢにおけるＲＡＭの予め定められた領域に記憶する。

　一方、図９に示すように、コンソール１１０は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１１１と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１１２と、を備えている。

　また、コンソール１１０は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１１３と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１１４と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１１５と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）１１６と、ディスプレイ１１１への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１７と、操作パネル１１２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１８と、を備えている。また、コンソール１１０は、無線通信により、放射線発生装置１２０との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行うと共に、電子カセッテ４０との間で画像データ等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１９を備えている。

　ＣＰＵ１１３、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６、ディスプレイドライバ１１７、操作入力検出部１１８、および無線通信部１１９は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１１３は、ＲＯＭ１１４、ＲＡＭ１１５、ＨＤＤ１１６へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１７を介したディスプレイ１１１への各種情報の表示の制御、および無線通信部１１９を介した放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１１３は、操作入力検出部１１８を介して操作パネル１１２に対するユーザの操作状態を把握することができる。

　一方、放射線発生装置１２０は、放射線源１２１と、コンソール１１０との間で曝射条件等の各種情報を送受信する無線通信部１２３と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１を制御する線源制御部１２２と、を備えている。

　線源制御部１２２もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール１１０から受信する曝射条件には管電圧、管電流等の情報が含まれている。線源制御部１２２は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２１から放射線Ｘを照射させる。

　次に、本実施の形態に係る撮影システム１０４の作用を説明する。

　まず、図１１を参照して、放射線画像の撮影を行う際のコンソール１１０の作用を説明する。なお、図１１は、操作パネル１１２を介して実行する旨の指示入力が行われた際にコンソール１１０のＣＰＵ１１３によって実行される放射線画像撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはＲＯＭ１１４の所定領域に予め記憶されている。

　図１１のステップ３００では、予め定められた初期情報入力画面をディスプレイ１１１により表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御し、次のステップ３０２にて所定情報の入力待ちを行う。

　図１２には、上記ステップ３００の処理によってディスプレイ１１１により表示される初期情報入力画面の一例が示されている。図１２に示すように、本実施の形態に係る初期情報入力画面では、これから放射線画像の撮影を行う被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および撮影時の放射線Ｘの曝射条件（本実施の形態では、放射線Ｘを曝射する際の管電圧および管電流）の入力を促すメッセージと、これらの情報の入力領域が表示される。

　図１２に示す初期情報入力画面がディスプレイ１１１に表示されると、撮影者は、撮影対象とする被検者の氏名、撮影対象部位、撮影時の姿勢、および曝射条件を、各々対応する入力領域に操作パネル１１２を介して入力する。

　そして、撮影時の姿勢が立位または臥位である場合に、撮影者は、対応する立位台１６０の保持部１６２または臥位台１６４の保持部１６６に電子カセッテ４０を保持させると共に放射線源１２１を対応する位置に位置決めした後、被検者を所定の撮影位置に位置させる。これに対し、撮影対象部位が腕部、脚部等の電子カセッテ４０を保持部に保持させない状態で放射線画像の撮影を行う場合に、撮影者は、当該撮影対象部位を撮影可能な状態に被検者、電子カセッテ４０、および放射線源１２１を位置決めする。その後、撮影者は、初期情報入力画面の下端近傍に表示されている終了ボタンを、操作パネル１１２を介して指定する。撮影者によって終了ボタンが指定されると、上記ステップ３０２が肯定判定となってステップ３０４に移行する。

　ステップ３０４では、上記初期情報入力画面において入力された情報（以下、「初期情報」という。）を電子カセッテ４０に無線通信部１１９を介して送信した後、次のステップ３０６にて、上記初期情報に含まれる曝射条件を放射線発生装置１２０へ無線通信部１１９を介して送信することにより当該曝射条件を設定する。これに応じて放射線発生装置１２０の線源制御部１２２は、受信した曝射条件での曝射準備を行う。

　次のステップ３０８では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１２０および電子カセッテ４０へ無線通信部１１９を介して送信する。

　これに応じて、放射線源１２１は、放射線発生装置１２０がコンソール１１０から受信した曝射条件に応じた管電圧および管電流での放射線Ｘの射出を開始する。放射線源１２１から射出された放射線Ｘは、被検者を透過した後に電子カセッテ４０に到達する。

