JP2017136186A - 放射線画像撮影システム - Google Patents

放射線画像撮影システム Download PDF

Info

Publication number
JP2017136186A
JP2017136186A JP2016018560A JP2016018560A JP2017136186A JP 2017136186 A JP2017136186 A JP 2017136186A JP 2016018560 A JP2016018560 A JP 2016018560A JP 2016018560 A JP2016018560 A JP 2016018560A JP 2017136186 A JP2017136186 A JP 2017136186A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radiation
dose
generator
subject
radiographic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2016018560A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6940929B2 (ja
Inventor
成夫 永野
Shigeo Nagano
成夫 永野
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Konica Minolta Inc
Original Assignee
Konica Minolta Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Konica Minolta Inc filed Critical Konica Minolta Inc
Priority to JP2016018560A priority Critical patent/JP6940929B2/ja
Priority to US15/354,687 priority patent/US10413269B2/en
Publication of JP2017136186A publication Critical patent/JP2017136186A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6940929B2 publication Critical patent/JP6940929B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4266—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/486—Diagnostic techniques involving generating temporal series of image data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

【課題】被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影において撮影ごとに被写体に照射される放射線の線量ができるだけ同じになるように調整することが可能な放射線画像撮影システムを提供する。【解決手段】放射線画像撮影システム１００は、放射線発生装置４０と被写体Ｈとの間に配置され、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄを検出可能な線量検出手段５０と、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるように放射線発生装置４０を制御する制御手段６０とを備え、制御手段６０は、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるように放射線発生装置４０の管電流Ｉ等を設定するように構成されており、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄと目標線量ｄtargetとの間に差が生じた場合に管電流Ｉ等を補正して設定する。【選択図】図３

Description

本発明は、放射線画像撮影システムに係り、特に被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムに関する。
従来のフィルム／スクリーンや輝尽性蛍光体プレートに代わって放射線画像を撮影する装置として、複数の放射線検出素子が二次元状（マトリクス状）に配列され、放射線の照射により各放射線検出素子内で発生した電荷を信号値としてそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置（flat panel detector。半導体イメージセンサー等ともいう。）が開発されている。
そして、従来のフィルム／スクリーンや輝尽性蛍光体プレートでは、それらに放射線を複数回照射すると二重露光や多重露光の問題が生じてしまうが、放射線画像撮影装置では検出した信号値を撮影ごとに装置内のメモリーに保存したり外部に転送する等して続けて撮影を行うことができる。このように、放射線画像撮影装置を用いることで、被写体の撮影部位に放射線を複数回照射して動態撮影等を行うことができる。
