JP2012070879A - 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐ。
【解決手段】放射線画像撮影装置は、被写体に照射された放射線を検出して撮影画像を生成する可搬型放射線撮影装置に内蔵され、当該可搬型放射線撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量を示すバッテリー残電力量情報を取得し（ステップ１００、１０２）、取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出し（ステップ１０４）、前記撮影枚数及び前記待機可能時間を表示する（ステップ１０６）。
【選択図】図１１

Description

本発明は、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラムに係り、特に、放射線源から射出されて被検者を透過した放射線により示される放射線画像の撮影を行う放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラムに関する。

近年、ＴＦＴ(Thin Film Transistor)アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、照射されたＸ線等の放射線を検出し、検出された放射線により表わされる放射線画像を示す電気信号を出力するＦＰＤ(Flat Panel Detector)等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器は、従来のイメージングプレートに比べて、即時に画像を確認でき、動画も確認できるといったメリットがある。
この放射線検出器を内蔵し、放射線検出器から出力される放射線画像データを記憶する可搬型放射線撮影装置（以下、電子カセッテともいう）も実用化されている。電子カセッテは可搬性に優れているのでストレッチャーやベッドに載せたまま患者を撮影できると共に、電子カセッテの位置を変更することで撮影部位の調整も容易であるため、動けない患者を撮影する場合にも柔軟に対処することができる。

電子カセッテは、一般的にはバッテリーによって駆動されるが、バッテリーの残量を適切に管理する必要がある。

このため、特許文献１には、バッテリーの充電量に基づいて放射線検出器の撮影可能枚数を算出し、これをディスプレイに表示する技術が開示されている。具体的には、撮影メニューのような形態で撮影予定枚数を予め登録しておき、算出した撮影可能枚数と撮影予定枚数とを比較照合した結果をディスプレイに表示させる技術が開示されている。

また、特許文献２には、バッテリーの残容量に基づいてＸ線検出器の撮影可能枚数を算出し、これに基づいて適切な処理を行う技術が開示されている。

また、特許文献３には、撮影装置を使用する病院等における被写体１体（患者１人）あたりの最大撮影枚数に基づいて、バッテリーの交換時期を示す残量に関する一定限度を決定する技術が開示されている。

特開２００６−９５０２０号公報 特開２００５−６８８８号公報 特開２００６−４３１９１号公報

電子カセッテで消費される電力は、撮影によって消費される電力だけでなく、撮影を行っていない待機時にも消費する電力もある。そして、例えば一人の患者に対して、姿勢等を変えて異なる部位の撮影を複数回行うような場合、患者によっては撮影と撮影の間の待機時間、例えば姿勢を変える時間も異なる。このため、患者によって１回の検査で消費される電力も異なる。

しかしながら、上記従来技術では、待機時に消費される電力については考慮していないため、待機可能な時間がどの程度あるのかが分からず、検査途中でバッテリーが不足してしまう虞がある、という問題があった。

本発明は上記問題点を解決するためになされたものであり、検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐことができる放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラムを提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、請求項１記載の発明は、の放射線画像撮影装置は、被写体に照射された放射線を検出して撮影画像を生成する可搬型放射線撮影装置に内蔵され、当該可搬型放射線撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量を示すバッテリー残電力量情報を取得する取得手段と、前記取得手段により取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出する算出手段と、前記撮影枚数及び前記待機可能時間を表示する表示手段と、を備えたことを特徴とする。

この発明によれば、可搬型放射線画像撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量と可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数とに基づいて、可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出して表示するので、特に複数回撮影する場合に、撮影の合間の待機時間にどの程度の余裕があるのかを把握することができ、検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐことができる。

なお、請求項２に記載したように、前記算出手段は、前記取得手段により取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、前記バッテリーの満充電時の出力電圧及び前記バッテリーの前記待機可能時間の算出時の出力電圧と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出するようにしてもよい。

また、請求項３に記載したように、前記撮影枚数は、１患者に必要となる撮影枚数であり、前記算出手段は、前記バッテリーの残電力量から前記１患者に必要となる撮影枚数分の撮影で消費される撮影時電力量を減算し、減算した残りの残電力量から前記待機可能時間を算出するようにしてもよい。

また、請求項４に記載したように、前記１患者に必要となる撮影枚数は、本装置が設置される病院における予め定めた１患者に対する最大の撮影枚数としてもよい。

また、請求項５に記載したように、前記１患者に必要となる撮影枚数は、撮影条件を指定するための撮影メニューで指定された撮影枚数としてもよい。

また、請求項６に記載したように、前記１患者に必要となる撮影枚数は、前記撮影メニューで指定された撮影枚数が指定された場合は、当該指定された撮影枚数であり、前記撮影メニューで撮影枚数が指定されなかった場合には、本装置が設置される病院における予め定めた１患者に対する最大の撮影枚数としてもよい。