　一方、電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８は、上記曝射開始を指示する指示情報を受信すると、前述した放射線量取得機能によって放射線量情報を取得し、取得した放射線量情報により示される放射線量が、放射線の照射が開始されたことを検出するための値として予め定められた第１閾値以上となるまで待機する。次いで、電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影動作を開始した後、上記放射線量情報により示される放射線量の累積値が、上記初期情報に含まれる撮影対象部位および曝射条件等に基づいて放射線Ｘの曝射を停止させるための値として予め定められた第２閾値に達した時点で撮影動作を停止すると共に、曝射停止情報をコンソール１１０に送信する。

　そこで、次のステップ３１０では、上記曝射停止情報の受信待ちを行い、次のステップ３１２にて、放射線Ｘの曝射の停止を指示する指示情報を放射線発生装置１２０に無線通信部１１９を介して送信する。これに応じて、放射線源１２１からの放射線Ｘの曝射が停止される。

　一方、電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影動作を停止すると、当該撮影によって得られた画像データをコンソール１１０に送信する。

　そこで、次のステップ３１４では、上記画像データが電子カセッテ４０から受信されるまで待機する。次のステップ３１６にて、受信した画像データに対し、前述した欠陥画素補正処理を施した後、シェーディング補正等の各種の補正を行う画像処理を実行する。

　次のステップ３１８では、上記画像処理が行われた画像データ（以下、「補正画像データ」という。）をＨＤＤ１１６に記憶する。次のステップ３２０にて、補正画像データにより示される放射線画像を、確認等を行うためにディスプレイ１１１によって表示させるようにディスプレイドライバ１１７を制御する。

　次のステップ３２２では、補正画像データをＲＩＳサーバ１５０へ病院内ネットワーク１０２を介して送信し、その後に本放射線画像撮影処理プログラムを終了する。なお、ＲＩＳサーバ１５０へ送信された補正画像データはデータベース１５０Ａに格納され、医師が撮影された放射線画像の読影や診断等を行うことが可能となる。

　次に、図１３を参照して、コンソール１１０から上記初期情報を受信した際の電子カセッテ４０の作用を説明する。なお、図１３は、この際に電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８におけるＣＰＵ５８Ａにより実行されるカセッテ撮影処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはメモリ５８Ｂの所定領域に予め記憶されている。

　図１３のステップ４００では、コンソール１１０からの前述した曝射開始を指示する指示情報の受信待ちを行う。次のステップ４０２では、前述した放射線量取得機能により放射線量情報を取得する。なお、このとき、ＣＰＵ５８Ａは、可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数を次のように設定する。

　まず、コンソール１１０から受信した初期情報に含まれる撮影対象部位に基づいて、素抜け領域の面積を導出する。なお、電子カセッテ４０では、予め想定される撮影対象部位の各々毎に素抜け領域の面積を示す情報（データ）がメモリ５８ＢにおけるＲＯＭの所定領域に予め記憶されており、当該情報から初期情報に含まれる撮影対象部位に対応する素抜け領域の面積を示す情報を読み出すことにより、当該素抜け領域の面積を導出している。

　次に、導出した素抜け領域の面積が広くなるほど低くなるように可変ゲインプリアンプ９２の増幅率を導出すると共に、当該素抜け領域の面積が広くなるほど高くなるようにＬＰＦ９６の低域通過周波数を導出する。

　なお、電子カセッテ４０では、前述したように、可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数が各々２段階の設定のみが可能とされている。そのため、上記素抜け領域の面積が予め定められた第３閾値以上である場合に低倍率側の増幅率を導出し、上記素抜け領域の面積が予め定められた第４閾値以上である場合に高周波数側の低域通過周波数を導出する。

　そして、導出した増幅率および低域通過周波数となるように、可変ゲインプリアンプ９２のスイッチ９２ＥおよびＬＰＦ９６のスイッチ９６Ｅを各々設定する。

　次のステップ４０４では、上記ステップ４０２の処理によって取得した情報により示される放射線量が前述した第１閾値以上であるか否かを判定する。否定判定となった場合は上記ステップ４０２に戻る一方、肯定判定となった場合には放射線源１２１からの放射線Ｘの曝射が開始されたものと見なしてステップ４０６に移行する。