動態撮影では、例えば撮影部位として被写体である患者の胸部に放射線を複数回照射して撮影を行うと、例えば図８に示すように、患者の肺野Ｒの各時間位相Ｔ（Ｔ＝ｔ０〜ｔ６）の各放射線画像（すなわち動態画像を構成する各フレーム画像）を得ることができ、これらの各フレーム画像を解析することで、肺野Ｒの最大吸気位や最大呼気位、呼気期、吸気期等を割り出すことができる。そして、このような動態画像をさらに解析して、診断に応用する試みがなされるようになってきている。
なお、本発明が適用される対象は、このような動態撮影だけでなく、例えば通常の動画撮影や、トモシンセシス撮影、デュアルエナジーサブトラクション（dual energy subtraction）法を用いた撮影、放射線画像撮影装置を移動させながら放射線を複数回照射して行う長尺撮影等も含まれ、被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影であれば本発明の対象となる。
そして、このように被写体である患者に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する場合、照射される放射線の線量が照射ごとにばらつくと、例えば動画撮影のような場合には動画を構成する各フレーム画像の明るさが画像ごとに変わり、非常に見づらくなる。
また、例えば図８に示した動態撮影では、各フレーム画像の明るさを解析することで肺野Ｒに取り込まれた空気量や血流の量等を知ることができ、肺野Ｒにおける換気機能や肺血流機能等の診断に用いることが可能となるが、上記のように撮影ごとに照射される放射線の線量がばらつき、各フレーム画像中の明暗が、上記のような肺野Ｒに取り込まれる空気量や血流の量等によるものか、照射される放射線の線量がばらつきによるものかが区別できず、動態画像を見て行われた診断に誤りが生じる可能性がある。
そこで、特許文献１では、放射線発生装置から照射され被写体や放射線画像撮影装置を透過した放射線を検出し、検出された放射線の線量を放射線発生装置にフィードバックして放射線発生装置から照射される放射線の線量を制御する技術が開示されている。また、特許文献２では、放射線画像撮影装置での撮影に必要な放射線の線量（の総量）を予め記憶しておき、この総量（の総量）と被写体の所定の領域を透過した放射線とに基づいて被写体に対して照射する放射線の線量を決定する技術が開示されている。
特開２００１−３０５２３２号公報 特開２００２−２５３５４１号公報
しかしながら、特許文献１、２に記載された技術は、いずれも被写体等を透過した後の放射線をフィードバックして放射線発生装置から照射される放射線の線量を調整するものであるが、このように構成すると、少なくとも動態撮影（図８参照）を行う場合には問題が生じる。
すなわち、被写体に放射線を複数回照射して動態撮影を行う場合、仮に撮影ごとに被写体に照射される放射線の線量が同じであったとしても、図８に示したように、例えば最大吸気位の場合（Ｔ＝ｔ０、ｔ６参照）と最大呼気位の場合（Ｔ＝ｔ３参照）とでは、少なくとも肺野Ｒの部分の明るさが異なる。すなわち、肺野Ｒの部分での放射線の透過量が、例えば最大吸気位の場合と最大呼気位の場合とで異なる。
それにもかかわらず、上記のように被写体（この場合は肺野Ｒ）を透過した後の放射線をフィードバックして放射線発生装置から照射される放射線の線量を調整すると、例えば最大吸気位の場合（Ｔ＝ｔ０、ｔ６参照）の肺野Ｒの明るさと、最大呼気位の場合（Ｔ＝ｔ３参照）の肺野Ｒの明るさとが、あまり変わらなくなる。そのため、各フレーム画像を解析しても、肺野Ｒに取り込まれた空気量や血流の量等を的確に知ることができなくなり、動態画像（すなわち各フレーム画像）を肺野Ｒにおける換気機能や肺血流機能等の診断に用いることができなくなる。
このように、例えば動態撮影の場合には、被写体を透過した後の放射線をフィードバックして放射線発生装置から照射される放射線の線量を調整してしまうと、診断等の用に供する画像を撮影できなくなってしまう。そのため、動態撮影の場合だけでなく、トモシンセシス撮影等の他の撮影でも同様であるが、被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影においては、被写体に照射される放射線の線量（すなわち被写体に照射される前の放射線の線量）等が撮影ごとにできるだけ同じになるように調整されるべきである。
本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影において撮影ごとに被写体に照射される放射線の線量ができるだけ同じになるように調整することが可能な放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。
前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線を照射する放射線発生装置と、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線発生装置と被写体との間に配置され、被写体に照射される放射線の線量を検出可能な線量検出手段と、
被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置を制御する制御手段と、
を備え、
前記制御手段は、
被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置の管電流またはｍＡｓ値を設定するように構成されており、
前記線量検出手段が検出した放射線の線量と前記目標線量との間に差が生じた場合に前記管電流または前記ｍＡｓ値を補正して設定することを特徴とする。
