JPWO2013015016A1 - 放射線撮影装置 - Google Patents

Abstract

動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことを可能とする。電子カセッテ（１５）は、静止画撮影をする第１の放射線検出器（４０）と、動画撮影をする第２の放射線検出器（４１）を備える。第１の放射線検出器（４０）は、第１の光検出部（３２）と発光部（３３）とを備える。発光部（３３）は、第１の光検出部（３２）を透過した放射線を吸収して可視光を発生する。第１の放射線検出器（４０）は、発光部（３３）により発生された可視光を検出する。第２の放射線検出器（４１）は、発光部（３３）と、発光部（３３）の放射線入射側とは反対側に配置された第２の光検出部（３４）とにより構成される。第２の光検出部（３４）は、発光部（３３）により発生された可視光を検出する。

Description

本発明は、動画撮影と静止画撮影とが可能な放射線撮影装置に関する。

医療分野において、画像診断を行うために、放射線（例えば、Ｘ線）を用いて被写体（患者の撮影部位）を撮影する放射線撮影装置が知られている。放射線撮影装置は、放射線（例えば、Ｘ線）を被写体に向けて放射する放射線発生器と、放射線発生器に対向配置され、被写体を透過した放射線を検出して画像化する放射線検出器とを備える。

この放射線撮影装置には、動画撮影（透視撮影ともいう）と静止画撮影（単に撮影ともいう）の両方が可能なものがある。動画撮影を行う場合と静止画撮影を行う場合とでは、放射線発生器から放射される放射線の線量が異なる。動画撮影は、低線量で行われ、静止画撮影のための患者の位置決めや、病変部の探索等を行うために使用される。静止画撮影は、高線量で行われ、病変部の鮮明な放射線画像を得るために使用される。一般に、静止画撮影時の線量は、動画撮影時の線量の１００倍程度である。

このように動画撮影と静止画撮影が可能な放射線撮影装置では、動画撮影と静止画撮影とのいずれを行うかに応じて放射線検出器の駆動モードを切り替える必要がある。この駆動モードの切り替えを容易に行うために、特許文献１では、放射線発生器から射出される放射線の線量を放射線検出器側で監視し、低線量から高線量に移行するタイミングに合わせて、放射線検出器を動画撮影モードから静止画撮影モードに切り替えることが提案されている。これにより、放射線発生器と放射線検出器との間で同期信号の授受を行わずに放射線検出器の駆動モードを切り替えることができる。

しかし、特許文献１に記載の放射線撮影装置は、単一の放射線検出器を用いて動画撮影と静止画撮影を行っているため、動画撮影の場合と静止画撮影の場合との間で画質や視野サイズ等を変更することができない。そこで、特許文献２，３では、静止画撮影を行う第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器より小視野であって、動画撮影を行う第２の放射線検出器とを設け、静止画撮影を行う場合には、第２の放射線検出器を放射線発生器からの放射線照射領域から退避させたうえで、第１の放射線検出器により静止画撮影を行う放射線撮影装置が提案されている。

特開２００３−３０７５６９号公報 特開２０１１−００４９６６号公報 特開２００２−１０２２１３号公報

しかしながら、特許文献２，３に記載の放射線撮影装置では、第２の放射線検出器で動画撮影を行っている間に第１の放射線検出器で静止画撮影を行う場合には、第２の放射線検出器を放射線照射領域から退避させる機械的な動作が必要であるため、動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことができず、撮影好機を逃してしまう恐れがある。

本発明は、動画撮影を行なっている間に、迅速に静止画撮影を行うことを可能とする放射線撮影装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線発生器から射出された放射線を検出して画像データを生成する第１の放射線検出器と、第１の放射線検出器を透過した放射線を検出して画像データを生成する第２の放射線検出器と、第１及び第２の放射線検出器を制御する制御部とを備える。この制御部は、第１の放射線検出器に静止画撮影を実行させ、第２の放射線検出器に動画撮影を実行させる。

放射線発生器から射出された放射線パルスの線量を測定する放射線量測定部と、放射線量測定部により測定された線量を所定の閾値と比較する線量判定部とを備えることが好ましい。この場合には、制御部は、線量判定部により所定の閾値より小さい低線量パルスが検出された場合には、第２の放射線検出器に動画撮影を実行させ、線量判定部により閾値より大きい高線量パルスが検出された場合には、第１の放射線検出器に静止画撮影を実行させる。

第１及び第２の放射線検出器は複数の画素を有し、また、第２の放射線検出器は第１の放射線検出器より画素の配置密度が小さいことが好ましい。この場合、第２の放射線検出器は、第１の放射線検出器より画素の数が少ないことが好ましい。

第２の放射線検出器は、第１の放射線検出器よりフレームレートが高いことが好ましい。また、第２の放射線検出器は、第１の放射線検出器より視野範囲が小さいことが好ましい。

第１の放射線検出器は、放射線を吸収して可視光を発生する発光部と、発光部の放射線入射側に配置されると共に、発光部により発生された可視光を検出する第１の光検出部とにより構成され、そして、第２の放射線検出器は、発光部と、発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、発光部により発生された可視光を検出する第２の光検出部とにより構成されていることが好ましい。

発光部は、柱状結晶蛍光体を備え、柱状結晶蛍光体の先端部が第１の光検出部に対向していることが好ましい。

第２の光検出部は、発光部より面積が小さいことが好ましい。この場合に、第１及び第２の放射線検出器は複数の画素を有し、第２の放射線検出器は第１の放射線検出器より画素の配置密度が大きいことが好ましい。また、第２の光検出部は、ＣＭＯＳ型イメージセンサまたはＣＣＤ型イメージセンサであることが好ましい。さらに、発光部と第２の光検出部との間に、発光部から放出された可視光を第２の光検出部に集光するためのフレネルレンズを設けてもよい。

第１の放射線検出器は、放射線を吸収して可視光を発生する第１の発光部と、第１の発光部の放射線入射側に配置されると共に、第１の発光部により発生された可視光を検出する第１の光検出部とにより構成されることが好ましい。第２の放射線検出器は、第１の発光部及び第１の光検出部を透過した放射線を吸収して可視光を発生する第２の発光部と、第２の発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、第２の発光部により発生された可視光を検出する第２の光検出部とにより構成されることが好ましい。さらに、第１の発光部と第２の発光部との一方が柱状結晶蛍光体を備え、他方がＧＯＳ蛍光体を備えることが好ましい。

