JP2014155511A - 放射線撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】撮影後に最適な照射線量を簡単かつ迅速に確認することを可能とする。
【解決手段】Ｘ線画像検出装置は、撮像部、線量検出部、照射判定部、累積線量判定部、照射時間算出部を有する。線量検出部は、撮像部に入射するＸ線の線量を検出する。照射判定部は、線量検出部により検出される線量に基づいて、回診車からのＸ線の照射開始を判定する。累積線量判定部は、線量検出部により検出される線量を積算して累積線量を周期的に算出し、この累積線量が適正値に達する時刻ｔ１を判定する。照射時間算出部は、照射判定部によりＸ線照射が開始されたと判定された時刻ｔ０から、累積線量判定部により判定された時刻ｔ１までの適正照射時間Ｔ１を算出する。適正照射時間Ｔ１は、コンソールに送信され、コンソールの表示部に表示される。
【選択図】図８

Description

本発明は、放射線により被写体の撮影を行う放射線撮影装置に関する。

医療分野において、放射線、例えばＸ線により被写体（患者）を撮影するＸ線撮影システムが普及している。Ｘ線撮影システムは、Ｘ線照射装置とＸ線撮影装置とを備えている。Ｘ線照射装置は、Ｘ線を被写体に向けて照射する。Ｘ線撮影装置は、Ｘ線画像検出装置と、これを制御するコンソールとを有する。Ｘ線画像検出装置は、被写体を透過したＸ線（Ｘ線画像）を撮像部により撮像して画像データを生成する。

Ｘ線画像検出装置には、自動露出制御（ＡＥＣ：Automatic Exposure Control）機能を備えたものが知られている（特許文献１参照）。このＡＥＣ機能は、被写体の被曝線量を適正でかつ最小限に抑えるために、被写体を透過してＸ線画像検出装置に入射するＸ線量を検出し、この累積線量が所定値（適正値）に達した場合に、照射停止信号を生成する機能である。Ｘ線照射装置は、照射停止信号に基づいてＸ線照射装置のＸ線照射を停止させる。

特許文献１に記載のＸ線画像検出装置は、バッテリを備えた可搬型の電子カセッテである。このＸ線画像検出装置は、Ｘ線撮影室に設置された立位撮影台や臥位撮影台等の撮影台に装着して用いることが可能である。

また、このＸ線画像検出装置は、Ｘ線撮影室外で、移動式のＸ線照射装置である回診車とともに用いることが可能である（特許文献２参照）。回診車は、Ｘ線撮影室まで搬送することが困難な患者等を撮影するために用いられている。この場合、Ｘ線画像検出装置は、例えば、ベッドと、このベッドに仰臥した患者との間に配置される。

前述のＡＥＣを行いＸ線照射装置のＸ線照射を停止させるには、回診車がＡＥＣ機能に対応している必要がある。具体的には、回診車がＸ線撮影装置から有線または無線により照射停止信号を受信可能であり、さらに、受信した照射停止信号に基づいて照射を停止させる制御機能を備えている必要がある。

ところで、回診車には、Ｘ線フィルムを用いたカセッテや、輝尽性蛍光体により形成されたイメージングプレート（ＩＰ：Imaging Plate）を用いたＩＰカセッテとともに使用されるアナログ回診車と呼ばれるものがある。ＩＰカセッテは、Ｘ線画像を潜像として記録するものであり、画像読取装置に装着して潜像の読み取り（画像データ化）が行われる。このアナログ回診車は、Ｘ線撮影装置からの照射停止信号を受信する機能は有しておらず、ＡＥＣ機能に対応していないものが多い。

特開２０１１−１５３８７６号公報 特開２０１２−１７０６３４号公報

現在でもアナログ回診車を保有している病院は多く、経費節減などの要請から、アナログ回診車を、Ｘ線画像検出装置（電子カセッテ）とともに使用して、有効活用することが望まれている。アナログ回診車のようにＡＥＣ機能に対応していないＸ線照射装置を用いる場合には、Ｘ線画像検出装置にＡＥＣ機能が有ってもＡＥＣを行うことができないので、Ｘ線照射装置における照射線量の設定が適切でない場合には、撮影されたＸ線画像がオーバー露出あるいはアンダー露出になり、適正露出のＸ線画像が得られない。そのため、放射線技師などＸ線照射装置を操作するオペレータには、患者の体格や撮影部位などに応じて最適な照射線量を判断するスキルが求められる。

Ｘ線画像検出装置により得られるＸ線画像はデジタルデータとして保存されるため、Ｘ線画像の画素値の確認が可能である。オペレータは、Ｘ線画像が適正露出とならなかった場合には、撮影後に、Ｘ線画像の画素値とＸ線照射装置に設定した照射線量を参照して、計算などにより本来設定すべきであった最適な照射線量を確認することができる。こうした確認作業により、オペレータのスキルが向上して、次回以降の撮影において最適な照射線量の判断ができるようになる。

しかしながら、撮影後のＸ線画像の画素値から最適な照射線量を求める方法は、アンダー露出の場合には用いることができるが、オーバー露出の場合には用いることができない場合があった。というのは、オーバー露出の場合には画素値が飽和することがあり、画素値が飽和すると照射線量をどの程度下げれば適正露出となるかの判断ができないからである。

また、撮影後のＸ線画像の画素値から最適な照射線量を求める方法は、オペレータが保存したＸ線画像の画素値を確認したり、計算を行う作業が伴うため、煩雑であることに加えて時間も掛かるという問題もある。そのため、より簡単迅速に最適な照射線量を確認する方法が求められている。

本発明は、撮影後に最適な照射線量を簡単かつ迅速に確認することが可能な放射線撮影装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線照射装置から照射され被写体を透過した放射線により被写体を撮像して放射線画像を得る撮像部と、撮像部に入射する放射線の線量を検出する線量検出部と、放射線照射装置からの放射線の照射開始を判定する照射判定部と、線量検出部により検出される線量を積算した累積線量を算出し、累積線量と所定の適正値との大小関係を判定する累積線量判定部と、照射判定部により照射開始と判定されてから、累積線量判定部により累積線量が適正値に達すると判定されるまでの適正照射時間を算出する照射時間算出部と、適正照射時間または適正照射時間に基づいて求められる情報を含み、放射線照射装置が照射する放射線の照射線量を適正化するための適正化情報を出力する出力部と、を備える。

適正値は、放射線画像の露出を適正にするために必要な必要線量に対応する値である。

累積線量判定部は、放射線の照射中に累積線量が適正値に達した場合には、累積線量が適正値に達した時刻を検出する。累積線量判定部は、累積線量が適正値に達する前に放射線の照射が終了した場合には、累積線量が適正値に達する時刻を推定する。

照射時間算出部が適正照射時間を算出した今回の撮影における放射線照射装置の照射時間と、適正照射時間とに基づいて、次回以降の撮影時に用いられる照射線量の調整量を、適正化情報として算出する照射線量調整量算出部を備えていることが好ましい。

照射判定部は、放射線の照射開始の判定の他に、放射線の照射終了を判定し、照射時間算出部は、適正照射時間の他に、照射判定部により照射開始が判定された時刻から、照射終了が判定された時刻までの実照射時間を算出し、照射線量調整量算出部は、今回の撮影における照射時間として、実照射時間を使用することが好ましい。

