(57)【要約】【課題】電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体の撮影を行う場合に、放射線の照射範囲を容易に拡大できると共に、被写体に最適な線量の放射線を照射する。【解決手段】放射線撮影システム及び放射線撮影方法では、少なくとも３つの放射線源（１８ａ〜１８ｇ）を、１以上の放射線源を含む少なくとも３つのグループ（５４〜５８）に分け、各放射線源（１８ａ〜１８ｇ）の幾何学的中心位置近傍のグループ（５６）に所属する放射線源（１８ｃ〜１８ｅ）から出力される放射線（１６ｃ〜１６ｅ）の線量が最大の線量になると共に、それ以外のグループ（５４、５８）に所属する放射線源（１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇ）から出力される放射線（１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇ）の線量が小さな線量となるように、各放射線（１６ａ〜１６ｇ）の線量の重み付けを行う。【選択図】図５
2012066060.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を出力する放射線源を少なくとも３つ収容する放射線出力装置と、
前記少なくとも３つの放射線源が被写体に放射線をそれぞれ照射した際に、該被写体を透過した前記各放射線を検出して放射線画像に変換する放射線検出装置と、
前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御装置と、
を備え、
前記制御装置は、
前記少なくとも３つの放射線源を、１以上の放射線源を含む少なくとも３つのグループに分け、
分けた前記各グループのうち、前記少なくとも３つの放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、最大の線量になると共に、前記幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、前記最大の線量を補う小さな線量となるように、前記少なくとも３つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ単位で行い、
前記重み付けに従って前記少なくとも３つの放射線源から前記被写体に放射線を照射するように前記放射線出力装置を制御する
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項２】
請求項１記載のシステムにおいて、
前記制御装置は、
前記放射線出力装置に収容可能な放射線源の個数に応じた該放射線源のグループ分けを示すグルーピングデータと、前記グルーピングデータに応じたグループ毎の線量の重み付けを示す重み付けデータとを格納するデータベースと、
前記被写体の撮影部位に対応するグルーピングデータ及び重み付けデータを前記データベースから検索するデータベース検索部と、
前記被写体の撮影部位と、前記データベース検索部が検索したグルーピングデータ及び重み付けデータとに基づいて、該撮影部位に放射線を照射させるための撮影条件を設定する撮影条件設定部と、
前記撮影条件に従って前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御処理部と、
を有する
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項３】
請求項２記載のシステムにおいて、
前記データベースには、複数の撮影部位及び該各撮影部位の厚みにそれぞれ応じた最適な線量を示す最適線量データがさらに格納され、
前記データベース検索部は、前記データベース中、前記被写体の撮影部位及び該撮影部位の厚みに一致する撮影部位及び厚みの最適線量データと、前記被写体の撮影部位に一致する撮影部位のグルーピングデータ及び重み付けデータとを検索し、
前記撮影条件設定部は、前記被写体の撮影部位及び該撮影部位の厚みと、前記データベース検索部が検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータとに基づいて、前記撮影条件を設定する
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項４】
請求項３記載のシステムにおいて、
前記最適線量データは、前記複数の撮影部位、該各撮影部位の厚み、及び、前記放射線検出装置に対する前記各撮影部位の向きと該各撮影部位に対する放射線の照射方向とを示す撮影手技に対応付けられて前記データベースに格納され、
前記グルーピングデータ及び前記重み付けデータは、前記複数の撮影部位及び該各撮影部位に応じた撮影手技に対応付けられて前記データベースに格納され、
前記データベース検索部は、前記データベース中、前記被写体の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技に一致する撮影部位、厚み及び撮影手技の最適線量データと、前記被写体の撮影部位及び撮影手技に一致する撮影部位及び撮影手技のグルーピングデータ及び重み付けデータとを検索し、
前記撮影条件設定部は、前記被写体の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技と、前記データベース検索部が検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータとに基づいて、前記撮影条件を設定する
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項５】
請求項４記載のシステムにおいて、
前記撮影条件設定部は、前記データベース検索部が検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータを、前記被写体に対する前記放射線画像の撮影を要求するためのオーダ情報、前記被写体、又は、該被写体の撮影手技に応じて変更可能である
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項６】
請求項２〜５のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記撮影部位は、前記被写体の手である
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項７】
請求項１〜６のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記放射線出力装置は、前記少なくとも３つの放射線源から前記被写体に放射線を一斉に照射させるか、前記少なくとも３つの放射線源から前記被写体に放射線を順次照射させるか、又は、グループ単位で前記被写体に放射線を順次照射させる
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項８】
請求項１〜７のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記制御装置は、
前記グループの数が３以上の奇数である場合には、前記幾何学的中心位置を含むグループの放射線源から出力される放射線の線量を最大の線量とし、
一方で、前記グループの数が４以上の偶数である場合には、前記幾何学的中心位置に近い２つのグループの放射線源から出力される放射線の線量を最大の線量にする
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項９】
請求項１〜８のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記制御装置は、２つ以上の放射線源が所属するグループに対して、該グループ内の各放射線源から出力される放射線の線量の重み付けをさらに行う
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項１０】
請求項１〜９のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記放射線出力装置と前記放射線検出装置とを対向させた場合に、前記放射線出力装置内では、前記放射線が照射される前記放射線検出装置の照射面に対して、前記少なくとも３つの放射線源が一次元配列されているか、又は、二次元配列されている
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項１１】
請求項１〜１０のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置は、可搬型の装置であり、
前記制御装置は、可搬型の携帯端末、又は、医療機関に設けられたコンソールである
ことを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項１２】
請求項１〜１１のいずれか１項に記載のシステムにおいて、
前記放射線出力装置における前記各放射線の出力箇所とは反対側の箇所には、取手が設けられ、
前記取手には、該取手が把持されたことを示す検出信号を出力可能な把持状態検出センサが設けられ、
前記放射線出力装置は、前記把持状態検出センサから前記検出信号が出力されたときに、前記少なくとも３つの放射線源からの放射線の出力を許可することを特徴とする放射線撮影システム。
【請求項１３】
放射線を出力する放射線源が放射線出力装置に少なくとも３つ収容されている場合に、前記少なくとも３つの放射線源を、１以上の放射線源を含む少なくとも３つのグループに分け、
分けた前記各グループのうち、前記少なくとも３つの放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、最大の線量になると共に、前記幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、前記最大の線量を補う小さな線量となるように、前記少なくとも３つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ単位で行い、
前記重み付けに従って前記少なくとも３つの放射線源から被写体に放射線を照射し、
前記被写体を透過した前記各放射線を放射線検出装置で検出して放射線画像に変換する
ことを特徴とする放射線撮影方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線出力装置に収容された複数の放射線源から被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した各放射線を放射線検出装置で検出して放射線画像に変換する放射線撮影システム及び放射線撮影方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療分野において、放射線源から被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した前記放射線を放射線検出装置で検出することにより、前記被写体の放射線画像を取得する放射線撮影システムが広汎に使用されている。例えば、病院（医療機関）に配設された放射線撮影システムでは、通常、比較的大型且つ大重量の熱電子放出型の放射線源が使用されている。
【０００３】
しかしながら、このような放射線撮影システムを、病院内での回診時における放射線画像の撮影や、病院外での放射線画像の撮影、例えば、検診車での撮影、自然災害等の災害現場や在宅医療の現場での撮影にそのまま適用すれば、大型且つ大重量の放射線源を現場まで搬送して撮影を行うことになるので、医師又は放射線技師の負担が大きくなる。そこで、特許文献１には、熱電子放出型の放射線源よりも小型且つ軽量な電界電子放出型の放射線源が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００７−１０３０１６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
電界電子放出型の放射線源を現場で動作させる場合、電源の確保が困難であることが想定されるので、電界電子放出型の放射線源は、バッテリ駆動の放射線源であることが望ましい。従って、現場で使用される電界電子放出型の放射線源は、小型且つ軽量な放射線源であると共に、小線量の放射線を出力する放射線源となる。そのため、医師又は放射線技師は、現場において、前記電界電子放出型の放射線源をできる限り被写体に近づけ、該放射線源と放射線検出装置との間の距離（線源受像画間距離（ＳＩＤ））を短く設定した状態で、前記被写体に対する放射線画像の撮影を行う必要がある。この結果、前記電界電子放出型の放射線源から出力される放射線の照射範囲が狭くなると共に、前記被写体に照射される放射線の線量（曝射線量）が小さいため、医師の読影診断に適した曝射線量の放射線画像を得ることができなくなる。
【０００６】
このような問題を解決するためには、電界電子放出型の放射線源を複数個用意して、所望の照射範囲（被写体の撮影部位）をカバーできるように前記各放射線源から被写体に放射線を照射させるか、あるいは、１つの電界電子放出型の放射線源を移動させながら、移動した箇所から前記被写体に放射線を照射して、前記照射範囲をカバーできるようにすることが考えられる。
【０００７】
ところで、被写体に放射線を照射する場合、該被写体に応じた最適な線量（曝射線量）の放射線を前記被写体に照射することができれば、医師の読影診断に適した曝射線量の放射線画像が得られると共に、前記被写体の不用意な被曝を回避することができる。
【０００８】
しかしながら、前述のように、単に、所望の照射範囲をカバーできるように電界電子放出型の放射線源から被写体に放射線を照射するだけでは、最適な線量の放射線を前記被写体に照射させることはできない。
【０００９】
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、電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体に対する放射線画像の撮影を行う場合に、放射線の照射範囲を容易に拡大できると共に、該被写体に対して最適な線量の放射線を照射することが可能となる放射線撮影システム及び放射線撮影方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記の目的を達成するために、本発明に係る放射線撮影システムは、
放射線を出力する放射線源を少なくとも３つ収容する放射線出力装置と、前記少なくとも３つの放射線源が被写体に放射線をそれぞれ照射した際に該被写体を透過した前記各放射線を検出して放射線画像に変換する放射線検出装置と、前記放射線出力装置及び前記放射線検出装置を制御する制御装置とを備え、
前記制御装置は、
前記少なくとも３つの放射線源を、１以上の放射線源を含む少なくとも３つのグループに分け、
分けた前記各グループのうち、前記少なくとも３つの放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、最大の線量になると共に、前記幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、前記最大の線量を補う小さな線量となるように、前記少なくとも３つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ単位で行い、
前記重み付けに従って前記少なくとも３つの放射線源から前記被写体に放射線を照射するように前記放射線出力装置を制御することを特徴としている。
【００１１】
また、本発明に係る放射線撮影方法は、
放射線を出力する放射線源が放射線出力装置に少なくとも３つ収容されている場合に、前記少なくとも３つの放射線源を、１以上の放射線源を含む少なくとも３つのグループに分け、
分けた前記各グループのうち、前記少なくとも３つの放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、最大の線量になると共に、前記幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が、前記最大の線量を補う小さな線量となるように、前記少なくとも３つの放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ単位で行い、
前記重み付けに従って前記少なくとも３つの放射線源から被写体に放射線を照射し、
前記被写体を透過した前記各放射線を放射線検出装置で検出して放射線画像に変換することを特徴としている。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、放射線出力装置に収容された少なくとも３つの放射線源を少なくとも３つのグループに分け、これらのグループのうち、前記各放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、一方で、前記幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるように、前記各放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ単位で行う。