本発明の放射線撮影装置によれば、第１の放射線検出器の背後に第２の放射線検出器を配置し、第１の放射線検出器を静止画撮影用、第２の放射線検出器を動画撮影用として用いるので、動画撮影中に迅速に静止画撮影を行うことができる。

放射線情報システムのブロック図である。 放射線撮影システムの各装置の配置状態を示す側面図である。 電子カセッテの一部破断斜視図である。 電子カセッテの構成を模式的に示した断面図である。 シンチレータの構成を示す断面図である。 第１の放射線検出器、第２の放射線検出器、放射線量測定部の構成を説明する説明図である。 電子カセッテの電気的構成を示すブロック図である。 放射線発生器及びコンソールのブロック図である。 放射線撮影システムの動作タイミングを説明する説明図である。 電子カセッテの第１の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第２の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第３の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第４の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第５の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第６の変形例を説明する説明図である。 電子カセッテの第７の変形例を説明する説明図である。

図１において、放射線情報システム（ＲＩＳ：Radiology Information System）１０は、病院内の放射線科部門における診療予約や診断記録等の情報管理を行うためのシステムである。ＲＩＳ１０は、複数の端末装置１１、ＲＩＳサーバ１２、病院内の各放射線撮影室（或いは手術室）に設置された放射線撮影システム１３を、有線又は無線で病院内ネットワークＮＷに接続することにより構成されている。

端末装置１１としては、パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）等が用いられ、撮影者（医師や放射線技師）によって操作される。撮影者は、端末装置１１を操作して診断情報や施設予約の入力・閲覧を行う。放射線画像の撮影依頼（撮影予約）も端末装置１１を介して入力される。

ＲＩＳサーバ１２は、ＲＩＳデータベース（ＤＢ）を記憶する記憶部１２Ａを備えたコンピュータである。記憶部１２Ａには、患者の属性情報（患者の氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、患者ＩＤ等）や、病歴、受診歴、放射線画像撮影の履歴、過去に撮影した放射線画像のデータ等の患者に関する他の情報、各放射線撮影システム１３が有する電子カセッテ１５に関する情報（識別番号、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位、使用開始年月日、使用回数等）が登録されている。ＲＩＳサーバ１２は、記憶部１２Ａに登録されている情報に基づいて、ＲＩＳ１０全体を管理する処理（例えば、各端末装置１１からの撮影依頼を受け付け、各放射線撮影システム１３の撮影スケジュールを管理する処理）を行う。

放射線撮影システム１３は、ＲＩＳサーバ１２から指示された放射線画像の撮影を、医師や放射線技師の操作に従って行う。放射線撮影システム１３は、放射線を発生する放射線発生器１４と、患者の撮影部位を透過した放射線を検出し放射線画像を生成する電子カセッテ１５と、電子カセッテ１５を充電するためのクレードル１６と、これらの各機器の動作を制御するコンソール１７とを備えている。電子カセッテ１５は、可搬型の放射線撮影装置である。

図２において、放射線撮影室には、放射線発生器１４と、立位の患者２０Ａの撮影部位を放射線撮影（以下、立位撮影という）する際に用いられる立位台２０と、臥位の患者２１Ａの撮影部位を放射線撮影（以下、臥位撮影という）する際に用いられる臥位台２１とが設置されている。立位台２０には、電子カセッテ１５が装着されるカセッテ室２２が設けられている。立位撮影を行う際には、電子カセッテ１５を立位台２０のカセッテ室２２に保持させる。臥位撮影を行う際には、臥位台２１のカセッテ室２３に電子カセッテ１５を収納する。

また、放射線撮影室には、１つの放射線発生器１４で立位撮影と臥位撮影とを可能とするために、伸縮自在な支柱２５を介して放射線発生器１４を支持しながら、天井２６に沿って二次元的に移動する支持移動機構２４が設けられている。支柱２５は、放射線発生器１４を、水平な軸回り（矢印Ａ方向）、及び鉛直な軸回り（矢印Ｂ方向）の回転を可能に支持している。

クレードル１６には、電子カセッテ１５を収納可能な収容部１６Ａが形成されている。電子カセッテ１５は、非使用時には収容部１６Ａに収納され、この状態で内蔵バッテリの充電が行われる。放射線画像の撮影時には、電子カセッテ１５は、撮影者によってクレードル１６から取り出され、立位撮影の場合には立位台２０の保持部２２に保持され、臥位撮影の場合には臥位台２１の収容部２３に収容される。

図３において、電子カセッテ１５は、筐体３０、放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、発光部３３、第２の光検出部３４、基台３５、及び収納ケース３６を備えている。放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、発光部３３、第２の光検出部３４、及び基台３５は、筐体３０内に、放射線の入射方向に沿ってこの順に積層されている。

筐体３０は、放射線透過性材料により形成され、全体形状が直方体状である。筐体３０は、カーボン等の放射線低吸収材で形成された天板３０Ａを有する。天板３０Ａには、患者の撮影部位を透過した放射線が照射される。筐体３０のうち、天板３０Ａ以外の部分は、ＡＢＳ樹脂等で形成されている。

天板３０Ａには、複数個の発光ダイオード（ＬＥＤ）で構成され、電子カセッテ１５の動作モード（例えば「レディ状態」や「データ送信中」等）やバッテリの残容量等の動作状態を表示するための表示部３７が設けられている。なお、表示部３７は、ＬＥＤ以外の発光素子で構成された表示装置や、液晶ディスプレイや有機ＥＬディスプレイであってもよい。また、表示部３７を、天板３０Ａ以外の部分に設けてもよい。

収納ケース３６は、天板３０Ａの長手方向の一端側に沿って設けられている。収納ケース３６には、マイクロコンピュータ（図示せず）や、バッテリ（図示せず）を収納している。バッテリは、充電可能で、かつ着脱可能である。放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、第２の光検出部３４を含む電子カセッテ１５の各種電子回路は、バッテリから供給される電力によって動作する。これらの各種電子回路が放射線によって損傷することを防止するため、収納ケース３６の天板３０Ａ側には鉛板等の放射線遮蔽部材（図示せず）が設けられている。

図４において、第１の光検出部３２は、光電変換部３２１、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Thin Film Transistor）３２２、及びキャパシタ３２３を有する画素３２４を、絶縁性基板３２５上に複数形成することにより構成されている。画素３２４は、２次元マトリクス状に配列されている。