照射線量調整量算出部は、調整量を、今回の撮影における照射時間と、照射時間と適正照射時間の差との比で表すことが好ましい。

出力部は、適正化情報を表示部及び記憶部の少なくとも１つに出力することが好ましい。

出力部は、適正化情報と、照射線量を決める照射条件とを対応づけて出力することが好ましい。

照射条件は、照射時間算出部が適正照射時間を算出した今回の撮影において、放射線照射装置に設定された管電圧、管電流、及び照射時間を含むことが好ましい。

適正化情報は、さらに、被写体を識別する被写体識別情報と対応づけられることが好ましい。

被写体識別情報には、被写体の患者名、患者ＩＤ及び撮影部位の少なくとも１つを含むことが好ましい。

表示部及び記憶部の少なくとも１つを備えていることが好ましい。

照射判定部は、線量検出部により検出される線量に基づいて判定することが好ましい。この線量検出部は、撮像部に設けられていることが好ましい。

撮像部、線量検出部、照射判定部、累積線量判定部、及び照射時間算出部を有する放射線画像検出装置と、出力部を有し、放射線画像検出装置から放射線画像及び適正照射時間を受信可能なコンソールとを備えていることが好ましい。

本発明によれば、放射線の照射が開始された時刻から、累積線量が適正値に達する時刻までの適正照射時間を算出し、この適正照射時間または適正照射時間に基づいて求められる情報を含み、照射線量を適正化するための適正化情報を出力するので、撮影後に最適な照射線量を簡単かつ迅速に確認することができる

Ｘ線撮影システムの構成を示す概略図である。 コンソールの構成を示すブロック図である。 患者情報及び撮影条件を説明する図である。 回診車の構成を説明する図である。 Ｘ線画像検出装置の構成を示す斜視図である。 Ｘ線画像検出装置の電気的構成を示す回路図である。 撮像部内における検出画素の配置例を示す図である。 照射判定動作及びＡＥＣ動作を説明するタイミング図である。 ＡＥＣ部の構成を示すブロック図である。 オーバー露出時の累積線量判定処理を説明するグラフである。 アンダー露出時の累積線量判定処理を説明するグラフである。 適正照射時間、実照射時間、及び調整量が対応付けられた患者情報及び撮影条件を示す図である。 Ｘ線撮影システムの作用を説明するフローチャートである。 適正照射時間を線量の減衰曲線に基づいて補正する方法を説明するグラフである。

図１において、Ｘ線撮影システム１０は、移動式のＸ線照射装置である回診車１１と、Ｘ線画像を撮影するためのＸ線撮影装置１２とにより構成されている。Ｘ線撮影装置１２は、ＡＥＣ機能を備えているのに対して、回診車１１は、Ｘ線撮影装置１２と通信する機能を有しておらず、Ｘ線撮影装置１２のＡＥＣ機能に対応していないアナログ回診車である。

Ｘ線撮影装置１２は、Ｘ線画像検出装置１３とコンソール１４を有する。Ｘ線画像検出装置１３は、可搬型の電子カセッテであり、ベッド１５と、このベッド１５に仰臥した患者（被写体）Ｈとの間に配置される。コンソール１４は、例えば、ノートブック型のパーソナルコンピュータで構成されている。

回診車１１は、本体部２０、支柱２１、アーム２２、Ｘ線源２３、車輪２４、操作パネル２５、照射スイッチ２６等により構成されている。本体部２０に支柱２１が立設されている。アーム２２は、一端が支柱２１に取り付けられており、上下方向に移動自在となっている。アーム２２の他端には、Ｘ線源２３が取り付けられている。アーム２２は、支点２２ａを中心として折り曲げ可能となっている。Ｘ線源２３は、照射方向の変更が可能なように、アーム２２に対して回動自在となっている。

車輪２４は、本体部２０の底部に取り付けられており、本体部２０を床上で移動可能としている。操作パネル２５は、本体部２０の上部に設けられている。操作パネル２５は、Ｘ線の照射条件（管電圧、管電流、照射時間等）を設定可能としている。この照射条件の設定により、回診車１１の照射線量が設定される。照射スイッチ２６は、ケーブル２６ａを介して本体部２０に接続されている。

回診車１１は、Ｘ線源２３が、患者Ｈから所定距離だけ離れ、患者Ｈを介してＸ線画像検出装置１３に対向するように設置される。具体的には、本体部２０の位置、アーム２２の上下位置、アーム２２の曲げ角度、Ｘ線源２３の角度を調整することにより回診車１１の設置が行われる。

Ｘ線源２３は、照射スイッチ２６の操作に応じて、操作パネル２５により設定された照射線量のＸ線を患者Ｈに向けて照射する。この照射線量は、管電流と照射時間との積に比例する。Ｘ線画像検出装置１３は、患者Ｈを透過したＸ線（Ｘ線画像）を検出し、画像データを生成する。

図２において、コンソール１４は、制御部１４ａ、入力操作部１４ｂ、表示部１４ｃ、記憶部１４ｄ、通信部１４ｅ等により構成されている。制御部１４ａは、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等で構成されており、記憶部１４ｄに記憶されたプログラムに従って各種処理を行う。

入力操作部１４ｂは、キーボード及びマウスにより構成されており、各種データの入力を可能とする。表示部１４ｃは、液晶ディスプレイ等により構成されており、画像データ、撮影条件、患者情報等の各種データに基づく表示を行う。記憶部１４ｄは、フラッシュメモリ等の不揮発性メモリにより構成されており、プログラム、画像データ、撮影条件、患者情報等を記憶する。

通信部１４ｅは、ＩＥＥＥ８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎ通信規格等で無線通信を行う周知の無線通信回路及びアンテナ等を有し、Ｘ線画像検出装置１３との間で無線通信を行う。通信部１４ｅは、Ｘ線画像検出装置１３に撮影条件や撮影準備開始信号等の送信を行い、Ｘ線画像検出装置１３から画像データや、後述する照射時間に関する情報等を受信する。

制御部１４ａには、画像処理部１６と、照射線量調整量算出部１７とが構成されている。画像処理部１６は、Ｘ線画像検出装置１３から送信された画像データに対して、ガンマ補正、周波数処理等の各種画像処理を施す。照射線量調整量算出部１７は、詳しくは後述するが、次回以降の撮影時に用いる照射線量の調整量を算出する。

入力操作部１４ｂを用いて、オペレータ（放射線技師や医師）により、患者情報や撮影条件等の入力が行われる。図３に示すように、撮影条件には、撮影部位、診断部位、管電圧、管電流、照射時間等が含まれ、各患者Ｈの患者情報（患者名、患者ＩＤ等）に対応付けられて記憶部１４ｄに保存される。

図４において、Ｘ線源２３は、Ｘ線を発生するＸ線管２３ａと、Ｘ線管２３ａにより発生されたＸ線を患者Ｈに照射する照射野を限定する照射野限定器（コリメータ）２３ｂとを有する。Ｘ線管２３ａは、フィラメント（陰極）、ターゲット（陽極）、グリッド電極等（いずれも図示せず）で構成されている。