　ステップ４０６では、放射線検出器２０の各画素３２におけるコンデンサ９に蓄積された電荷を放電させた後に、当該コンデンサ９への電荷の蓄積を再び開始することにより、放射線画像の撮影動作を開始する。次のステップ４０８にて、前述した放射線量取得機能により放射線量情報を取得する。なお、この際の可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数は、上記ステップ４０２の処理によって設定したままの状態とする。

　次のステップ４１０では、上記ステップ４０８の処理によって取得した情報により示される放射線量が前述した第２閾値以上となったか否かを判定する。否定判定となった場合はステップ４１２に移行して、上記ステップ４０８の処理によって取得した放射線量を累積した後に上記ステップ４０８に戻る。一方、肯定判定となった時点でステップ４１４に移行する。なお、上記ステップ４０８～ステップ４１２の処理を繰り返し実行する際に、上記ステップ４１０では、それまでに累積した放射線量が上記第２閾値以上となったか否かを判定する。

　ステップ４１４では、上記ステップ４０６の処理によって開始した撮影動作を停止し、次のステップ４１６にて、前述した曝射停止情報をコンソール１１０に無線通信部６０を介して送信する。

　次のステップ４１８では、ゲート線ドライバ５２を制御してゲート線ドライバ５２から１ラインずつ順に各ゲート配線３４にオン信号を出力させ、各ゲート配線３４に接続された各薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンさせる。

　放射線検出器２０は、各ゲート配線３４に接続された各薄膜トランジスタ１０を１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各コンデンサ９に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線３６に流れ出す。各データ配線３６に流れ出した電気信号は第１信号処理部５４でデジタルの画像データに変換されて、画像メモリ５６に記憶される。

　そこで、本ステップ４１８では、画像メモリ５６に記憶された画像データを読み出し、次のステップ４２０にて、読み出した画像データをコンソール１１０に無線通信部６０を介して送信した後、本カセッテ撮影処理プログラムを終了する。

　ところで、電子カセッテ４０は、図８に示すように、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。

　ここで、放射線検出器２０は、図１４に示すように、シンチレータ８が形成された側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の裏面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる裏面読取方式とされた場合、シンチレータ８の図１４上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板３０側から放射線が照射されて、当該放射線の入射面の表面側に設けられたＴＦＴ基板３０により放射線画像を読み取る、いわゆる表面読取方式とされた場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線がシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器２０は、表面読取方式とされた場合の方が裏面読取方式とされた場合よりもＴＦＴ基板３０に対するシンチレータ８の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高い。

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

　また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、表面読取方式により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。

　また、本実施の形態によれば、図８に示すように、放射線検出器２０をＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように筐体４１内の天板４１Ｂに貼り付けているが、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体の剛性が高いため、筐体４１の天板４１Ｂを薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体が可撓性を有するため、撮影領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０が破損しづらい。

　以上詳細に説明したように、本実施の形態では、複数の放射線検出用画素（本実施の形態では、検出用画素３２Ａ）を撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように撮影領域に配置している。そのため、放射線検出器でより確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　また、本実施の形態では、前記複数の検出用画素を、複数の画像取得用画素（本実施の形態では、画像取得用画素３２Ｂ）の間に配置している。そのため、放射線検出器の製造コストを低減することができる。

　特に、本実施の形態では、前記複数の放射線検出用画素から蓄積された電荷を読み出すための専用配線（本実施の形態では、直接読出配線３８）を備えている。そのため、放射線検出器は放射線画像の撮影動作とは無関係に放射線の照射状態を検出することができ、その結果、より高速に放射線画像の撮影を行うことができる。

　また、本実施の形態では、前記専用配線が、前記複数の検出用画素の予め定められた群毎（本実施の形態では、行方向に並んだ検出用画素３２Ａ）に共通に接続されている。そのため、専用配線が検出用画素の各々に１本ずつ設けられる場合に比較して、専用配線の数を少なくすることができる結果、放射線検出器を、より小型化することができる。

　また、本実施の形態では、前記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域を、前記撮影領域の中央部を含む一部領域（本実施の形態では、領域２０Ａ）としているので、ほぼ全ての撮影対象部位に対応することができる。

