JP2006141729A - Radiographic apparatus - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide radiographic apparatus minimizing the exposure dose to a patient in emitting X rays and capable of obtaining favorable radiographic images. <P>SOLUTION: This radiographic apparatus is provided with an integrator 15 acquiring an output signal output from an X-ray detecting element 42 and adding accumulated exposure of the X rays emitted to the X-ray detecting element 42, and an exposure determination device 16 comparing the accumulated exposure with the predetermined set exposure; the output signal output from the X-ray detecting element 42 is branched into a first route including the integrator 15 and the exposure determination device 16 and a second route including an imaging control device 12; and the exposure determination device 16 determines the start and the stop of the X-ray irradiation based on the output signal output to the first route. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、歯科等における医療用のＸ線撮影装置に関する。   The present invention relates to a medical X-ray imaging apparatus in dentistry and the like.

従来、医療分野（例えば、歯科）において、患部を撮影する方法には、口腔内に挿入するＸ線センサとして、主に銀塩フィルムを用いた撮影方式が用いられてきた。しかし、銀の消費抑制および環境保護、また患者の被爆量軽減という目的から、近年ではデジタル方式が普及しつつある。デジタル方式では、口腔内に挿入するＸ線センサとして、電荷結合素子（ＣＣＤ：Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＩＰ（Ｉｍａｇｉｎｇ Ｐｌａｔｅ）等のセンサを用いる。   Conventionally, in the medical field (for example, dentistry), as an X-ray sensor to be inserted into the oral cavity, an imaging method mainly using a silver salt film has been used as a method for imaging an affected area. However, in recent years, digital systems have become popular for the purpose of suppressing silver consumption, protecting the environment, and reducing the amount of exposure to patients. In the digital system, a sensor such as a charge coupled device (CCD) or an imaging plate (IP) is used as an X-ray sensor inserted into the oral cavity.

Ｘ線撮影の際、術者は撮影の対象または被験者の体格等に応じ、Ｘ線発生器のＸ線管電圧および電流を設定する。術者によって設定されたＸ線管電圧および電流により、所定の照射時間、Ｘ線が照射される。当該設定は、術者の経験に基づくものであるため、露出過不足によるモニタ上のＸ線画像の黒化度が術者によって一定せず、画質が撮影ごとに変動し診断に必要な画像が得られない場合があった。   At the time of X-ray imaging, the surgeon sets the X-ray tube voltage and current of the X-ray generator according to the imaging target or the physique of the subject. X-rays are irradiated for a predetermined irradiation time by the X-ray tube voltage and current set by the operator. Since this setting is based on the experience of the surgeon, the degree of blackening of the X-ray image on the monitor due to overexposure and deficiency is not constant by the surgeon, and the image quality fluctuates with each imaging and the image required for diagnosis In some cases, it could not be obtained.

そこで、不要Ｘ線照射を低減または除去し、かつ、鮮明度・解像度の良好なＸ線画像を得るため、Ｘ線照射量を検出するためのＸ線検出素子を撮像ユニット内に設け、当該Ｘ線照射量とあらかじめ良好な画像を得るために設定された設定照射量とを比較することにより、Ｘ線照射装置の照射時間を制御する手段も提案されている（例えば、特許文献１）。   Therefore, in order to reduce or eliminate unnecessary X-ray irradiation and obtain an X-ray image with good definition and resolution, an X-ray detection element for detecting the amount of X-ray irradiation is provided in the imaging unit. Means for controlling the irradiation time of the X-ray irradiation apparatus by comparing the irradiation amount with a set irradiation amount set to obtain a good image in advance has also been proposed (for example, Patent Document 1).

以下に、従来のＸ線撮影装置について、図面を用いて説明する。図３は、従来のＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。   A conventional X-ray imaging apparatus will be described below with reference to the drawings. FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of a conventional X-ray imaging apparatus.

図３に示すように、従来のＸ線撮影装置は、本体装置１１０、表示器１２０、Ｘ線照射器１３０、撮像ユニット１４０から構成されている。本体装置１１０は、積算器１１１、比較器１１２、撮像制御器１１３、および照射制御器１１４を備えている。   As shown in FIG. 3, the conventional X-ray imaging apparatus includes a main body device 110, a display device 120, an X-ray irradiator 130, and an imaging unit 140. The main device 110 includes an integrator 111, a comparator 112, an imaging controller 113, and an irradiation controller 114.

撮像ユニット１４０は、半導体撮像素子１４１およびＸ線検出素子１４２を備えている。半導体撮像素子１４１は、照射されるＸ線を垂直に受光することができるよう、Ｘ線入射方向に対して垂直に平面状に配置される。Ｘ線検出素子１４２は、半導体撮像素子１４１の周囲（近傍）に少なくとも１つ配置される。   The imaging unit 140 includes a semiconductor imaging element 141 and an X-ray detection element 142. The semiconductor image sensor 141 is arranged in a plane perpendicular to the X-ray incident direction so that the irradiated X-rays can be received vertically. At least one X-ray detection element 142 is arranged around (in the vicinity of) the semiconductor imaging element 141.

積算器１１１は、撮像ユニット１４０のＸ線検出素子１４２から取得する出力信号からＸ線強度を求め、当該Ｘ線強度を積算する。比較器１１２は、積算器１１１によって積算された累積照射量を取得する。比較器１１２は、累積照射量とＸ線画像の解析に適した設定照射量とを比較する。比較器１１２は、比較結果を撮像制御器１１３へ出力する。   The accumulator 111 obtains the X-ray intensity from the output signal acquired from the X-ray detection element 142 of the imaging unit 140 and integrates the X-ray intensity. The comparator 112 acquires the accumulated irradiation amount integrated by the integrator 111. The comparator 112 compares the cumulative dose with a set dose suitable for analysis of the X-ray image. The comparator 112 outputs the comparison result to the imaging controller 113.

撮像制御器１１３は、比較器１１２から取得した比較結果に基づいて、半導体撮像素子１４１へ撮像開始信号または撮像終了信号を出力することにより、画像処理および画像表示を制御する。さらに、撮像制御器１１３は、当該比較結果に基づいて、照射制御器１１４へＸ線照射開始信号またはＸ線照射停止信号を出力することにより、Ｘ線照射の開始および終了を制御する。   The imaging controller 113 controls image processing and image display by outputting an imaging start signal or an imaging end signal to the semiconductor imaging device 141 based on the comparison result acquired from the comparator 112. Furthermore, the imaging controller 113 controls the start and end of X-ray irradiation by outputting an X-ray irradiation start signal or an X-ray irradiation stop signal to the irradiation controller 114 based on the comparison result.