【００１３】
このように、本発明では、単純に所望の照射範囲（被写体の撮影部位）をカバーできるように放射線の照射範囲を設定するのではなく、前記各放射線源を少なくとも３つのグループに分け、前記各放射線源から出力される前記各放射線の線量の重み付けをグループ毎に行っているので、電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体に対する放射線画像の撮影を行っても、放射線の照射範囲を容易に拡大することができると共に、該被写体に対して最適な線量（曝射線量）の放射線を照射させることが可能となる。従って、本発明では、前記被写体に応じた最適な線量の放射線を該被写体に照射することができるので、医師の読影診断に適した放射線画像が得られると共に、前記被写体の不用意な被曝を回避することができる。
【００１４】
また、本発明では、放射線出力装置と放射線検出装置との間に被写体を配置し、前記幾何学的中心位置に対向するように前記被写体を位置決めする場合に、前記幾何学的中心位置近傍のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、それ以外のグループに所属する放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるので、比較的小さな撮影部位（例えば、手）に対する放射線画像の撮影を効率よく行うことが可能となる。
【００１５】
なお、２つ以上の放射線源が所属するグループがある場合に、当該グループ内の各放射線源から出力される放射線の線量の重み付けをさらに行えば、最適な線量での被写体に対する放射線の照射を、精度よく行うことが可能となる。また、放射線出力装置と放射線検出装置とを対向させた場合に、放射線が照射される放射線検出装置の照射面に対して、前記少なくとも３つの放射線源が一次元配列又は二次元配列されていれば、どのような撮影部位に対する放射線画像の撮影でも効率よく行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係る放射線撮影システムの構成図である。
【図２】図２Ａは、図１の放射線出力装置及び放射線検出装置が一体となっている斜視図であり、図２Ｂは、放射線出力装置と放射線検出装置とを離間させた状態を示す斜視図である。
【図３】図３Ａ及び図３Ｂは、放射線検出装置に対する被写体の撮影部位のポジショニングを示す平面図である。
【図４】図４Ａ及び図４Ｂは、放射線出力装置の斜視図である。
【図５】図５Ａ及び図５Ｂは、被写体の撮影部位に対する放射線の照射を示す側面図である。
【図６】図１の放射線出力装置及び放射線検出装置のブロック図である。
【図７】図１の制御装置のブロック図である。
【図８】図６の放射線検出装置の回路構成図である。
【図９】図７のデータベースに格納されたテーブルの一例を示す説明図である。
【図１０】図７のデータベースに格納されたテーブルの一例を示す説明図である。
【図１１】図１の放射線撮影システムの動作を説明するためのフローチャートである。
【図１２】図１２Ａ及び図１２Ｂは、本実施形態の第１変形例を示す側面図である。
【図１３】図１３Ａ及び図１３Ｂは、本実施形態の第２変形例を示す側面図である。
【図１４】図１４Ａ及び図１４Ｂは、本実施形態の第３変形例を示す斜視図である。
【図１５】図１５Ａ及び図１５Ｂは、本実施形態の第４変形例を示す斜視図である。
【図１６】本実施形態の第５変形例を示す断面図である。
【図１７】図１６の放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面図である。
【図１８】図１８Ａは、本実施形態の第６変形例を模式的に示す概略説明図であり、図１８Ｂは、図１８Ａのシンチレータの一例を模式的に示す概略説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明に係る放射線撮影システムについて、放射線撮影方法との関連で、好適な実施形態を、図１〜図１８Ｂを参照しながら以下詳細に説明する。
【００１８】
［本実施形態の構成］
本実施形態に係る放射線撮影システム１０は、図１に示すように、ベッド等の撮影台１２に横臥した被写体１４に対して、放射線１６ａ〜１６ｇを照射可能な複数の放射線源１８ａ〜１８ｇを収容する放射線出力装置２０と、被写体１４を透過した放射線１６ａ〜１６ｇを検出して放射線画像に変換する放射線検出装置２２と、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を制御する制御装置２４とを備える。この場合、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間の信号の送受信は、例えば、ＵＷＢ（Ｕｌｔｒａ  Ｗｉｄｅ  Ｂａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１．ａ／ｂ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ、又は、ミリ波等を用いた無線通信により行ってもよいし、あるいは、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。
【００１９】
また、放射線撮影システム１０は、病院（医療機関）内の放射線科の撮影室における被写体１４（患者）に対する放射線画像の撮影や、病院内の回診時での病室の被写体１４（患者）に対する放射線画像の撮影や、病院外での被写体１４に対する放射線画像の撮影に適用可能である。病院外での撮影としては、例えば、検診車での健康診断時における被写体１４（受診者）に対する撮影や、自然災害等の災害現場における被写体１４（怪我人）に対する撮影や、在宅医療の現場における被写体１４（在宅者）に対する撮影がある。
【００２０】
このような種々の適用を実現すべく、本実施形態に係る放射線撮影システム１０において、放射線源１８ａ〜１８ｇは、特許文献１のような電界電子放出型の放射線源であることが望ましい。また、これらの放射線源１８ａ〜１８ｇを収容する放射線出力装置２０での放射線１６ａ〜１６ｇの出力箇所とは反対側の箇所には、医師又は放射線技師（以下、単に、医師という。）２６が把持する取手２８が設けられている。従って、放射線出力装置２０は、可搬型の装置である。
【００２１】
放射線検出装置２２は、放射線１６ａ〜１６ｇをシンチレータにより可視光に一旦変換し、変換した可視光をアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等の物質からなる固体検出素子（以下、画素ともいう。）により電気信号に変換する間接変換型の放射線検出器、又は、放射線１６ａ〜１６ｇをアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の物質からなる固体検出素子により電気信号に直接変換する直接変換型の放射線検出器を内蔵する可搬型の電子カセッテである。
【００２２】
制御装置２４は、携帯型の情報端末（例えば、ノートブック型のパーソナルコンピュータ（ＰＣ）、タブレットＰＣ、携帯情報端末（ＰＤＡ））であることが望ましい。なお、放射線撮影システム１０を放射線科の撮影室に適用する場合には、制御装置２４を据置型のコンソールとし、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を可搬型の装置としてもよい。
【００２３】
図２Ａ及び図２Ｂに示すように、放射線検出装置２２は、放射線１６ａ〜１６ｇ（図１参照）を透過可能な材料からなる矩形状の筐体３０を有し、被写体１４が位置決め（ポジショニング）される表面（上面）は、放射線１６ａ〜１６ｇが照射される照射面３２とされている。照射面３２には、放射線１６ａ〜１６ｇの撮影領域及び撮影位置の基準となるガイド線３４が形成され、該ガイド線３４の外枠部分は、放射線１６ａ〜１６ｇを照射可能な領域である撮影可能領域３６とされている。
【００２４】
また、筐体３０の一側面には、放射線検出装置２２をオン又はオフさせるためのスイッチ３８と、図示しないメモリカードを装填するためのカードスロット４０と、ＡＣアダプタの入力端子４２と、図示しないＵＳＢケーブルが接続されるＵＳＢ端子４４とが配設されている。
【００２５】
さらに、スイッチ３８、カードスロット４０、入力端子４２及びＵＳＢ端子４４が配設される側面とは反対側の側面には、外方に突出形成された保持部３５、３７が設けられている。保持部３５には、保持部３７と対向するように凸状の接続端子３９が設けられ、一方で、保持部３７には、接続端子３９と対向するように凹状の接続端子４１が設けられている（図２Ｂ〜図３Ｂ参照）。また、前述した放射線出力装置２０を構成する円筒状の筐体４６の両端部には、接続端子３９と嵌合可能な凹状の接続端子４３と、接続端子４１と嵌合可能な凸状の接続端子４５とがそれぞれ設けられている（図２Ｂ、図４Ａ及び図４Ｂ参照）。
【００２６】
ここで、接続端子３９と接続端子４３とを嵌合させると共に、接続端子４１と接続端子４５とを嵌合させることにより、図２Ａのように、放射線出力装置２０を保持部３５、３７間で保持することが可能になると共に、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続され、且つ、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続される。このように、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが一体となった状態で、医師２６は、例えば、取手２８を把持して、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を搬送することができる。なお、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｇの出力箇所は、放射線検出装置２２の筐体３０の側面に向けられている。
【００２７】
一方、保持部３５、３７及び接続端子３９、４１、４３、４５による放射線検出装置２２の保持状態を解除して、放射線出力装置２０から放射線検出装置２２を離間させることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態が解消されると共に、接続端子３９と接続端子４３との電気的な接続状態や、接続端子４１と接続端子４５との電気的な接続状態が解除される。
【００２８】
図３Ａ及び図３Ｂに示すように、被写体１４のポジショニングを行う場合には、平面視で、被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置（ガイド線３４の交差箇所）とが略一致し、且つ、前記撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように該撮影部位をポジショニングする。なお、図３Ａは、被写体１４の胸部を撮影部位としてポジショニングする場合を図示したものであり、図３Ｂは、被写体１４の右手を撮影部位としてポジショニングする場合を図示したものである。
【００２９】
図４Ａ及び図４Ｂに示すように、放射線出力装置２０は、放射線１６ａ〜１６ｇを透過可能な材料からなる円筒状の筐体４６を有し、該筐体４６の内部には、例えば、７つの電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｇが一方向に沿って配置（一次元配列）されている。また、筐体４６の一端部には、図示しないＵＳＢケーブルが接続されるＵＳＢ端子５０と前述した接続端子４３とが配設され、他端部には前述した接続端子４５が配設されている。さらに、筐体４６の側面には、前述した取手２８が配設され、該取手２８にはタッチセンサ５２（把持状態検出センサ）が内蔵されている。
【００３０】
タッチセンサ５２は、静電容量式又は抵抗膜式の接触センサであり、医師２６が取手２８を把持して、該医師２６の手がタッチセンサ５２を構成する図示しない電極に接触すると、タッチセンサ５２は、前記手と前記電極とが接触したことを示す検出信号を出力する。また、タッチセンサ５２は、プッシュスイッチ等のメカニカルスイッチであってもよい。この場合、医師２６が取手２８を把持してメカニカルスイッチに接触すると、タッチセンサ５２は、メカニカルスイッチがオン又はオフになったことを示す信号を検出信号として出力する。
【００３１】
ここで、医師２６が取手２８を把持した状態で放射線出力装置２０を被写体１４に向けると、放射線出力装置２０は、タッチセンサ５２からの検出信号の出力に起因して、各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを一斉に出力するか、又は、順次出力することが可能となる（図４Ｂ参照）。なお、保持部３５、３７及び接続端子３９、４１、４３、４５によって、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態である場合、医師２６が取手２８を把持しても、放射線出力装置２０は、各放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力を許可しない（禁止する）。
【００３２】
図５Ａは、比較的大きな撮影部位である被写体１４の胸部を撮影する場合を図示したものであり、図５Ｂは、比較的小さな撮影部位である被写体１４の手を撮影する場合を図示したものである。
【００３３】
放射線出力装置２０の筐体４６内には、図５Ａ及び図５Ｂの左右方向（筐体４６の長手方向）に沿って７つの放射線源１８ａ〜１８ｇが配置され、これらの放射線源１８ａ〜１８ｇの幾何学的中心位置は、中央の放射線源１８ｄの位置（筐体４６の中心位置）となる。また、放射線出力装置２０では、各放射線源１８ａ〜１８ｇを３つのグループ５４〜５８に分けている。この場合、２つの放射線源１８ａ、１８ｂはグループ５４に所属し、３つの放射線源１８ｃ〜１８ｅはグループ５６に所属し、２つの放射線源１８ｆ、１８ｇはグループ５８に所属している。従って、中央の放射線源１８ｄが所属するグループ５６は、前記幾何学的中心位置を含む中央のグループとなり、一方で、他のグループ５４、５８は、前記幾何学的中心位置に対する両端のグループとなる。
【００３４】
ところで、可搬型の放射線出力装置２０を病院内又は病院外の現場で動作させる場合、電源の確保が困難であることが想定されるので、放射線出力装置２０の各放射線源１８ａ〜１８ｇは、バッテリ駆動の放射線源であることが望ましい。すなわち、電界電子放出型の放射線源１８ａ〜１８ｇは、放射線科の撮影室に配置される熱電子放出型の放射線源と比較して、小型且つ軽量な放射線源であると共に、小さな線量の放射線を出力する放射線源となる。
【００３５】
この場合、医師２６は、現場において、放射線出力装置２０をできる限り被写体１４に近づけて、各放射線源１８ａ〜１８ｇと放射線検出装置２２内の放射線検出器６０との間の距離（線源受像画間距離（ＳＩＤ））を短く設定した状態で、被写体１４に対する放射線画像の撮影を行う必要がある。この結果、各放射線源１８ａ〜１８ｇから出力される放射線１６ａ〜１６ｇの照射範囲が狭くなると共に、被写体１４に照射される放射線１６ａ〜１６ｇの線量（曝射線量）が小さいため、医師２６の読影診断に適した曝射線量の放射線画像を得ることができなくなる場合がある。
【００３６】
そこで、本実施形態では、放射線出力装置２０に少なくとも３つの放射線源（図４Ａ〜図５Ｂでは７つの放射線源１８ａ〜１８ｇ）を配置すると共に、隣り合う放射線源から出力される放射線（図４Ｂ〜図５Ｂでは放射線１６ａ〜１６ｇ）の照射範囲の一部が互いに重なり合うようにすることで、被写体１４の撮影部位に対して隙間なく放射線を照射するようにしている。
【００３７】
また、被写体１４の撮影部位及びその厚み等に応じた最適な線量（曝射線量）の放射線を被写体１４に照射することができれば、医師２６の読影診断に適した曝射線量の放射線画像が得られると共に、被写体１４に対する不用意な被曝を回避することができる。
【００３８】
そこで、本実施形態では、放射線出力装置２０に内蔵される全ての放射線源に対して、１つの放射線源を必ず含む少なくとも３つのグループ（図５Ａ及び図５Ｂでは３つのグループ５４〜５８）に分け、少なくとも被写体１４の撮影部位に応じて、グループ単位で放射線の線量の重み付けを行った後に、その重み付けに従って各放射線源から被写体１４に対する放射線の照射を行う。
【００３９】
具体的に、図５Ａに示す比較的大きな撮影部位（胸部）に対する放射線画像の撮影では、胸部全体に放射線１６ａ〜１６ｇが照射されるように、比較的広範囲（撮影可能領域３６の全体）に放射線１６ａ〜１６ｇを照射させる必要がある。しかも、当該撮影での被写体１４に対する累積の曝射線量についても、前記胸部及びその厚み等に応じた最適な線量（医師２６の読影診断に適した曝射線量）とする必要がある。
【００４０】