また、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線を照射する放射線発生装置と、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
放射線が複数回照射される際に、被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置を制御する制御手段と、
を備え、
前記制御手段は、前記放射線発生装置から放射線が照射された際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報が、過去に前記放射線発生装置から前記目標線量の放射線を照射した際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報と同じになるように前記放射線発生装置を制御することを特徴とする。
また、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線を照射する放射線発生装置と、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線発生装置と被写体との間に配置され、被写体に照射される放射線の線量を検出可能な線量検出手段と、
放射線が照射されるごとに前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいてそれぞれ放射線画像を生成する画像処理装置と、
を備え、
前記画像処理装置は、前記信号値が前記放射線画像撮影装置で読み出される直前に前記線量検出手段が検出した前記放射線の線量に基づいて当該信号値を補正して、前記各放射線画像が被写体に同じ線量の放射線が照射された状態で撮影された状態になるように前記放射線画像を生成することを特徴とする。
また、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線を照射する放射線発生装置と、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
放射線が照射されるごとに前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいてそれぞれ放射線画像を生成する画像処理装置を備え、
前記画像処理装置は、前記信号値が前記放射線画像撮影装置で読み出される直前に前記放射線発生装置から放射線が照射された際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報に基づいて当該信号値を補正して、前記各放射線画像が被写体に同じ線量の放射線が照射された状態で撮影された状態になるように前記放射線画像を生成することを特徴とする。
本発明のような方式の放射線画像撮影システムによれば、被写体に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影において撮影ごとに被写体に照射される放射線の線量ができるだけ同じになるように調整して、照射される放射線の線量にばらつきが生じることを的確に抑制することが可能となる。
放射線発生装置を搭載した回診車を病室等に搬送し、放射線発生装置から放射線を複数回照射させて撮影を行う状態を表す図である。 放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。 第１の実施形態に係る放射線画像撮影システムを表す図である。 線量検出手段が検出した放射線の線量が目標線量からずれた場合に補正値に基づいて制御を行うと線量が目標線量に戻ることを説明する図である。 一連の撮影における１回目の撮影で放射線の線量が目標線量からずれた場合でも図４と同様の制御を行うことで線量が目標線量に戻ることを説明する図である。 第２の実施形態に係る放射線画像撮影システムを表す図である。 放射線源から放射線を照射させた際の放射線発生装置のジェネレーターにおける電圧や電流を時間的にサンプリングした場合の波形を表す図である。 被写体である患者の肺野の動態撮影で撮影される各フレーム画像を表す図である。
以下、本発明に係る放射線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。
なお、本発明は、例えば病院等の撮影室で撮影が行われる場合に適用されるが、例えば図１に示すように、放射線発生装置４０を搭載した回診車９０を病室ＳＲ等に搬送し、放射線技師等の操作者Ａが被写体Ｈである患者とベッドＢとの間に放射線画像撮影装置１を差し込む等してセットし、放射線発生装置４０から放射線Ｘを複数回照射させて撮影を行うような場合にも適用される。
また、図１や後述する図３等では、被写体Ｈである患者が横臥した状態（すなわち臥位の状態）で撮影を行う場合が示されているが、本発明はこれに限定されず、例えば患者が起立した状態（すなわち立位の状態）で撮影を行う場合にも適用される。
さらに、以下では、放射線発生装置４０から被写体Ｈに放射線Ｘを複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する動態撮影や動画撮影、トモシンセシス撮影、デュアルエナジーサブトラクション法を用いた撮影、長尺撮影等を、説明を簡単にするために、一連の撮影という。
［放射線画像撮影装置について］
ここで、以下の各実施形態に係る放射線画像撮影システムで用いられる放射線画像撮影装置について簡単に説明する。なお、以下では、放射線画像撮影装置１が可搬型に構成されている場合について説明するが、例えば支持台等と一体的に形成された専用機型等として構成することも可能である。