絶縁性基板３２５と、ＴＦＴ３２２及びキャパシタ３２３が形成された層とは、いわゆるＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、ＴＦＴ基板という）３２Ａを構成している。ＴＦＴ３２２は、アモルファスシリコンにより形成されている。絶縁性基板３２５は、石英基板、ガラス基板、樹脂基板等の光透過性を有し、かつ放射線の吸収が少ない材料で形成されている。

光電変換部３２１は、第１の電極３２１Ａ及び第２の電極３２１Ｂと、これらの間に、配置された光電変換膜３２１Ｃとを有する。光電変換膜３２１Ｃは、アモルファスシリコンにより形成されており、後述する発光部３３から放出された可視光を吸収して電荷を発生する。光電変換部３２１は、ＰＩＮ型またはＭＩＳ型のフォトダイオードを構成しており、ＴＦＴ基板３２Ａ上に設けられている。ＴＦＴ基板３２Ａ上には、光電変換部３２１を覆うように、平坦化層３２６が設けられている。平坦化層３２６は、窒化シリコンや酸化シリコン等で形成されており、放射線の入射側と反対側の面が平坦化されている。

第２の光検出部３４は、第１の光検出部３２と同様な構成であり、光電変換部３４１、ＴＦＴ３４２、及びキャパシタ３４３を備えた画素３４４が、絶縁性基板３４５に２次元マトリクス状に複数形成されている。第２の光検出部３４の画素３４４の配列ピッチは、第１の光検出部３２の画素３２４の配列ピッチより大きく、配置密度が小さい。

光電変換部３４１は、第１の電極３４１Ａ及び第２の電極３４１Ｂと、これらの間に配置された光電変換膜３４１Ｃとにより構成されている。また、光電変換部３４１を覆うように平坦化層３４６が設けられており、平坦化層３４６は、放射線の入射側の面が平坦化されている。絶縁性基板３４５と、ＴＦＴ３４２及びキャパシタ３４３が形成された層とが、ＴＦＴ基板３４Ａを構成している。

第２の光検出部３４は、放射線の入射方向に対する各部の構成順序が、第１の光検出部３２の各部の構成順序とは逆である。すなわち、第１の光検出部３２の平坦化層３２６と、第２の光検出部３４の平坦化層３４６とが対向しており、これらの間に発光部３３が配置されている。発光部３３は、放射線の入射に応じて可視光を発生して放出する。

第１の光検出部３２の平坦化層３２６と発光部３３とは、透光性を有する接着層３２７によって接着されている。同様に、第２の光検出部３４の平坦化層３４６と発光部３３とは、透光性を有する接着層３４７によって接着されている。また、第２の光検出部３４の絶縁性基板３４５は、基台３５に接着層３４８によって接着されている。

第１の光検出部３２の放射線入射側には、放射線量測定センサ３１が形成されている。放射線量測定センサ３１は、絶縁性基板３２５上に、配線層３１１、絶縁層３１２、光電変換部３１３、保護層３１４が順に形成されている。配線層３１１は、絶縁性基板３１５上に後述する配線７３（図７参照）がパターニングされた層である。光電変換部３１３は、発光部３３から放出され第１の光検出部３２を透過した可視光を検出する素子であり、絶縁層３１２上にマトリクス状に複数形成されている。放射線量測定センサ３１の厚みは、０．０５ｍｍ程度である。

光電変換部３１３は、第１の電極３１３Ａ及び第２の電極３１３Ｂと、これらの間に配置された光電変換膜３１３Ｃとを備える。光電変換膜３１３Ｃは、有機光電変換材料で形成されている。光電変換膜３１３Ｃは、インクジェットヘッド等を用いて有機光電変換材料を第２の電極３１３Ｂ上に塗布することにより形成される。

図５において、発光部３３は、蒸着基板３３１、シンチレータ３３２、及び防湿保護膜３３３により構成されている。蒸着基板３３１は、石英基板、ガラス基板、樹脂基板等の光透過性を有する基板である。シンチレータ３３２は、蒸着基板３３１上にタリウム活性化ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）を蒸着することにより形成される。シンチレータ３３２は、非柱状結晶３３２Ａと、この非柱状結晶３３２Ａ上に立設した複数の柱状結晶３３２Ｂとにより構成されている。防湿保護膜３３３は、ポリパラキシリレン等の防湿性材料により形成されており、シンチレータ３３２の周囲を覆っている。

なお、蒸着基板３３１は設けなくてもよい。例えば、蒸着基板３３１上にシンチレータ３３２を形成した後、蒸着基板３３１をシンチレータ３３２から剥離して、シンチレータ３３２を第２の光検出部３４に接合してもよい。これに代えて、シンチレータ３３２を第２の光検出部３４上に直接蒸着形成してもよい。また、ＣｓＩ：Ｔｌに代えて、ナトリウム活性化ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｎａ）等の蛍光体材料を用いてもよい。

シンチレータ３３２は、柱状結晶３３２Ｂの先端部３３２Ｃが第１の光検出部３２に対向するように配置されている。蒸着基板３３１は、接着剤等で第２の光検出部３４に接合されている。複数の柱状結晶３３２Ｂは、互いに空隙ＧＰを介して離間されている。各柱状結晶３３２Ｂの径は、数μｍ〜１０μｍ程度である。

シンチレータ３３２は、放射線発生器１４から射出され、患者、天板３０Ａ、放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２等を透過して発光部３３に入射した放射線を吸収して可視光を発生する。放射線は、第１の光検出部３２の側からシンチレータ３３２に入射するため、シンチレータ３３２内での発光は、主に柱状結晶３３２Ｂの先端部３３２Ｃ側で生じる。シンチレータ３３２で発生した可視光は、柱状結晶３３２Ｂのライトガイド効果によって、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４に向かって進行する。

第１の光検出部３２に向かって進行した可視光は、先端部３３２Ｃから射出され、防湿保護膜３３３を透過して第１の光検出部３２に入射し、第１の光検出部３２の光電変換部３２１により検出される。また、第１の光検出部３２に入射した可視光の一部は、第１の光検出部３２を透過して放射線量測定センサ３１に入射する。放射線量測定センサ３１に入射した可視光は、光電変換部３１３により検出される。

一方、第２の光検出部３４に向かって進行した可視光は、非柱状結晶３３２Ａに入射し、非柱状結晶３３２Ａによって一部が反射されるが、大半は蒸着基板３３１を透過して第２の光検出部３４に入射する。第２の光検出部３４に入射した可視光は、光電変換部３４１により検出される。