線源制御装置２７は、本体部２０に設けられている。線源制御装置２７は、Ｘ線管２３ａの各電極に印加する電圧を発生する電圧発生部２７ａと、この電圧発生部２７ａから各電極に印加する電圧に印加する電圧を制御する電圧制御部２７ｂとを有する。

フィラメントは、フィラメントとターゲットとの間に印加される電圧（管電圧）に応じて熱電子を生成し、ターゲットに向けて放出する。グリッド電極は、フィラメントとターゲットとの間に配置されており、印加される電圧により、フィラメントからターゲットに向かう熱電子の流量（管電流）を制御する。ターゲットは、タングステン等で形成されており、熱電子が衝突することによりＸ線を放出する。

照射野限定器２３ｂは、Ｘ線を遮蔽する４枚の鉛板（図示せず）を四角形の各辺上に配置し、Ｘ線を通過させる照射開口が中央部に形成したものである。各鉛板の位置を変更することで、照射開口の大きさ及び位置が変化して、Ｘ線の照射野が変更される。

電圧制御部２７ｂは、操作パネル２５により設定された照射条件（管電圧、管電流、照射時間等）に基づいて、電圧発生部２７ａからＸ線管２３ａの各電極への印加電圧、及び印加時間を制御する。

回診車１１には通信機能がなく、回診車１１に設定された照射条件はコンソール１４には受け渡されない。このため、コンソール１４にも照射条件を含む撮影条件を設定する必要がある。

照射スイッチ２６は、二段押下型であり、一段目まで押下（いわゆる半押し）されるとウォームアップ開始信号を発生し、二段目まで押下（いわゆる全押し）されると照射開始信号を発生する。ウォームアップ開始信号及び照射開始信号は、電圧制御部２７ｂに入力される。

電圧制御部２７ｂは、ウォームアップ開始信号が入力されると、電圧発生部２７ａを制御して、フィラメントに所定の電圧を印加させて予熱する。このとき、グリッド電極には、フィラメントで発生した熱電子がターゲットに到達しないように、第１の電圧が印加されている。

電圧制御部２７ｂは、照射開始信号が入力されると、電圧発生部２７ａを制御して、ターゲットに管電圧の設定値に応じた電圧を印加させた後、グリッド電極に管電流の設定値に応じた第２の電圧を印加させる。これにより、フィラメントで発生した熱電子がターゲットに衝突してＸ線が放出される。フィラメントの予熱は、照射開始信号の入力（グリッド電極への第２の電圧の印加）と同時に、Ｘ線を安定して放出させるために行っている。

また、電圧制御部２７ｂは、照射開始後、操作パネル２５により設定された照射時間が経過すると、電圧制御部２７ｂを制御してＸ線の照射を停止させる。具体的には、電圧制御部２７ｂは、Ｘ線の照射を停止させる際には、グリッド電極を第２の電圧から第１の電圧に切り替え、続いてターゲットに対する電圧印加を停止し、最後にフィラメントに対する電圧印加を停止する。

Ｘ線画像検出装置１３は、Ｘ線源２３からＸ線が照射された後、画像データを生成する。この画像データは、Ｘ線画像検出装置１３からコンソール１４に送信される。コンソール１４の画像処理部１６は、Ｘ線画像検出装置１３から送信された画像データに対して画像処理を施す。画像処理済みの画像データは、表示部１４ｃに画像表示される他、患者情報及び撮影条件等と対応付けられて記憶部１４ｄに保存される。

図５において、Ｘ線画像検出装置１３は、検出パネル３０と、制御基板３１と、バッテリ３２と、通信部３３と、これらを収納する筐体３４とを有する。筐体３４は、偏平な矩形状であり、サイズは、例えば、従来のフイルムカセッテやＩＰ（Imaging Plate）カセッテと同一である。筐体３４は、カーボン等のＸ線透過性材料で形成されている。

バッテリ３２は、電源回路（図示せず）を通じてＸ線画像検出装置１３の各部に電力を供給する。バッテリ３２は、筐体３４内から外部に取り出し可能であり、専用の充電器（図示せず）にセットして充電することが可能である。

通信部３３は、コンソール１４の通信部１４ｅと同一の規格で無線通信を行う周知の無線通信回路を有しており、コンソール１４との間で無線通信を行う。

検出パネル３０は、シンチレータ（蛍光体）３５と、光検出基板３６とを有する。シンチレータ３５と光検出基板３６は、Ｘ線の入射側からこの順に積層されている。シンチレータ３５は、ＣｓＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化セシウム）やＧｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ（テルビウム賦活酸硫化ガドリニウム）等の蛍光体を有し、入射したＸ線を可視光に変換して放出する。

光検出基板３６は、シンチレータ３５から放出された可視光を検出して電気信号に変換する。制御基板３１は、光検出基板３６を制御するとともに、光検出基板３６により生成された電気信号に基づいて画像データの生成を行う。

図６において、光検出基板３６は、ガラス基板（図示せず）上に、複数の画素４０と、複数の走査線４１と、複数の信号線４２とが設けられたものである。走査線４１は、Ｘ方向に延伸し、かつＹ方向に所定のピッチで配置されている。信号線４２は、Ｙ方向に延伸し、かつＸ方向に所定のピッチで配置されている。走査線４１と信号線４２とは交差しており、各交差点に対応して画素４０が設けられている。画素４０は、ｎ行×ｍ列（例えば、１０２４行×１０２４列）の２次元マトリクス配列であり、Ｘ線画像を撮像する撮像部４３を構成している。

各画素４０は、光電変換素子としてのフォトダイオード４５と、スイッチング素子としてのＴＦＴ（Thin-Film Transistor）４６とを有する。フォトダイオード４５は、可視光の入射によって、その入射量に応じた量の電子・正孔対を発生する半導体層（図示せず）と、その上下に配置された上部電極及び下部電極（図示せず）とを有する。ＴＦＴ４６は、ゲート電極が走査線４１に接続され、ソース電極が信号線４２に接続され、ドレイン電極がフォトダイオード４５に接続されている。

具体的には、フォトダイオード４５は、下部電極にＴＦＴ４６が接続されており、上部電極にバイアス線（図示せず）が接続されている。半導体層は、例えば、ＰＩＮ型であり、上部電極側にＮ型層、下部電極側にＰ型層が形成されている。バイアス線には正電圧が印加され、フォトダイオード４５は、逆バイアスの状態で使用される。可視光の入射により半導体層で電子・正孔対が発生すると、電子は上部電極に移動してバイアス線に吸収され、正孔は、下部電極に移動して信号電荷として収集される。このため、下部電極は、画素４０毎に信号電荷を収集するための画素収集電極と呼ばれる。

画素４０は、撮像用の通常画素４０ａと、入射線量検出用の検出画素４０ｂとに分けられる。検出画素４０ｂが線量検出部を構成している。検出画素４０ｂのＴＦＴ４６は、ソース電極とドレイン電極とが短絡線４７により接続されて、短絡している。通常画素４０ａのＴＦＴ４６は、短絡していない。

検出画素４０ｂでは、ＴＦＴ４６は、ソース・ドレイン電極間が短絡していることにより、ゲート電極の印加電圧に関わらず常時オン状態であり、画素収集電極に収集された信号電荷は、短絡線４７を介して信号線４２に流出する。一方、通常画素４０ａでは、画素収集電極に収集された信号電荷は、ＴＦＴ４６のゲート電極の印加電圧に応じて信号線４２に読み出される。