　特に、本実施の形態では、前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号を予め設定された増幅率で増幅する増幅器（本実施の形態では、可変ゲインプリアンプ９２）を備える一方、予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報（本実施の形態では、初期情報）に基づいて、前記増幅器の増幅率を設定している。そのため、放射線検出器はより簡易かつ確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　さらに、本実施の形態では、前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号に対して予め設定された低域通過周波数で低域通過処理を行う低域通過フィルタ（本実施の形態では、ＬＰＦ９６）を備える一方、予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報に基づいて、前記低域通過フィルタの前記低域通過周波数を設定している。そのため、放射線検出器は、より簡易かつ確実に放射線の照射状態を検出することができる。

　以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。

　また、上記の実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。

　例えば、上記実施の形態では、図６に示すように、検出用画素３２Ａを、放射線検出器２０の撮影領域の中央部を含む一部領域２０Ａにおいて密度が高く、当該撮影領域の周辺部において密度が低くなるように２段階の密度で配置した場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、３段階以上の密度で配置する形態としてもよい。

　図１５Ａおよび図１５Ｂには、検出用画素３２Ａを３段階の密度で配置した場合の形態の一例が示されている。ここで、図１５Ａは一般撮影用の放射線検出器２０の一例を示しており、図１５Ｂはマンモグラフィー撮影用の放射線検出器２０’の一例を示している。なお、一般撮影とマンモグラフィー撮影の双方を用途とする放射線検出器２０’’の場合には、一例として図１５Ｃに示すように、図１５Ａおよび図１５Ｂの各検出用画素３２Ａの配置状態を組み合わせた状態を例示することができる。

　また、上記実施の形態では特に言及しなかったが、電子カセッテ４０の天板４１Ｂの表面における、検出用画素３２Ａの密度が高い領域に対応する位置に文字、記号、図柄、枠等のマーカを設ける形態としてもよい。

　図１６Ａ～Ｃには、図１５Ａ～Ｃに示した放射線検出器を内蔵した電子カセッテ４０の上記マーカの一例が示されている。なお、図１６Ａは図１５Ａに示す放射線検出器２０を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示し、図１６Ｂは図１５Ｂに示す放射線検出器２０’を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示し、図１６Ｃは図１５Ｃに示す放射線検出器２０’’を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示す。また、図１６Ａ～Ｃにおけるマーカ４１Ｄは一般撮影用のマーカであり、マーカ４１Ｅはマンモグラフィー撮影用のマーカである。

　また、図１７Ａ～Ｃには、図１５Ａ～Ｃに示した放射線検出器を内蔵した電子カセッテ４０の上記マーカの他の例が示されている。なお、図１７Ａは図１５Ａに示す放射線検出器２０を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示し、図１７Ｂは図１５Ｂに示す放射線検出器２０’を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示し、図１７Ｃは図１５Ｃに示す放射線検出器２０’’を内蔵した電子カセッテ４０の一例を示す。また、図１７Ａ～Ｃにおける破線のマーカ４１Ｆは一般撮影用のマーカであり、一点鎖線のマーカ４１Ｇはマンモグラフィー撮影用のマーカである。

　このようなマーカを電子カセッテ４０の天板４１Ｂに設けることより、撮影者に対して撮影対象部位を配置するべき位置を明示的に把握させることができる。

　また、上記実施の形態では、一例として図１８Ａに示すように、検出用画素３２Ａとして画像取得用画素３２Ｂの一部を適用した場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、一例として図１８（Ｂ）に示すように、検出用画素３２Ａを、画像取得用画素３２Ｂの間隙に設ける形態としてもよい。この場合、検出用画素３２Ａが設けられた位置に対応する画像取得用画素３２Ｂの面積が小さくなるため、当該画素の感度は低減するものの、当該画素も放射線画像の検出用として用いることができるため、放射線画像の品質を向上させることができる。

　また、上記実施の形態では、検出用画素３２Ａを、放射線検出器２０の撮影領域の中央部から周辺部にかけて段階的に密度を変えて放射線検出器２０に配置した場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、一例として図１９に示すように、検出用画素３２Ａを、上記撮影領域の中央部から周辺部にかけて徐々に密度が連続的に低くなるように配置する形態としてもよいし、上記撮影領域の一方の対角線上のみに検出用画素３２Ａを配置する形態としてもよい。