図６に示すように、発光部３３と第１の光検出部３２とにより、第１の放射線検出器４０が構成されている。第１の放射線検出器４０は、放射線の進行方向に沿って、第１の光検出部３２、発光部３３の順に配置されている。このような配置方式は、ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）型と呼ばれる。また、発光部３３と第２の光検出部３４とにより、第２の放射線検出器４１が構成されている。第２の放射線検出器４１は、放射線の進行方向に沿って、発光部３３、第２の光検出部３４の順に配置される。このような配置方式は、ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）型と呼ばれる。

さらに、発光部３３と放射線量測定センサ３１とにより、ＩＳＳ型の放射線量測定部４２が構成されている。前述のように、発光部３３のシンチレータ３３２内での発光は、第１の光検出部３２の近傍で生じるため、第１の放射線検出器４０では、光量が大きく高精細な画像が検出される。

第１の放射線検出器４０は、静止画撮影に用いられる。第２の放射線検出器４１は、動画撮影に用いられる。第２の放射線検出器４１は、画素３４４の配列ピッチが第１の放射線検出器４０の画素３２４の配列ピッチより大きく、画素３４４の数（有効画素数）が少ないため、高フレームレートで駆動される。

図７において、第１の光検出部３２には、行方向に沿って延在され、各ＴＦＴ３２２をオン／オフさせるための複数本のゲート配線５０と、行方向と交差する列方向に沿って延在され、キャパシタ３２３に蓄積された電荷をオン状態のＴＦＴ３２２を介して読み出すための複数本のデータ配線５１が設けられている。第１の放射線検出器４０には、この第１の光検出部３２の他、ゲート線ドライバ５２、信号処理部５３、及び画像メモリ５４が設けられている。

ゲート配線５０は、ゲート線ドライバ５２に接続されている。データ配線５１は、信号処理部５３に接続されている。患者の撮影部位を透過した放射線（撮影部位の画像情報を担持した放射線）が電子カセッテ１５に照射されると、発光部３３からは、放射線の照射量に応じた光量の可視光が放出される。各画素３２４の光電変換部３２１では、可視光の入射光量に応じた大きさの電荷が発生する。この電荷がキャパシタ３２３に蓄積される。

キャパシタ３２３に電荷が蓄積されると、ＴＦＴ３２２は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線５０を介して供給される信号により行単位で順にオンにされる。ＴＦＴ３２２がオンになった画素３２４のキャパシタ３２３に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線５１を伝送されて信号処理部５３に入力される。このように、各画素３２４のキャパシタ３２３に蓄積された電荷は行単位で順に読み出される。

信号処理部５３は、データ配線５１毎に、増幅器（図示せず）及びサンプルホールド回路（図示せず）を備えている。各データ配線５１を伝送された電気信号は、増幅器で増幅された後、サンプルホールド回路に保持される。サンプルホールド回路の出力側には、マルチプレクサ（図示せず）、Ａ／Ｄ変換器（図示せず）が順に接続されている。各サンプルホールド回路に保持された電気信号は、マルチプレクサにより選択され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データに変換される。信号処理部５３には、画像メモリ５４が接続されており、信号処理部５３のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは、画像メモリ５４に記憶される。

第２の光検出部３４には、同様に、複数本のゲート配線６０と、複数本のデータ配線６１が設けられている。第２の放射線検出器４１には、この第２の光検出部３４の他、ゲート線ドライバ６２、信号処理部６３、及び画像メモリ６４が設けられている。ゲート配線６０はゲート線ドライバ６２に接続されており、データ配線６１は信号処理部６３に接続されている。そして、信号処理部６３には、画像メモリ６４が接続されている。

前述のように、第２の光検出部３４は、画素３４４の配置密度が小さいため、ゲート配線６０及びデータ配線６１の本数が、第１の光検出部３２のゲート配線５０及びデータ配線５１の本数より少ない。また、第２の放射線検出器４１は、動画撮影用であるため、信号処理部６３の増幅器のゲインは、第１の放射線検出器４０に用いられる信号処理部５３の増幅器のゲインより大きな値に設定されている。これ以外の第２の放射線検出器４１の構成は、第１の放射線検出器４０の構成と同一であるため、詳しい説明は省略する。

画像メモリ５４，６４は、電子カセッテ１５の全体の動作を制御するカセッテ制御部７０と接続されている。カセッテ制御部７０は、マイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ７０Ａと、ＲＡＭ７０Ｂと、フラッシュメモリ等の不揮発性のＲＯＭ７０Ｃとを備えている。

カセッテ制御部７０には、外部機器との間で各種情報の送受信を無線により行う無線通信部７１が接続されている。無線通信部７１は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎに代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応している。カセッテ制御部７０は、無線通信部７１を介してコンソール１７と無線通信を行う。

放射線量測定部４２は、放射線発生器１４から電子カセッテ１５に照射される放射線の線量を測定するために用いられる。放射線発生器１４は、放射線として、動画撮影用の低線量パルスと、静止画撮影用の高線量パルスとを、撮影者の操作に従って射出する。

放射線量測定部４２の放射線量測定センサ３１には、光電変換部３１３と同数の配線７３が設けられている。放射線量測定部４２には、この放射線量測定センサ３１の他、信号検出部７４が設けられている。各光電変換部３１３は、互いに異なる配線７３を介して信号検出部７４に接続されている。信号検出部７４は、配線７３毎に、増幅器、サンプルホールド回路、及びＡ／Ｄ変換器（いずれも図示せず）を備えており、カセッテ制御部７０及び線量判定部７５と接続されている。

信号検出部７４は、カセッテ制御部７０からの制御により、光電変換部３１３から配線７３を介して伝送される信号のサンプリングを所定の周期で行い、サンプリングした信号をデジタルデータに変換して線量判定部７５へ順次出力する。線量判定部７５は、信号検出部７４から入力されたデータに基づき、放射線発生器１４から照射された放射線の線量を判定（すなわち、動画撮影用の低線量パルス、静止画撮影用の高線量パルスのいずれであるかを判定）する。この判定結果は、カセッテ制御部７０へ出力される。

電子カセッテ１５には電源部７７が設けられており、上述した各種電子回路と配線（図示せず）により接続されている。電源部７７は、電子カセッテ１５の可搬性を損なわないように、前述のバッテリを内蔵しており、このバッテリから各種電子回路へ電力を供給する。また、電源部７７は、カセッテ制御部７０に接続されている。カセッテ制御部７０は、第１の放射線検出器４０及び第２の放射線検出器４１への電力の供給を選択的にオン／オフすることを可能とする。