検出画素４０ｂは、ＴＦＴ４６を設けずに、フォトダイオード４５を信号線４２に直接接続することにより構成することも可能であるが、本実施形態では、通常画素４０ａと検出画素４０ｂとで構造及び特性に差異が生じないように、検出画素４０ｂでは、通常画素４０ａと同様にＴＦＴ４６を設けた上でソース・ドレイン電極間を短絡線４７で短絡している。

検出画素４０ｂの数は、全画素４０の数に対して、数百万分の１から数百分の１程度である。信号線４２は、１つの検出画素４０ｂと複数の通常画素４０ａが接続された第１の信号線４２ａと、通常画素４０ａのみが接続された第２の信号線４２ｂとに分けられる。第１の信号線４２ａは、１〜３本程度（本実施形態では２本）の第２の信号線４２ｂを挟んで、周期的に設けられている。

検出画素４０ｂのＹ方向の位置は、第２の信号線４２ｂ毎に変更され、撮像部４３内に満遍なく散らばるように配置されている。例えば、図７に示すように、検出画素４０ｂは、撮像部４３の中心に関して左右対称なジグザクの軌跡４８を描くように配置されている。撮像部４３には、後述する採光野４９が設定される。

前述の制御基板３１には、ゲートドライバ５０と、信号処理回路５１と、メモリ５２と、照射判定部５３と、ＡＥＣ部５４と、これらを制御する制御部５５とが設けられている。ゲートドライバ５０は、各走査線４１の端部に接続されている。このゲートドライバ５０は、通常画素４０ａから信号電荷を読み出す「読み出し動作」時と、通常画素４０ａから不要電荷を読み出してリセット（破棄）する「リセット動作」時とにおいて、走査線４１に１本ずつ電圧を印加し、各走査線４１に接続された通常画素４０ａのＴＦＴ４６をオン状態とする。ゲートドライバ５０は、通常画素４０ａに信号電荷を蓄積する「蓄積動作」時には、いずれの走査線４１にも電圧を与えず、全ての通常画素４０ａのＴＦＴ４６をオフ状態とする。

各信号線４２の端部には、信号処理回路５１が接続されている。信号処理回路５１は、積分アンプ６０と、ゲインアンプ６１と、ＣＤＳ（Correlated Double Sampling）回路６２と、マルチプレクサ（ＭＵＸ）６３と、Ａ／Ｄ変換器６４とを有する。積分アンプ６０は、オペアンプ６０ａ、キャパシタ６０ｂ、及びリセットスイッチ６０ｃを有し、各信号線４２ごとに設けられている。

オペアンプ６０ａは、２つの入力端子を有し、一方に信号線４２が接続されており、他方にグランド線が接続されている。キャパシタ６０ｂ及びリセットスイッチ６０ｃは、オペアンプ６０ａの信号線４２が接続された入力端子と、出力端子との間に並列して接続されている。

積分アンプ６０は、信号線４２から入力される信号電荷をキャパシタ６０ｂに蓄積することにより積算し、積算値に対応するアナログの電圧値（信号電圧）を出力する。リセットスイッチ６０ｃは、制御部５５により制御され、積算時にはオフ状態とされる。リセットスイッチ６０ｃをオン状態とすることで、キャパシタ６０ｂに蓄積された信号電荷がリセット（破棄）される。

ゲインアンプ６１は、オペアンプ６０ａの出力端子に接続されており、積分アンプ６０から出力された信号電圧を、所定のゲイン値により増幅する。このゲイン値は、制御部５５により撮影条件に基づいて設定される。

ＣＤＳ回路６２は、ゲインアンプ６１の出力端子に接続されており、ゲインアンプ６１により増幅された信号電圧に対して周知の相関二重サンプリング処理を施し、信号電圧からノイズを除去する。具体的には、ＣＤＳ回路６２は、２つのサンプルホールド回路（図示せず）と、１つの差分回路（図示せず）とを有している。一方のサンプルホールド回路で、ゲインアンプ６１から出力される信号電圧をサンプルして保持し、他方のサンプルホールド回路で、積分アンプ６０がリセットされた際にゲインアンプ６１から出力されるノイズ信号をサンプルして保持する。差分回路で両者の差分を取ることにより、ノイズが除去された信号電圧が得られる。

ＭＵＸ６３は、各ＣＤＳ回路６２の出力端子に接続されており、ＣＤＳ回路６２を１つずつ順番に選択し、Ａ／Ｄ変換器６４に各ＣＤＳ回路６２から出力される信号電圧をシリアルに入力する。Ａ／Ｄ変換器６４は、入力された信号電圧に対して、周知のＡ／Ｄ変換処理を行い、デジタルの信号電圧を出力する。

制御部５５は、読み出し動作時には、ゲートドライバ５０、積分アンプ６０、ＣＤＳ回路６２、ＭＵＸ６３、Ａ／Ｄ変換器６４を、それぞれ所定の周期で駆動し、走査線４１を順次に選択しながら、Ａ／Ｄ変換器６４から出力された信号電圧を、メモリ５２に順次に記憶させる。１フレーム分の読み出し動作が終了すると、メモリ５２に記憶された１フレーム分の信号電圧は、制御部５５により後述する補正処理が行われた後、画像データとして、通信部３３により無線送信される。

本実施形態では、蓄積動作中においても、照射判定及びＡＥＣのために、積分アンプ６０、ＣＤＳ回路６２、ＭＵＸ６３、Ａ／Ｄ変換器６４が、所定のサンプリング周期で駆動され（ただし、ゲートドライバ５０は駆動されない）、Ａ／Ｄ変換器６４の各出力値が、メモリ５２に順次記憶される。この各出力値は、各検出画素４０ｂから出力される信号電荷に対応し、撮像部４３に入射する１画素あたりのＸ線の入射線量の瞬時値（１サンプリング周期に入射する線量）を表す。

照射判定部５３は、蓄積動作中にＡ／Ｄ変換器６４からメモリ５２に周期的に入力される出力値（入射線量の瞬時値）を監視することにより、Ｘ線源２３からのＸ線照射の開始及び照射終了を判定する。

具体的には、１回の撮影における、撮像部４３に入射するＸ線の線量（瞬時値）の時間変化を表す照射プロファイルと、Ｘ線画像検出装置１３の動作タイミングを示す図８において、照射判定部５３は、検出パネル３０がリセット動作から蓄積動作に移行すると、照射開始判定動作を開始する。この照射開始判定動作では、照射判定部５３は、撮像部４３内の各検出画素４０ｂに対応する瞬時値の平均値を算出し、この平均値を所定の閾値ＶＴと比較し、平均値が閾値ＶＴを上回った際（時刻ｔ０）に、Ｘ線照射が開始されたと判定する。照射判定部５３は、照射開始後も同様に、瞬時値の平均値と閾値ＶＴとを比較し、平均値が閾値ＶＴを下回った際（時刻ｔ２）に、Ｘ線照射が終了したと判定する。