また、請求項７に記載したように、前記表示手段は、前記指定された撮影枚数を表示する場合と、前記１患者に対する最大の撮影枚数を表示する場合とで、表示色を異ならせるようにしてもよい。

また、請求項８に記載したように、前記表示手段は、撮影条件を指定するための撮影メニューで撮影枚数が指定された場合は、当該指定された撮影枚数を表示し、前記撮影メニューで撮影枚数が指定されなかった場合には、撮影枚数を０枚として表示するようにしてもよい。

また、請求項９記載の発明の放射線画像撮影方法は、被写体に照射された放射線を検出して撮影画像を生成する可搬型放射線撮影装置に内蔵され、当該可搬型放射線撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量を示すバッテリー残電力量情報を取得するステップと、取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出するステップと、前記撮影枚数及び前記待機可能時間を表示するステップと、を含むことを特徴とする。

この発明によれば、可搬型放射線画像撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量と可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数とに基づいて、可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出して表示するので、特に複数回撮影する場合に、撮影の合間の待機時間にどの程度の余裕があるのかを把握することができ、検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐことができる。

また、請求項１０記載の発明の放射線画像撮影プログラムは、コンピュータを、請求項１〜請求項８の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置を構成する各手段として機能させることを特徴とする。

この発明によれば、可搬型放射線画像撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量と可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数とに基づいて、可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出して表示するので、特に複数回撮影する場合に、撮影の合間の待機時間にどの程度の余裕があるのかを把握することができ、検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐことができる

本発明によれば、検査途中で可搬型放射線画像撮影装置のバッテリーが不足してしまうのを防ぐことができる、という効果を有する。

実施の形態に係る放射線情報システムの構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る電子カセッテの内部構成を示す透過斜視図である。 実施の形態に係る放射線検出器及び放射線検出部の構成を模式的に示した断面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の薄膜トランジスタ及びコンデンサの構成を示した断面図である。 実施の形態に係るＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 実施の形態に係る放射線検出部のセンサ部の配置構成を示す平面図である。 実施の形態に係る電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分に注目した等価回路図である。 実施の形態に係るコンソール及び放射線発生装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、可搬型の放射線撮影装置（以下「電子カセッテ」ともいう。）を用いて放射線画像の撮影を行う放射線画像撮影システムに適用した場合の形態例について説明する。

まず、図１を参照して、本実施の形態に係る放射線情報システム（以下、「ＲＩＳ（Radiology Information System）」と称する。）１０の構成について説明する。

ＲＩＳ１０は、放射線科部門内における、診療予約、診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、病院情報システム（以下、「ＨＩＳ（Hospital Information System）」と称する。）の一部を構成する。

ＲＩＳ１０は、複数台の撮影依頼端末装置（以下、「端末装置」と称する。）１２、ＲＩＳサーバ１４、及び病院内の放射線撮影室（あるいは手術室）の個々に設置された放射線画像撮影システム（以下、「撮影システム」と称する。）１８を有しており、これらが有線や無線のＬＡＮ（Local Area Network）等から成る病院内ネットワーク１６に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１０は、同じ病院内に設けられたＨＩＳの一部を構成しており、病院内ネットワーク１６には、ＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略。）も接続されている。

端末装置１２は、医師や放射線技師が、診断情報や施設予約の入力、閲覧等を行うためのものであり、放射線画像の撮影依頼や撮影予約もこの端末装置１２を介して行われる。各端末装置１２は、表示装置を有するパーソナル・コンピュータを含んで構成され、ＲＩＳサーバ１４と病院内ネットワーク１６を介して相互通信が可能とされている。

一方、ＲＩＳサーバ１４は、各端末装置１２からの撮影依頼を受け付け、撮影システム１８における放射線画像の撮影スケジュールを管理するものであり、データベース１４Ａを含んで構成されている。

データベース１４Ａは、患者（被検者）の属性情報（氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、体重、患者ＩＤ（Identification）等）、病歴、受診歴、過去に撮影した放射線画像等の患者に関する情報、撮影システム１８で用いられる、後述する電子カセッテ３２の識別番号（ＩＤ情報）、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位（対応可能な撮影依頼の内容）、使用開始年月日、使用回数等の電子カセッテ３２に関する情報、及び電子カセッテ３２を用いて放射線画像を撮影する環境、すなわち、電子カセッテ３２を使用する環境（一例として、放射線撮影室や手術室等）を示す環境情報を含んで構成されている。

撮影システム１８は、ＲＩＳサーバ１４からの指示に応じて医師や放射線技師の操作により放射線画像の撮影を行う。撮影システム１８は、放射線源１３０（図２も参照。）から曝射条件に従った線量とされた放射線Ｘ（図３も参照。）を被検者に照射する放射線発生装置３４と、被検者の撮影部位を透過した放射線Ｘを吸収して電荷を発生する放射線検出器６０（図３も参照。）を内蔵する電子カセッテ３２と、電子カセッテ３２に内蔵されているバッテリーを充電するクレードル４０と、電子カセッテ３２，放射線発生装置３４，及びクレードル４０を制御するコンソール４２と、を備えている。

コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４からデータベース１４Ａに含まれる各種情報を取得して後述するＨＤＤ１１０（図１０参照。）に記憶し、当該情報に基づいて、電子カセッテ３２、放射線発生装置３４、及びクレードル４０の制御を行う。

図２には、本実施の形態に係る撮影システム１８の放射線撮影室４４における各装置の配置状態の一例が示されている。

同図に示すように、放射線撮影室４４には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台４５と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台４６とが設置されており、立位台４５の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置４８とされ、臥位台４６の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被検者の撮影位置５０とされている。

立位台４５には電子カセッテ３２を保持する保持部１５０が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ３２が保持部１５０に保持される。同様に、臥位台４６には電子カセッテ３２を保持する保持部１５２が設けられており、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、電子カセッテ３２が保持部１５２に保持される。

また、放射線撮影室４４には、単一の放射線源１３０からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１３０を、水平な軸回り（図２の矢印Ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印Ｂ方向）に移動可能で、さらに水平方向（図２の矢印Ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構５２が設けられている。ここで、支持移動機構５２は、放射線源１３０を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１３０を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１３０を水平方向に移動させる駆動源を各々備えている（何れも図示省略。）。

一方、クレードル４０には、電子カセッテ３２を収納可能な収容部４０Ａが形成されている。

電子カセッテ３２は、未使用時にはクレードル４０の収容部４０Ａに収納された状態で内蔵されているバッテリーに充電が行われ、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル４０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台４５の保持部１５０に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台４６の保持部１５２に保持される。

ここで、本実施の形態に係る撮影システム１８では、放射線発生装置３４とコンソール４２とをそれぞれケーブルで接続して有線通信によって各種情報の送受信を行うが、図２では、放射線発生装置３４とコンソール４２を接続するケーブルを省略している。また、電子カセッテ３２とコンソール４２との間は、無線通信によって各種情報の送受信を行う。なお、放射線発生装置３４とコンソール４２の間の通信も無線通信によって通信を行うものとしてもよい。

また、電子カセッテ３２は、立位台４５の保持部１５０や臥位台４６の保持部１５２で保持された状態のみで使用されるものではなく、その可搬性から、保持部に保持されていない状態で使用することもできる。

図３には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の内部構成が示されている。

同図に示すように、電子カセッテ３２は、放射線Ｘを透過させる材料からなる筐体５４を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。電子カセッテ３２は、手術室等で使用されるとき、血液やその他の雑菌が付着するおそれがある。そこで、電子カセッテ３２を防水性、密閉性を有する構造として、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１つの電子カセッテ３２を繰り返し続けて使用することができる。

筐体５４の内部には、放射線Ｘが照射される筐体５４の照射面５６側から、被検者を透過した放射線Ｘによる放射線画像を撮影するための放射線検出器６０、照射された放射線の検出を行う放射線検出部６２が順に配設されている。

また、筐体５４の内部の一端側には、マイクロコンピュータを含む電子回路及び充電可能で、かつ着脱可能なバッテリー９６Ａを収容するケース３１が配置されている。放射線検出器６０、及び電子回路は、ケース３１に配置されたバッテリー９６Ａから供給される電力によって作動する。ケース３１内部に収容された各種回路が放射線Ｘの照射に伴って損傷することを回避するため、ケース３１の照射面５６側には鉛板等を配設しておくことが望ましい。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２は、照射面５６の形状が長方形とされた直方体とされており、その長手方向一端部にケース３１が配置されている。

また、筐体５４の外壁の所定位置には、‘レディ状態’，‘データ送信中’といった動作モード、バッテリー９６Ａの残容量の状態等の電子カセッテ３２の動作状態を示す表示を行う表示部５６Ａが設けられている。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ３２では、表示部５６Ａとして、発光ダイオードを適用しているが、これに限らず、発光ダイオード以外の発光素子や、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ等の他の表示手段としてもよい。

図４には、本実施形態に係る放射線検出器６０及び放射線検出部６２の構成を模式的に示した断面図が示されている。

放射線検出器６０は、絶縁性基板６４に薄膜トランジスタ（TFT：Thin Film Transistor、以下「ＴＦＴ」という）７０、及び蓄積容量６８が形成されたＴＦＴアクティブマトリクス基板（以下、「ＴＦＴ基板」という）６６を備えている。

このＴＦＴ基板６６上には、入射される放射線を光に変換するシンチレータ７１が配置される。

シンチレータ７１としては、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳを用いることができる。なお、シンチレータ７１は、これらの材料に限られるものではない。