図８において、コンソール１７は、コンピュータで構成され、装置全体の動作を制御するＣＰＵ１７０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ＲＯＭ１７１と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１７２と、各種データを記憶するＨＤＤ１７３とを備え、これらはバス線ＢＬを介して互いに接続されている。また、バス線ＢＬには、通信Ｉ／Ｆ１７４及び無線通信部１７５が接続され、ディスプレイ１７６がディスプレイドライバ１７７を介して接続されている。更に、バス線ＢＬには、操作部１７８が操作入力検出部１７９を介して接続されている。

通信Ｉ／Ｆ１７４は、接続端子１７Ａ及び通信ケーブル７８を介して、放射線発生器１４の接続端子１４Ａと接続されている。ＣＰＵ１７０は、通信Ｉ／Ｆ１７４を介して、放射線発生器１４との間で、曝射条件等の各種情報の送受信を行う。無線通信部１７５は、電子カセッテ１５の無線通信部７１と無線通信を行う。ＣＰＵ１７０は、無線通信部１７５を介して、電子カセッテ１５との間で、画像データ等の各種情報の送受信を行う。

ディスプレイドライバ１７７は、ディスプレイ１７６に各種情報を表示させるための信号を生成して出力する。ＣＰＵ１７０は、ディスプレイドライバ１７７を介して、操作メニューや放射線画像等をディスプレイ１７６に表示させる。操作部１７８は、キーボード等により構成され、各種情報や操作指示が入力される。操作入力検出部１７９は、操作部１７８に対する操作を検出し、検出結果をＣＰＵ１７０に送信する。また、操作入力検出部１７９には、放射線撮影室の床上に配置され、動画撮影と静止画撮影との切り替えを行うための（図示せず）が接続されている。このフットスイッチは、撮影者が足で踏むことによってオン／オフする。

放射線発生器１４は、放射線を発生する放射線源１４０と、コンソール１７との間で曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信Ｉ／Ｆ１４１と、コンソール１７から受信した曝射条件に基づいて放射線源１４０を制御する線源制御部１４２とを備えている。

次に、ＲＩＳ１０の作用について説明する。放射線画像の撮影を希望する場合、端末装置１１から撮影依頼を入力する。この撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位が指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。

端末装置１１は、入力された撮影依頼の内容をＲＩＳサーバ１２に通知する。ＲＩＳサーバ１２は、端末装置１１から通知された撮影依頼の内容を記憶部１２Ａに記憶する。コンソール１７は、ＲＩＳサーバ１２にアクセスすることにより、撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１７６に表示させる。

撮影者は、ディスプレイ１７６に表示された撮影依頼の内容に基づいて、放射線画像の撮影を行うための準備作業を行う。例えば、臥位台２１上に横臥した患者２１Ａの患部の撮影を行う場合には、臥位台２１の収容部２３に電子カセッテ１５を収納する。

撮影者は、上記の準備作業が完了すると、コンソール１７の操作部１７８を介して準備作業の完了を通知する操作を行う。コンソール１７は、この操作をトリガとして、電子カセッテ１５の動作モードをレディ状態とする。電子カセッテ１５は、レディ状態となると、カセッテ制御部７０により放射線量測定部４２及び線量判定部７５が駆動され、放射線発生器１４から照射される放射線パルス（動画撮影用の低線量パルスまたは静止画撮影用の高線量パルス）を検出するための待ち受け動作を開始する。コンソール１７は、ディスプレイ１７６の表示を切り替えることで撮影可能状態になったことを撮影者へ通知する。

この通知を確認した撮影者は、操作部１７８を介して撮影指示を行う。例えば、静止画撮影の場合には、コンソール１７は、曝射開始を指示する指示信号を放射線発生器１４へ送信する。放射線発生器１４は、コンソール１７から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線発生器１４から静止画撮影用の高線量パルスを射出させる。

電子カセッテ１５のカセッテ制御部７０は、放射線量測定部４２及び線量判定部７５により高線量パルスを検出すると、第１の放射線検出器４０を駆動して撮影動作を行い、第１の放射線検出器４０により得られた画像データを、無線通信部７１を介してコンソール１７に送信する。コンソール１７では、入力された画像データは、静止画像としてディスプレイ１７６に表示される。

循環器系の診断や処置を行う場合には、撮影者として数名の医師等がチームを組んで対処する。このチームは、患者の載置されている臥位台２１の位置を調整したり、患者の撮影部位に合わせて放射線発生器１４を回転させたりする操作を担当する補助的な役割を担う者と、動画像（透視像）を観察しながら患者に挿入するカテーテルやガイドワイヤを操作する医師とにより構成される。この医師は、カテーテルやガイドワイヤを操作するために両手が塞がっているため、前述のフットスイッチを用いて動画撮影、静止画撮影の切り替えを行う。動画撮影は、患者の位置決めや、病変部の探索に使用される。静止画撮影は、病変部のより鮮明な放射線画像を得るために使用される。

次に、図９に示すタイミングチャートを参照して動画撮影中に行われる静止画撮影動作について説明する。動画撮影時には、放射線発生器１４から動画撮影用の低線量パルスが所定の間隔で患者の撮影部位に向けて照射される。放射線量測定部４２は、この低線量パルスの照射間隔より短い間隔で放射線のサンプリングを行っている。線量判定部７５は、放射線量測定部４２により測定される放射線の立ち上がり時の放射線量を、所定の閾値と比較し、この閾値より放射線量が小さい場合には、低線量パルスと判定する。

線量判定部７５により低線量パルスが検出されると、カセッテ制御部７０は、低線量パルスに同期して第２の放射線検出器４１を駆動し、動画撮影動作ＭＰを実行させる。この動画撮影動作ＭＰでは、まず、ゲート線ドライバ６２により全てのゲート配線６０が一括選択されて全てのＴＦＴ３４２がオン状態となり、キャパシタ３４３に蓄積された電荷が廃棄（リセット）される。

次に、全てのゲート配線６０が非選択とされて全てのＴＦＴ３４２がオフ状態となり、キャパシタ３４３が電荷蓄積状態となる。光電変換部３４１により、患者の撮影部位を透過した放射線に応じた電荷が発生され、キャパシタ３４３に蓄積される。そして、低線量パルスの照射終了後、ゲート線ドライバ６２によりゲート配線６０が順次に駆動されることにより、キャパシタ３４３に蓄積された電荷が読み出され、信号処理部６３により画像データが生成される。