ＡＥＣ部５４は、照射判定部５３によりＸ線照射の開始が判定された（時刻ｔ０）の後、採光野４９内の入射Ｘ線の累積線量を監視して、この累積線量が所定の適正値ＳＴに達した時刻（時刻ｔ１）を検出する。適正値ＳＴとは、適正露出のＸ線画像を得るために必要な必要線量に対応する値である。適正値ＳＴは、撮像部４３の感度特性に基づいて決められる値である。回診車１１に設定される照射線量が適切でない場合には、適正露出のＸ線画像が得られない。例えば、照射線量が少なすぎるとアンダー露出となり、多すぎるとオーバー露出となる。適正露出で無い場合には、Ｘ線画像において適切なコントラストが得られないうえに、オーバー露出の場合には、患者Ｈが必要以上に曝射されてしまう。

また、照射線量が同じでも、採光野４９へのＸ線露出量（入射線量）は、患者Ｈの体厚に依存して変化する。例えば、患者Ｈの体格が太めで体厚が標準より大きい場合には、患者ＨによるＸ線吸収量が大きいため、採光野４９はアンダー露出となり、逆に、患者Ｈの体格がやせ型で体厚が標準より小さい場合には、採光野４９はオーバー露出となる。

図８において、時刻ｔ１は、採光野４９の入射線量（累積線量）が適正値ＳＴに達する時刻を示し、適正値ＳＴは、Ｘ線の照射プロファイルにおいて、斜線のハッチングで示した領域（時刻ｔ０から時刻ｔ１までの領域）の面積に相当する。Ｘ線の照射プロファイルの全領域の面積（時刻ｔ０から時刻ｔ２までの領域の面積）は、回診車１１に設定された照射線量に応じて、採光野４９への実際の入射線量（累積線量）を表す。図８においては、回診車１１に設定された照射線量が多すぎて、オーバー露出（ｔ１＜ｔ２）になった場合の例を示している。

図９において、ＡＥＣ部５４は、採光野設定部７０と、信号積算部７１と、判定部７２とを有する。採光野設定部７０は、撮像部４３内に、Ｘ線の入射線量を検出する採光野４９（図７参照）を設定する。採光野４９は、例えば、診断時の診断部位（関心領域）に対応する位置に設定される。具体的には、患者Ｈの胸部を撮影する胸部撮影する場合において、診断部位が肺である場合には、採光野４９は、撮像部４３において、患者Ｈの左右の肺野と対向する位置に設定される。採光野４９は、コンソール１４から入力される撮影条件に基づいて設定される。また、採光野設定部７０は、メモリ５２に記憶された線量の瞬時値から、採光野４９に含まれる検出画素４０ｂに対応するものを取得して、信号積算部７１に入力する。

信号積算部７１及び判定部７２は、累積線量判定部７３を構成している。信号積算部７１は、採光野設定部７０から瞬時値が入力されるたびに、採光野４９に含まれる各検出画素４０ｂごとに、瞬時値を積算して累積線量を周期的に算出する。図８に示すＸ線の照射プロファイルにおいて、縦軸方向に延びる個々の短冊が、採光野設定部７０から入力される瞬時値を示す。判定部７２は、採光野４９内の各検出画素４０ｂに対応する累積線量の平均値を求め、この平均値と適正値ＳＴとの大小関係を判定する。また、判定部７２は、図１０に示すように、累積線量の平均値が適正値ＳＴ以上となった際に、その時刻ｔ１を検出して出力する。

図８は、オーバー露出（ｔ１＜ｔ２）の場合を示しているが、逆に、アンダー露出（ｔ２＜ｔ１）となる場合がある。オーバー露出の場合には、累積線量判定部７３は、Ｘ線照射中に累積線量の平均値が適正値ＳＴに達するため、この時刻ｔ１を実測することができるが、アンダー露出の場合には、累積線量の平均値が適正値ＳＴに達する前にＸ線照射が終了するため、適正値ＳＴに達する時刻ｔ１を実測することができない。そこで、アンダー露出の場合には、累積線量判定部７３は、Ｘ線照射が終了した時点までに得られた累積線量の平均値の時系列を用いて、累積線量の平均値が適正値ＳＴに達する時刻ｔ１を推定する。具体的には、図１１に示すように、判定部７２は、累積線量の平均値の時系列を、所定の補間関数ｆ（ｔ）（線形関数あるいは、多項式等の非線形関数）を用いて外挿演算することにより、照射終了時刻ｔ２以降、照射が継続されていたと仮定した場合に適正値ＳＴに達したと推定される推定時刻を算出し、これを時刻ｔ１とする。

累積線量判定部７３により求められた時刻ｔ１は、制御部５５に入力される。制御部５５は、照射時間算出部として機能し、照射判定部５３とＡＥＣ部５４との判定結果から、適正な照射時間（以下、適正照射時間という）Ｔ１と、実際の照射時間（以下、実照射時間という）Ｔ２とを求め、これらを、通信部３３を介してコンソール１４に無線送信する。ここで、Ｔ１＝ｔ１−ｔ０、Ｔ２＝ｔ２−ｔ０である。

制御部５５は、照射判定部５３によりＸ線照射が終了したと判定されると（時刻ｔ２）、検出パネル３０の蓄積動作を停止させ、前述の読み出し動作を行わせることにより、画像データを生成する。制御部５５は、検出パネル３０が読み出し動作を終了すると、リセット動作を行わせる。

制御部５５には、補正処理部（図示せず）が設けられている。この補正処理部は、画像データに対して、周知のオフセット補正、欠陥画素補正等を行う。オフセット補正とは、Ｘ線非照射の状態でプレ撮影を行うことにより予め取得した画像データ（オフセットデータ）を、Ｘ線照射を行う本撮影で得られた画像データから減算する処理である。

欠陥画素補正とは、予め保持している欠陥画素情報に基づき、欠陥画素を、その周囲の通常画素４０ａの画素値を用いて補間する補間処理である。検出画素４０ｂは、補正処理においては、欠陥画素として扱われ、各検出画素４０ｂの周囲の通常画素４０ａの画素値を用いて補間処理が行われる。

コンソール１４の照射線量調整量算出部１７は、Ｘ線画像検出装置１３から適正照射時間Ｔ１と実照射時間Ｔ２とが入力されると、次回の撮影時に用いる照射時間の調整量ＡＪを算出する。この調整量ＡＪは、実照射時間Ｔ２を基準とする調整割合、具体的には、（Ｔ１−Ｔ２）／Ｔ２×１００（％）で求めた値として表される。この調整量ＡＪは、次回の照射線量を、今回の照射線量に対して何パーセント増減させれば、照射線量が適正となるかを示している。照射線量は、管電流と照射時間との積に比例するので、オペレータは、調整量ＡＪに基づいて、照射時間または管電流を調整して照射線量を決定すればよい。

実照射時間Ｔ２は、回診車１１への入力ミスや誤差等が生じなければ、コンソール１４に設定された照射時間（図３参照）と同一の値が得られるはずであるので、実照射時間Ｔ２に代えて、コンソール１４に設定された照射時間を用いて調整量ＡＪを算出してもよい。