以上のように構成された従来のＸ線撮影装置では、ＣＣＤ等の感度の高いＸ線検出素子を用いているため、撮影開始から終了までにかかる時間（Ｘ線の照射時間）は、例えば、０．１秒程度の極めて短時間である。
特開平５−１３０９９０号公報 Since the conventional X-ray imaging apparatus configured as described above uses a highly sensitive X-ray detection element such as a CCD, the time required from the start to the end of imaging (X-ray irradiation time) is, for example, It is an extremely short time of about 0.1 seconds.
Japanese Patent Laid-Open No. 5-130990

しかしながら、上記従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線検出素子１４２から出力される出力信号は、積算器１１１および比較器１１２を通り、一旦、画像処理および画像表示の制御とＸ線照射の開始および終了の制御とを行う撮像制御器１１３へ出力されていた。そのため、比較器１１２が、累積照射量が設定照射量に達したことを判断した場合でも、従来のＸ線撮影装置は、一旦撮像制御器１１３を介して、Ｘ線照射停止信号をＸ線照射器１３０へ出力するため、Ｘ線照射が停止するまでに遅延が生じるという課題を有していた。   However, in the conventional X-ray imaging apparatus described above, the output signal output from the X-ray detection element 142 passes through the integrator 111 and the comparator 112, and once controls the image processing and image display and the start of X-ray irradiation and The image data is output to the imaging controller 113 that performs end control. Therefore, even when the comparator 112 determines that the cumulative irradiation amount has reached the set irradiation amount, the conventional X-ray imaging apparatus once outputs an X-ray irradiation stop signal via the imaging controller 113. In order to output to the device 130, there is a problem that a delay occurs until X-ray irradiation stops.

本発明は、上記従来の課題を解決するもので、Ｘ線検出素子によって出力される出力信号に基づいて、Ｘ線照射の開始および停止をより短時間で決定し、当該決定に基づいてＸ線照射器を制御することで必要以上のＸ線が照射されないＸ線撮影装置を提供することを目的とする。   The present invention solves the above-described conventional problems, and determines the start and stop of X-ray irradiation in a shorter time based on the output signal output by the X-ray detection element, and based on the determination, the X-ray It is an object of the present invention to provide an X-ray imaging apparatus in which more than necessary X-rays are not irradiated by controlling an irradiator.

上記課題を解決するために、本発明にかかるＸ線撮影装置は、Ｘ線を照射するＸ線照射部と、前記Ｘ線照射部から照射されるＸ線に基づいて、画像処理および画像表示を制御する撮像制御部とを備えるＸ線撮影装置であって、前記Ｘ線照射部によって照射されるＸ線を検出するＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出素子から出力される出力信号を取得し、前記Ｘ線検出素子に照射されるＸ線の累積照射量を積算する積算部と、累積照射量と所定の設定照射量とを比較する比較部とを備え、前記Ｘ線検出素子から出力される出力信号が、前記積算部および前記比較部を含む第一の経路と、前記撮像制御部を含む第二の経路とに分岐され、前記第一の経路へ出力された当該出力信号に基づいて、前記比較部がＸ線照射の開始および停止を決定することを特徴とする。   In order to solve the above problems, an X-ray imaging apparatus according to the present invention performs image processing and image display based on an X-ray irradiation unit that irradiates X-rays and the X-rays that are irradiated from the X-ray irradiation unit. An X-ray imaging apparatus including an imaging control unit to control, an X-ray detection element that detects X-rays emitted by the X-ray irradiation unit, and an output signal output from the X-ray detection element An integration unit that integrates the cumulative amount of X-rays irradiated to the X-ray detection element, and a comparison unit that compares the cumulative irradiation amount with a predetermined set irradiation amount, and is output from the X-ray detection element. Output signal is branched into a first path including the integrating unit and the comparison unit and a second path including the imaging control unit, and based on the output signal output to the first path The comparator determines the start and stop of X-ray irradiation. And butterflies.

本発明にかかるＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出素子がＸ線を検出し、当該Ｘ線に基づく出力信号を出力する。当該出力信号は、積算部および比較部を含む第一の経路と、撮像制御部を含む第二の経路に分岐して出力される。これにより、第一の経路へ出力された出力信号に基づいて、積算部はＸ線の累積照射量を積算し、比較部は当該累積照射量と設定照射量とを比較し、Ｘ線照射の開始および停止を決定することができる。そのため、比較部は、撮像制御部を介することがないため、より短い時間でＸ線照射開始および停止を決定することができる。なお、設定照射量とは、任意で設定される最適なＸ線画像を得るためのＸ線量である。   According to the X-ray imaging apparatus of the present invention, the X-ray detection element detects X-rays and outputs an output signal based on the X-rays. The output signal is branched and output to a first path including an integration unit and a comparison unit and a second path including an imaging control unit. Thereby, based on the output signal output to the first path, the integrating unit integrates the cumulative X-ray dose, the comparison unit compares the cumulative dose with the set dose, and the X-ray irradiation Start and stop can be determined. Therefore, since the comparison unit does not go through the imaging control unit, the X-ray irradiation start and stop can be determined in a shorter time. The set irradiation dose is an X-ray dose for obtaining an optimal X-ray image set arbitrarily.

本発明にかかるＸ線撮影装置において、前記Ｘ線照射部のＸ線照射の開始および停止を制御する出力制御部をさらに備え、前記比較部が、前記積算部による累積照射量と設定照射量とを所定の単位時間ごとに比較した結果に基づいて、前記出力制御部が前記Ｘ線照射部によるＸ線の照射を停止させることが好ましい。これにより、Ｘ線の照射不足による画像品質の低下、および照射過多による患者の被爆量増大を防ぐことができる。単位時間とは、比較部が累積照射量と設定照射量との比較を行う一定の時間を示し、例えば、０．０１秒等の任意の時間である。   The X-ray imaging apparatus according to the present invention further includes an output control unit that controls start and stop of X-ray irradiation of the X-ray irradiation unit, and the comparison unit includes a cumulative irradiation amount and a set irradiation amount by the integration unit. It is preferable that the output control unit stops the X-ray irradiation by the X-ray irradiation unit based on a result of comparing the values at predetermined unit times. Thereby, it is possible to prevent a decrease in image quality due to insufficient irradiation of X-rays and an increase in patient exposure due to excessive irradiation. The unit time indicates a certain time during which the comparison unit compares the cumulative irradiation amount with the set irradiation amount, and is an arbitrary time such as 0.01 seconds, for example.