絶縁性基板６４としては、光透過性を有し且つ放射線の吸収が少ないものであれば何れでもよく、例えば、ガラス基板、透明セラミック基板、光透過性の樹脂基板を用いることができる。なお、絶縁性基板６４は、これらの材料に限られるものではない。

ＴＦＴ基板６６には、シンチレータ７１によって変換された光が入射されることにより電荷を発生するセンサ部７２が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６には、ＴＦＴ基板６６上を平坦化するための平坦化層６７が形成されている。また、ＴＦＴ基板６６とシンチレータ７１との間であって、平坦化層６７上には、シンチレータ７１をＴＦＴ基板６６に接着するための接着層６９が形成されている。

センサ部７２は、上部電極７２Ａ、下部電極７２Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜７２Ｃを有している。

光電変換膜７２Ｃは、シンチレータ７１から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。光電変換膜７２Ｃは、光が照射されることにより電荷を発生する材料により形成すればよく、例えば、アモルファスシリコンや有機光電変換材料などにより形成することができる。アモルファスシリコンを含む光電変換膜７２Ｃであれば、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光を吸収することができる。有機光電変換材料を含む光電変換膜７２Ｃであれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ７１による発光以外の電磁波が光電変換膜７２Ｃに吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜７２Ｃ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。

本実施の形態では、光電変換膜７２Ｃに有機光電変換材料を含んで構成する。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７１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７２Ｃで発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。この光電変換膜７２Ｃとして適用可能な有機光電変換材料については、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。

図５には、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６に形成されたＴＦＴ７０及び蓄積容量６８の構成が概略的に示されている。

絶縁性基板６４上には、下部電極７２Ｂに対応して、下部電極７２Ｂに移動した電荷を蓄積する蓄積容量６８と、蓄積容量６８に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力するＴＦＴ７０が形成されている。蓄積容量６８及びＴＦＴ７０の形成された領域は、平面視において下部電極７２Ｂ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、各画素部における蓄積容量６８及びＴＦＴ７０とセンサ部７２とが厚さ方向で重なりを有することとなり、少なく面積で蓄積容量６８及びＴＦＴ７０とセンサ部７２を配置できる。

蓄積容量６８は、絶縁性基板６４と下部電極７２Ｂとの間に設けられた絶縁膜６５Ａ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７２Ｂと電気的に接続されている。これにより、下部電極７２Ｂで捕集された電荷を蓄積容量６８に移動させることができる。

ＴＦＴ７０は、ゲート電極７０Ａ、ゲート絶縁膜６５Ｂ、及び活性層（チャネル層）７０Ｂが積層され、さらに、活性層７０Ｂ上にソース電極７０Ｃとドレイン電極７０Ｄ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６０では、活性層７０Ｂが非晶質酸化物により形成されている。活性層７０Ｂ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ＩｎＧａＯ_３（ＺｎＯ）_ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ_４がより好ましい。

ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物で形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。

ここで、ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物や、光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板６４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。なお、絶縁性基板６４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。

アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して絶縁性基板６４を形成してもよい。

バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、AcetobacterXylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０−７０％も含有しながら、波長５００nmで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３−７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰa)、高弾性(３０ＧＰａ)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く絶縁性基板６４を形成できる。

図６には、本実施の形態に係るＴＦＴ基板６６の構成を示す平面図が示されている。

ＴＦＴ基板６６には、上述のセンサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０と、を含んで構成される画素７４が一定方向（図６の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図６の列方向）に２次元状に複数設けられている。例えば、放射線検出部６２を、１７インチ×１７インチのサイズとした場合、画素７４を行方向及び列方向に２８８０個ずつ配置する。

また、放射線検出器６０には、一定方向（行方向）に延設され各ＴＦＴ７０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線７６と、交差方向（列方向）に延設されオン状態のＴＦＴ７０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。

放射線検出器６０は、平板状で平面視において外縁に４辺を有する四辺形状をしている。具体的には矩形状に形成されている。

本実施形態に係る放射線検出器６０は、図４に示すように、このようなＴＦＴ基板６６の表面にシンチレータ７１が貼り付けられて形成される。

シンチレータ７１は、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ等の柱状結晶で形成しようとする場合、蒸着基板７３への蒸着によって形成される。このように蒸着によってシンチレータ７１を形成する場合、蒸着基板７３は、Ｘ線の透過率、コストの面からＡｌの板がよく使用され、蒸着の際のハンドリング性、自重による反り防止、輻射熱による変形等からある程度（数ｍｍ程度）の厚みが必要となる。