適正照射時間Ｔ１、及び適正照射時間Ｔ１に基づいて求められる調整量ＡＪは、次回以降の撮影において回診車１１によるＸ線の照射線量を適正化するための適正化情報である。図１２に示すように、制御部１４ａは、適正化情報及び実照射時間Ｔ２を、各患者Ｈの患者情報及び撮影条件（図３参照）に対応付けて記憶部１４ｄに保存し、表示部１４ｃに表示する。制御部１４ｃは、記憶部１４ｄや表示部１４ｃに適正化情報を出力する出力部として機能する。患者情報に含まれる患者Ｈの患者名、患者ＩＤ、及び撮影条件に含まれる撮影部位は、被写体を識別する被写体識別情報である。また、撮影条件には、今回の撮影において回診車１１に設定された照射条件（管電圧、管電流、照射時間）が含まれる。

上述のとおり、回診車１１から照射されるＸ線の照射線量は、管電流及び照射時間で決まるが、撮像部４３に入射する入射線量は、照射線量が同じでも、患者Ｈの体厚や撮影部位によって変化する。また、管電圧が変わっても照射線量は変わらないが、Ｘ線の透過エネルギーが変化するため、被写体及び照射線量が同じでも、撮像部４３に入射する入射線量は変化する。このように、適正照射時間Ｔ１及び調整量ＡＪを含む適正化情報は、被写体識別情報や照射条件を含む撮影条件との関連において意味を持つ情報であるので、適正化情報は、被写体識別情報及び照射条件を含む撮影条件に対応付けて保存される。

表示部１４ｃにおいて、適正化情報は、例えば、患者情報（患者名及び患者ＩＤ）、撮影条件及び撮影したＸ線画像とともに表示される。表示部１４ｃに表示するタイミングとしては、例えば、撮影直後である。もちろん、適正化情報は記憶部１４ｄに格納されるので、入力操作部１４ｂの操作により、撮影終了後の任意のタイミングで表示することも可能である。

このため、オペレータは、次回以降の患者Ｈの撮影において、コンソール１４に記憶された過去の適適正化情報を参照して、照射線量を適切に設定することができ。これにより、適正露出のＸ線画像が得られる。例えば、図１２に示す場合には、次回の撮影時には、照射時間を１８０ｍｓｅｃと設定して撮影すればよい。また、線量は、管電流と照射時間の積に比例するため、照射時間に代えて、調整量ＡＪに基づいて管電流を調整する（図１２に示す場合には、管電流を９ｍＡとする）ことで、照射線量を適正化することも可能である。

次に、以上のように構成されたＸ線撮影システム１０の作用を、図１３のフローチャートに沿って説明する。まず、患者Ｈに対してＸ線画像検出装置１３及び回診車１１の設置及び位置調整が行われ、オペレータにより、コンソール１４への撮影条件の設定、回診車１１への照射条件の設定がそれぞれ行われる（ステップＳ１）。コンソール１４に撮影条件が設定されると、コンソール１４からＸ線画像検出装置１３に撮影条件及び撮影準備開始信号が送信され、Ｘ線画像検出装置１３は、リセット動作を行う（ステップＳ２）。

Ｘ線画像検出装置１３は、所定期間リセット動作を行った後、蓄積動作を開始し、回診車１１のＸ線源２３からのＸ線照射を待ち受ける（ステップＳ３）。蓄積動作が開始すると、Ｘ線画像検出装置１３では、周期的に前述のＸ線の入射線量の瞬時値の計測が行われ、この瞬時値に基づき、照射判定部５３により、Ｘ線の照射開始判定が行われる（ステップＳ４）。照射判定部５３は、撮像部４３内の各検出画素４０ｂに対応する瞬時値の平均値と閾値ＶＴとの比較を行うことにより、照射開始判定を行う。

オペレータにより、照射スイッチ２６が半押しされ、その後全押しされると、Ｘ線源２３から患者Ｈに向けてＸ線の照射が開始する。このＸ線が撮像部４３に入射し、図８に示すように、瞬時値の平均値が閾値ＶＴを超えると（時刻ｔ０）、照射判定部５３によりＸ線照射が開始したと判定され（ステップＳ４でＹＥＳ判定）、ＡＥＣ部５４によりＡＥＣ動作が開始される（ステップＳ５）。ＡＥＣ部５４は、瞬時値が新たに得られるたびに、採光野４９内の累積線量の平均値を求め、この平均値と適正値ＳＴとを比較、図１０に示すように、平均値が適正値ＳＴ以上となった時刻ｔ１を検出する。

Ｘ線の照射開始後、照射判定部５３により、Ｘ線の照射終了判定が行われる（ステップＳ６）。Ｘ線源２３は、回診車１１に設定された照射時間が経過するとＸ線の照射を終了する。図８に示すように、瞬時値の平均値が閾値ＶＴを下回ると（時刻ｔ２）、照射判定部５３によりＸ線照射が終了したと判定され（ステップＳ６でＹＥＳ判定）、蓄積動作が終了する（ステップＳ７）。ＡＥＣ部５４は、Ｘ線照射が終了するまでに、累積線量の平均値が適正値ＳＴ以上とならなかった場合（アンダー露出の場合）には、図１１に示すように、平均値の時系列を外挿演算することにより、適正値ＳＴに達したと推定される時刻ｔ１を求める。

Ｘ線の照射終了後、Ｘ線画像検出装置１３は、蓄積動作を終了し、読み出し動作を行う（ステップＳ８）。これにより、画像データが生成され、この画像データは、Ｘ線画像検出装置１３からコンソール１４に無線送信される（ステップＳ９）。また、Ｘ線画像検出装置１３では、制御部５５により、適正照射時間Ｔ１及び実照射時間Ｔ２が算出され、コンソール１４に無線送信される（ステップＳ１０）。

コンソール１４では、受信した画像データに対して、画像処理部１６により画像処理が行われる（ステップＳ１１）。また、コンソール１４では、受信した適正照射時間Ｔ１及び実照射時間Ｔ２に基づいて、照射線量調整量算出部１７により、次回以降の撮影時に用いる照射時間の調整量ＡＪが算出される（ステップＳ１２）。

適正化情報（適正照射時間Ｔ１、調整量ＡＪ）及び実照射時間Ｔ２は、各患者Ｈの患者情報及び撮影条件に付加されて記憶部１４ｄに保存され、表示部１４ｃに、Ｘ線画像とともに表示される（ステップＳ１３）。

適正化情報の出力には、オペレータによる、Ｘ線画像の画素値の確認や計算といった作業は不要であるので、適正化情報を簡単かつ迅速に確認することができる。オペレータは、次回以降の患者Ｈの撮影において、今回の撮影で得られた適正化情報（適正照射時間Ｔ１及び調整量ＡＪ）を参照して、照射線量を適切に設定することができる。

適正化情報の出力を撮影毎に繰り返して、適正化情報と患者情報及び撮影条件とを対応付けた情報を蓄積してもよい。蓄積先の記憶部としては、コンソール１４の記憶部１４ｄでもよいし、Ｘ線撮影装置１２以外のサーバなどでもよい。サーバに記憶する場合には、例えば、病院内のＬＡＮ（Local Area Network）に接続した端末から適正化情報を閲覧できるようにすることが好ましい。蓄積した適正化情報は、オペレータ教育用の教材としても利用することができる。適正化情報の閲覧により、例えば、新規の患者Ｈの初回撮影時においても適切な照射線量の見極めが行えるようになるなど、オペレータのスキル向上にも役立つ。