　また、上記実施の形態では、放射線検出器２０の撮影領域における撮影対象部位が配置される頻度が高い領域として、当該撮影領域の中央部を含む一部領域を適用した場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、電子カセッテ４０の用途によっては、上記撮影領域の中央部を含まない一部領域を上記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域として適用する形態としてもよい。

　さらに、図６および図１９に示したように、検出用画素３２Ａを、放射線検出器２０の撮影領域において必ずしも左右対称に配置する必要もない。要は、電子カセッテ４０の実際の用途に応じて、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高く、換言すれば素抜け領域となる頻度が高い領域ほど密度が低くなるように検出用画素３２Ａを配置する形態であれば、如何なる形態も適用することができる。

　但し、上記実施の形態では、放射線検出器２０に設けられた画素３２の一部を検出用画素３２Ａとして用いているため、隣接する検出用画素３２Ａが欠陥画素補正を実施可能な程度に離間していることが好ましい。

　このように、上記実施の形態では、放射線検出器２０に設けられた画素３２の一部を検出用画素３２Ａとして用いる場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、検出用画素３２Ａを、画素３２とは別層として検出器２０に積層する形態としてもよい。なお、この場合の形態例としては、検出用画素３２Ａの光電変換層における受光面積を、撮影対象部位が配置される頻度が高い領域から低い領域にかけて徐々に狭くする形態を例示することができる。この場合、欠陥画素が生じることがないため、上記実施の形態に比較して、放射線画像の品質を向上させることができる。

　また、上記実施の形態では、可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数の双方を放射線画像の撮影に関する情報に応じて切り換える場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、これらの一方のみを切り換える形態としてもよい。

　また、上記実施の形態では、素抜け領域の面積に応じて可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数を切り換える場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、素抜け領域に対する放射線の照射量に応じて切り換える形態としてもよく、放射線画像を動画撮影するのか、静止画撮影するのかによって切り換える形態としてもよく、検出用画素３２Ａによる検出対象が放射線の照射開始や照射停止であるのか、放射線の照射量であるのかに応じて切り換える形態としてもよく、放射線の曝射時における管電圧および管電流の少なくとも一方に応じて切り換える形態としてもよく、これらの複数の組み合わせに応じて切り換える形態としてもよい。

　例えば、素抜け領域に対する放射線の照射量に応じて切り換える形態としては、当該照射量が多くなるほど上記増幅率を低くする形態を例示することができる。

　また、放射線画像を動画撮影するのか、静止画撮影するのかによって切り換える形態としては、動画撮影する場合に、静止画撮影する場合に比較して上記増幅率を高くする形態を例示することができる。

　さらに、上記複数の組み合わせに応じて切り換える形態としては、放射線の曝射時における放射線源の管電圧および管電流の少なくとも一方が予め定められた値以下であり、かつ素抜け領域の面積が予め定められた面積以下の場合は、他の場合に比較して上記低域通過周波数を低下させるように切り換える形態や、素抜け領域の面積が予め定められた面積以上で、かつ当該素抜け領域に対する放射線の照射量が予め定められた照射量以上であると共に、検出用画素３２Ａによって放射線の照射量の検出を行う場合は、他の場合に比較して上記増幅率を低くするように切り換える形態を例示することができる。

　これらの形態においても、上記実施の形態と同様の効果を奏することができる。

　また、上記実施の形態では、可変ゲインプリアンプ９２の増幅率およびＬＰＦ９６の低域通過周波数を２段階で切り換える場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、これらを３段階以上で切り換える形態としてもよい。

　また、上記実施の形態では、検出用画素３２Ａを、放射線の照射開始および照射量を検出するために用いる場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、放射線の照射停止を検出するために検出用画素３２Ａを用いる形態としてもよい。

　また、上記実施の形態では、配線接続部９０によって直接読出配線３８の全てを１本に纏めた場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、直接読出配線３８の全てを除く複数本を纏める形態としてもよく、全く纏めない形態としてもよい。

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

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

　また、上記実施の形態では、電子カセッテ４０の筐体４１の内部にカセッテ制御部５８や電源部７０を収容するケース４２と放射線検出器２０とを重ならないように配置した場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、放射線検出器２０とカセッテ制御部５８や電源部７０を重なるように配置してもよい。