本発明にかかるＸ線撮影装置において、前記Ｘ線照射部のＸ線照射の開始および停止を制御する出力制御部と、Ｘ線の照射開始からの時間を測定する時間測定部とをさらに備え、前記比較部が、前記積算部による累積照射量が設定照射量に達すると判断したときと、前記時間測定部による測定時間が所定の照射設定時間に達したときの、いずれか早い時点で、前記出力制御部が前記Ｘ線照射部によるＸ線の照射を停止させることが好ましい。これにより、出力制御部は、術者によって入力される照射設定時間を、比較部による比較結果より優先させることができる。また、術者によって、誤って長すぎる時間が設定された場合でも、出力制御部は、比較部による比較結果に基づいて制御されるため、必要以上のＸ線の照射量が患者に照射されることはない。照射設定時間とは、術者等によって入力されるＸ線照射時間である。   The X-ray imaging apparatus according to the present invention further includes an output control unit that controls start and stop of X-ray irradiation of the X-ray irradiation unit, and a time measurement unit that measures time from the start of X-ray irradiation, When the comparison unit determines that the cumulative irradiation amount by the integration unit reaches a set irradiation amount and when the measurement time by the time measurement unit reaches a predetermined irradiation setting time, whichever is earlier, It is preferable that the output control unit stops the X-ray irradiation by the X-ray irradiation unit. Thereby, the output control part can give priority to the irradiation setting time input by the operator over the comparison result by the comparison part. Even if the operator sets an excessively long time, the output control unit is controlled based on the comparison result by the comparison unit, so that the patient is irradiated with an unnecessary dose of X-rays. There is nothing. The irradiation setting time is an X-ray irradiation time input by an operator or the like.

本発明にかかるＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出素子によって出力される出力信号に基づいて、Ｘ線照射の開始および停止をより短時間で決定することができるため、当該決定に基づいてＸ線照射器を制御すれば、Ｘ線の照射不足による画像品質の低下、および照射過多による患者の被爆量増大を防ぐことができる。   According to the X-ray imaging apparatus of the present invention, the start and stop of X-ray irradiation can be determined in a shorter time based on the output signal output by the X-ray detection element. By controlling the X-ray irradiator, it is possible to prevent a decrease in image quality due to insufficient X-ray irradiation, and an increase in patient exposure due to excessive irradiation.

以下に、本発明にかかるＸ線撮影装置について、図面を用いて詳しく説明する。
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態にかかるＸ線撮影装置について、図面を用いて説明する。 The X-ray imaging apparatus according to the present invention will be described in detail below with reference to the drawings.
(First embodiment)
An X-ray imaging apparatus according to a first embodiment will be described with reference to the drawings.

図１は、第１の実施の形態にかかるＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。   FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.

図１に示すように、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置は、本体装置１０、表示器２０、Ｘ線照射器３０、撮像ユニット４０から構成されている。本体装置１０は、照射制御器１１（出力制御部）、撮像制御器１２、比較器１３、照射検出器１４、積算器１５（積算部）、および照射量判定器１６（比較部）を備えている。また、撮像ユニット４０は、半導体撮像素子４１およびＸ線検出素子４２を備えている。   As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus according to this embodiment includes a main body device 10, a display device 20, an X-ray irradiator 30, and an imaging unit 40. The main unit 10 includes an irradiation controller 11 (output control unit), an imaging controller 12, a comparator 13, an irradiation detector 14, an integrator 15 (integrating unit), and an irradiation amount determining unit 16 (comparing unit). Yes. The imaging unit 40 includes a semiconductor imaging element 41 and an X-ray detection element 42.

本体装置１０は、映像用ケーブル（図示せず）を介して表示器２０と接続されている。また、本体装置１０は、ケーブル（図示せず）を介して撮像ユニット４０と接続されており、さらに別のケーブル（図示せず）を介してＸ線照射器３０とも接続されている。   The main unit 10 is connected to the display device 20 via a video cable (not shown). In addition, the main body device 10 is connected to the imaging unit 40 via a cable (not shown), and is also connected to the X-ray irradiator 30 via another cable (not shown).

また、本体装置１０は、Ｘ線照射器３０を制御する第一の経路と、Ｘ線検出素子４２から画像データを取得し表示器２０へ表示する第二の経路とを含んでいる。第一の経路は、積算器１５、照射量判定器１６、および照射制御器１１を含む。第二の経路は、比較器１３、照射検出器１４、および撮像制御器１２を含む。従って、第一の経路に含まれる照射制御器１１から出力される出力信号が、Ｘ線照射器３０へ出力されることにより、Ｘ線照射器３０は、撮像制御器１２を介さずに、Ｘ線の照射開始および照射停止を制御される。   In addition, the main body device 10 includes a first path for controlling the X-ray irradiator 30 and a second path for acquiring image data from the X-ray detection element 42 and displaying the image data on the display 20. The first path includes an integrator 15, an irradiation amount determiner 16, and an irradiation controller 11. The second path includes the comparator 13, the irradiation detector 14, and the imaging controller 12. Therefore, the output signal output from the irradiation controller 11 included in the first path is output to the X-ray irradiator 30, so that the X-ray irradiator 30 does not pass through the imaging controller 12, The start and stop of irradiation of the line are controlled.