なお、上記実施形態では、照射判定部５３によりＸ線照射の終了判定を行っているが、この終了判定は行わなくてもよい。この場合には、制御部５５は、Ｘ線照射の開始後、コンソール１４に設定された照射時間が経過した後、蓄積動作を終了させればよい。また、この場合、実照射時間Ｔ２に代えて、コンソール１４に設定された照射時間を用いて調整量ＡＪを算出すればよい。

また、上記実施形態では、制御部５５は、照射判定部５３が時刻ｔ０を求め、累積線量判定部７３が時刻ｔ１を求めているが、これらの時刻ｔ０，ｔ１は、時計を用いて検出した時刻であってもよいし、ある時点（例えば、蓄積動作の開始時点）からタイマー計時することにより求めた時間であってもよい。さらに、照射判定部５３が照射開始と判定した時点からタイマー計時を行うことにより時刻ｔ１を求めてもよい。この場合には、時刻ｔ１が適正照射時間Ｔ１となる。

また、上記実施形態では、照射判定部５３は、撮像部４３内の検出画素４０ｂ（線量検出部）により検出される線量に基づいて、照射開始の判定を行っているが、照射開始の判定は、回診車１１からの照射開始信号を受信し、受信した照射開始信号に基づいて行ってもよい。この場合、例えば、二股ケーブルなどを用いて照射スイッチ２６の出力先を２つに分岐し、分岐先の一方をＸ線撮影装置１２に接続して、照射開始信号を受信できるようにする。

また、上記実施形態では、Ｘ線画像検出装置１３は、蓄積動作時に照射開始判定動作を行い、照射開始が判定されると、そのまま蓄積動作を継続しているが、照射開始が判定された時点（時刻ｔ０）で、リセット動作を行い、このリセット動作後に蓄積動作を開始してもよい。この場合には、照射開始前に通常画素４０ａに蓄積される不要電荷（暗電流ノイズ）を破棄することができる。このリセット動作としては、ゲートドライバ５０から全ての走査線４１に同時に電圧を印加する一括リセット動作が好ましい。

また、上記実施形態では、照射線量調整量算出部をコンソール１４内に設けているが、照射線量調整量算出部をＸ線画像検出装置１３内に設けてもよい。この場合には、適正照射時間Ｔ１、実照射時間Ｔ２、及び調整量ＡＪを、Ｘ線画像検出装置１３からコンソール１４に無線送信する。

また、上記実施形態では、Ｘ線画像検出装置１３とコンソール１４とを無線通信により接続しているが、Ｘ線画像検出装置１３とコンソール１４とを信号ケーブルによる有線通信により接続してもよい。また、Ｘ線画像検出装置１３とコンソール１４とを、無線接続と有線接続とを切り替え可能とすることも好ましい。

また、上記実施形態では、照射判定部５３は、撮像部４３内の各検出画素４０ｂに対応する瞬時値の平均値を閾値ＶＴと比較しているが、平均値に代えて、最大値、最頻値、中央値等を用いてもよい。

また、上記実施形態では、判定部７２は、採光野４９内の各検出画素４０ｂに対応する累積線量の平均値を適正値ＳＴと比較しているが、平均値に代えて、最大値、最頻値、中央値等を用いてもよい。

また、Ｘ線の照射プロファイルは、一般に、図１４（Ａ）に示すように、Ｘ線照射の終了時に、瞬時値は、時間とともに次第に低下する減衰曲線ＤＣを描く。このため、単純に調整量ＡＪに基づいて照射時間を設定して撮影を行うと、図１４（Ｂ）に示すように、時刻ｔ２が時刻ｔ１と一致することになる。この場合、時刻ｔ０から時刻ｔ２までの累積線量Ｓは、減衰曲線ＤＣの分だけ適正値ＳＴより低く、若干アンダー露出となってしまう。このため、照射線量調整量算出部１７は、図１４（Ｃ）に示すように、減衰曲線ＤＣに基づき、時刻ｔ０からの累積線量Ｓが適正値ＳＴとなる時刻ｔ１’を求め、この時刻ｔ１’を用いて適正照射時間Ｔ１を補正してもよい（すなわち、Ｔ１＝ｔ１’−ｔ０とする）。図１４（Ａ）は、オーバー露出の場合（ｔ１＜ｔ２）であるが、アンダー露出の場合（ｔ２＜ｔ１）も同様である。

また、上記実施形態では、管電流と照射時間とを個別に設定することにより、照射線量を設定しているが、照射線量として、管電流と照射時間との積に対応する管電流照射時間積（いわゆるｍＡｓ値）を設定可能としてもよい。この場合には、オペレータは、調整量ＡＪに基づいて、管電流照射時間積を調整すればよい。線源制御装置２７は、設定された管電流照射時間積に応じて、照射時間または管電流を変更する。

また、上記実施形態では、患者情報及び撮影条件と対応づけて適正化情報を出力する例で説明したが、患者情報及び撮影条件の全部ではなく、一部と対応づけて出力してもよい。例えば、患者情報に関しては、患者名及び患者ＩＤの両方ではなく一方だけでもよい。また、患者情報を除外して、撮影条件あるいは照射条件のみと対応づけてもよい。もちろん、上述したとおり、適正化情報は、患者情報及び撮影条件との関連で意味を持つ情報であるため、患者情報及び撮影条件の全部と対応づけられることが好ましいが、一部の情報と対応づけられていれば、カルテや検査記録などの文書から他の情報を参照することも可能である。

また、適正化情報を患者情報と対応づける代わりに、例えば、適正化情報を体厚調整情報として使用してもよい。Ｘ線撮影装置１２や回診車１１において撮影条件や照射条件を設定する設定画面には体厚調整ボタンが設けられている場合がある。体厚調整情報は、体厚調整ボタンに関連づけられている情報である。体厚調整ボタンは、例えば、患者の体格に応じて、「やせ型」、「標準」、「太め」、「肥満」などに分類し、標準的な体格の患者を想定してプリセットされた撮影条件に対して、体厚調整情報に応じて照射線量を微調整するためのボタンである。

体厚調整ボタンは、体格が上記４種類に分類されている場合には、分類毎に４つのボタンが設けられる。撮影において適正化情報が出力された場合には、その撮影において使用された体厚調整ボタンに関連づけられた体厚調整情報を適正化情報で更新する。この場合、適正化情報は、患者毎ではなく、４つに分類した患者の体格毎の情報として記録される。適正化情報を患者毎に対応づける場合と比べれば精度は落ちるが、そもそも適正化情報は、体厚に依存するＸ線の露出量を適正化するための情報であるため、このようにしても一定の効果は期待できる。なお、適正化情報を体厚調整情報として使用する場合には、例えば、複数人の「やせ型」の患者Ｈに対する複数回の撮影を行って、それぞれの撮影で得られた適正化情報の平均値を用いることが好ましい。

また、上記実施形態では、適正化情報Ｔ１に基づいて求められる情報として、実照射時間Ｔ２と、実照射時間Ｔ２と適正照射時間Ｔ１の差との比として表される調整量ＡＪを出力する例で説明したが、調整量ＡＪに加えてまたはそれに代えて、実照射時間Ｔ２と適正照射時間Ｔ１との差や、この差に相当する線量（ｍＡｓ値）等を出力してもよい。