このような放射線検出器６０のシンチレータ７１側の面には、放射線検出部６２が貼り付けられている。

放射線検出部６２は、例えば、樹脂性の支持基板１４０上に、後述する配線１６０（図８）がパターニングされた配線層１４２及び絶縁層１４４が形成されており、その上に、複数のセンサ部１４６が形成され、当該センサ部１４６上に、ＧＯＳ等からなるシンチレータ１４８が形成されている。センサ部１４６は、上部電極１４７Ａ、下部電極１４７Ｂ、及び該上下の電極間に配置された光電変換膜１４７Ｃを有している。光電変換膜１４７Ｃには、シンチレータ１４８によって変換された光が入射されることにより電荷を発生する。この光電変換膜１４７Ｃは、アモルファスシリコンを用いたＰＩＮ型、ＭＩＳ型フォトダイオードよりも、上述の有機光電変換材料が含有された光電変換膜が好ましい。これは、ＰＩＮ型フォトダイオードやＭＩＳ型フォトダイオードを用いた場合と比較して、製造コストの削減や、フレキシブル化への対応の点で有機光電変換材料が含有された光電変換膜を用いたほうが有利だからである。この放射線検出部６２のセンサ部１４６は、放射線検出器６０の各画素７４に設けられたセンサ部７２ほど細かく形成する必要はなく、センサ部７２よりも大きく、放射線検出器６０の数十から数百画素のサイズで形成すればよい。

図７には、本実施の形態に係る放射線検出部６２のセンサ部１４６の配置構成を示す平面図が示されている。

放射線検出部６２には、センサ部１４６が一定方向（図７の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図７の列方向）に多数配置されており、例えば、センサ部１４６を行方向及び列方向に１６個ずつマトリクス状に配置する。

図８には、本実施の形態に係る電子カセッテ３２の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。

放射線検出器６０は、上述したように、センサ部７２、蓄積容量６８、ＴＦＴ７０を備えた画素７４がマトリクス状に多数個配置されており、電子カセッテ３２への放射線Ｘの照射に伴ってセンサ部７２で発生された電荷は、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積される。これにより、電子カセッテ３２に照射された放射線Ｘに担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器６０に保持される。

また、放射線検出器６０の個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。個々の画素７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、ＴＦＴ７０がオンされた画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。

図９には、本実施の形態に係る放射線検出器６０の１画素部分に注目した等価回路図が示されている。

同図に示すように、ＴＦＴ７０のソースは、データ配線７８に接続されており、このデータ配線７８は、信号処理部８２に接続されている。また、ＴＦＴ７０のドレインは蓄積容量６８及びセンサ部７２に接続され、ＴＦＴ７０のゲートはゲート配線７６に接続されている。

信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎にサンプルホールド回路８４を備えている。個々のデータ配線７８を伝送された電気信号はサンプルホールド回路８４に保持される。サンプルホールド回路８４はオペアンプ８４Ａとコンデンサ８４Ｂを含んで構成され、電気信号をアナログ電圧に変換する。また、サンプルホールド回路８４にはコンデンサ８４Ｂの両電極をショートさせ、コンデンサ８４Ｂに蓄積された電荷を放電させるリセット回路としてスイッチ８４Ｃが設けられている。オペアンプ８４Ａは、後述するカセッテ制御部９２からの制御によりゲイン量を調整可能とされている。

サンプルホールド回路８４の出力側にはマルチプレクサ８６、Ａ／Ｄ変換器８８が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はアナログ電圧に変換されてマルチプレクサ８６に順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器８８によってデジタルの画像情報へ変換される。

信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており（図８参照。）、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器８８から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。

画像メモリ９０は電子カセッテ３２全体の動作を制御するカセッテ制御部９２と接続されている。カセッテ制御部９２はマイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ（中央処理装置）９２Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤ（ハードディスク・ドライブ）やフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。

また、カセッテ制御部９２には無線通信部９４が接続されている。本実施の形態に係る無線通信部９４は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部９２は、無線通信部９４を介してコンソール４２と無線通信が可能とされており、コンソール４２との間で各種情報の送受信が可能とされている。

一方、放射線検出部６２は、上述したように、センサ部１４６がマトリクス状に多数個配置されている。また、放射線検出部６２には、各センサ部１４６とそれぞれ個別に接続された複数の配線１６０が設けられており、各配線１６０は信号検出部１６２に接続されている。

信号検出部１６２は、配線１６０毎に設けられた増幅器及びＡ／Ｄ変換器を備えており、カセッテ制御部９２と接続されている。信号検出部１６２は、カセッテ制御部９２からの制御により、所定の周期で各配線１６０のサンプリングを行って各配線１６０を伝送される電気信号をデジタルデータに変換し、変換したデジタルデータを順次、カセッテ制御部９２へ出力する。

また、電子カセッテ３２には電源部９６が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ８０、信号処理部８２、画像メモリ９０、無線通信部９４、カセッテ制御部９２、信号検出部１６２等）は、電源部９６から供給された電力によって作動する。電源部９６は、電子カセッテ３２の可搬性を損なわないように、前述したバッテリー（二次電池）９６Ａを内蔵しており、充電されたバッテリー９６Ａから各種回路や各素子へ電力を供給する。カセッテ制御部９２は、バッテリー９６Ａの残電力量（Ｗｈ）を取得することができる。なお、図８では、電源部９６と各種回路や各素子を接続する配線の図示を省略している。