そこで、本実施形態では、図５Ａのような比較的大きな撮影部位に対する撮影では、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が最大の線量（図５Ａの太い一点鎖線で模式的に図示）になると共に、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量（図５Ａの細い一点鎖線で模式的に図示）となるように、線量の重み付けをグループ毎に（グループ単位で）行い、この重み付けに従って各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを一斉に照射するか、順次照射するか、あるいは、グループ毎に順次照射する。
【００４１】
一方、図５Ｂに示す比較的小さな撮影部位（右手）に対する放射線画像の撮影では、撮影可能領域３６内の中央部分に右手が配置されるので、該中央部分を含む比較的狭い範囲内にのみ、確実に放射線が照射されればよい。この場合でも、当該撮影での被写体１４に対する累積の曝射線量は、前記右手及びその厚み等に応じた最適な線量（医師２６の読影診断に適した曝射線量）とする必要がある。
【００４２】
そこで、本実施形態では、図５Ｂのような比較的小さな撮影部位に対する撮影では、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が最大の線量（図５Ｂの太い一点鎖線で模式的に図示）になると共に、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量（図５Ｂの細い一点鎖線で模式的に図示）となるように、線量の重み付けをグループ毎に（グループ単位で）行い、この重み付けに従って各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを一斉に照射するか、順次照射するか、あるいは、グループ毎に順次照射する。
【００４３】
なお、上記の説明において、前記最大の線量とは、各放射線１６ａ〜１６ｇの線量を比較したときに、相対的に最も大きな線量をいい、前記小さな線量とは、各放射線１６ａ〜１６ｇの線量を比較したときに、相対的に小さな線量をいい、いずれの線量も前記最適な線量を超えないようにする。すなわち、本実施形態では、図５Ａ及び図５Ｂでの１回の撮影において、各放射線１６ａ〜１６ｇの照射により被写体１４が被曝したときの累積の曝射線量が前記最適な線量となるように、各グループ５４〜５８に所属する各放射線源１８ａ〜１８ｇから出力される放射線１６ａ〜１６ｇの線量の重み付けをグループ単位で行う。
【００４４】
また、グループ単位で線量の重み付けを行う場合、２つ以上の放射線源を含むグループについては、当該グループ内に所属する各放射線源に対して、線量の重み付けをさらに行ってもよい。すなわち、本実施形態では、１つのグループ内の全ての放射線源に対して共通する１つの線量の重み付けを行うことや、１つのグループを構成する各放射線源に対して互いに異なる線量の重み付けを個々に行うことも可能である。放射線源毎に線量の重み付けをさらに行うことで、被写体１４に対する放射線の照射を精度よく行うことが可能となる。
【００４５】
さらに、各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを一斉に照射すれば、被写体１４の撮影に要する時間が短くなるので好ましい。しかしながら、各放射線源１８ａ〜１８ｇに対する電力供給能力（放射線出力装置２０における電力の消耗）や、被写体１４の撮影条件（撮影枚数）によっては、放射線１６ａ〜１６ｇの一斉照射が難しい場合もあり得る。
【００４６】
このような場合には、各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを順次照射して、被写体１４に対する放射線画像の撮影を確実に行うようにすればよい。放射線１６ａ〜１６ｇを順次照射する場合、撮影中の撮影部位の移動に起因した放射線画像のぶれを軽減する目的で、ポジショニングされた撮影部位の中心位置に対する照射を優先して行い、その後、それ以外の箇所に対する照射を順次行えばよい。あるいは、図５Ａ及び図５Ｂで太い一点鎖線で図示した放射線による照射を優先して行い、その後、細い一点鎖線で図示した放射線による照射を順次行ってもよい。
【００４７】
従って、本実施形態では、各放射線源１８ａ〜１８ｇに対する電力供給能力や、被写体１４の撮影条件に応じて、一斉照射又は順次照射を選択すればよい。
【００４８】
このようにして線量の重み付けがされた放射線１６ａ〜１６ｇが被写体１４の撮影部位に照射された場合、該撮影部位を透過した各放射線１６ａ〜１６ｇは、放射線検出装置２２の筐体３０の表面（図２Ａ〜図３Ｂに示す撮影可能領域３６）を透過して、該筐体３０に内蔵された放射線検出器６０に導かれる。放射線検出器６０は、前述した間接変換型の放射線検出器又は直接変換型の放射線検出器であり、各放射線１６ａ〜１６ｇを検出して放射線画像に変換する。
【００４９】
ここで、放射線撮影システム１０を構成する放射線出力装置２０、放射線検出装置２２及び制御装置２４の内部構成について、図６及び図７のブロック図と図８の回路構成図とを参照しながら、より詳しく説明する。
【００５０】
放射線出力装置２０は、アンテナ６２を介して制御装置２４との間で無線通信により信号の送受信を行う通信部６４と、各放射線源１８ａ〜１８ｇを個々に又はグループ単位で制御する線源制御部６６と、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うバッテリ６８とをさらに有する。
【００５１】
バッテリ６８は、タッチセンサ５２、通信部６４及び線源制御部６６に対しては、常時、電力供給を行っている。ここで、医師２６による取手２８の把持に起因して、タッチセンサ５２から線源制御部６６に検出信号が出力される場合に、線源制御部６６は、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うようにバッテリ６８を制御する。
【００５２】
また、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続され、且つ、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続されることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態となっている場合に、放射線検出装置２２のバッテリ７６からバッテリ６８に対して充電を行うことが可能である。この場合、線源制御部６６は、タッチセンサ５２からの検出信号の入力があっても、バッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｇへの電力供給を許可しない（禁止する）。従って、線源制御部６６は、接続端子３９と接続端子４３との電気的な接続が解除され、且つ、接続端子４１と接続端子４５との電気的な接続が解除されることにより、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが離間した状態において、タッチセンサ５２から検出信号が出力されたときに、初めて、バッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｇへの電力供給を開始させる。
【００５３】
なお、放射線出力装置２０では、図示しないケーブル（通信ケーブル、ＵＳＢケーブル、ＩＥＥＥ１３９４規格によるケーブル等）が接続されている場合には、当該ケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行い、あるいは、電力供給を受けることも可能である。例えば、図示しないＵＳＢケーブルがＵＳＢ端子５０に接続されているときに、バッテリ６８は、外部から充電を受けることが可能である一方で、通信部６４は、前記ＵＳＢケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行うことが可能である。
【００５４】
放射線検出装置２２は、アンテナ７０を介して制御装置２４との間で無線通信により信号の送受信を行う通信部７２と、放射線検出器６０を制御するカセッテ制御部７４と、放射線検出装置２２内の各部に電力供給を行うバッテリ７６とをさらに有する。
【００５５】
バッテリ７６は、カセッテ制御部７４及び通信部７２に対しては、常時、電力供給を行っているが、医師２６によりスイッチ３８が操作（オン）された場合には、放射線検出装置２２内の各部に電力供給を開始することが可能である。
【００５６】
なお、放射線検出装置２２においても、図示しないケーブル（通信ケーブル、ＵＳＢケーブル、ＩＥＥＥ１３９４規格によるケーブル等）が接続されている場合には、当該ケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行い、あるいは、電力供給を受けることも可能である。例えば、図示しないＵＳＢケーブルがＵＳＢ端子４４に接続されているときに、バッテリ７６は、外部から充電を受けることが可能である一方で、通信部７２は、前記ＵＳＢケーブルを介して外部との間で信号の送受信を行うことが可能である。
【００５７】
カセッテ制御部７４は、放射線画像の読出しを行うためのアドレス信号を放射線検出器６０に供給するアドレス信号発生部７８と、放射線検出器６０から読み出された放射線画像を記憶する画像メモリ８０と、放射線検出装置２２を特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶するカセッテＩＤメモリ８２とを有する。
【００５８】
ここで、一例として、間接変換型の放射線検出器６０を採用した場合の放射線検出装置２２の回路構成について、図８を参照しながら詳細に説明する。
【００５９】
放射線検出器６０は、可視光を電気信号に変換するａ−Ｓｉ等の物質からなる各画素９０が形成された光電変換層９６を、行列状のＴＦＴ９８のアレイの上に配置した構造を有する。この場合、バッテリ７６（図６参照）からバイアス電圧Ｖｂが供給される各画素９０では、可視光を電気信号（アナログ信号）に変換することにより発生した電荷が蓄積され、各行毎にＴＦＴ９８を順次オンにすることにより前記電荷を画像信号として読み出すことができる。
【００６０】
各画素９０に接続されるＴＦＴ９８には、行方向と平行に延びるゲート線９２と、列方向と平行に延びる信号線９４とが接続される。各ゲート線９２は、ライン走査駆動部１００に接続され、各信号線９４は、マルチプレクサ１０２に接続される。ゲート線９２には、行方向に配列されたＴＦＴ９８をオンオフ制御する制御信号Ｖｏｎ、Ｖｏｆｆがライン走査駆動部１００から供給される。この場合、ライン走査駆動部１００は、ゲート線９２を切り替える複数のスイッチＳＷ１と、スイッチＳＷ１の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ１０４とを備える。アドレスデコーダ１０４には、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８（図６参照）からアドレス信号が供給される。
【００６１】
また、信号線９４には、列方向に配列されたＴＦＴ９８を介して各画素９０に保持されている電荷が流出する。この電荷は、増幅器１０６によって増幅される。増幅器１０６には、サンプルホールド回路１０８を介してマルチプレクサ１０２が接続される。マルチプレクサ１０２は、信号線９４を切り替える複数のスイッチＳＷ２と、スイッチＳＷ２の１つを選択する選択信号を出力するアドレスデコーダ１１０とを備える。アドレスデコーダ１１０には、カセッテ制御部７４のアドレス信号発生部７８からアドレス信号が供給される。マルチプレクサ１０２には、Ａ／Ｄ変換器１１２が接続され、Ａ／Ｄ変換器１１２によってデジタル信号に変換された放射線画像がカセッテ制御部７４に供給される。
【００６２】
なお、スイッチング素子として機能するＴＦＴ９８は、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ  Ｍｅｔａｌ−Ｏｘｓｉｄｅ  Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等、他の撮像素子と組み合わせて実現してもよい。さらにまた、ＴＦＴ９８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。
【００６３】
制御装置２４は、図７に示すように、通信部１２２と、制御処理部１２４と、ディスプレイ等の表示部１２６と、キーボードやマウス等の操作部１２８と、曝射スイッチ１３０と、オーダ情報記憶部１３２と、データベース１３４と、撮影条件記憶部１３６と、画像メモリ１３８と、電源部１４０とを有する。
【００６４】
通信部１２２は、アンテナ６２、７０、１２０を介して無線通信により放射線出力装置２０の通信部６４及び放射線検出装置２２の通信部７２との間で信号の送受信を行う。制御処理部１２４は、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に対する所定の制御処理を実行する。曝射スイッチ１３０は、放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力の開始を医師２６が指示するためのスイッチである。オーダ情報記憶部１３２は、被写体１４に対する放射線画像の撮影を要求するためのオーダ情報を記憶する。データベース１３４は、放射線１６ａ〜１６ｇの線量の重み付けに関わる各種のデータを格納する。撮影条件記憶部１３６は、撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｇを照射させるための撮影条件を記憶する。画像メモリ１３８は、放射線検出装置２２から無線通信により配信された放射線画像を記憶する。電源部１４０は、制御装置２４内の各部に電力供給を行う。
【００６５】
なお、オーダ情報とは、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、図示しない放射線科情報システム（ＲＩＳ）、又は、該ＲＩＳに接続された、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）において、医師２６により作成されるものである。このオーダ情報には、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２０及び放射線検出装置２２の情報や、被写体１４の撮影部位等が含まれる。また、撮影条件とは、例えば、各放射線源１８ａ〜１８ｇの管電圧や管電流、放射線１６ａ〜１６ｇの曝射時間等、被写体１４の撮影部位に対して放射線１６ａ〜１６ｇを照射させるために必要な各種の条件である。
【００６６】
さらに、制御装置２４が放射線科の撮影室に配設されたコンソールである場合、コンソール（制御装置２４）は、ＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得してオーダ情報記憶部１３２に記憶する。一方、制御装置２４が現場に搬送されて使用される携帯端末である場合には、（１）医師２６が現場で操作部１２８を操作してオーダ情報を簡易的に登録することで該オーダ情報がオーダ情報記憶部１３２に記憶されるか、（２）現場への搬送前に、病院においてＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得してオーダ情報記憶部１３２に予め記憶されるか、あるいは、（３）現場の制御装置２４と病院との間で無線リンクを形成し、前記病院から無線を介してオーダ情報を受信することにより、受信したオーダ情報がオーダ情報記憶部１３２に記憶されることが好ましい。
【００６７】
制御処理部１２４は、データベース検索部１５０と、撮影条件設定部１５２と、制御信号生成部１５４とを有する。
【００６８】
データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位等に対応する所望のデータをデータベース１３４から検索する。撮影条件設定部１５２は、データベース検索部１５０が検索したデータとオーダ情報とに基づいて撮影条件を設定する。制御信号生成部１５４は、医師２６が曝射スイッチ１３０を操作したときに、放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力を開始させるための曝射制御信号を生成する。
【００６９】
図９及び図１０は、データベース１３４中、放射線１６ａ〜１６ｇの線量の重み付けに関わる各種のデータが格納されたテーブルを図示したものである。
【００７０】
図９には、複数の撮影部位、各撮影部位の厚み、及び、各撮影部位に対する撮影手技と、これらの内容に応じた最適な線量（最適線量データ）とを格納したテーブルが図示されている。なお、撮影手技とは、放射線検出装置２２に対する撮影部位の向きと、該撮影部位に対する放射線１６ａ〜１６ｇの照射方向とを示す情報である。また、図９では、代表的に、比較的大きな撮影部位である胸部及び比較的小さな撮影部位である手に関し、これらの撮影部位（胸部、手）と、撮影手技（胸部正面に対する撮影、手の甲に対する撮影）と、撮影部位の厚みと、最適線量データとの各種のデータがデータベース１３４に格納されている場合を図示している。