また、上記実施形態では、採光野設定部７０は、採光野４９を、撮影条件に基づいて設定しているが、これに代えて、Ｘ線画像検出装置１３において、照射開始時（時刻ｔ０）に得られる複数の検出画素４０ｂに対応する入射線量の瞬時値を画像化し、画素値が所定範囲内にある領域の特定や、パターン認識等により診断部位を特定することで、採光野４９を自動設定してもよい。

また、上記実施形態では、Ｘ線画像検出装置１３へのＸ線の入射線量を、撮像部４３内に設けた検出画素４０ｂにより検出しているが、Ｘ線画像検出装置１３で入射線量を検出する態様としては検出画素４０ｂ以外の態様でもよい。例えば、撮像部４３として、画素に蓄積した電荷を破壊せずに読み出し可能なＣＭＯＳ型イメージセンサを用いれば、検出画素４０ｂを設けずに入射線量の検出が可能である。また、線量検出部をＸ線画像検出装置１３と一体に設けなくてもよく、例えば、周知のイオンチャンバ（電離箱）などを線量検出部として用いてもよい。

また、上記実施形態では、適正化情報の出力先をコンソール１４の表示部１４ｃとしているが、Ｘ線撮影装置１２以外の他の端末や装置の表示部を出力先としてもよい。また、記憶部１４ｄをＸ線撮影装置１２以外のサーバとしてもよい。また、表示部１４ｃと記憶部１４ｄの両方に適正化情報を出力する例で説明しているが、少なくとも１つに出力するようにしてもよい。

本発明は、ＡＥＣ機能に対応していないＸ線照射装置を用いる場合に、効果を有するものであるので、Ｘ線照射装置やＸ線撮影装置の形態は、上記実施形態に限らない。例えば、Ｘ線照射装置を回診車１１の形態で説明したが、据え置き型のＸ線照射装置など回診車１１以外の形態のＸ線照射装置と組み合わせてＸ線撮影装置１２を用いてもよい。また、Ｘ線画像検出装置１３を電子カセッテの形態で説明したが、据え置き型のＸ線画像検出装置でもよい。

また、上記実施形態では、検出パネル３０を、シンチレータ３５を光検出基板３６のＸ線入射側に配置して構成しているが、シンチレータ３５を光検出基板３６のＸ線入射側とは反対側に配置してもよい。この場合には、シンチレータ３５は、光検出基板３６を透過したＸ線を吸収して可視光を発生し、光検出基板３６は、この可視光を光電変換して信号電荷を生成する。

また、上記実施形態では、検出パネル３０を、Ｘ線を可視光に変換し、この可視光を信号電荷に変換する間接変換型としているが、アモルファスセレン等の光導電膜によりＸ線を直接信号電荷に変換する直接変換型としてもよい。

また、上記実施形態では、放射線としてＸ線を用いているが、γ線等の放射線を用いてもよい。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ 回診車
１２ Ｘ線撮影装置
１３ Ｘ線画像検出装置
１４ コンソール
１５ ベッド
２３ Ｘ線源
３０ 検出パネル
３１ 制御基板
３２ バッテリ
３３ 通信部
３５ シンチレータ
３６ 光検出基板
４０ 画素
４０ａ 通常画素
４０ｂ 検出画素
４３ 撮像部
４５ フォトダイオード
４７ 短絡線
４９ 採光野
６０ 積分アンプ
６１ ゲインアンプ

Claims (16)

1. 放射線照射装置から照射され被写体を透過した放射線により前記被写体を撮像して放射線画像を得る撮像部と、
   前記撮像部に入射する前記放射線の線量を検出する線量検出部と、
   前記放射線照射装置からの放射線の照射開始を判定する照射判定部と、
   前記線量検出部により検出される前記線量を積算した累積線量を算出し、前記累積線量と所定の適正値との大小関係を判定する累積線量判定部と、
   前記照射判定部により前記照射開始と判定されてから、前記累積線量判定部により前記累積線量が前記適正値に達すると判定されるまでの適正照射時間を算出する照射時間算出部と、
   前記適正照射時間または前記適正照射時間に基づいて求められる情報を含み、前記放射線照射装置が照射する前記放射線の照射線量を適正化するための適正化情報を出力する出力部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
2. 前記適正値は、前記放射線画像の露出を適正にするために必要な必要線量に対応する値であることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
3. 前記累積線量判定部は、前記放射線の照射中に前記累積線量が前記適正値に達した場合には、前記累積線量が前記適正値に達した時刻を検出することを特徴とする請求項２に記載の放射線撮影装置。
4. 前記累積線量判定部は、前記累積線量が前記適正値に達する前に前記放射線の照射が終了した場合には、前記累積線量が前記適正値に達する時刻を推定することを特徴とする請求項２または３に記載の放射線撮影装置。
5. 前記照射時間算出部が前記適正照射時間を算出した今回の撮影における前記放射線照射装置の照射時間と、前記適正照射時間とに基づいて、次回以降の撮影時に用いられる前記照射線量の調整量を、前記適正化情報として算出する照射線量調整量算出部を備えていることを特徴とする請求項２から４いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
6. 前記照射判定部は、前記放射線の照射開始の判定の他に、前記放射線の照射終了を判定し、
   前記照射時間算出部は、前記適正照射時間の他に、前記照射判定部により前記照射開始が判定された時刻から、前記照射終了が判定された時刻までの実照射時間を算出し、
   前記照射線量調整量算出部は、今回の撮影における前記照射時間として、前記実照射時間を使用することを特徴とする請求項５に記載の放射線撮影装置。
7. 前記照射線量調整量算出部は、前記調整量を、前記今回の撮影における前記照射時間と、前記照射時間と前記適正照射時間の差との比で表すことを特徴とする請求項５または６に記載の放射線撮影装置。
8. 前記出力部は、前記適正化情報を表示部及び記憶部の少なくとも１つに出力することを特徴とする請求項２から７いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
9. 前記出力部は、前記適正化情報と、前記照射線量を決める照射条件とを対応づけて出力することを特徴とする請求項８に記載の放射線撮影装置。
10. 前記照射条件は、前記照射時間算出部が前記適正照射時間を算出した今回の撮影において、前記放射線照射装置に設定された管電圧、管電流、及び照射時間を含むことを特徴とする請求項９に記載の放射線撮影装置。
11. 前記適正化情報は、さらに、前記被写体を識別する被写体識別情報と対応づけられることを特徴とする請求項９または１０に記載の放射線撮影装置。
12. 前記被写体識別情報には、前記被写体の患者名、患者ＩＤ及び撮影部位の少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項１１に記載の放射線撮影装置。
13. 前記表示部及び前記記憶部の少なくとも１つを備えていることを特徴とする請求項８から１２いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
14. 前記照射判定部は、前記線量検出部により検出される前記線量に基づいて判定することを特徴とする請求項１から１３いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
15. 前記線量検出部は、前記撮像部に設けられていることを特徴とする請求項１４に記載の放射線撮影装置。
16. 前記撮像部、前記線量検出部、前記照射判定部、前記累積線量判定部、及び前記照射時間算出部を有する放射線画像検出装置と、
    前記出力部を有し、前記放射線画像検出装置から前記放射線画像及び前記適正照射時間を受信可能なコンソールとを備えていることを特徴とする請求項１から１５いずれか１項に記載の放射線撮影装置。

Images