図２は、放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。図２に示すように、放射線画像撮影装置１では、図示しないセンサー基板上に複数の放射線検出素子７が二次元状（マトリクス状）に配列されている。そして、各放射線検出素子７は、図示しない被写体を透過した放射線が照射されると、その線量に応じた電荷を発生させるようになっている。また、各放射線検出素子７には、バイアス線９や結線１０を介してバイアス電源１４から逆バイアス電圧が印加されるようになっている。
また、走査駆動手段１５では、電源回路１５ａから配線１５ｃを介して供給されたオン電圧とオフ電圧がゲートドライバー１５ｂで切り替えられて走査線５の各ラインＬ１〜Ｌｘに印加されるようになっている。そして、各放射線検出素子７には、スイッチ素子としてＴＦＴ（Thin Film Transistor）８が接続されており、ＴＦＴ８は走査線５を介してオフ電圧が印加されるとオフ状態になり、放射線検出素子７と信号線６との導通を遮断して、放射線検出素子７内で発生した電荷を放射線検出素子７内に蓄積させる。また、ＴＦＴ８は、走査線５を介してオン電圧が印加されるとオン状態になって、放射線検出素子７内に蓄積された電荷を信号線６に放出させるようになっている。
読み出しＩＣ１６内には複数の読み出し回路１７が設けられており、各信号線６は、それぞれ読み出し回路１７に接続されている。そして、各放射線検出素子７からの信号値の読み出し処理の際、ゲートドライバー１５ｂからオン電圧が印加された走査線５に接続されている各ＴＦＴ８がオン状態になると、放射線検出素子７から電荷がＴＦＴ８を介して信号線６に放出されて読み出し回路１７に流れ込む。そして、読み出し回路１７の増幅回路１８では流れ込んだ電荷の量に応じた電圧値が出力される。
そして、相関二重サンプリング回路（図２では「ＣＤＳ」と記載されている。）１９は、増幅回路１８から出力された電圧値をアナログ値の信号値Ｄとして読み出して下流側に出力し、出力された信号値Ｄはアナログマルチプレクサー２１を介してＡ／Ｄ変換器２０に順次送信され、Ａ／Ｄ変換器２０でデジタル値の信号値Ｄに順次変換されて記憶手段２３に順次保存される。そして、ゲートドライバー１５ｂから走査線５の各ラインＬ１〜Ｌｘにオン電圧を順次印加させることで、各放射線検出素子７からそれぞれ信号値Ｄを読み出すように構成されている。
制御手段２２は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等で構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。
制御手段２２には、ＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）やＳＤＲＡＭ（Synchronous ＤＲＡＭ）、ＮＡＮＤ型フラッシュメモリー等で構成される記憶手段２３が接続されており、また、アンテナ２９やコネクター２７を介して外部と無線方式や有線方式で通信を行う通信部３０が接続されている。また、制御手段２２には、前述した走査駆動手段１５や読み出し回路１７、記憶手段２３、バイアス電源１４等が接続されている。なお、図２では、放射線画像撮影装置１が内蔵電源２４を有している場合が示されているが、外部から電力の供給を受けるように構成することも可能である。
そして、制御手段２２は、走査駆動手段１５や各読み出し回路１７等を制御して、放射線Ｘが照射されるごとに上記の信号値Ｄの読み出し処理を行わせ、読み出した信号値Ｄを記憶手段２３に一旦保存させる。そして、記憶手段２３に保存した信号値Ｄを、信号値Ｄの読み出し処理を行うごと（すなわち放射線画像撮影装置１に放射線が照射されるごと）に画像処理装置７０（後述する図３や図６等参照）に転送し、或いは、放射線を複数回照射して行われる一連の撮影が終了した後で、各信号値Ｄ等をまとめて画像処理装置７０に転送するようになっている。
なお、図３等では、放射線画像撮影装置１から画像処理装置７０に無線方式で各信号値Ｄを転送する場合が示されているが、図示しないケーブル等を介して各信号値Ｄを有線方式で画像処理装置７０に転送するように構成することも可能である。
［画像処理装置における放射線画像の生成処理等について］
そして、画像処理装置７０では、放射線画像撮影装置１から転送されてきた各信号値Ｄに対して、いわゆる欠陥画素補正や正規化処理、ダーク補正、ゲイン補正、撮影部位（例えば肺野Ｒ等）に応じた階調処理等の画像処理が行われて、放射線画像が生成されるようになっている。
［第１の実施の形態］
次に、本発明の第１の実施形態に係る放射線画像撮影システムについて説明する。図３は、第１の実施形態に係る放射線画像撮影システムを表す図である。以下の各実施形態においても同様であるが、本実施形態では、放射線画像撮影システム１００は、被写体Ｈを介して放射線画像撮影装置１に放射線Ｘを複数回照射して複数枚の放射線画像（フレーム画像）を撮影するシステム（すなわち一連の撮影を行うシステム）である。
そして、放射線画像撮影システム１００は、主に、上記の放射線画像撮影装置１と、放射線発生装置４０と、線量検出手段５０と、制御手段６０とを備えており、さらに画像処理装置７０を備えている。