【００７１】
図１０には、複数の撮影部位及び撮影手技と、放射線出力装置２０に収容された放射線源の個数と、各グループに割り当てられる放射線源の個数（グルーピングデータ）と、各グループでの線量の重み付け（重み付けデータ）とを格納したテーブルが図示されている。なお、図１０では、図９に対応させるように、代表的に、胸部及び手に関するデータであって、放射線源の個数が３及び７の場合でのデータを図示している。
【００７２】
図１０では、一例として、グループの数が３つ（Ａ、Ｂ、Ｃ）であり、これら３つのグループに対する重み付けデータを格納した場合を図示している。例えば、Ａがグループ５４に対応し、Ｂがグループ５６に対応し、Ｃがグループ５８に対応している。
【００７３】
ここで、線源数が３である場合、各グループ５４〜５８には、１個の放射線源がそれぞれ所属することになる。また、線源数が７である場合、グループ５４には２個の放射線源が所属し、グループ５６には３個の放射線源が所属し、グループ５８には２個の放射線源が所属することになる。
【００７４】
さらに、グループの数が３以上である場合、図１０のテーブル内でのグルーピングデータや重み付けデータの個数がグループの数に応じて増えることは勿論である。また、同じグループ内でも放射線源毎に線量の重み付けを行う場合には、重み付け対象の放射線源の個数に応じて重み付けデータの個数も増えることは勿論である。
【００７５】
なお、データベース１３４（図７参照）は、放射線撮影システム１０にて実行可能な撮影に関する各種のデータを格納可能であるため、撮影対象となる被写体１４が代わったり、被写体１４の撮影部位を変更したり、又は、複数の被写体１４に対して撮影を順次行う場合にも、データベース１３４中のデータを利用可能である。
【００７６】
また、被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技は、撮影時に医師２６が操作部１２８を操作することにより入力されてもよいし、あるいは、被写体１４のオーダ情報に予め含めてもよい。操作部１２８を用いて入力された前記撮影部位、前記厚み及び前記撮影手技がオーダ情報の一部としてオーダ情報記憶部１３２に記憶されることで、該オーダ情報が編集されることになる。
【００７７】
ここで、オーダ情報に示す被写体１４の撮影部位（撮影手技）に対して放射線画像の撮影が行われる場合に、データベース検索部１５０は、下記の処理を行う。
【００７８】
データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位及びその厚みと撮影手技とに応じた最適線量データを図９のテーブルから自動的に検索する。また、データベース検索部１５０は、被写体１４の撮影部位及び撮影手技と放射線出力装置２０における放射線源の個数とに応じた、最適なグルーピングデータ及び重み付けデータを自動的に検索する。そして、データベース検索部１５０は、検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、検索に用いた被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技を含むオーダ情報とを撮影条件設定部１５２に出力する。
【００７９】
なお、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータとして複数の候補を検索した場合には、該複数の候補及びオーダ情報を表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６が表示部１２６の表示内容を確認し、操作部１２８を操作して、被写体１４の撮影にとり最適と思われるデータを選択すれば、データベース検索部１５０は、選択された最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、オーダ情報とを撮影条件設定部１５２に出力する。
【００８０】
撮影条件設定部１５２は、オーダ情報と、データベース検索部１５０が検索した（医師２６により選択された）最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータとに基づいて、被写体１４の撮影部位に対する撮影条件を自動的に設定し、設定した撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。
【００８１】
なお、撮影条件設定部１５２は、オーダ情報と、データベース検索部１５０が検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータとを表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認しながら、操作部１２８を操作することにより、オーダ情報、被写体１４の状態又は撮影手技に応じて、最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータの内容を変更し、撮影条件設定部１５２は、変更後の最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータに基づいて、撮影条件を設定する。
【００８２】
［本実施形態の動作］
本実施形態に係る放射線撮影システム１０は、基本的には以上のように構成されるものであり、次にその動作（放射線撮影方法）について、図１１のフローチャートを参照しながら説明する。この動作説明では、必要に応じて、図１〜図１０も参照しながら説明する。
【００８３】
先ず、図１１のステップＳ１において、制御装置２４の制御処理部１２４（図７参照）は、外部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１３２に記憶する。なお、制御装置２４が撮影室のコンソールである場合には、アンテナ１２０及び通信部１２２を介してＲＩＳ又はＨＩＳからオーダ情報を取得すればよい。また、制御装置２４が現場に搬送可能な可搬型の携帯端末である場合には、現場の医師２６（図１及び図４Ｂ〜図５Ｂ参照）が操作部１２８を操作することによるオーダ情報の登録、現場への搬送前における病院内でのＲＩＳ又はＨＩＳからのオーダ情報の取得、あるいは、現場への搬送後、病院との間で形成される無線リンクを介してのオーダ情報の受信により、オーダ情報を取得すればよい。
【００８４】
ステップＳ２において、データベース検索部１５０は、データベース１３４内を検索するために必要な被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技を特定する。
【００８５】
オーダ情報記憶部１３２に記憶されたオーダ情報に被写体１４の撮影部位、該撮影部位の厚み及び撮影手技が含まれていれば、データベース検索部１５０は、これらの情報を今回の撮影での撮影部位、その厚み及び撮影手技として特定する。
【００８６】
また、医師２６が操作部１２８を操作して被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技を入力した場合、データベース検索部１５０は、入力された被写体１４の撮影部位、厚み及び撮影手技を、今回の撮影での撮影部位、厚み及び撮影手技として特定する。これにより、特定された撮影部位、厚み及び撮影手技がオーダ情報の一部としてオーダ情報記憶部１３２に記憶され、該オーダ情報記憶部１３２内のオーダ情報が編集される。
【００８７】
次のステップＳ３において、データベース検索部１５０は、ステップＳ２で特定した被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技に対応する撮影部位、厚み及び撮影手技と、これらの情報に対応する最適線量データとを、データベース１３４から自動的に検索する。また、データベース検索部１５０は、ステップＳ２で特定した被写体１４の撮影部位及び撮影手技に対応するグルーピングデータ及び重み付けデータも、データベース１３４から自動的に検索する。そして、データベース検索部１５０は、検索できた最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、検索に用いた被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技を含むオーダ情報とを、放射線画像の撮影に必要な各種のデータとして撮影条件設定部１５２に出力する（ステップＳ４）。
【００８８】
また、ステップＳ３において、データベース検索部１５０は、最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータについて複数の候補を検索した場合、これらの候補とオーダ情報とを表示部１２６に表示する。医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認して、被写体１４の撮影にとり最適と思われる候補（データ）を、操作部１２８を操作して選択する。これにより、データベース検索部１５０は、医師２６が選択した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータの候補と、オーダ情報とを、放射線画像の撮影に必要な各種のデータとみなして撮影条件設定部１５２に出力する（ステップＳ４）。
【００８９】
ステップＳ５において、撮影条件設定部１５２は、入力された最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、オーダ情報とに基づいて、各放射線源１８ａ〜１８ｇから被写体１４の撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｇを照射させるための撮影条件を設定する。
【００９０】
被写体１４の撮影部位が図５Ａのような胸部である場合、撮影条件設定部１５２は、上記の各データの内容に従って、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が最大の線量となり、且つ、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が前記最大の線量を補う小さな線量となるように、撮影条件（管電圧、管電流、照射時間）を設定し、設定した撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。
【００９１】
また、被写体１４の撮影部位が図５Ｂのような手（右手）である場合、撮影条件設定部１５２は、上記の各データに従って、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が最大の線量となり、且つ、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が前記最大の線量を補う小さな線量となるように、撮影条件（管電圧、管電流、照射時間）を設定し、設定した撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。
【００９２】
なお、ステップＳ５において、撮影条件設定部１５２は、入力された最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、オーダ情報とを表示部１２６に表示させてもよい。この場合、医師２６は、表示部１２６の表示内容を確認し、オーダ情報の内容、被写体１４の状態、又は、被写体１４の撮影手技に応じて、操作部１２８を操作することにより、最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータの内容を変更し、変更後の各データの内容に従って所望の撮影条件を設定することも可能である。この場合でも、撮影条件設定部１５２は、設定された撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶する。
【００９３】
また、ステップＳ５において、撮影条件設定部１５２は、精度の高い放射線１６ａ〜１６ｇの照射を実現するために、グループ内の各放射線源に対しても、互いに異なる線量の重み付けをさらに行い、さらなる重み付けに従って所望の撮影条件を設定し、設定した撮影条件を撮影条件記憶部１３６に記憶してもよい。
【００９４】
次に、ステップＳ６において、医師２６が放射線検出装置２２のスイッチ３８（図２Ａ、図２Ｂ及び図５Ａ〜図６参照）を投入すると、バッテリ７６は、放射線検出装置２２内の各部に電力を供給して、装置全体を起動させる。これにより、カセッテ制御部７４は、放射線検出装置２２が起動したことを通知するための起動通知信号を無線により制御装置２４（図１及び図７参照）に送信する。また、放射線検出器６０の各画素９０（図８参照）にもバッテリ７６からバイアス電圧Ｖｂが供給される。
【００９５】
制御装置２４の制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介した前記起動通知信号の受信に基づいて、撮影条件記憶部１３６に記憶されている撮影条件を無線により放射線検出装置２２に送信する。カセッテ制御部７４は、アンテナ７０及び通信部７２を介して受信した前記撮影条件を登録する。
【００９６】
ところで、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が現場に搬送された場合、接続端子３９と接続端子４３との嵌合と、接続端子４１と接続端子４５との嵌合によって、放射線出力装置２０が放射線検出装置２２の保持部３５、３７間で保持され、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２が一体状態となっている（図２Ａ参照）。この場合、バッテリ７６は、接続端子３９、４１、４３、４５を介してバッテリ６８を充電している。
【００９７】
そこで、医師２６は、被写体１４の撮影部位のポジショニングを行うべく、接続端子３９と接続端子４３との嵌合状態を解除すると共に、接続端子４１と接続端子４５との嵌合状態を解除して、放射線検出装置２２から放射線出力装置２０を離間させ、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態を解除する（図２Ｂ参照）。これにより、バッテリ７６からバッテリ６８への充電も停止する。
【００９８】
次に、医師２６は、被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置とが略一致し、且つ、該撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように前記撮影部位をポジショニングする（図３Ａ及び図３Ｂ参照）。その後、医師２６が取手２８を把持した状態で、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間の距離がＳＩＤに応じた距離となるように、被写体１４の撮影部位に放射線出力装置２０を向けたときに、タッチセンサ５２は、検出信号を線源制御部６６に出力する。線源制御部６６は、前記検出信号の入力に基づいて、放射線出力装置２０内の各部に電力供給を行うようにバッテリ６８を制御し、放射線出力装置２０全体を起動させる。また、線源制御部６６は、放射線出力装置２０が起動したことを通知するための起動通知信号を無線により制御装置２４に送信する。
【００９９】
制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介した前記起動通知信号の受信に基づいて、撮影条件記憶部１３６に記憶された撮影条件を無線により放射線出力装置２０に送信する。線源制御部６６は、アンテナ６２及び通信部６４を介して受信した前記撮影条件を登録する。
【０１００】
上記の撮影準備が完了したことを前提に、医師２６は、一方の手で取手２８を把持した状態で他方の手で曝射スイッチ１３０を投入する（ステップＳ７）。これにより、制御信号生成部１５４は、各放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力を開始させるための曝射制御信号を生成し、無線により放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に送信する。なお、曝射制御信号は、放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力の開始と、放射線検出器６０における放射線１６ａ〜１６ｇ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画像の撮影を実行するための同期制御信号である。
【０１０１】