撮像ユニット４０は、前述のとおり、半導体撮像素子４１およびＸ線検出素子４２を含み、他に蛍光体（図示せず）、光ファイバ（図示せず）等によって構成される。半導体撮像素子４１は、被写体を介して照射されるＸ線を垂直に受光することができるよう、Ｘ線入射方向に対して垂直に平面状に配置される。また、Ｘ線検出素子４２は、半導体撮像素子４１に照射されるＸ線量と略同量のＸ線量を受光することができるよう、半導体撮像素子４１の周囲（近傍）に少なくとも１つ配置される。   As described above, the imaging unit 40 includes the semiconductor imaging element 41 and the X-ray detection element 42, and is configured by a phosphor (not shown), an optical fiber (not shown), and the like. The semiconductor image sensor 41 is arranged in a plane perpendicular to the X-ray incident direction so that X-rays irradiated through the subject can be received vertically. Further, at least one X-ray detection element 42 is disposed around (near) the semiconductor imaging device 41 so that it can receive an X-ray dose substantially equal to the X-ray dose irradiated to the semiconductor imaging device 41. .

なお、図１には、Ｘ線検出素子４２が半導体撮像素子４１の長手方向に平行して配置されるものとして図示したが、この一例に限定されない。例えば、Ｘ線検出素子４２は、半導体撮像素子４１のＸ線入射面の背面に配置されてもよいし、半導体撮像素子４１の周囲を囲って配置されてもよい。   In FIG. 1, the X-ray detection element 42 is illustrated as being arranged in parallel with the longitudinal direction of the semiconductor imaging element 41, but the present invention is not limited to this example. For example, the X-ray detection element 42 may be disposed on the back surface of the X-ray incident surface of the semiconductor imaging element 41 or may be disposed surrounding the semiconductor imaging element 41.

次に、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置のそれぞれの動作について説明する。   Next, each operation of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment will be described.

Ｘ線照射器３０は、被写体等にＸ線を照射する。Ｘ線は、電磁波の一種で、紫外線とガンマ線との間、約１０-3〜１０-12ｍの範囲の波長を持つ。Ｘ線は、物質透過性および感光性等を特徴とし、物質透過性の強いＸ線を硬Ｘ線、物質透過性の弱いＸ線を軟Ｘ線という。Ｘ線照射器３０は、照射制御器１１によって、Ｘ線の照射開始および終了が制御される。 The X-ray irradiator 30 irradiates a subject or the like with X-rays. X-rays are a type of electromagnetic wave and have a wavelength in the range of about 10 −3 to 10 −12 m between ultraviolet rays and gamma rays. X-rays are characterized by substance permeability and photosensitivity, and X-rays with high substance permeability are called hard X-rays and X-rays with low substance permeability are called soft X-rays. In the X-ray irradiator 30, the irradiation controller 11 controls the start and end of X-ray irradiation.

半導体撮像素子４１は、ＣＣＤ等の半導体素子（フォトダイオード）である。半導体撮像素子４１は、Ｘ線照射器３０から照射されたＸ線を検出する。半導体撮像素子４１によって検出されたＸ線は、画像信号に変換され蓄積される。半導体撮像素子４１によって蓄積された画像信号は、撮像制御器１２へ出力される。   The semiconductor imaging element 41 is a semiconductor element (photodiode) such as a CCD. The semiconductor image sensor 41 detects X-rays emitted from the X-ray irradiator 30. X-rays detected by the semiconductor image sensor 41 are converted into image signals and accumulated. The image signal accumulated by the semiconductor imaging element 41 is output to the imaging controller 12.

Ｘ線検出素子４２は、半導体撮像素子４１と同様に、半導体素子等によって構成される。Ｘ線検出素子４２は、Ｘ線照射器３０から照射されたＸ線を検出する。検出されたＸ線は、Ｘ線検出素子４２によって、Ｘ線強度に比例したＸ線出力信号に変換される。Ｘ線検出素子４２は、当該Ｘ線出力信号を比較器１３および積算器１５へ出力する。   The X-ray detection element 42 is configured by a semiconductor element or the like, similar to the semiconductor imaging element 41. The X-ray detection element 42 detects X-rays emitted from the X-ray irradiator 30. The detected X-ray is converted into an X-ray output signal proportional to the X-ray intensity by the X-ray detection element 42. The X-ray detection element 42 outputs the X-ray output signal to the comparator 13 and the integrator 15.

積算器１５は、ハードウェアによる積算器を用いる。ソフトウェアによる積算処理が、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）の処理速度の影響を受けるのに対し、ハードウェアによる積算器は、ＣＰＵの処理速度の影響を受けないため、より高速に積算することができる。積算器１５は、Ｘ線検出素子４２から取得するＸ線出力信号（周期：１ＭＨｚ近傍）からＸ線強度を求め、当該Ｘ線強度を経時的（例えば、０．０１秒ごと等）に積算する。積算器１５によって積算され求められた累積照射量は、照射量判定器１６へ出力される。   The integrator 15 uses a hardware integrator. While the integration processing by software is affected by the processing speed of a CPU (Central Processing Unit), the hardware integration device is not affected by the processing speed of the CPU, and can perform integration at a higher speed. The accumulator 15 obtains the X-ray intensity from the X-ray output signal (period: around 1 MHz) acquired from the X-ray detection element 42 and integrates the X-ray intensity over time (for example, every 0.01 seconds). . The accumulated dose obtained by integration by the integrator 15 is output to the dose determination unit 16.

照射量判定器１６は、ハードウェアによる照射量判定器を用いる。ソフトウェアによる判定処理が、ＣＰＵの処理速度の影響を受けるのに対し、ハードウェアによる照射量判定器は、ＣＰＵの影響を受けないため、より高速に累積照射量の判定を行うことができる。照射量判定器１６は、積算器１５から取得する累積照射量が、あらかじめ設定される所定の設定照射量に達したか否かを、任意の時間（例えば、０．０１秒等）ごとに判定する。設定照射量は、例えば、半導体撮像素子４１の飽和電荷量の１／２に相当するＸ線検出素子４２の出力信号積算量に設定される。照射量判定器１６は、積算器１５から取得する累積照射量が設定照射量に達した際、照射制御器１１へＸ線照射停止信号を出力する。   The dose determination unit 16 uses a hardware dose determination unit. While the determination process by software is affected by the processing speed of the CPU, the dose determination unit by hardware is not influenced by the CPU, and therefore can determine the accumulated dose at a higher speed. The dose determination unit 16 determines whether or not the cumulative dose acquired from the integrator 15 has reached a predetermined set dose set in advance for every arbitrary time (for example, 0.01 seconds). To do. The set irradiation amount is set to, for example, the output signal integrated amount of the X-ray detection element 42 corresponding to ½ of the saturation charge amount of the semiconductor imaging element 41. The dose determination unit 16 outputs an X-ray irradiation stop signal to the irradiation controller 11 when the accumulated dose acquired from the integrator 15 reaches the set dose.