放射線発生装置４０は、ジェネレーター４１と放射線源４２とを備えている。放射線発生装置４０のジェネレーター４１には、管電圧や管電流（或いはｍＡｓ値）、照射させる放射線のパルス数（すなわち一連の撮影における放射線Ｘの照射回数）、パルス幅（すなわち１回の照射における放射線Ｘの照射開始から照射終了までの時間）等の撮影条件を設定することができるようになっている。
そして、放射線発生装置４０のジェネレーター４１は、それらの撮影条件が設定されると、設定された管電圧や管電流等を放射線源４２に供給して、放射線源４２から設定されたパルス幅で設定された回数だけ放射線Ｘを照射させるように放射線源４２を制御するようになっている。
放射線発生装置４０の放射線源４２は、例えば医療現場で広く一般に用いられている図示しないクーリッジＸ線源や回転陽極Ｘ線源等を備えて構成されているが、それ以外の管球を備えるように構成することも可能である。そして、放射線源４２は、上記のようにしてジェネレーター４１に設定された管電流やｍＡｓ値に応じた線量の放射線を照射するようになっている。また、本実施形態では、放射線源４２から照射された放射線Ｘの照射野を絞るための図示しないコリメーター（絞り）が内蔵されたコリメーター部４３が、放射線源４２の放射線Ｘが出射される側に配設されている。
そして、コリメーター部４３に内蔵されたコリメーターの放射線Ｘが出射される側には、放射線源４２から照射された放射線Ｘの線量を検出可能な線量検出手段５０が取り付けられている。なお、検量検出手段５０は、図３に示すように、コリメーター部４３の放射線Ｘの出射される側に取り付けられていてもよく、また、図示を省略するが、コリメーター部４３内に設けられていてもよく、コリメーターの放射線Ｘが出射される側に取り付けられていればよい。
なお、線量検出手段５０の配置位置としては、本実施形態のようにコリメーターに取り付けるように構成することも可能であるが、例えば被写体Ｈの放射線源４２側（すなわち図３では被写体Ｈの上側）の放射線Ｘが照射される位置（なお撮影部位の撮影の邪魔にならない位置）に配置するように構成することも可能である。
本実施形態では、このように、線量検出手段５０をコリメーターの放射線Ｘの出射側に取り付けることで、検量検出手段５０が、放射線発生装置４０の放射線源４２と被写体Ｈとの間に配置されるようになっている。
また、本実施形態では、線量検出手段５０として面積線量計が用いられるようになっており、線量検出手段５０は、放射線源４２から照射され、コリメーター部４３に内蔵されたコリメーターで照射野が絞られ、線量検出手段５０を通過した放射線Ｘの面積線量（Dose Area Product：ＤＡＰ）を検出するようになっている。
なお、線量検出手段５０としては、これ以外にも、例えば半導体検出器等の線量計を用いることも可能であり、また、線量検出手段５０が検出する放射線Ｘの線量は、面積線量ではなく例えば単位面積あたりの線量等であってもよい。そのため、以下では、面積線量や単位面積あたりの線量等を総称して、単に放射線Ｘの線量ｄという。
そして、線量検出手段５０は、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射されるごとに放射線Ｘの線量ｄを検出して、制御手段６０に送信するようになっている。
本実施形態では、制御手段６０は、放射線発生装置４０に設けられているマイクロコンピューターで構成されている。しかし、これ以外にも、例えば放射線発生装置４０のジェレネーター４１を制御手段６０として用いるように構成してもよく、また、放射線発生装置４０とは別体の装置として制御手段６０を構成することも可能である。そして、制御手段６０には、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や不揮発メモリー等で構成された記憶手段６１が接続されている。
［制御手段による放射線発生装置の制御について］
本実施形態では、上記のように放射線発生装置４０から放射線Ｘが複数回照射されて動態撮影等の一連の撮影が行われるが、制御手段６０は、放射線Ｘが照射されるごとに、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるように放射線発生装置４０を制御するようになっている。そして、その際、制御手段６０は、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して前述した管電流やｍＡｓ値（以下、管電流Ｉ等という。）を設定して制御するようになっている。以下、その制御の仕方について具体的に説明する。
通常、放射線発生装置４０に対して，定期的に、或いは必要に応じて、キャリブレーション（校正）が行われる。そして、キャリブレーションが行われた後、しばらくの間は、一連の撮影を行う際に放射線発生装置４０のジェネレーター４１に所定の管電流Ｉ等を設定すると、放射線源４２からは、その管電流Ｉ等に応じた校正された線量ｄの放射線Ｘが照射される。
そのため、本実施形態では、上記の目標線量ｄtargetとして、放射線発生装置４０のキャリブレーションの際に放射線発生装置４０のジェネレーター４１に管電流Ｉ等を設定して放射線発生装置４０の放射線源４２から照射させた放射線Ｘの線量ｄ（すなわち校正線量ｄcalib）が用いられるようになっている。
しかし、キャリブレーションが行われてから時間が経過すると、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に同じ管電流Ｉ等を設定しても、放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄは、経過時間が長くなるに従って徐々に小さくなっていく（すなわちいわゆる「へたり」が生じる）。