線源制御部６６は、曝射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１６ａ〜１６ｇを被写体１４に照射するように各放射線源１８ａ〜１８ｇを制御する。これにより、各放射線源１８ａ〜１８ｇは、放射線１６ａ〜１６ｇをそれぞれ出力し、該各放射線１６ａ〜１６ｇは、放射線出力装置２０から外部に出力され、前記撮影条件に基づく所定の曝射時間（照射時間）だけ被写体１４の撮影部位に照射される（ステップＳ８）。
【０１０２】
この場合、撮影部位が図３Ａ及び図５Ａに示す胸部であれば、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇからは、大きな線量の放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇが被写体１４の胸部に照射され、一方で、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅからは、前記大きな線量を補うような小さな線量の放射線１６ｃ〜１６ｅが前記撮影部位に照射される。
【０１０３】
また、撮影部位が図３Ｂ及び図５Ｂに示す右手であれば、中央のグループ５６の各放射線源１８ｃ〜１８ｅからは、大きな線量の放射線１６ｃ〜１６ｅが被写体１４の撮影部位に照射され、一方で、両端のグループ５４、５８の各放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇからは、前記大きな線量を補うような小さな線量の放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇが被写体１４の右手に照射される。
【０１０４】
そして、各放射線１６ａ〜１６ｇが被写体１４を透過して放射線検出装置２２内の放射線検出器６０に至ったステップＳ９において、放射線検出器６０が間接変換型の放射線検出器である場合に、該放射線検出器６０を構成するシンチレータは、放射線１６ａ〜１６ｇの強度に応じた強度の可視光を発光し、光電変換層９６（図８参照）を構成する各画素９０は、可視光を電気信号に変換し、電荷として蓄積する。次いで、各画素９０に保持された被写体１４の放射線画像である電荷情報は、カセッテ制御部７４を構成するアドレス信号発生部７８からライン走査駆動部１００及びマルチプレクサ１０２に供給されるアドレス信号に従って読み出される。
【０１０５】
すなわち、ライン走査駆動部１００のアドレスデコーダ１０４は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ１の１つを選択し、対応するゲート線９２に接続されたＴＦＴ９８のゲートに制御信号Ｖｏｎを供給する。一方、マルチプレクサ１０２のアドレスデコーダ１１０は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従って選択信号を出力してスイッチＳＷ２を順次切り替え、ライン走査駆動部１００によって選択されたゲート線９２に接続された各画素９０に保持された電荷情報である放射線画像を信号線９４を介して順次読み出す。
【０１０６】
選択されたゲート線９２に接続された各画素９０から読み出された放射線画像は、各増幅器１０６によって増幅された後、各サンプルホールド回路１０８によってサンプリングされ、マルチプレクサ１０２を介してＡ／Ｄ変換器１１２に供給され、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７４の画像メモリ８０に一旦記憶される（ステップＳ１０）。
【０１０７】
同様にして、ライン走査駆動部１００のアドレスデコーダ１０４は、アドレス信号発生部７８から供給されるアドレス信号に従ってスイッチＳＷ１を順次切り替え、各ゲート線９２に接続されている各画素９０に保持された電荷情報である放射線画像を信号線９４を介して読み出し、マルチプレクサ１０２及びＡ／Ｄ変換器１１２を介してカセッテ制御部７４の画像メモリ８０に記憶させる（ステップＳ１０）。
【０１０８】
画像メモリ８０に記憶された放射線画像は、カセッテＩＤメモリ８２に記憶されたカセッテＩＤ情報と共に、通信部７２及びアンテナ７０を介して無線通信により制御装置２４に送信される。制御装置２４の制御処理部１２４は、アンテナ１２０及び通信部１２２を介して受信された放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ１３８に記憶すると共に、放射線画像を表示部１２６に表示させる（ステップＳ１１）。
【０１０９】
医師２６は、表示部１２６の表示内容を視認して、放射線画像が得られたことを確認した後に、被写体１４をポジショニング状態から解放し、次に、取手２８から手を離す。これにより、タッチセンサ５２からの検出信号の出力が停止するので、線源制御部６６は、バッテリ６８から放射線出力装置２０内の各部への電力供給を停止させる。この結果、放射線出力装置２０は、スリープ状態又は停止状態に至る。また、医師２６がスイッチ３８を押す（オフする）と、バッテリ７６から放射線検出装置２２内の各部への電力供給が停止されるので、放射線検出装置２２もスリープ状態又は停止状態に至る。
【０１１０】
そして、医師２６は、接続端子３９と接続端子４３とを嵌合させると共に、接続端子４１と接続端子４５とを嵌合させることにより、保持部３５、３７間で放射線出力装置２０を保持させて、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態とする（図２Ａ参照）。
【０１１１】
［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システム１０及び放射線撮影方法によれば、放射線出力装置２０に収容された少なくとも３つの放射線源（図４Ａ〜図５Ｂでは７つの放射線源１８ａ〜１８ｇ）を少なくとも３つのグループ（図５Ａ及び図５Ｂでは３つのグループ５４〜５８）に分けるようにしている。
【０１１２】
そして、図５Ａのように、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間に被写体１４を配置し、各放射線源の幾何学的中心位置（放射線源１８ｄの位置）に対向するように比較的大きな撮影部位（例えば、被写体１４の胸部）をポジショニングする場合、本実施形態では、これらのグループのうち、各放射線源の幾何学的中心位置に対して両端のグループ（グループ５４、５８）に所属する放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、一方で、幾何学的中心位置近傍のグループ（グループ５６）に所属する放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるように、各放射線源から出力される各放射線（放射線１６ａ〜１６ｇ）の線量の重み付けをグループ単位で行う。
【０１１３】
一方、図５Ｂのように、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間に被写体１４を配置し、各放射線源の幾何学的中心位置に対向するように比較的小さな撮影部位（例えば、被写体１４の手）をポジショニングする場合、本実施形態では、これらのグループのうち、各放射線源の幾何学的中心位置近傍のグループ（グループ５６）に所属する放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、一方で、幾何学的中心位置近傍のグループ以外のグループ（グループ５４、５８）に所属する放射線源から出力される放射線の線量が小さな線量となるように、各放射線源から出力される各放射線（放射線１６ａ〜１６ｇ）の線量の重み付けをグループ単位で行う。
【０１１４】
このように、本実施形態では、単純に被写体１４の撮影部位をカバーできるように放射線の照射範囲を設定するのではなく、各放射線源を少なくとも３つのグループに分け、各放射線源から出力される各放射線の線量の重み付けをグループ毎に行っている。そのため、電界電子放出型の放射線源を用いて短いＳＩＤで被写体１４に対する放射線画像の撮影を行っても、放射線の照射範囲を容易に拡大することができると共に、該被写体１４に対して最適な線量（曝射線量）の放射線を照射させることが可能となる。従って、本実施形態では、被写体１４に応じた最適な線量の放射線を被写体１４に照射することにより、医師２６の読影診断に適した放射線画像が得られると共に、被写体１４の不用意な被曝を回避することができる。
【０１１５】
なお、図５Ａの例では、幾何学的中心位置に対して両端のグループ５４、５８に所属する放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が最大の線量となり、幾何学的中心位置近傍のグループ５６に所属する放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が小さな線量となるので、比較的大きな撮影部位に対する放射線画像の撮影を効率よく行うことが可能となる。また、図５Ｂの例では、幾何学的中心位置近傍のグループ５６に所属する放射線源１８ｃ〜１８ｅから出力される放射線１６ｃ〜１６ｅの線量が最大の線量となり、それ以外のグループ５４、５８に所属する放射線源１８ａ、１８ｂ、１８ｆ、１８ｇから出力される放射線１６ａ、１６ｂ、１６ｆ、１６ｇの線量が小さな線量となるので、比較的小さな撮影部位に対する放射線画像の撮影を効率よく行うことが可能となる。
【０１１６】
また、データベース検索部１５０は、データベース１３４中、被写体１４の撮影部位、その厚み及び撮影手技に応じた最適線量データを検索すると共に、被写体１４の撮影部位、厚み及び撮影手技に応じたグルーピングデータ及び重み付けデータを検索し、検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータと、オーダ情報とを撮影条件設定部１５２に出力するので、撮影条件設定部１５２での撮影条件の設定を正確に且つ効率よく行うことが可能となる。従って、放射線出力装置２０が前記撮影条件に従って各放射線源１８ａ〜１８ｇから被写体１４の撮影部位に放射線１６ａ〜１６ｇを照射させることにより、被写体１４の撮影部位に対して最適な曝射線量で放射線画像の撮影を行わせることができる。
【０１１７】
さらに、撮影条件設定部１５２は、オーダ情報、被写体１４の状態又は被写体１４の撮影手技に応じて、データベース検索部１５０が検索した最適線量データ、グルーピングデータ及び重み付けデータの内容を変更することで、実際の被写体１４の撮影手技に応じた、より正確な撮影条件を設定することができる。
【０１１８】
さらにまた、２つ以上の放射線源が所属するグループがある場合に、当該グループ内の各放射線源から出力される放射線の線量の重み付けをさらに行うことで、最適な線量での被写体１４に対する放射線の照射を、精度よく行うことが可能となる。
【０１１９】
さらにまた、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｇの出力箇所とは反対側の箇所に、取手２８を設けることで、医師２６は、一方の手で取手２８を把持して、放射線出力装置２０を被写体１４及び放射線検出装置２２に向けながら、表示部１２６の表示内容を確認したり、他方の手で操作部１２８を操作したり、あるいは、他方の手で曝射スイッチ１３０を操作することが可能となる。また、医師２６が取手２８を把持している最中に放射線１６ａ〜１６ｇが出力された場合でも、医師２６への放射線１６ａ〜１６ｇの照射（医師２６の被曝）を確実に回避することができる。
【０１２０】
また、接続端子３９と接続端子４３との嵌合、及び、接続端子４１と接続端子４５との嵌合によって、放射線出力装置２０を保持部３５、３７間で保持させて、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態とすることにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の搬送を容易に行うことができる。さらに、接続端子３９と接続端子４３とが電気的に接続されると共に、接続端子４１と接続端子４５とが電気的に接続されることで、放射線検出装置２２のバッテリ７６から放射線出力装置２０のバッテリ６８を充電することも可能となる。
【０１２１】
さらにまた、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、線源制御部６６がバッテリ６８から各放射線源１８ａ〜１８ｇへの電力供給を禁止することにより、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の搬送中での放射線１６ａ〜１６ｇの誤曝射を回避することができる。しかも、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の一体状態において、放射線出力装置２０における放射線１６ａ〜１６ｇの出力箇所を、放射線検出装置２２の筐体３０の側面に向けることで、放射線１６ａ〜１６ｇの誤曝射が仮に発生しても、医師２６の被曝を確実に回避することができる。
【０１２２】
なお、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間は、無線により信号の送受信が行われる。このように、同一のリンク内で放射線出力装置２０、放射線検出装置２２及び制御装置２４が無線を介して接続され、信号を送受信するためのケーブル（ＵＳＢケーブル）が不要であるため、医師２６の作業に支障を来すおそれがない。従って、医師２６は、自己の作業を効率よく行うことが可能となる。また、ケーブルを不要としたことにより、放射線撮影システム１０の部品点数が削減される。また、本実施形態では、無線通信に代えて、赤外線等を用いた光無線通信で信号の送受信を行ってもよい。
【０１２３】
さらに、本実施形態では、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間を有線により信号の送受信を行うことも可能である。例えば、制御装置２４と放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２との間を図示しないＵＳＢケーブルを介して電気的に接続すれば、制御装置２４の電源部１４０から放射線出力装置２０のバッテリ６８及び放射線検出装置２２のバッテリ７６を確実に充電することができる。また、制御装置２４から放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２への曝射制御信号及び撮影条件の送信や、放射線検出装置２２から制御装置２４への放射線画像の送信を確実に行うことができる。従って、有線による接続では、信号の送受信やバッテリ６８、７６の充電を確実に行うことができる。
【０１２４】
なお、バッテリ６８、７６を充電する際には、少なくとも被写体１４の撮影枚数に応じた充電量だけバッテリ６８、７６を充電できればよい。これにより、撮影時に、前記撮影枚数分の撮影を確実に行うことができる。
【０１２５】
この場合、放射線画像の撮影時を除く時間帯にバッテリ６８、７６を充電すればよい。これにより、撮影時、及び、撮影後の放射線画像の送信時には、バッテリ６８、７６が充電されることはないので、撮影中、バッテリ６８、７６への充電に起因して電荷信号（アナログ信号）にノイズが重畳したり、又は、放射線画像の送信中に前記ノイズが当該放射線画像に重畳することを回避することができる。
【０１２６】
ここで、充電及びノイズについて、より詳細に説明すると、被写体１４を透過した放射線１６ａ〜１６ｇが放射線検出器６０により電気信号に変換された後、各画素９０に電荷として蓄積される期間（蓄積期間）、各画素９０に蓄積された電荷が読み取られる期間（読み取り期間）、及び、読み取られた電荷（アナログ信号）がＡ／Ｄ変換器１１２でデジタル信号へと変換される期間のうち、いずれかの期間、各期間を組み合わせた期間、又は、全ての期間を含む期間を除く時間帯において、バッテリ６８、７６を充電できればよい。
【０１２７】
すなわち、これら３つの期間は、特に画像信号（放射線画像）へのノイズの重畳による影響が顕著だからである。前記蓄積期間及び前記読み取り期間では、その電荷が微小であるためノイズの影響が大きく、また、デジタル信号への変換期間では、Ａ／Ｄ変換前はデジタル信号に比べてノイズ耐性の低いアナログ信号であり、さらに当該アナログ信号に重畳したノイズがそのままデジタル信号に変換されて画像データに現れ易いためである。
【０１２８】
なお、前記蓄積期間の一部には、各放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇを照射する時間も含まれる。つまり、前記蓄積を開始し、可及的に早いタイミングで照射を開始し、照射を停止した後、直ちに前記読み取り以降の動作が行われるとよく、これら各動作でのタイムラグを可及的に少なくすると、いわゆる暗電流の抑制に好適であり、得られる放射線画像の品質を一層向上させることができる。また、前記読み取り期間とは、ＴＦＴ９８をオンして各増幅器１０６等を介しＡ／Ｄ変換器１１２へと信号が流れる期間であり、該読み取り期間と前記デジタル信号への変換期間とは時間軸的には略同時、実際には読み取り期間（の開始）が僅かに早く発生することになる。
【０１２９】