また、比較器１３は、Ｘ線検出素子４２からＸ線出力信号を取得する。比較器１３は、当該Ｘ線出力信号とあらかじめ設定される設定Ｘ線出力とを比較する。設定Ｘ線出力は、例えば、Ｘ線検出素子４２の最大出力信号の１／１００の値に設定される。比較器１３は、Ｘ線検出素子４２から取得するＸ線出力信号が当該設定Ｘ線出力に達した際、照射検知信号を照射検出器１４へ出力する。照射検出器１４は、比較器１３から照射検知信号を取得し、撮像制御器１２へ撮像開始信号または撮像終了信号を出力することにより、Ｘ線照射の開始および停止のタイミング、すなわち、撮像の開始および停止のタイミングを指示する。   Further, the comparator 13 acquires an X-ray output signal from the X-ray detection element 42. The comparator 13 compares the X-ray output signal with a preset X-ray output set in advance. The set X-ray output is set to a value that is 1/100 of the maximum output signal of the X-ray detection element 42, for example. The comparator 13 outputs an irradiation detection signal to the irradiation detector 14 when the X-ray output signal acquired from the X-ray detection element 42 reaches the set X-ray output. The irradiation detector 14 acquires an irradiation detection signal from the comparator 13 and outputs an imaging start signal or an imaging end signal to the imaging controller 12, thereby starting and stopping X-ray irradiation, that is, starting imaging. Instruct the stop timing.

撮像制御器１２は、照射検出器１４から出力される撮像開始信号または撮像終了信号によって、撮像開始および撮像終了を判断し、半導体撮像素子４１へ画像蓄積開始信号または画像蓄積終了信号を出力する。撮像制御器１２は、半導体撮像素子４１から画像出力を取得し、当該画像出力を変換することにより、画像データを表示器２０へ出力する。   The imaging controller 12 determines the imaging start and imaging end based on the imaging start signal or the imaging end signal output from the irradiation detector 14, and outputs an image accumulation start signal or an image accumulation end signal to the semiconductor image sensor 41. The imaging controller 12 obtains an image output from the semiconductor image sensor 41 and converts the image output to output image data to the display 20.

表示器２０は、一例として、図１に示すように、ノート型パーソナルコンピュータまたはワークステーション等を用いる。なお、表示器２０はこの一例に限定されず、撮像制御器１２から出力される画像データを表示できればよい。   As an example, the display device 20 uses a notebook personal computer or a workstation as shown in FIG. Note that the display device 20 is not limited to this example, as long as the image data output from the imaging controller 12 can be displayed.

以上のように構成された本実施の形態にかかるＸ線撮影装置の動作について説明する。ここでは、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置を歯科において使用する例を用いて説明する。なお、本発明にかかるＸ線撮影装置は、歯科のみにおいて使用することを目的とするものではない。   The operation of the X-ray imaging apparatus according to this embodiment configured as described above will be described. Here, an example in which the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment is used in dentistry will be described. The X-ray imaging apparatus according to the present invention is not intended to be used only in dentistry.

まず、Ｘ線の照射を開始する前に、Ｘ線照射器３０および撮像ユニット４０は、患者の口腔内へ挿入され、Ｘ線照射器３０から照射されるＸ線が被写体（例えば、歯等）を透過して撮像ユニット４０へ入射するよう、被写体を間に挟んで対向して配置される。   First, before starting X-ray irradiation, the X-ray irradiator 30 and the imaging unit 40 are inserted into the patient's oral cavity, and the X-ray irradiated from the X-ray irradiator 30 is a subject (for example, a tooth). Are arranged opposite to each other with the subject interposed therebetween so as to be incident on the image pickup unit 40 through the light.

次に、術者は被写体の観測を開始するために、スイッチ（図示せず）をオン状態にする。Ｘ線が、Ｘ線照射器３０から被写体および撮像ユニット４０へ向けて照射される。   Next, the surgeon turns on a switch (not shown) to start observation of the subject. X-rays are emitted from the X-ray irradiator 30 toward the subject and the imaging unit 40.

撮像ユニット４０の半導体撮像素子４１およびＸ線検出素子４２が、Ｘ線を検出する。Ｘ線検出素子４２は、Ｘ線強度に比例したＸ線出力信号を比較器１３および積算器１５へ出力する。   The semiconductor imaging element 41 and the X-ray detection element 42 of the imaging unit 40 detect X-rays. The X-ray detection element 42 outputs an X-ray output signal proportional to the X-ray intensity to the comparator 13 and the integrator 15.

Ｘ線検出素子４２から出力されるＸ線出力信号を取得した比較器１３は、当該Ｘ線出力信号とあらかじめ設定される設定Ｘ線出力とを比較する。Ｘ線出力信号が当該設定Ｘ線出力以上になった際、比較器１３は、照射検出器１４へ照射検知信号を出力する。   The comparator 13 that has acquired the X-ray output signal output from the X-ray detection element 42 compares the X-ray output signal with a preset X-ray output set in advance. When the X-ray output signal becomes equal to or higher than the set X-ray output, the comparator 13 outputs an irradiation detection signal to the irradiation detector 14.

例えば、Ｘ線検出素子４２から出力されるＸ線出力信号が０．０２Ｖであり、設定Ｘ線出力が０．０５Ｖである場合、Ｘ線検出素子４２によって検出されたＸ線強度が撮像を開始する上で、十分な強さではないと判断されるため、比較器１３は、照射検出器１４へ照射検知信号を出力しない。一方、Ｘ線検出素子４２から出力されるＸ線出力信号が、例えば、０．０６Ｖである場合は、Ｘ線検出素子４２によって検出されたＸ線強度は撮像を開始する上で、十分な強さであると判断できるため、比較器１３は、照射検出器１４へ照射検知信号を出力する。   For example, when the X-ray output signal output from the X-ray detection element 42 is 0.02 V and the set X-ray output is 0.05 V, the X-ray intensity detected by the X-ray detection element 42 starts imaging. Therefore, since it is determined that the intensity is not sufficient, the comparator 13 does not output an irradiation detection signal to the irradiation detector 14. On the other hand, when the X-ray output signal output from the X-ray detection element 42 is, for example, 0.06 V, the X-ray intensity detected by the X-ray detection element 42 is sufficiently strong to start imaging. Therefore, the comparator 13 outputs an irradiation detection signal to the irradiation detector 14.