この動画撮影動作ＭＰには、カセッテ制御部７０は、電源部７７から第１の放射線検出器４０の各部への電源電圧の供給を停止し、オフ状態（ＯＦＦ）とする。これにより、第２の放射線検出器４１の読み出し動作への電源ノイズの影響が低減される。

低線量パルスが検出されるたびに動画撮影動作ＭＰが行われ、画像データが画像メモリ６４から無線通信部７１を介してコンソール１７に順次に送信される。コンソール１７では、入力された画像データは、動画像としてディスプレイ１７６に表示される。

この動画撮影中に、フットスイッチ等の操作により静止画撮影指示がなされた場合には、放射線発生器１４から静止画撮影用の高線量パルスが患者の撮影部位に向けて照射される。この高線量パルスの線量は、低線量パルスの１００倍程度である。線量判定部７５は、放射線量測定部４２により測定される放射線の立ち上がり時の放射線量を、所定の閾値と比較し、この閾値より放射線量が大きい場合には、高線量パルスと判定する。

線量判定部７５により高線量パルスが検出されると、カセッテ制御部７０は、高線量パルスに同期して第１の放射線検出器４０を駆動し、静止画撮影動作ＳＰを実行させる。この静止画撮影動作ＳＰは、上記の動画撮影動作ＭＰと同様であり、第１の放射線検出器４０により画像データが生成される。この画像データは、無線通信部７１を介してコンソール１７に送信され、コンソール１７では、静止画像としてディスプレイ１７６に表示される。なお、この静止画像を、ディスプレイ１７６以外の別のディスプレイに表示してもよい。

また、この静止画撮影動作ＳＰには、カセッテ制御部７０は、電源部７７から第２の放射線検出器４１の各部への電源電圧の供給を停止し、オフ状態（ＯＦＦ）とする。これにより、第１の放射線検出器４０の読み出し動作への電源ノイズの影響が低減される。

以上のように、第１の放射線検出器４０は、画素３２４の配置密度が大きいため、高精細な静止画像が得られる。これに対して、第２の放射線検出器４１は、画素３４４の配置密度が小さく、画素３４４の数が少ないため、高速駆動され、高フレームレートで動画像が生成される。

また、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは放射線の進行方向に積層され、第２の放射線検出器４１は第１の放射線検出器４０を透過した放射線を検出するように構成されているため、動画撮影から静止画撮影に切り替える際に、第２の放射線検出器４１を移動させる必要はなく、迅速に静止画撮影を行うことができる。

次に、電子カセッテの他の構成について説明する。図１０に示す構成は、放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、発光部３３が上記実施形態と同一の構成であるが、第２の光検出部３４が発光部３３及び第１の光検出部３２より小面積（視野範囲が小さい）である点が上記実施形態と異なる。この場合、第２の光検出部３４は、画素３４４の配列ピッチが第１の光検出部３２の画素３２４の配列ピッチより小さい（配置密度が大きい）ことが好ましい。このような小面積の第２の光検出部３４としては、シリコン基板をベースとして構成されたＣＭＯＳ型イメージセンサやＣＣＤ型イメージセンサを用いることが好適である。これにより、第２の放射線検出器４１は、単位時間当たりのフレーム数が大きい高速度撮影が可能となる。この場合、シリコン基板に代えて、炭化シリコン（ＳｉＣ）等のワイドギャップ半導体基板を用いることも好ましい。ＳｉＣ基板は、シリコン基板より５００倍程度放射線耐性に優れることが知られている。

図１１に示す構成は、小面積の第２の光検出部３４を複数個敷詰めて発光部３３及び第１の光検出部３２と同等の面積としたものである。この場合、第２の放射線検出器４１により得られる放射線画像には、隣接する第２の光検出部３４間に対応する隙間が生じてしまうが、この隙間部分には補間処理を施せばよい。この放射線画像は動画像として用いられるため、診断への影響は少ない。

図１２に示す構成は、小面積の第２の光検出部３４と発光部３３との間にフレネルレンズ８０を配置したものである。発光部３３から第２の光検出部３４の方向へ放出される可視光は、フレネルレンズ８０により集光され、第２の光検出部３４に入射するため、第２の光検出部３４は、第１の光検出部３２と同等の視野範囲を検出することができる。

図１３に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、第１の発光部３３Ａ、第２の光検出部３４、第２の発光部３３Ｂを順に配置したものである。第１の発光部３３Ａ及び第２の発光部３３Ｂは、前述の発光部３３と同一の構成である。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＩＳＳ型である。この場合、第１の発光部３３Ａの放射線入射側とは反対側の面に光反射層８１Ａを形成し、第２の発光部３３Ｂの放射線入射側とは反対側の面に光反射層８１Ｂを形成することが好ましい。光反射層８１Ａ，８１Ｂは、アルミニウム等の金属膜により形成される。

図１４に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、放射線量測定センサ３１、第１の発光部３３Ａ、第１の光検出部３２、第２の発光部３３Ｂ、第２の光検出部３４の順に配置したものである。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＰＳＳ型である。この場合、第１の発光部３３Ａの放射線入射側の面に光反射層８１Ａを形成し、第２の発光部３３Ｂの放射線入射側の面に光反射層８１Ｂを形成することが好ましい。

図１５に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、放射線量測定センサ３１、第２の光検出部３４、第１の光検出部３２、発光部３３を順に配置したものである。この構成では、第１の放射線検出器４０と第２の放射線検出器４１とは、いずれもＩＳＳ型である。この場合、第２の光検出部３４は、放射線量測定センサ３１と同様に、有機材料で形成することが好ましい。また、発光部３３の放射線入射側とは反対側の面に光反射層８２を形成することが好ましい。

図１６に示す構成は、放射線の進行方向に沿って、放射線量測定センサ３１、第１の光検出部３２、第１の発光部３３Ａ、第２の発光部３３Ｂ、第２の光検出部３４を順に配置したものである。これは、図６に示す構成において、発光部３３を第１の発光部３３Ａと第２の発光部３３Ｂとで構成したものである。第１の放射線検出器４０は、第１の発光部３３Ａと第１の光検出部３２とで構成されたＩＳＳ型放射線検出器であり、第２の放射線検出器４１は、第２の発光部３３Ｂと第２の光検出部３４とで構成されたＰＳＳ型放射線検出器である。