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

　また、上記実施の形態では、放射線としてＸ線を適用した場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限定されるものではなく、γ線等の他の放射線を適用する形態としてもよい。

　その他、上記実施の形態で説明したＲＩＳ１００の構成（図１参照）、放射線撮影室の構成（図２参照）、電子カセッテ４０の構成（図３～図８，図１０参照）、撮影システム１０４の構成（図９参照）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができる。

　また、上記実施の形態で説明した初期情報の構成も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な情報を削除したり、新たな情報を追加したりすることができる。

　また、上記実施の形態で説明した各種プログラムの処理の流れ（図１１，図１３参照）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができる。

　さらに、上記実施の形態で説明した初期情報入力画面の構成（図１２参照）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な情報を削除したり、新たな情報を追加したりすることができる。

Claims

　放射線画像の撮影領域に行列状に配置され、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより前記放射線画像を示す画像情報を取得する複数の画像取得用画素と、
　撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど密度が高くなるように前記撮影領域に配置され、各々照射された放射線を電荷に変換して蓄積することにより、照射された放射線を検出する複数の検出用画素と、
　を備えた放射線検出器。
　前記複数の検出用画素は、前記複数の画像取得用画素の間に配置されている
　請求項１記載の放射線検出器。
　前記複数の検出用画素から蓄積された電荷を読み出すための専用配線
　をさらに備えた請求項２記載の放射線検出器。
　前記専用配線は、前記複数の検出用画素の予め定められた群毎に共通に接続されている
　請求項３記載の放射線検出器。
　前記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域は、前記撮影領域の中央部を含む一部領域である
　請求項１から請求項４の何れか１項記載の放射線検出器。
　前記複数の検出用画素は、前記撮影対象部位が配置される頻度が高い領域ほど段階的または連続的に密度が高くなるように前記撮影領域に配置される
　請求項１から請求項５の何れか１項記載の放射線検出器。
　請求項１から請求項６の何れか１項記載の放射線検出器と、
　前記放射線検出器の前記検出用画素により検出された放射線に基づいて、放射線の照射開始、放射線の照射終了、および放射線の照射量の少なくとも１つを検出する検出手段と、
　を備えた放射線画像撮影装置。
　前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号を予め設定された増幅率で増幅する増幅器と、
　予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報に基づいて、前記増幅器の増幅率を設定する増幅率設定手段と、
　をさらに備えた請求項７記載の放射線画像撮影装置。
　前記増幅率設定手段は、放射線画像を動画撮影する場合に、静止画撮影する場合に比較して、前記増幅率を高くするように設定する
　請求項８記載の放射線画像撮影装置。
　前記増幅率設定手段は、前記撮影領域における撮影対象部位が位置されない素抜け領域の面積が広くなるか、または当該素抜け領域に対する放射線の照射量が多くなるほど前記増幅率を低くするように設定する
　請求項８記載の放射線画像撮影装置。
　前記増幅率設定手段は、前記素抜け領域の面積が予め定められた面積以上で、かつ当該素抜け領域に対する放射線の照射量が予め定められた照射量以上であると共に、前記検出手段によって前記放射線の照射量の検出を行う場合は、他の場合に比較して前記増幅率を低くするように設定する
　請求項１０記載の放射線画像撮影装置。
　前記検出用画素によって蓄積された電荷により示される信号に対して予め設定された低域通過周波数で低域通過処理を行う低域通過フィルタと、
　予め定められた放射線画像の撮影に関する撮影情報に基づいて、前記低域通過フィルタの前記低域通過周波数を設定する周波数設定手段と、
　をさらに備えた請求項７から請求項１１の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。
　前記周波数設定手段は、放射線の曝射時における放射線源の管電圧および管電流の少なくとも一方が予め定められた値以下であり、かつ前記撮影領域における撮影対象部位が位置されない素抜け領域の面積が予め定められた面積以下の場合は、他の場合に比較して前記低域通過周波数を低下させるように設定する
　請求項１２記載の放射線画像撮影装置。
　前記検出手段は、前記放射線の照射開始または前記放射線の照射量の検出が終了した後、前記検出用画素によって蓄積された電荷を放電させた後に前記放射線の照射終了を検出する
　請求項７から請求項１３の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。