そして、照射検出器１４が比較器１３から照射検知信号を取得すると、照射検出器１４は撮像制御器１２へ撮像開始信号を出力する。撮像開始信号を取得した撮像制御器１２は、画像蓄積開始信号を撮像ユニット４０の半導体撮像素子４１へ出力する。半導体撮像素子４１は、前記画像蓄積開始信号を受け取ると、Ｘ線照射器３０から照射されるＸ線の蓄積を開始する。   When the irradiation detector 14 acquires an irradiation detection signal from the comparator 13, the irradiation detector 14 outputs an imaging start signal to the imaging controller 12. The imaging controller 12 that has acquired the imaging start signal outputs an image accumulation start signal to the semiconductor imaging element 41 of the imaging unit 40. When receiving the image accumulation start signal, the semiconductor image sensor 41 starts accumulation of X-rays emitted from the X-ray irradiator 30.

一方、Ｘ線検出素子４２から出力されるＸ線出力信号を取得した積算器１５は、Ｘ線出力信号からＸ線強度を取得し、一例として、０．０１秒ごとに積算し、累積照射量を求める。積算器１５で積算された累積照射量は、照射量判定器１６へ出力される。   On the other hand, the accumulator 15 that has acquired the X-ray output signal output from the X-ray detection element 42 acquires the X-ray intensity from the X-ray output signal, and, for example, integrates it every 0.01 seconds, Ask for. The accumulated irradiation amount integrated by the integrator 15 is output to the irradiation amount determiner 16.

そして、照射量判定器１６は、累積照射量とあらかじめ設定された設定照射量とを、任意の単位時間（例えば、０．０１秒）ごとに比較する。累積照射量が設定照射量に達した時点で、照射量判定器１６は、照射制御器１１に照射停止信号を出力する。   Then, the dose determination unit 16 compares the accumulated dose with a preset set dose every arbitrary unit time (for example, 0.01 seconds). When the cumulative irradiation amount reaches the set irradiation amount, the irradiation amount determination unit 16 outputs an irradiation stop signal to the irradiation controller 11.

例えば、最適なＸ線画像を得ることができる設定照射量が電圧換算値で３Ｖ程度であるとした場合、照射量判定器１６は、累積照射量が電圧換算値で３Ｖ以上に達した際、Ｘ線照射器３０のＸ線照射を停止するため、照射停止信号を照射制御器１１へ出力する。照射制御器１１へ照射停止信号が出力されると、照射制御器１１はＸ線照射器３０を制御し、Ｘ線照射を停止する。   For example, when it is assumed that the set dose that can obtain an optimal X-ray image is about 3V in terms of voltage, the dose determination unit 16 is configured such that when the cumulative dose reaches 3V or more in terms of voltage, In order to stop the X-ray irradiation of the X-ray irradiator 30, an irradiation stop signal is output to the irradiation controller 11. When an irradiation stop signal is output to the irradiation controller 11, the irradiation controller 11 controls the X-ray irradiator 30 and stops X-ray irradiation.

次に、Ｘ線照射器３０がＸ線の照射を停止すると、撮像ユニット４０のＸ線検出素子４２は、Ｘ線が照射されなくなったことを検知する。Ｘ線検出素子４２は、Ｘ線照射停止を示すＸ線出力信号を比較器１３および積算器１５へ出力する。   Next, when the X-ray irradiator 30 stops the X-ray irradiation, the X-ray detection element 42 of the imaging unit 40 detects that the X-ray is no longer irradiated. The X-ray detection element 42 outputs an X-ray output signal indicating the stop of X-ray irradiation to the comparator 13 and the integrator 15.

Ｘ線検出素子４２から出力されるＸ線出力信号を取得した比較器１３は、当該Ｘ線出力信号から、Ｘ線照射が停止したことを判断し、照射検出器１４へ出力する照射検知信号を、オフ状態にして出力する。   The comparator 13 that has acquired the X-ray output signal output from the X-ray detection element 42 determines from the X-ray output signal that X-ray irradiation has stopped, and outputs an irradiation detection signal to be output to the irradiation detector 14. Turn off and output.

照射検出器１４が、照射検知信号がオフ状態になったことを検知すると、照射検出器１４は撮像制御器１２へ撮像終了信号を出力する。撮像終了信号を取得した撮像制御器１２は、画像蓄積終了信号を撮像ユニット４０の半導体撮像素子４１へ出力する。半導体撮像素子４１は、Ｘ線照射器３０から照射されるＸ線の蓄積を終了する。   When the irradiation detector 14 detects that the irradiation detection signal is turned off, the irradiation detector 14 outputs an imaging end signal to the imaging controller 12. The imaging controller 12 that has acquired the imaging end signal outputs an image accumulation end signal to the semiconductor imaging element 41 of the imaging unit 40. The semiconductor imaging device 41 ends the accumulation of X-rays emitted from the X-ray irradiator 30.

撮像制御器１２は、半導体撮像素子４１から、蓄積されたＸ線による画像出力を取得する。撮像制御器１２は、増幅器（図示せず）を用いて当該画像出力を増幅し、デジタル変換した画像データを表示器２０へ出力する。表示器２０は、撮像制御器１２から取得した画像データを表示する。   The imaging controller 12 acquires the accumulated X-ray image output from the semiconductor imaging device 41. The imaging controller 12 amplifies the image output using an amplifier (not shown), and outputs the digitally converted image data to the display 20. The display 20 displays the image data acquired from the imaging controller 12.