従って、撮影時、及び、撮影後の放射線画像の送信時でのバッテリ６８、７６の充電を禁止することで、放射線検出器６０での放射線１６ａ〜１６ｇの検出を高品質に行うことができる。
【０１３０】
また、放射線画像の撮影時を除く時間帯にバッテリ６８、７６に供給される電力量は、下記のように予測すればよく、予測した分の電力量をバッテリ６８、７６に充電することで、（必要枚数分の）放射線画像の撮影を確実に行うことができる。
【０１３１】
すなわち、バッテリ６８、７６の充電条件や、今回又は前回の撮影条件（撮影枚数やｍＡｓ値等）から、撮影に使用する放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の消費電力量を算出し、算出した消費電力量に基づいて、今回の撮影で消費されるであろう放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の各電力量、あるいは、前回の撮影で消費されたであろう放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の各電力量を予測する。
【０１３２】
今回の撮影で消費されるであろう各電力量の分だけバッテリ６８、７６を充電するか、あるいは、前回の撮影で消費されたであろう各電力量の分だけバッテリ６８、７６を充電することにより、当該今回の撮影を確実に行うことが可能となる。
【０１３３】
また、複数枚の撮影を行う場合に、撮影の間にバッテリ６８、７６の充電を行う際には、充電条件、今回の撮影条件（撮影枚数やｍＡｓ値等）のうち、既に撮影が終了した分を除く、これから行われる撮影の撮影条件から、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２の消費電力量を算出し、算出した消費電力量に基づいて、これから行われる撮影で消費される電力量を予測する。
【０１３４】
この場合でも、これから行われる撮影で消費される分の電力量をバッテリ６８、７６に充電することで、残りの枚数分の撮影を確実に行うことが可能となる。
【０１３５】
さらに、本実施形態では、無線通信及び／又は有線通信による信号の送受信について説明したが、被写体１４が放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とに接触して、ＳＩＤが一層短く設定されている場合、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との間では、被写体１４を介した人体通信により信号の送受信を行ってもよい。また、医師２６が放射線出力装置２０と制御装置２４との双方に接触している場合には、放射線出力装置２０と制御装置２４との間の信号の送受信を、医師２６を介した人体通信で行ってもよい。
【０１３６】
また、本実施形態において、制御信号生成部１５４は、放射線源１８ａ〜１８ｇからの放射線１６ａ〜１６ｇの出力と、放射線検出器６０における放射線１６ａ〜１６ｇから放射線画像への変換との同期を取るための曝射制御信号を生成し、通信部１２２は、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２に前記曝射制御信号を送信する。これにより、放射線画像の撮影時における各放射線源１８ａ〜１８ｇと放射線検出器６０との時刻同期を確実に取ることができる。
【０１３７】
さらに、放射線検出装置２２は、筐体の形状を有しているが、少なくとも放射線検出器６０の箇所については、可撓性を有するシート状の形状としてもよい。シート状とすることでロール状に巻取可能となるので、放射線検出装置２２のコンパクト化を実現することができる。
【０１３８】
さらに、本実施形態は、光読出方式の放射線検出器を利用して放射線画像を取得する場合にも適用することが可能である。この光読出方式の放射線検出器では、各固体検出素子に放射線が入射すると、その線量に応じた静電潜像が固体検出素子に蓄積記録される。静電潜像を読み取る際には、放射線検出器に読取光を照射し、発生した電流の値を放射線画像として取得する。なお、放射線検出器は、消去光を放射線検出器に照射することで、残存する静電潜像である放射線画像を消去して再使用することができる（特開２０００−１０５２９７号公報参照）。
【０１３９】
さらにまた、放射線撮影システム１０では、血液やその他の雑菌が付着するおそれを防止するために、例えば、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を防水性、密閉性を有する構造とし、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの放射線撮影システム１０を繰り返し続けて使用することができる。
【０１４０】
また、本実施形態は、上述した医療関連の放射線画像の撮影に限定されるものではなく、例えば、各種の非破壊検査における放射線画像の撮影にも適用可能であることは勿論である。
【０１４１】
［本実施形態の変形例］
次に、本実施形態の変形例（第１〜第７変形例）を図１２Ａ〜図１８Ｂを参照しながら説明する。
【０１４２】
なお、これらの変形例において、図１〜図１１と同じ構成要素については、同じ参照数字を付けて説明し、詳細な説明を省略する。
【０１４３】
［第１変形例］
第１変形例は、図１２Ａ及び図１２Ｂに示すように、３つのグループ５４〜５８に１つの放射線源１８ａ〜１８ｃがそれぞれ所属している場合を図示している。この場合、３つの放射線源１８ａ〜１８ｃの幾何学的中心位置は、中央の放射線源１８ｂの位置であり、従って、中央のグループ５６が前記幾何学的中心位置を含むグループであり、他のグループ５４、５８が前記幾何学的中心位置に対して両端のグループとなる。
【０１４４】
そして、第１変形例において、図１２Ａに示す胸部の撮影では、グループ５４、５８の所属する放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量を最大の線量とし、且つ、グループ５６の所属する放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量を小さな線量とするような線量の重み付けが行われる。一方、図１２Ｂに示す手の撮影では、グループ５６の所属する放射線源１８ｂから出力される放射線１６ｂの線量を最大の線量とし、且つ、グループ５４、５８の所属する放射線源１８ａ、１８ｃから出力される放射線１６ａ、１６ｃの線量を小さな線量とするような線量の重み付けが行われる。
【０１４５】
このように、３つのグループ５４〜５８に１つの放射線源１８ａ〜１８ｃしか割り当てられていない第１変形例の場合であっても、上述した線量の重み付けを行うことにより、本実施形態の各効果が得られることは勿論である。
【０１４６】
［第２変形例］
第２変形例は、図１３Ａ及び図１３Ｂに示すように、４つのグループ１５６〜１６２に１つの放射線源１８ａ〜１８ｄがそれぞれ所属している場合を図示している。この場合、４つの放射線源１８ａ〜１８ｄの幾何学的中心位置は、２つの放射線源１８ｂ、１８ｃの中間位置となる。従って、放射線源１８ｂ、１８ｃがそれぞれ所属するグループ１５８、１６０は、前記幾何学的中心位置を含まない該幾何学的中心位置の近傍のグループであり、他のグループ１５６、１６２が前記幾何学的中心位置に対して両端のグループとなる。
【０１４７】
そして、第２変形例において、図１３Ａに示す胸部の撮影では、グループ１５６、１６２の所属する放射線源１８ａ、１８ｄから出力される放射線１６ａ、１６ｄの線量を最大の線量とし、且つ、グループ１５８、１６０の所属する放射線源１８ｂ、１８ｃから出力される放射線１６ｂ、１６ｃの線量を小さな線量とするような線量の重み付けが行われる。一方、図１３Ｂに示す手の撮影では、グループ１５８、１６０の所属する放射線源１８ｂ、１８ｃから出力される放射線１６ｂ、１６ｃの線量を最大の線量とし、且つ、グループ１５６、１６２の所属する放射線源１８ａ、１８ｄから出力される放射線１６ａ、１６ｄの線量を小さな線量とするような線量の重み付けが行われる。
【０１４８】
このように、４つのグループ１５６〜１６２に１つの放射線源１８ａ〜１８ｄがそれぞれ割り当てられている第２変形例の場合であっても、上述した線量の重み付けを行うことにより、本実施形態の各効果が得られることは勿論である。
【０１４９】
上記のように、本実施形態及び第１変形例では、一例として、３つのグループ５４〜５８についての線量の重み付けについて説明したが、グループの数が３以上の奇数（３、５、７、…）であっても、本実施形態及び第１変形例における線量の重み付けの考え方を適用すれば、本実施形態及び第１変形例の各効果を容易に得ることができる。また、第２変形例では、一例として、４つのグループ１５６〜１６２についての線量の重み付けについて説明したが、グループの数が４以上の偶数（４、６、８、…）であっても、第２変形例における線量の重み付けの考え方を適用すれば、第２変形例（及び本実施形態）の各効果を容易に得ることができる。
【０１５０】
［第３変形例］
第３変形例は、図１４Ａ及び図１４Ｂに示すように、放射線出力装置２０の筐体４６における放射線１６ａ〜１６ｇの出力箇所とは反対側の箇所に凹部１６４を形成し、この凹部１６４に収納式の取手１６６を配設したものである。この場合、取手１６６にもタッチセンサ５２が内蔵されている。
【０１５１】
ここで、医師２６が放射線出力装置２０を持たない状態では、取手１６６は、図１４Ａに示すように凹部１６４に収納されている。一方、医師２６が取手１６６の基端部側を中心として該取手１６６を回動させると、取手１６６が凹部１６４から引き出された状態となるので、医師２６は、取手１６６を把持することが可能となる（図１４Ｂ参照）。この場合でも、前述した取手２８及びタッチセンサ５２による効果と同様の効果を得ることができる。また、取手１６６の収納時には、タッチセンサ５２の電極と医師２６の手とが接触することがないので、放射線出力装置２０が起動した状態で、放射線源１８ａ〜１８ｇから放射線１６ａ〜１６ｇが誤って出力されることを回避することができる。
【０１５２】
［第４変形例］
第４変形例は、図１５Ａ及び図１５Ｂに示すように、放射線出力装置２０の筐体４６が、放射線検出装置２２と略同じ平面積を有する矩形状とされ、該筐体４６内に、例えば、９つの放射線源１８ａ〜１８ｉが内蔵されている。なお、筐体４６内に内蔵される放射線源の個数は、９つに限定されることはなく、少なくとも３つあればよい。
【０１５３】
この場合、放射線源１８ａ〜１８ｉは、照射面３２に対して二次元配列されており、前述した放射線源１８ａ〜１８ｇでの照射面３２に対する一次元配列（図１、図５Ａ、図５Ｂ及び図１２Ａ〜図１３Ｂ参照）とは異なる。
【０１５４】
また、筐体４６の上面には取手２８が配設され、該筐体４６の一方の側面と他方の側面とには、放射線検出装置２２の筐体３０の上面の四隅に形成された開口部１６３と、筐体４６の底面に配設されたフック１６５との係合を解除するためのロック解除ボタン１６７が配設されている。
【０１５５】
さらに、筐体３０における撮影可能領域３６の外側には、筐体４６の底面に設けられたピン状の接続端子１６９、１７１と嵌合可能なジャックとしての接続端子１７３、１７５も配設されている。
【０１５６】
従って、図１５Ａに示す状態では、各フック１６５と各開口部１６３とが係合すると共に、接続端子１６９、１７１と接続端子１７３、１７５とがそれぞれ嵌合するので、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２とが一体状態となる。これにより、医師２６は、取手２８を把持するか、又は、取手２８と筐体４６の上面との間に手を差し込んだ状態で、一体状態の放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を容易に搬送することができる。また、この一体状態において、放射線検出装置２２のバッテリ７６（図６参照）は、接続端子１６９、１７１、１７３、１７５を介してバッテリ６８を充電することも可能となる。
【０１５７】
一方、医師２６が各ロック解除ボタン１６７を押して、各フック１６５と各開口部１６３との係合状態を解除し、取手２８を把持するか、又は、取手２８と筐体４６の上面との間に手を差し込んだ状態で、放射線検出装置２２から放射線出力装置２０を離間させると（引き上げると）、接続端子１６９、１７１と接続端子１７３、１７５との嵌合状態も解除されて、放射線出力装置２０と放射線検出装置２２との一体状態が解除される。これにより、バッテリ７６からバッテリ６８への充電も停止して、各放射線源１８ａ〜１８ｉからの放射線の出力が可能な状態に至る。
【０１５８】
第４変形例では、各放射線源１８ａ〜１８ｉが二次元配列されているので、どのような撮影部位に対する放射線画像の撮影も効率よく行うことができる。また、放射線出力装置２０の筐体４６の形状を、放射線検出装置２２の筐体３０と略同じ矩形状とすることで、放射線出力装置２０及び放射線検出装置２２を一体状態としたときの可搬性を向上させると共に、放射線検出装置２２に対する放射線出力装置２０の位置決めを容易に行うことが可能となる。
【０１５９】
さらに、第４変形例においても、本実施形態及び第１〜第３変形例の各効果が容易に得られることは勿論である。
【０１６０】
［第５変形例］
上記の説明では、放射線検出器６０の構成要素の１つである光電変換層９６を、ａ−Ｓｉ等の物質にて形成した一例を示したが、本実施形態では、有機光電変換材料を含む光電変換層を用いることも可能である。
【０１６１】
ここで、第５変形例として、有機光電変換材料を含む光電変換層を用いた放射線検出器の一例を図１６及び図１７を参照しながら説明する。
【０１６２】
放射線検出器１７０は、図１６に示すように、絶縁性の基板１７２上に、信号出力部１７４、センサ部１７６及びシンチレータ１７８が順次積層しており、信号出力部１７４及びセンサ部１７６により画素部が構成されている。画素部は、基板１７２上に複数配列されており、各画素部における信号出力部１７４とセンサ部１７６とが重なりを有するように構成されている。
【０１６３】
すなわち、図１６及び図１７に示す放射線検出器１７０は、放射線１６ａ〜１６ｇの照射方向に沿って、シンチレータ１７８、センサ部１７６及び信号出力部１７４が順に配置された裏面読取方式（ＰＳＳ方式、ＰＳＳ：Ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ  Ｓｉｄｅ  Ｓａｍｐｌｉｎｇ）の放射線検出器である。なお、放射線１６ａ〜１６ｇの照射方向に沿って、信号出力部１７４、センサ部１７６及びシンチレータ１７８が順に配置される表面読取方式（ＩＳＳ方式、ＩＳＳ：Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｓｉｄｅ  Ｓａｍｐｌｉｎｇ）の放射線検出器については後述する。
【０１６４】
シンチレータ１７８は、センサ部１７６上に透明絶縁膜１８０を介して形成されており、上方（基板１７２と反対側）から入射してくる放射線１６ａ〜１６ｇ（図１、図４Ｂ、図５Ａ〜図６及び図１２Ａ〜図１４Ｂ参照）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１７８を設けることで、被写体１４を透過した放射線１６ａ〜１６ｇを吸収して発光することができる。
【０１６５】
シンチレータ１７８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１７０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。
【０１６６】
シンチレータ１７８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線１６ａ〜１６ｇとしてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ〜７００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。また、蛍光体としては、ＣｓＩ（Ｔｌ）に限定されることはなく、ＣｓＩ（Ｎａ）（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）等の材料を用いてもよい。
【０１６７】
センサ部１７６は、上部電極１８２、下部電極１８４、及び該上下の電極１８２、１８４間に配置された光電変換膜１８６を有し、光電変換膜１８６は、シンチレータ１７８が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
【０１６８】