図１０には、本実施の形態に係るコンソール４２及び放射線発生装置３４の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。

コンソール４２は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１００と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１０２と、を備えている。

また、本実施の形態に係るコンソール４２は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ１１０と、ディスプレイ１００への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１２と、操作パネル１０２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１４と、を備えている。また、コンソール４２は、接続端子４２Ａ及び通信ケーブル３５を介して放射線発生装置３４との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１６と、電子カセッテ３２との間で無線通信により曝射条件や画像データ、バッテリー９６Ａの残電力量等の各種情報の送受信を行う無線通信部１１８と、を備えている。

ＣＰＵ１０４、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０、ディスプレイドライバ１１２、操作入力検出部１１４、通信インタフェース部１１６、及び無線通信部１１８は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１０４は、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１２を介したディスプレイ１００への各種情報の表示の制御、通信Ｉ／Ｆ部１１６を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御、及び無線通信部１１８を介した放射線発生装置３４との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１０４は、操作入力検出部１１４を介して操作パネル１０２に対するユーザの操作状態を把握することができる。

一方、放射線発生装置３４は、放射線源１３０と、コンソール４２との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信Ｉ／Ｆ部１３２と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０を制御する線源制御部１３４と、を備えている。

線源制御部１３４もマイクロコンピュータを含んで構成されており、受信した曝射条件等を記憶する。このコンソール４２から受信する曝射条件には管電圧、管電流の情報が含まれている。線源制御部１３４は、受信した曝射条件に基づいて放射線源１３０から放射線Ｘを照射させる。

次に、本実施の形態に係る撮影システム１８の作用を説明する。

コンソール４２は、放射線画像の撮影が指示されると、ディスプレイ１００に撮影条件等を入力するための図示しない撮影メニュー入力画面を表示し、オペレータに入力させる。撮影メニュー入力画面では、これから行う放射線画像の撮影のための撮影条件としての撮影メューの入力を促すメッセージと、これらの情報の入力領域が表示される。撮影メニューには、例えば、放射線画像の撮影を行う被検者の氏名、撮影部位、撮影時の姿勢（本実施の形態では、臥位または立位）、撮影時の放射線Ｘの曝射条件（本実施の形態では、放射線Ｘを曝射する際の管電圧、管電流、及び曝射期間）、撮影モード、及び撮影枚数等が含まれる。なお、入力した撮影メニューは、例えばハードディスク１１０に登録される。

オペレータは、撮影メニュー入力画面で入力された撮影条件に基づいて放射線画像の撮影を開始する。

例えば、図２に示すように、臥位台４６上に横臥した被検者の患部の撮影を行う際、臥位台４６の保持部１５２に電子カセッテ３２を配置する。

そして、オペレータは、操作パネル１０２に対して撮影モードとして例えば静止画撮影又は透視撮影を指定し、さらに、操作パネル１０２に対して放射線Ｘを照射する際の管電圧及び管電流等を指定し、撮影の実行を指示して撮影する。なお、撮影者は、透視撮影の場合、被検者の被曝を抑えるため、静止画撮影の場合と比べて単位時間当たりの放射線の照射量を低く指定する（例えば、静止画撮影の場合の１／１０程度）。

コンソール４２は、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置３４へ送信し、指定された撮影モード、管電圧、管電流、許容量を撮影条件として電子カセッテ３２へ送信する。放射線発生装置３４の線源制御部１３４は、コンソール４２から曝射条件を受信すると、受信した曝射条件を記憶し、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、コンソール４２から撮影条件を受信すると、受信した撮影条件を記憶部９２Ｃに記憶する。

オペレータは、撮影準備完了すると、コンソール４２の操作パネル１０２に対して撮影を指示する撮影指示操作を行う。

コンソール４２は、操作パネル１０２に対して撮影開始操作が行なわれた場合、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置３４及び電子カセッテ３２へ送信する。

放射線発生装置３４は、コンソール４２から受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線の発生・射出を開始する。

電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、曝射開始を指示する指示情報を受信すると、記憶部９２Ｃに撮影条件として記憶された撮影モードに応じて撮影制御を行う。

図１１にはコンソール４２のＣＰＵ１０４により実行される制御プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムは例えばＨＤＤ１１０の所定の領域に予め記憶されている。また、当該プログラムは、例えば撮影メニュー入力画面で撮影条件が入力されると実行される。

まず、ステップ１００では、電子カセッテ３２のバッテリー９６Ａのバッテリー残電力量（Ｗｈ）を示すバッテリー残電力量情報を送信するように、電子カセッテ３２に要求する。この要求を示す信号は、無線通信部１１８により送信され、電子カセッテ３２の無線通信部９４により受信される。