以上のように、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出素子４２によって出力されるＸ線出力信号が、Ｘ線照射器３０を制御する第一の経路と、画像データを制御する第二の経路とに分岐される。第一の経路は、積算器１５および照射量判定器１６を含むため、照射停止信号は、比較器１３および照射判定器１４を含む第二の経路を通らずに、第一の経路を通ってＸ線照射器３０へ出力されることができる。これにより、照射量判定器１６が、積算器１５によって積算された累積照射量が設定照射量に達したことを、より短時間で判断することができる。そのため、照射制御器１１が、照射量判定器１６の判定結果によって、Ｘ線照射器３０を制御しＸ線の照射を停止すれば、Ｘ線の照射不足による画像品質の低下、および必要以上のＸ線が照射され照射過多による患者の被爆量増大を防ぐことができる。   As described above, according to the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment, the X-ray output signal output by the X-ray detection element 42 is the first path for controlling the X-ray irradiator 30 and the image data Branches to a second path for controlling. Since the first path includes the integrator 15 and the dose determination unit 16, the irradiation stop signal passes through the first path without passing through the second path including the comparator 13 and the irradiation determination unit 14. It can be output to the X-ray irradiator 30. Thereby, the dose determination unit 16 can determine in a shorter time that the cumulative dose accumulated by the multiplier 15 has reached the set dose. Therefore, if the irradiation controller 11 controls the X-ray irradiator 30 according to the determination result of the dose determination unit 16 to stop the X-ray irradiation, the image quality is deteriorated due to insufficient X-ray irradiation, and more than necessary. X-rays can be irradiated to prevent an increase in patient exposure due to excessive irradiation.

また、照射量判定器１６がハードウェアによって構成されるため、ソフトウェアによって実現する判定処理と比較し、照射量判定器１６は、積算器１５によって積算された累積照射量が、設定照射量に達したことを、より短時間で判断することができる。   In addition, since the dose determination unit 16 is configured by hardware, the dose determination unit 16 is configured such that the cumulative dose accumulated by the integrator 15 reaches the set dose compared with the determination process realized by software. This can be determined in a shorter time.

なお、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置では、積算器、比較器、および照射検出器がハードウェアによる構成であるとして説明したが、この一例に限定されない。積算器、比較器、および照射検出器はソフトウェアで実現するものでもよく、積算器はＸ線検出素子から出力されるＸ線出力信号を積算することができ、比較器はＸ線出力信号と設定Ｘ線出力とを比較でき、照射検出器は比較結果から撮像制御器へ撮像開始信号および撮像終了信号を出力することができればよい。
（第２の実施の形態）
第２の実施の形態にかかるＸ線撮影装置について、図面を用いて説明する。 In the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment, the integrator, the comparator, and the irradiation detector are described as being configured by hardware, but the present invention is not limited to this example. The integrator, comparator, and irradiation detector may be realized by software. The integrator can integrate the X-ray output signal output from the X-ray detection element, and the comparator is set as the X-ray output signal. The irradiation detector only needs to be able to compare with the X-ray output and output an imaging start signal and an imaging end signal to the imaging controller from the comparison result.
(Second Embodiment)
An X-ray imaging apparatus according to the second embodiment will be described with reference to the drawings.

図２は、第２の実施の形態にかかるＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。なお、本実施の形態において、図１を用いて説明した第１の実施の形態にかかるＸ線撮影装置と同様の機能を実現する構成については、図２においても同様の番号を付番し、説明を省略する。   FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of an X-ray imaging apparatus according to the second embodiment. In the present embodiment, the same number is assigned in FIG. 2 as to the configuration for realizing the same function as the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment described with reference to FIG. Description is omitted.

図２に示すように、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置は、タイマ１７を備える点において、第１の実施の形態と異なっている。   As shown in FIG. 2, the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment is different from the first embodiment in that a timer 17 is provided.

タイマ１７は、Ｘ線照射開始からの時間を測定するタイマである。また、タイマ１７は、照射制御器１１に接続され、Ｘ線照射開始からの時間が、術者によって設定されたＸ線設定時間を超えたとき、照射制御器１１へＸ線照射停止信号を出力する。すなわち、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置において、Ｘ線照射開始信号およびＸ線照射停止信号は、照射量検出器１６およびタイマ１７から照射制御器１１へ出力される。   The timer 17 is a timer that measures the time from the start of X-ray irradiation. The timer 17 is connected to the irradiation controller 11 and outputs an X-ray irradiation stop signal to the irradiation controller 11 when the time from the start of X-ray irradiation exceeds the X-ray setting time set by the operator. To do. That is, in the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment, the X-ray irradiation start signal and the X-ray irradiation stop signal are output from the dose detector 16 and the timer 17 to the irradiation controller 11.

次に、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置の動作について説明する。なお、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置の動作は、Ｘ線の照射開始時およびＸ線の照射停止時における動作を除き、同様であるため、同様の動作に関しては説明を省略する。   Next, the operation of the X-ray imaging apparatus according to this embodiment will be described. The operation of the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment is the same except for the operation at the start of X-ray irradiation and the stop of X-ray irradiation, and thus the description of the same operation is omitted.

まず、術者は、所望のＸ線設定時間を入力部（図示せず）から設定する。タイマ１７は、Ｘ線照射開始と同時にＸ線照射時間の測定を開始する。   First, the surgeon sets a desired X-ray setting time from an input unit (not shown). The timer 17 starts measuring the X-ray irradiation time simultaneously with the start of X-ray irradiation.

そして、Ｘ線照射開始からのＸ線照射時間が、術者によって設定されたＸ線設定時間に達した場合、タイマ１７は、照射制御器１１へＸ線照射停止信号を出力する。照射制御器１１は、Ｘ線照射器３０を制御し、Ｘ線の照射を停止する。   When the X-ray irradiation time from the start of X-ray irradiation reaches the X-ray setting time set by the operator, the timer 17 outputs an X-ray irradiation stop signal to the irradiation controller 11. The irradiation controller 11 controls the X-ray irradiator 30 and stops the X-ray irradiation.

一方、Ｘ線照射開始からのＸ線照射時間が設定されたＸ線設定時間に達する前に、照射量判定器１６が、積算器１５による累積照射量が設定照射量に達したことを判定した場合、照射量判定器１６は、照射制御器１１へＸ線照射停止信号を出力する。照射制御器１１は、Ｘ線照射器３０を制御し、Ｘ線の照射を停止する。   On the other hand, before the X-ray irradiation time from the start of X-ray irradiation reaches the set X-ray setting time, the dose determination unit 16 determines that the cumulative dose by the integrator 15 has reached the set dose. In this case, the dose determination unit 16 outputs an X-ray irradiation stop signal to the irradiation controller 11. The irradiation controller 11 controls the X-ray irradiator 30 and stops the X-ray irradiation.