図１６に示す構成では、第１の発光部３３Ａと第２の発光部３３Ｂとは、特性の異なる蛍光体を備える。例えば、第１の発光部３３Ａに、ＣｓＩ：ＴｌやＣｓＩ：Ｎａ等の柱状結晶構造を有する柱状結晶蛍光体を用い、第２の発光部３３Ｂに、酸化ガドリニウム（ＧＯＳ）蛍光体を用いる。この場合、柱状結晶蛍光体の先端部を図５に示す構成と同様に第１の光検出部３２に対向させること好ましい。

柱状結晶蛍光体は、分解能が高く高性能である反面、ＧＯＳ蛍光体に比べて高価であるため、高画質の撮影を必要とする静止画撮影用の第１の放射線検出器４０の第１の発光部３３Ａに柱状結晶蛍光体を用い、高画質が必要とされない動画撮影用の第２の放射線検出器４１の第２の発光部３３ＢにＧＯＳ蛍光体を用いている。これにより、所望される性能を犠牲とすることなくコストを削減することができる。また、柱状結晶蛍光体は、厚みが厚いほど耐衝撃性が劣化するが、本構成では柱状結晶蛍光体を薄くすることができるため、耐衝撃性が向上する。

ＧＯＳ蛍光体は、粉末の粒子であるため、バインダー樹脂に混ぜられている。ＧＯＳ蛍光体を小粒子とすることで分解能を向上させることが可能となるため、上記とは逆に、第１の発光部３３ＡにＧＯＳ蛍光体を用い、第２の発光部３３Ｂに柱状結晶蛍光体を用いてもよい。この場合には、柱状結晶蛍光体の先端部を第２の光検出部３４に対向させることが好ましい。

第１の発光部３３Ａは、ＧＯＳ蛍光体を備えることにより、より高いエネルギーの放射線（Ｘ線）を吸収することができる。これは、ＧＯＳ蛍光体が柱状結晶蛍光体より原子番号が大きいことによる。この構成は、動画撮影と静止画撮影とで放射線源１４０の管電圧を変え、高コントラストの静止画像を得るために静止画撮影時の管電圧を高くする場合に有効である。また、柱状結晶蛍光体は、放射線に対する感度が高いため、第２の発光部３３Ｂに柱状結晶蛍光体を用いることで、動画撮影時の放射線の線量を下げ、患者の被曝を低減することができる。

上記２つの例において、ＧＯＳ蛍光体は、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４の一方に、塗布または貼り合せを行うことにより形成される。柱状結晶蛍光体は、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４の他方に、蒸着または貼り合せを行ことにより形成される。柱状結晶蛍光体の蒸着には、直接蒸着と間接蒸着とがある。間接蒸着とは、蒸着基板に柱状結晶蛍光体を蒸着し、柱状結晶蛍光体を第１の光検出部３２または第２の光検出部３４に貼り合せた後、蒸着基板を剥離する方法である。柱状結晶蛍光体とＧＯＳ蛍光体との接合は、貼り合せ、または両者を押し当てた状態でパウチ加工することにより行う。また、柱状結晶蛍光体を、ＧＯＳ蛍光体上に直接蒸着または間接蒸着した後、柱状結晶蛍光体と第１の光検出部３２または第２の光検出部３４とを貼り合せてもよい。

さらに別の例として、第１の発光部３３Ａに小粒子のＧＯＳ蛍光体をバインダー樹脂に混ぜたものを用い、第２の発光部３３Ｂに大粒子のＧＯＳ蛍光体をバインダー樹脂に混ぜたものを用いてもよい。この場合、大粒子のＧＯＳ蛍光体は、小粒子のＧＯＳ蛍光体と比べ、分解能については劣るが、放射線に対する感度が高いため、高感度の動画像を得ることができる。また、上記各例において、第１の発光部３３Ａと第２の発光部３３Ｂの間に光反射層を設けてもよい。

また、上記実施形態では、第１の放射線検出器４０において、第１の光検出部３２の光電変換膜３２１Ｃをアモルファスシリコンによって構成しているが、光電変換膜３２１Ｃを、有機光電変換材料を含む材料で構成してもよい。この場合には、主に可視光域で高い吸収を示す吸収スペクトルが得られ、光電変換膜３２１Ｃではシンチレータ３３２から放出された可視光以外の電磁波の吸収が殆どない。これにより、放射線が光電変換膜３２１Ｃで吸収されることで発生するノイズが抑制される。

また、有機光電変換材料からなる光電変換膜３２１Ｃは、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料をＴＦＴ基板３２Ａ上に付着させることで形成することができ、ＴＦＴ基板３２Ａに含まれる絶縁性基板３２５には、耐熱性は要求されない。このため、絶縁性基板３２５をガラス以外の材質とすることができる。

光電変換膜３２１Ｃを有機光電変換材料で構成した場合、光電変換膜３２１Ｃで放射線が殆ど吸収されないので、第１の光検出部３２を透過することによる放射線の減衰が抑制される。従って、光電変換膜３２１Ｃを有機光電変換材料で構成することは、第１の放射線検出器４０がＩＳＳ型である場合に好適である。

光電変換膜３２１Ｃを構成する有機光電変換材料は、シンチレータ３３２から放出された可視光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ３３２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３３２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３３２から放出された可視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３３２の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、キナクリドン系有機化合物やフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。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３３２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であり、シンチレータ３３２で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。

光電変換膜３２１Ｃ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であり、電子を供与しやすい性質を有する。より詳しくは、有機ｐ型化合物は、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である。ドナー性有機半導体としては、電子供与性を有するものであれば如何なる有機化合物も使用可能である。有機ｎ型化合物は、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であり、電子を受容し易い性質を有する。より詳しくは、有機ｎ型化合物は、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である。アクセプター性有機半導体としては、電子受容性を有するものであれば如何なる有機化合物も使用可能である。

また、光電変換部３２１は、少なくとも電極３２１Ａ，３２１Ｂと光電変換膜３２１Ｃと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及び正孔ブロッキング膜の少なくとも何れかを、光電変換膜３２１Ｃと電極３２１Ａ、３２１Ｂとの間に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。

また、ＴＦＴ３２２の活性層としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む非晶質酸化物（例えば、Ｉｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む非晶質酸化物（例えば、Ｉｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む非晶質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未満の正の整数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ｍ＝４であることがより好ましい。