これにより、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、バッテリー９６Ａの残電力量を検出し、検出したバッテリー残電力量を示すバッテリー残電力量情報を、無線通信部９４を介してコンソール４２に送信する。

ステップ１０２では、電子カセッテ３２からバッテリー残電力量情報を受信したか否かを判断する。そして、バッテリー残電力量情報を受信していない場合には、バッテリー残電力量情報を受信するまで待機し、バッテリー残電力量情報を受信した場合には、ステップ１０４へ移行する。

ステップ１０４では、受信したバッテリー残電力量情報に基づいて、待機可能時間を算出する。この待機可能時間Ｔｗａｉｔ（ｈ）は、取得したバッテリー残電力量Ｐｂｕｔ（Ｗｈ）、これから撮影を行う患者の撮影枚数Ｎ（枚）、１枚の撮影で消費される撮影時消費電力Ｐｓｈｏｔ（Ｗｈ）、撮影を行っていない待機時に消費される待機時消費電力Ｐｗａｉｔ（Ｗｈ）に基づいて、次式で算出される。

Ｔｗａｉｔ＝（Ｐｂｕｔ−Ｎ×Ｐｓｈｏｔ）／Ｐｗａｉｔ ・・・（１）

すなわち、バッテリー残電力量から撮影で消費される撮影時電力を減算した残りの電力に基づいて、待機可能時間を算出する。

ここで、撮影枚数Ｎは、本実施形態では、撮影メニュー入力画面で入力された（登録された）撮影枚数である。すなわち、これから撮影を行う患者一人分の検査に必要な撮影枚数である。なお、撮影枚数Ｎは、撮影メニュー入力画面で入力された撮影枚数に限らず、例えば本装置が設置された病院又は撮影室で予め定めた最大撮影枚数としてもよい。すなわち、例えば１患者でＮ枚以上撮影することがない病院や撮影室の場合は、撮影枚数Ｎを１患者に対する最大撮影枚数としてもよい。

また、１枚の撮影で消費される撮影時消費電力Ｐｓｈｏｔは、撮影条件毎に予め定めた設定値でもよいし、直前に同じ撮影条件で複数回撮影されたときの各消費電力の平均値としてもよい。

また、待機時消費電力Ｐｗａｉｔは、予め定めた設定値でもよいし、直前の予め定めた待機時間における平均消費電力としてもよい。

なお、バッテリー９６Ａの電圧降下時に、電源部９６の電源回路の効率低下により撮影時消費電力Ｐｓｈｏｔと待機時消費電力Ｐｗａｉｔが増加する場合がある。そこで、電子カセッテ３２の待機可能時間を、その時点におけるバッテリー９６Ａの出力電圧を考慮した次式により算出するようにしてもよい。

Ｔｗａｉｔ＝｛（Ｐｂｕｔ−Ｎ×（Ｐｓｈｏｔ×ｋ×Ｖｆｕｌ／Ｖｏｕｔ）｝

／（Ｐｗａｉｔ×ｋ×Ｖｆｕｌ／Ｖｏｕｔ） ・・・（２）

ここで、ｋは電源部９６の電源回路の入力電圧降下による効率低下係数、Ｖｆｕｌはバッテリー９６Ａの満充電時における出力電圧、Ｖｏｕｔは待機可能時間算出時のバッテリー９６Ａの出力電圧である。

このように、電源回路の効率低下を考慮して待機可能時間を算出することにより、精度良く待機可能時間を算出することができる。

ステップ１０６では、ステップ１０４で算出した待機可能時間と、これから撮影を行う患者一人分の検査に必要な撮影枚数と、をディスプレイ１００に表示させる。待機可能時間や撮影枚数は、数値で表示するようにしてもよいし、棒グラフ等のグラフで表示するようにしてもよい。

なお、撮影メニュー入力画面で撮影枚数が登録されなかった場合には、撮影枚数Ｎを本装置が設置された病院又は撮影室で予め定めた最大撮影枚数をディスプレイ１００に表示するようにしてもよく、その後、撮影メニュー入力画面で撮影枚数が登録された場合には、登録された撮影枚数をディスプレイ１００に表示するようにしてもよい。

また、撮影メニュー入力画面で登録された撮影枚数をディスプレイ１００に表示する場合と、本装置が設置された病院又は撮影室で予め定めた最大撮影枚数をディスプレイ１００に表示する場合とで、異なる色で表示するようにしてもよい。

また、撮影メニュー入力画面で撮影枚数が登録されなかった場合には、ディスプレイ１００に表示する撮影枚数を０枚としてもよい。撮影メニュー入力画面で撮影枚数が登録されていない場合に、最大枚数をディスプレイ１００に表示すると、最大枚数によっては、待機可能時間が０になってしまう場合も考えられ、実際はバッテリー９６Ａの残電力量に余裕があって待機可能時間があるにもかかわらず、撮影が行えないと誤解される場合もあり得るからである。