上部電極１８２は、シンチレータ１７８により生じた光を光電変換膜１８６に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ１７８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（Ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ  Ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｏｘｉｄｅ（ＴＣＯ））を用いることが好ましい。なお、上部電極１８２としてＡｕ等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やすいため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ  Ｔｉｎ  Ｏｘｉｄｅ）、ＩＺＯ（Ｉｎｄｉｕｍ  Ｚｉｎｃ  Ｏｘｉｄｅ）、ＡＺＯ（Ａｌｕｍｉｎｉｕｍ  ｄｏｐｅｄ  Ｚｉｎｃ  Ｏｘｉｄｅ）、ＦＴＯ（Ｆｌｕｏｒｉｎｅ ｄｏｐｅｄ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２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１８２は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。
【０１６９】
光電変換膜１８６は、可視光を吸収して電荷を発生する材料から構成すればよく、前述したアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）や有機光電変換材料（ＯＰＣ）等を用いることができる。
【０１７０】
光電変換膜１８６をアモルファスシリコンで構成した場合、シンチレータ１７８から放出された可視光を広い波長域にわたって吸収するように構成することができる。但し、アモルファスシリコンからなる光電変換膜１８６の形成には蒸着を行う必要があり、基板１７２が合成樹脂製である場合、基板１７２の耐熱性も考慮する必要がある。
【０１７１】
一方、光電変換膜１８６を有機光電変換材料を含む材料で構成した場合、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１７８による発光以外の電磁波が光電変換膜１８６に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線１６ａ〜１６ｇが光電変換膜１８６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。
【０１７２】
また、有機光電変換材料からなる光電変換膜１８６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被形成体上に付着させることにより形成することができるので、該被形成体に対する耐熱性は要求されない。
【０１７３】
光電変換膜１８６を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ１７８で発光した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１７８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１７８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１７８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１７８の放射線１６ａ〜１６ｇ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。
【０１７４】
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及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えば、キナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ１７８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１８６で発生する電荷量を略最大にすることができる。
【０１７５】
次に、上述の放射線検出器１７０に適用可能な光電変換膜１８６について具体的に説明する。
【０１７６】
放射線検出器１７０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極１８２、１８４と、該電極１８２、１８４間に挟まれた光電変換膜１８６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、及び、層間接触改良部位等の積み重ね又は混合により形成することができる。
【０１７７】
上記有機層は、有機ｐ型化合物又は有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。
【０１７８】
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。従って、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。
【０１７９】
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。従って、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。
【０１８０】
この有機ｐ型半導体及び有機ｎ型半導体として適用可能な材料、及び、光電変換膜１８６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。
【０１８１】
各画素部を構成するセンサ部１７６は、少なくとも下部電極１８４、光電変換膜１８６及び上部電極１８２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１８８及び正孔ブロッキング膜１９０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。
【０１８２】
電子ブロッキング膜１８８は、下部電極１８４と光電変換膜１８６との間に設けることができ、下部電極１８４と上部電極１８２との間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極１８４から光電変換膜１８６に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
【０１８３】
また、電子ブロッキング膜１８８には、電子供与性有機材料を用いることができる。
【０１８４】
実際に電子ブロッキング膜１８８に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜１８６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、且つ、隣接する光電変換膜１８６の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐ、又は、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。
【０１８５】
電子ブロッキング膜１８８の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部１７６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。
【０１８６】
正孔ブロッキング膜１９０は、光電変換膜１８６と上部電極１８２との間に設けることができ、下部電極１８４と上部電極１８２との間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極１８２から光電変換膜１８６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。
【０１８７】
正孔ブロッキング膜１９０には、電子受容性有機材料を用いることができる。
【０１８８】
また、正孔ブロッキング膜１９０の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部１７６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。
【０１８９】
実際に正孔ブロッキング膜１９０に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜１８６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、且つ、隣接する光電変換膜１８６の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａ、又は、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。
【０１９０】
なお、光電変換膜１８６で発生した電荷のうち、正孔が上部電極１８２に移動し、電子が下部電極１８４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１８８と正孔ブロッキング膜１９０の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜１８８及び正孔ブロッキング膜１９０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。
【０１９１】
各画素部の下部電極１８４下方の基板１７２の表面には、信号出力部１７４が形成されている。図１７には、信号出力部１７４（図１６参照）の構成が概略的に示されている。
【０１９２】
信号出力部１７４は、下部電極１８４に対応して、該下部電極１８４に移動した電荷を蓄積するコンデンサ１９２、コンデンサ１９２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又はＴＦＴという場合がある。）１９４が形成されている。コンデンサ１９２及び薄膜トランジスタ１９４の形成された領域は、平面視において下部電極１８４と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部における信号出力部１７４とセンサ部１７６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１７０（画素部）の平面積を最小にするために、コンデンサ１９２及び薄膜トランジスタ１９４の形成された領域が下部電極１８４によって完全に覆われていることが望ましい。
【０１９３】
コンデンサ１９２は、基板１７２と下部電極１８４との間に設けられた絶縁膜１９６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１８４と電気的に接続されている。これにより、下部電極１８４で捕集された電荷をコンデンサ１９２に移動させることができる。
【０１９４】
薄膜トランジスタ１９４は、図１７に示すように、ゲート電極１９８、ゲート絶縁膜２００、及び、活性層（チャネル層）２０２が積層され、さらに、活性層２０２上にソース電極２０４とドレイン電極２０６とが所定の間隔を開けて形成されている。また、放射線検出器１７０では、活性層２０２が、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等のうちのいずれかにより形成することができるが、活性層２０２を形成可能な材料はこれらに限定されるものではない。
【０１９５】
活性層２０２を構成する非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（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、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。なお、活性層２０２を形成可能な非晶質酸化物はこれらに限定されるものではない。
【０１９６】
また、活性層２０２を形成可能な有機半導体材料としては、例えば、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号公報で詳細に説明されているため、説明を省略する。
【０１９７】
非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブ等のうちのいずれかによって薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を形成すれば、Ｘ線等の放射線１６ａ〜１６ｇ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１７４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。
【０１９８】
また、活性層２０２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１９４のスイッチング速度を高速化することができ、また、薄膜トランジスタ１９４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２０２をカーボンナノチューブで形成する場合、活性層２０２にごく微量の金属性不純物が混入しただけで薄膜トランジスタ１９４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２０２の形成に用いる必要がある。
【０１９９】
また、有機光電変換材料で形成した膜及び有機半導体材料で形成した膜は、いずれも十分な可撓性を有しているので、有機光電変換材料で形成した光電変換膜１８６と、活性層２０２を有機半導体材料で形成した薄膜トランジスタ１９４とを組み合わせた構成であれば、被写体１４の体の重みが荷重として加わるＴＦＴ基板２０８の高剛性化は必ずしも必要ではなくなる。
【０２００】
ここで、薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を構成する非晶質酸化物や、光電変換膜１８６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１７２としては、半導体基板、石英基板及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。
【０２０１】
また、基板１７２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。
【０２０２】
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とを積層して基板１７２を形成してもよい。
【０２０３】
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、且つ、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（３ｐｐｍ〜７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰａ)、高弾性(３０ＧＰａ)で、且つ、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１７２を形成できる。
【０２０４】
放射線検出器１７０は、光電変換膜１８６を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜１８６で放射線１６ａ〜１６ｇがほとんど吸収されない。このため、上述のＰＳＳ方式の放射線検出器１７０は、放射線１６ａ〜１６ｇがＴＦＴ基板２０８を透過する場合でも、光電変換膜１８６による放射線１６ａ〜１６ｇの吸収量が少ないため、放射線１６ａ〜１６ｇに対する感度の低下を抑えることができる。ＰＳＳ方式では、放射線１６ａ〜１６ｇがＴＦＴ基板２０８を透過してシンチレータ１７８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板２０８の光電変換膜１８６を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜１８６での放射線の吸収が殆どなく、放射線１６ａ〜１６ｇの減衰を少なく抑えることができるため、ＰＳＳ方式に適している。
【０２０５】
また、薄膜トランジスタ１９４の活性層２０２を構成する非晶質酸化物や光電変換膜１８６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１７２を放射線１６ａ〜１６ｇ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１７２は、放射線１６ａ〜１６ｇの吸収量が少ないため、ＰＳＳ方式により放射線１６ａ〜１６ｇがＴＦＴ基板２０８を透過する場合でも、放射線１６ａ〜１６ｇに対する感度の低下を抑えることができる。
【０２０６】
第５変形例では、放射線検出器１７０を下記のように構成してもよい。
【０２０７】