また、ＴＦＴ３２２の活性層を有機半導体材料で形成してもよい。この場合、有機半導体材料としては、特開２００９−２１２３８９号公報に記載された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が挙げられる。

ＴＦＴ３２２の活性層を、非晶質酸化物や有機半導体材料によって形成すれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、或いは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生が効果的に抑制される。

また、ＴＦＴ３２２の活性層をカーボンナノチューブで形成してもよい。この場合、ＴＦＴ３２２のスイッチング速度が高速化する。また、ＴＦＴ３２２における可視光域の光の吸収度合いを低下させることができる。なお、活性層をカーボンナノチューブで形成する場合、活性層にごく微量の金属性不純物が混入しただけでＴＦＴ３２２の性能が著しく低下するため、遠心分離等により非常に純度の高いカーボンナノチューブを分離・抽出して活性層の形成に用いる必要がある。

ＴＦＴ３２２の活性層を構成する非晶質酸化物や有機半導体材料、光電変換膜３２１Ｃを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板３２５としては、石英基板、ガラス基板等の耐熱性の高い基板に限られず、合成樹脂製の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることができる。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。このような合成樹脂製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもできる。なお、絶縁性基板３２５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。

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

なお、以上のように構成された第１の光検出部３２と同様に第２の光検出部３４を構成してもよい。

また、上記実施形態では、第１の放射線検出器４０、第２の放射線検出器４１、放射線量測定部４２は、いずれも放射線をシンチレータで可視光に変換し、この可視光を電荷に変換する間接変換型の放射線検出器であるが、アモルファスセレン等の光導電性層により放射線を電荷に直接変換する直接変換型の放射線検出器としてもよい。

また、上記実施形態では、放射線量測定センサ３１を、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４より放射線の上流側に配置しているが、これに代えて、放射線量測定センサ３１を、第１の光検出部３２及び第２の光検出部３４より放射線の下流側に配置してもよい。さらには、放射線量測定センサ３１を、第１の光検出部３２または第２の光検出部３４に組み込んでもよい。

上記実施形態では、放射線撮影装置として電子カセッテを例示したが、電子カセッテに代えて、マンモグラフィ装置等の放射線検出装置にも本発明を適用可能である。

１５ 電子カセッテ
３１ 放射線量測定センサ
３２ 第１の光検出部
３３ 発光部
３４ 第２の光検出部
４０ 第１の放射線検出器
４１ 第２の放射線検出器
４２ 放射線量測定部
３２１，３４１ 光電変換部
３２４，３４４ 画素
３３２ シンチレータ
３３２Ａ 非柱状結晶
３３２Ｂ 柱状結晶
３３２Ｃ 先端部
３３３ 防湿保護膜

Claims (14)

1. 放射線発生器から射出された放射線を検出して画像データを生成する第１の放射線検出器と、
   前記第１の放射線検出器を透過した放射線を検出して画像データを生成する第２の放射線検出器と、
   前記第１及び第２の放射線検出器を制御し、前記第１の放射線検出器に静止画撮影を実行させ、前記第２の放射線検出器に動画撮影を実行させる制御部と、
   を備える放射線撮影装置。
2. 放射線発生器から射出された放射線パルスの線量を測定する放射線量測定部と、
   前記放射線量測定部により測定された線量を所定の閾値と比較する線量判定部とを備え、
   前記制御部は、前記線量判定部により所定の閾値より小さい低線量パルスが検出された場合には、前記第２の放射線検出器に動画撮影を実行させ、前記線量判定部により前記閾値より大きい高線量パルスが検出された場合には、前記第１の放射線検出器に静止画撮影を実行させる、
   ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
3. 前記第１及び第２の放射線検出器は、複数の画素を有し、
   前記第２の放射線検出器は、前記第１の放射線検出器より前記画素の配置密度が小さいことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線撮影装置。
4. 前記第２の放射線検出器は、前記第１の放射線検出器より前記画素の数が少ないことを特徴とする請求の範囲第３項に記載の放射線撮影装置。
5. 前記第２の放射線検出器は、前記第１の放射線検出器よりフレームレートが高いことを特徴とする請求の範囲第４項に記載の放射線撮影装置。
6. 前記第２の放射線検出器は、前記第１の放射線検出器より視野範囲が小さいことを特徴とする請求の範囲第５項に記載の放射線撮影装置。
7. 第１の放射線検出器は、放射線を吸収して可視光を発生する発光部と、前記発光部の放射線入射側に配置されると共に、前記発光部により発生された可視光を検出する第１の光検出部とにより構成され、
   第２の放射線検出器は、前記発光部と、前記発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、前記発光部により発生された可視光を検出する第２の光検出部とにより構成されている、
   ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
8. 前記発光部は、柱状結晶蛍光体を備え、前記柱状結晶蛍光体の先端部が前記第１の光検出部に対向していることを特徴とする請求の範囲第７項に記載の放射線撮影装置。
9. 前記第２の光検出部は、前記発光部より面積が小さいことを特徴とする請求の範囲第８項に記載の放射線撮影装置。
10. 前記第１及び第２の放射線検出器は、複数の画素を有し、
    前記第２の放射線検出器は、前記第１の放射線検出器より前記画素の配置密度が大きいことを特徴とする請求の範囲第９項に記載の放射線撮影装置。
11. 前記第２の光検出部は、ＣＭＯＳ型イメージセンサまたはＣＣＤ型イメージセンサであることを特徴とする請求の範囲第１０項に記載の放射線撮影装置。
12. 前記発光部と前記第２の光検出部との間に、前記発光部から放出された可視光を前記第２の光検出部に集光するためのフレネルレンズを備えることを特徴とする請求の範囲第９項に記載の放射線撮影装置。
13. 前記第１の放射線検出器は、放射線を吸収して可視光を発生する第１の発光部と、前記第１の発光部の放射線入射側に配置されると共に、前記第１の発光部により発生された可視光を検出する第１の光検出部とにより構成され、
    前記第２の放射線検出器は、前記第１の発光部及び前記第１の光検出部を透過した放射線を吸収して可視光を発生する第２の発光部と、前記第２の発光部の放射線入射側とは反対側に配置されると共に、前記第２の発光部により発生された可視光を検出する第２の光検出部とにより構成されている、
    ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線撮影装置。
14. 前記第１の発光部と前記第２の発光部との一方が柱状結晶蛍光体を備え、他方がＧＯＳ蛍光体を備えることを特徴とする請求の範囲第１３項に記載の放射線撮影装置。

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