このように、本実施形態では、待機可能時間がディスプレイ１００に表示されるため、特に複数枚の撮影を行う患者の場合に、撮影の合間の待機時間にどの程度余裕があるのかを容易に把握することができる。従って、検査の途中でバッテリー９６Ａの残電力量が不足してしまうのを事前に回避することが可能となる。

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

例えば、本実施形態では、待機可能時間や撮影枚数をコンソール４２のディスプレイ１００に表示する場合について説明したが、電子カセッテ３２にディスプレイを設け、このディスプレイに表示するようにしてもよい。

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

例えば、上記実施の形態では、放射線検出器６０が、放射線を一度光に変換し、変換した光をセンサ部７２で電荷に変換して蓄積する間接変換方式であるものとした場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線検出器６０が、放射線をアモルファスセレン等の半導体層で電荷に変換する直接変換方式であるものとしてもよい。

また、上記実施の形態では、放射線としてＸ線を検出することにより放射線画像を撮影する放射線撮影装置に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、検出対象とする放射線は、Ｘ線の他や可視光、紫外線、赤外線、ガンマ線、粒子線等いずれであってもよい。

その他、上記実施の形態で説明した構成は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。

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

１８ 撮影システム
３２ 電子カセッテ
３４ 放射線発生装置
４２ コンソール
６０ 放射線検出器
６２ 放射線検出部
７２ センサ部
７４ 画素
８０ ゲート線ドライバ
８２ 信号処理部
８４Ａ オペアンプ
８８ Ａ／Ｄ変換器
９２ カセッテ制御部
９２Ａ ＣＰＵ
１０４ ＣＰＵ（取得手段、算出手段）
１１０ ディスプレイ（表示手段）
１４６ センサ部

Claims (10)

1. 被写体に照射された放射線を検出して撮影画像を生成する可搬型放射線撮影装置に内蔵され、当該可搬型放射線撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量を示すバッテリー残電力量情報を取得する取得手段と、
   前記取得手段により取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出する算出手段と、
   前記撮影枚数及び前記待機可能時間を表示する表示手段と、
   を備えた放射線画像撮影装置。
2. 前記算出手段は、前記取得手段により取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、前記バッテリーの満充電時の出力電圧及び前記バッテリーの前記待機可能時間の算出時の出力電圧と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出する
   請求項１記載の放射線画像撮影装置。
3. 前記撮影枚数は、１患者に必要となる撮影枚数であり、
   前記算出手段は、前記バッテリーの残電力量から前記１患者に必要となる撮影枚数分の撮影で消費される撮影時電力量を減算し、減算した残りの残電力量から前記待機可能時間を算出する
   請求項１又は請求項２記載の放射線画像撮影装置。
4. 前記１患者に必要となる撮影枚数は、本装置が設置される病院における予め定めた１患者に対する最大の撮影枚数である
   請求項３記載の放射線画像撮影装置。
5. 前記１患者に必要となる撮影枚数は、撮影条件を指定するための撮影メニューで指定された撮影枚数である
   請求項３記載の放射線画像撮影装置。
6. 前記１患者に必要となる撮影枚数は、前記撮影メニューで指定された撮影枚数が指定された場合は、当該指定された撮影枚数であり、前記撮影メニューで撮影枚数が指定されなかった場合には、本装置が設置される病院における予め定めた１患者に対する最大の撮影枚数である
   請求項３記載の放射線画像撮影装置。
7. 前記表示手段は、前記指定された撮影枚数を表示する場合と、前記１患者に対する最大の撮影枚数を表示する場合とで、表示色を異ならせる
   請求項１〜請求項６の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置。
8. 前記表示手段は、撮影条件を指定するための撮影メニューで撮影枚数が指定された場合は、当該指定された撮影枚数を表示し、前記撮影メニューで撮影枚数が指定されなかった場合には、撮影枚数を０枚として表示する
   請求項１又は請求項２記載の放射線画像撮影装置。
9. 被写体に照射された放射線を検出して撮影画像を生成する可搬型放射線撮影装置に内蔵され、当該可搬型放射線撮影装置に電力を供給するバッテリーの残電力量を示すバッテリー残電力量情報を取得するステップと、
   取得した前記バッテリー残電力量情報と、前記可搬型放射線画像撮影装置の撮影枚数と、に基づいて、前記可搬型放射線画像撮影装置の待機可能時間を算出するステップと、
   前記撮影枚数及び前記待機可能時間を表示するステップと、
   を含む放射線画像撮影方法。
10. コンピュータを、請求項１〜請求項８の何れか１項に記載の放射線画像撮影装置を構成する各手段として機能させるための放射線画像撮影プログラム。