以上のように、本実施の形態にかかるＸ線撮影装置によれば、Ｘ線照射開始からのＸ線照射時間がＸ線設定時間に達するまでにかかる時間と、累積照射量が設定照射量に達するまでにかかる時間とのうち、いずれか短い時間において、Ｘ線の照射が停止される。そのため、Ｘ線が、患者に対して過度に照射されることがない。さらに、術者の好みに合わせたＸ線撮影を行うことができる。   As described above, according to the X-ray imaging apparatus according to the present embodiment, the time taken for the X-ray irradiation time from the start of X-ray irradiation to reach the X-ray setting time, and the cumulative irradiation amount become the set irradiation amount. The X-ray irradiation is stopped in any one of the shorter times required to reach the time. Therefore, the X-ray is not excessively irradiated to the patient. Furthermore, X-ray imaging can be performed according to the operator's preference.

なお、上記各実施の形態において、半導体撮像素子およびＸ線検出素子が、撮像ユニット内に備えられていると記載したが、この一例に限らず、半導体撮像素子とＸ線検出素子とは、それぞれ別々に構成されていてもよい。   In each of the above-described embodiments, the semiconductor imaging element and the X-ray detection element are described as being provided in the imaging unit. However, the present invention is not limited to this example, and the semiconductor imaging element and the X-ray detection element are each It may be configured separately.

本発明にかかるＸ線撮影装置は、Ｘ線検出素子によって出力される出力信号に基づいて、Ｘ線照射の開始および停止をより短時間で決定することができるため、当該決定に基づいてＸ線照射器を制御すれば、Ｘ線の照射不足による画像品質の低下、および照射過多による患者の被爆量増大を防ぐことができるため、医療用のＸ線撮影装置において特に有用である。   Since the X-ray imaging apparatus according to the present invention can determine the start and stop of X-ray irradiation in a shorter time based on the output signal output by the X-ray detection element, the X-ray is based on the determination. If the irradiator is controlled, it is possible to prevent a decrease in image quality due to insufficient X-ray irradiation and an increase in patient exposure due to excessive irradiation, which is particularly useful in a medical X-ray imaging apparatus.

本発明の第１の実施の形態にかかるＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention. 本発明の第２の実施の形態にかかるＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the X-ray imaging apparatus concerning the 2nd Embodiment of this invention. 従来のＸ線撮影装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the conventional X-ray imaging apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

１０ 本体装置
１１ 照射制御器
１２ 撮像制御器
１３ 比較器
１４ 照射検出器
１５ 積算器
１６ 照射量判定器
２０ 表示器
３０ Ｘ線照射器
４０ 撮像ユニット
４１ 半導体撮像素子
４２ Ｘ線検出素子

DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Main body apparatus 11 Irradiation controller 12 Imaging controller 13 Comparator 14 Irradiation detector 15 Accumulator 16 Irradiation amount determination device 20 Display 30 X-ray irradiator 40 Imaging unit 41 Semiconductor image sensor 42 X-ray detector

Claims (3)

Ｘ線を照射するＸ線照射部と、前記Ｘ線照射部から照射されるＸ線に基づいて、画像処理および画像表示を制御する撮像制御部とを備えるＸ線撮影装置であって、
前記Ｘ線照射部によって照射されるＸ線を検出するＸ線検出素子と、
前記Ｘ線検出素子から出力される出力信号を取得し、前記Ｘ線検出素子に照射されるＸ線の累積照射量を積算する積算部と、
累積照射量と所定の設定照射量とを比較する比較部とを備え、
前記Ｘ線検出素子から出力される出力信号が、前記積算部および前記比較部を含む第一の経路と、前記撮像制御部を含む第二の経路とに分岐され、前記第一の経路へ出力された当該出力信号に基づいて、前記比較部がＸ線照射の開始および停止を決定することを特徴とするＸ線撮影装置。 An X-ray imaging apparatus comprising: an X-ray irradiation unit that emits X-rays; and an imaging control unit that controls image processing and image display based on the X-rays emitted from the X-ray irradiation unit;
An X-ray detection element for detecting X-rays irradiated by the X-ray irradiation unit;
An accumulator that obtains an output signal output from the X-ray detection element and integrates an accumulated dose of X-rays applied to the X-ray detection element;
A comparison unit that compares the cumulative irradiation amount with a predetermined set irradiation amount;
An output signal output from the X-ray detection element is branched into a first path including the integrating unit and the comparison unit and a second path including the imaging control unit, and output to the first path An X-ray imaging apparatus, wherein the comparison unit determines start and stop of X-ray irradiation based on the output signal. 前記Ｘ線照射部のＸ線照射の開始および停止を制御する出力制御部をさらに備え、
前記比較部が、前記積算部による累積照射量と設定照射量とを所定の単位時間ごとに比較した結果に基づいて、前記出力制御部が前記Ｘ線照射部によるＸ線の照射を停止させる、請求項１に記載のＸ線撮影装置。 An output control unit for controlling start and stop of X-ray irradiation of the X-ray irradiation unit;
The output control unit stops the X-ray irradiation by the X-ray irradiation unit based on a result of the comparison unit comparing the cumulative irradiation amount and the set irradiation amount by the integration unit every predetermined unit time. The X-ray imaging apparatus according to claim 1. 前記Ｘ線照射部のＸ線照射の開始および停止を制御する出力制御部と、
Ｘ線の照射開始からの時間を測定する時間測定部とをさらに備え、
前記比較部が、前記積算部による累積照射量が設定照射量に達すると判断したときと、前記時間測定部による測定時間が所定の照射設定時間に達したときの、いずれか早い時点で、前記出力制御部が前記Ｘ線照射部によるＸ線の照射を停止させる、請求項１に記載のＸ線撮影装置。

An output control unit for controlling start and stop of X-ray irradiation of the X-ray irradiation unit;
A time measuring unit that measures the time from the start of X-ray irradiation,
When the comparison unit determines that the cumulative irradiation amount by the integration unit reaches a set irradiation amount and when the measurement time by the time measurement unit reaches a predetermined irradiation setting time, whichever is earlier, The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the output control unit stops the X-ray irradiation by the X-ray irradiation unit.

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