（１）有機光電変換材料の光電変換膜１８６を含みセンサ部１７６を構成し、ＣＭＯＳセンサを用いて信号出力部１７４を構成してもよい。この場合、センサ部１７６のみが有機系材料からなるので、ＣＭＯＳセンサを含む信号出力部１７４は可撓性を有しなくてもよい。なお、有機光電変換材料を含み構成されるセンサ部１７６と、ＣＭＯＳセンサとについては、特開２００９−２１２３７７号公報に記載されているため、その詳細な説明は省略する。
【０２０８】
（２）有機光電変換材料の光電変換膜１８６を含みセンサ部１７６を構成すると共に、有機材料からなる薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）１９４を備えたＣＭＯＳ回路によって可撓性を有する信号出力部１７４を実現してもよい。この場合、ＣＭＯＳ回路で用いられるｐ型有機半導体の材料としてペンタセンを採用すると共に、ｎ型有機半導体の材料としてフッ化銅フタロシアニン（Ｆ１６ＣｕＰｃ）を採用すればよい。これにより、より小さな曲げ半径にすることが可能な可撓性を有するＴＦＴ基板２０８を実現することができる。また、このようにＴＦＴ基板２０８を構成することにより、ゲート絶縁膜２００を大幅に薄くすることができ、駆動電圧を低下させることも可能となる。さらに、ゲート絶縁膜２００、半導体、各電極を室温又は１００℃以下で作製することができる。さらにまた、可撓性を有する基板１７２上にＣＭＯＳ回路を直接作製することもできる。しかも、有機材料からなる薄膜トランジスタ１９４は、スケーリング則に沿った製造プロセスにより微細化することが可能となる。なお、基板１７２は、薄厚のポリイミド基板上にポリイミド前駆体をスピンコート法で塗布して加熱すれば、ポリイミド前駆体がポリイミドに変化するので、凹凸のない平坦な基板を実現することができる。
【０２０９】
（３）ミクロンオーダの複数のデバイスブロックを基板上の指定位置に配置する自己整合配置技術（Ｆｌｕｉｄｉｃ  Ｓｅｌｆ−Ａｓｓｅｍｂｌｙ法）を適用して、結晶Ｓｉからなるセンサ部１７６及び信号出力部１７４を、樹脂基板からなる基板１７２上に配置してもよい。この場合、ミクロンオーダの微小デバイスブロックとしてのセンサ部１７６及び信号出力部１７４を他の基板に予め作製した後に該基板から切り離し、液体中で、センサ部１７６及び信号出力部１７４をターゲット基板としての基板１７２上に散布して統計的に配置する。基板１７２には、デバイスブロックに適合させるための加工が予め施されており、デバイスブロックを選択的に基板１７２に配置することができる。従って、最適な材料で作られた最適なデバイスブロック（センサ部１７６及び信号出力部１７４）を最適な基板（基板１７２）上に集積化させることができ、結晶でない基板１７２（樹脂基板）にセンサ部１７６及び信号出力部１７４を集積化することが可能となる。
【０２１０】
［第６変形例］
次に、第６変形例として、ＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００を含むＩＳＳ方式の放射線検出器３００の一例を図１８Ａ及び図１８Ｂを参照しながら説明する。
【０２１１】
この放射線検出器３００は、放射線１６ａ〜１６ｇが照射される照射面３２に対して（放射線１６ａ〜１６ｇの照射方向に沿って）、信号出力部１７４及びセンサ部１７６を含むＴＦＴ基板２０８と略同じ機能を奏する放射線検出部５０２と、ＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００とを順に配置したＩＳＳ方式の放射線検出器である。
【０２１２】
シンチレータ５００は、放射線１６ａ〜１６ｇが入射される照射面３２側がより強く発光する。ＩＳＳ方式では、シンチレータ５００での発光位置が放射線検出部５０２に近接した状態となる。従って、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式と比較して、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高く、且つ、放射線検出部５０２での可視光の受光量も増大する。そのため、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式よりも、放射線検出器３００（放射線検出装置２２）の感度を向上させることができる。
【０２１３】
図１８Ｂは、一例として、蒸着基板５０４にＣｓＩを含む材料を蒸着させることにより、柱状結晶領域を含むシンチレータ５００を形成した場合を図示している。
【０２１４】
具体的に、図１８Ｂのシンチレータ５００では、放射線１６ａ〜１６ｇが入射される照射面３２側（放射線検出部５０２側）に柱状結晶５００ａからなる柱状結晶領域が形成され、該照射面３２側の反対側に非柱状結晶５００ｂからなる非柱状結晶領域が形成された構成となっている。なお、蒸着基板５０４としては、耐熱性の高い材料が望ましく、例えば、低コストという観点からアルミニウム（Ａｌ）が好適である。また、シンチレータ５００は、柱状結晶５００ａの平均径が該柱状結晶５００ａの長手方向に沿っておよそ均一とされている。
【０２１５】
上記のように、シンチレータ５００は、柱状結晶領域（柱状結晶５００ａ）及び非柱状結晶領域（非柱状結晶５００ｂ）で形成された構成であると共に、高効率の発光が得られる柱状結晶５００ａからなる柱状結晶領域が放射線検出部５０２側に配置されている。そのため、シンチレータ５００で発生された可視光は、柱状結晶５００ａ内を進行して放射線検出部５０２へ射出される。この結果、放射線検出部５０２側へ射出される可視光の拡散が抑制され、放射線検出装置２２によって検出される放射線画像のボケが抑制される。また、シンチレータ５００の深部（非柱状結晶領域）に到達した可視光も、非柱状結晶５００ｂによって放射線検出部５０２側へ反射するので、放射線検出部５０２に入射される可視光の光量（シンチレータ５００で発光された可視光の検出効率）を向上させることもできる。
【０２１６】
なお、シンチレータ５００の照射面３２側に位置する柱状結晶領域の厚みをｔ１とし、シンチレータ５００の蒸着基板５０４側に位置する非柱状結晶領域の厚みをｔ２とすれば、ｔ１とｔ２との間では、０．０１≦（ｔ２／ｔ１）≦０．２５の関係を満足することが望ましい。
【０２１７】
このように、柱状結晶領域の厚みｔ１と非柱状結晶領域の厚みｔ２とが上記の関係を満たすことで、発光効率が高く且つ可視光の拡散を防止する領域（柱状結晶領域）と、可視光を反射する領域（非柱状結晶領域）とのシンチレータ５００の厚み方向に沿った比率が好適な範囲となり、シンチレータ５００の発光効率、該シンチレータ５００で発光された可視光の検出効率、及び、放射線画像の解像度が向上する。
【０２１８】
なお、非柱状結晶領域の厚みｔ２が厚すぎると発光効率の低い領域が増え、放射線検出装置２２の感度の低下につながることから、（ｔ２／ｔ１）は０．０２以上且つ０．１以下の範囲であることがより好ましい。
【０２１９】
また、上記の説明では、柱状結晶領域と非柱状結晶領域とが連続的に形成された構成のシンチレータ５００について説明したが、例えば、上記の非柱状結晶領域に代えて、Ａｌ等から成る光反射層を設けて、柱状結晶領域のみ形成された構成としてもよいし、他の構成であってもよい。
【０２２０】
放射線検出部５０２は、シンチレータ５００の光射出側（柱状結晶５００ａ）から射出された可視光を検出するものであり、図１８Ａの側面視では、放射線１６ａ〜１６ｇの照射方向に沿って、照射面３２に対して、絶縁性基板５０８、ＴＦＴ層５１０及び光電変換部５１２が順に積層されている。ＴＦＴ層５１０の底面には、光電変換部５１２を覆うように平坦化層５１４が形成されている。
【０２２１】
また、放射線検出部５０２は、フォトダイオード（ＰＤ：Ｐｈｏｔｏ  Ｄｉｏｄｅ）等からなる光電変換部５１２、蓄積容量５１６及び薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）５１８を備えた画素部５２０を、絶縁性基板５０８上に平面視でマトリクス状に複数形成した、ＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、ＴＦＴ基板ともいう。）として構成される。
【０２２２】
さらに、光電変換部５１２は、シンチレータ５００側の下部電極５１２ａと、ＴＦＴ層５１０側の上部電極５１２ｂとの間に、光電変換膜５１２ｃを配置して構成される。
【０２２３】
さらにまた、ＴＦＴ層５１０のＴＦＴ５１８では、ゲート電極、ゲート絶縁膜及び活性層（チャネル層）が積層され、さらに、活性層上にソース電極とドレイン電極とが所定の間隔を隔てて形成されている。
【０２２４】
また、ＴＦＴ基板としての放射線検出部５０２のうち、放射線１６ａ〜１６ｇの到来方向の反対側（シンチレータ５００側）には、放射線検出部５０２を平坦にするための平坦化層５１４が形成されている。
【０２２５】
ここで、第６変形例の放射線検出器３００と、第５変形例の放射線検出器１７０とを対比すると、下記のように、放射線検出器３００の各構成要素は、放射線検出器１７０の各構成要素にそれぞれ対応している。
【０２２６】
先ず、絶縁性基板５０８は、基板１７２に対応している。但し、絶縁性基板５０８は、光透過性を有し且つ放射線１６ａ〜１６ｇの吸収が少ないものであればよい。
【０２２７】
絶縁性基板５０８としてガラス基板を用いた場合、放射線検出部５０２（ＴＦＴ基板）全体としての厚みは、例えば、０．７ｍｍ程度になるが、第６変形例では、放射線検出装置２２の薄型化を考慮し、絶縁性基板５０８として、光透過性を有する合成樹脂からなる薄型の基板を用いている。これにより、放射線検出部５０２全体としての厚みを、例えば、０．１ｍｍ程度に薄型化できると共に、放射線検出部５０２に可撓性を持たせることができる。また、放射線検出部５０２に可撓性を持たせることで、放射線検出装置２２の耐衝撃性が向上し、放射線検出装置２２に衝撃が加わった場合にも破損し難くなる。また、プラスチック樹脂や、アラミド、バイオナノファイバ等は、いずれも放射線１６ａ〜１６ｇの吸収が少なく、絶縁性基板５０８をこれらの材料で形成した場合、絶縁性基板５０８による放射線１６ａ〜１６ｇの吸収量も少なくなるため、ＩＳＳ方式により放射線検出部５０２を放射線１６ａ〜１６ｇが透過する構成であっても、放射線１６ａ〜１６ｇに対する感度の低下を抑えることができる。
【０２２８】
なお、放射線検出装置２２では、絶縁性基板５０８として合成樹脂製の基板を用いることは必須ではなく、放射線検出装置２２の厚さは増大するものの、ガラス基板等の他の材料からなる基板を絶縁性基板５０８として用いてもよい。
【０２２９】
画素部５２０は、信号出力部１７４に対応し、光電変換部５１２は、センサ部１７６に対応する。そのため、画素部５２０の蓄積容量５１６は、信号出力部１７４のコンデンサ１９２に対応し、ＴＦＴ５１８は、薄膜トランジスタ１９４に対応する。また、光電変換部５１２の下部電極５１２ａは、センサ部１７６の上部電極１８２に対応し、光電変換膜５１２ｃは光電変換膜１８６に対応し、上部電極５１２ｂは下部電極１８４に対応する。
【０２３０】
つまり、第６変形例に示すＩＳＳ方式の放射線検出器３００の各構成要素は、概ね、第５変形例に示すＰＳＳ方式の放射線検出器１７０の各構成要素とそれぞれ対応している。従って、図１６及び図１７で説明した放射線検出器１７０の構成要素の材質を、第６変形例の放射線検出器３００での対応する構成要素の材質として適用すれば、図１６及び図１７で説明した各材質による効果を容易に得られることができることは勿論である。
【０２３１】
但し、ＩＳＳ方式は、ＰＳＳ方式とは異なり、放射線１６ａ〜１６ｇが放射線検出部５０２を透過してＣｓＩ（Ｔｌ）のシンチレータ５００に到達するため、絶縁性基板５０８、画素部５２０及び光電変換部５１２を含む放射線検出部５０２は、全体的に、放射線１６ａ〜１６ｇの吸収が少ない材質で構成されることが必要である。
【０２３２】
従って、第６変形例において、光電変換膜５１２ｃを有機光電変換材料で構成した場合、光電変換膜５１２ｃで放射線１６ａ〜１６ｇがほとんど吸収されないので、放射線１６ａ〜１６ｇが透過するように放射線検出部５０２が配置されるＩＳＳ方式において、放射線検出部５０２を透過する放射線１６ａ〜１６ｇの減衰を抑制することができ、該放射線１６ａ〜１６ｇに対する感度の低下を抑えることができる。従って、光電変換膜５１２ｃを有機光電変換材料で構成することは、特にＩＳＳ方式において好適である。
【０２３３】
［第７変形例］
ところで、被写体１４に対する撮影では、該被写体１４の撮影部位の中心位置と撮影可能領域３６の中心位置とが略一致し、且つ、該撮影部位が撮影可能領域３６に納まるように前記撮影部位をポジショニングするため、関心領域（ＲＯＩ）が撮影可能領域３６の中央に位置する場合が多い。
【０２３４】
そのため、本実施形態については、放射線出力装置２０における幾何学的中心位置近傍の放射線源（グループ５６又はグループ１５８、１６０に所属する放射線源）からの放射線の線量を大きくし、且つ、両端の放射線源（グループ５４、５８又はグループ１５６、１６２に所属する放射線源）からの放射線の線量を、幾何学的中心位置近傍の放射線源からの放射線を補う程度の小さな線量にして、被写体１４に対する撮影が行われることが多くなる。
【０２３５】
つまり、実際の撮影において、制御処理部１２４は、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、両端の各放射線源から出力される放射線の線量が前記最大の線量を補う程度の小さな線量となるように、各線量の重み付けを行い、この重み付けに従って各放射線源から放射線を一斉に照射させるか、又は、順次照射させる。
【０２３６】
このような重み付けに従って、各放射線源１８ａ〜１８ｉを駆動し続けると、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源ばかりが劣化することになる。従って、放射線出力装置２０の寿命管理の観点からすれば、各放射線源１８ａ〜１８ｉからの累積の照射線量（累積曝射線量）がそれぞれ同じようになるように線量管理を行うことにより、各放射線源１８ａ〜１８ｉを含む放射線出力装置２０の長寿命化を実現できることが望ましい。
【０２３７】
そこで、第７変形例では、例えば、本実施形態での図１１のステップＳ４又はステップＳ１１において、データベース検索部１５０が検索した最適線量データに応じた各放射線の線量のデータ（重み付けが行われた線量のデータ）をデータベース１３４に記憶し、記憶した各線量のデータを各放射線源１８ａ〜１８ｉの線量管理及び寿命管理に役立てるようにしてもよい。
【０２３８】
これにより、各放射線源１８ａ〜１８ｉから出力される放射線の累積曝射線量について、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源から出力される放射線の累積曝射線量が、両端の放射線源から出力される放射線の累積曝射線量よりも突出するような場合には、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源が両端の放射線源よりも速く劣化する可能性がある。そこで、制御処理部１２４は、各累積曝射線量の比較に基づいて、例えば、ＳＩＤが大きくなるような撮影に対しては、両端の各放射線源から出力される放射線の線量が最大の線量となり、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源から出力される放射線の線量が該最大の線量を補う程度の小さな線量となるように、各線量の重み付けを変更する。
【０２３９】
このように、各累積曝射線量を判断材料として、各放射線源１８ａ〜１８ｉから出力される放射線の線量の重み付けを変更することにより、幾何学的中心位置近傍の放射線源、又は、中央の放射線源のみの劣化を回避して、各放射線源１８ａ〜１８ｉを含む放射線出力装置２０の長寿命化を実現することができる。
【０２４０】
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。
【符号の説明】
【０２４１】
１０…放射線撮影システム
１４…被写体
１６ａ〜１６ｇ…放射線
１８ａ〜１８ｉ…放射線源
２０…放射線出力装置
２２…放射線検出装置
２４…制御装置
２６…医師
２８、１６６…取手
５２…タッチセンサ
５４〜５８、１５６〜１６２…グループ
６０、１７０、３００…放射線検出器
６６…線源制御部
７４…カセッテ制御部
１２４…制御処理部
１３２…オーダ情報記憶部
１３４…データベース
１３６…撮影条件記憶部
１５０…データベース検索部
１５２…撮影条件設定部
１５４…制御信号生成部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
2012066060.tif 000010
【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
2012066060.tif 000016
【図１５】
2012066060.tif 000017
【図１６】
2012066060.tif 000018
【図１７】
2012066060.tif 000019
【図１８】
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