そのため、本実施形態では、制御手段６０は、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるようにするために、線量検出手段５０が検出して送信してきた実際の放射線Ｘの線量ｄを監視し、線量検出手段５０が検出した実際の放射線Ｘの線量ｄと目標線量ｄtargetとの間に差が生じた場合に、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電流Ｉ等を補正して設定するようになっている。
その際、本実施形態では、制御手段６０は、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して、例えば「管電流Ｉ等をｃ％増加させよ」等の形で指示を出して管電流Ｉ等を補正して設定するように構成されており、この場合のｃ（百分率）を、以下、補正値ｃという。すなわち、放射線発生装置４０のジェネレーター４１は、制御手段６０から上記の指示があると、撮影前に放射線技師等の操作者Ａにより設定された管電流Ｉ等を（１＋ｃ／１００）倍して補正して設定する。
なお、制御手段６０が放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して例えば「管電流Ｉ等をｃ倍せよ」の形で指示を出すように構成した場合は、補正値ｃは小数であり、放射線発生装置４０のジェネレーター４１は、制御手段６０から上記の指示があると、設定された管電流Ｉ等をｃ倍して補正して設定する。このように、補正値ｃは必ずしも百分率で表わされる必要はない。
また、この場合、例えば、制御手段６０は、補正値ｃと放射線Ｘの線量ｄとの関係（すなわち放射線Ｘの線量ｄを目標線量ｄtargetにするためには補正値ｃをどのような値に設定すればよいかを表す関係）を表す関係式やグラフ等を予め有しておき、線量検出手段５０から放射線Ｘの線量ｄが送信されてくると、それと上記の関係から補正値ｃを割り出すように構成することが可能である。
一方、上記のように一連の撮影における１回目の撮影（例えば図８に示した動態撮影におけるＴ＝ｔ０のフレーム画像を撮影する撮影）において、上記の補正値ｃを割り出そうとしても、まだ放射線Ｘの照射が開始されておらず、線量検出手段５０から放射線Ｘの線量ｄのデータが送信されていない。そのため、制御手段６０は、管電流Ｉ等の補正値ｃを割り出すことができない。
そこで、例えば、一連の撮影における1回目の撮影の際は、制御手段６０は、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電流Ｉ等を補正して設定する処理を行わないように構成することが可能である。そして、その場合、画像処理装置７０では、１回目の撮影で得られた信号値Ｄに基づく放射線画像の生成を行わないように、或いは生成した放射線画像を廃棄するように構成することが可能である。なお、1回目の撮影の際、線量検出手段５０での放射線Ｘの線量ｄの検出は行われる。
しかし、本実施形態では、制御手段６０は、一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃについては、過去の撮影時に管電流Ｉ等を補正した際の補正値ｃoldを補正値ｃとして用いて管電流Ｉ等を補正し、補正した管電流Ｉ等を放射線発生装置４０のジェネレーター４１に設定するようになっている。そのため、本実施形態では、制御手段６０は、例えば、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に指示するために補正値ｃを割り出すごとに、割り出した補正値ｃを記憶手段６１（図３参照）に補正値ｃoldとして記憶させるようになっている。
そして、制御手段６０は、一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃを割り出す際には、記憶手段６１に記憶されている過去に割り出した補正値ｃoldのうち例えば直近の補正値ｃold（すなわち過去の補正値ｃのうち最後に割り出して記憶手段６１に記憶させた補正値ｃold）を抽出し、それをこれから行われる一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃとして用いるように構成することができる。
なお、前述したように、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた後、最初に一連の撮影を行う際に放射線発生装置４０のジェネレーター４１に所定の管電流Ｉ等を設定すると、放射線源４２からその管電流Ｉ等に応じた線量ｄ（すなわち前述した校正線量ｄcalibであり本実施形態では目標線量ｄtarget）の放射線Ｘが照射されるため、一連の撮影における１回目の撮影の際には管電流Ｉ等を補正する必要はない。そのため、過去の撮影時に管電流Ｉ等を補正した際の補正値ｃoldを用いる必要もなくなる。
このように、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われると、その後、最初に一連の撮影を行う際には、過去の撮影時に管電流Ｉ等を補正した際の補正値ｃoldは不要になるため、本実施形態では、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた際に、記憶手段６１から過去の補正値ｃoldが削除されるようになっている。
なお、過去の補正値ｃoldは、放射線発生装置４０の放射線源４２の経年劣化等を示すものでもあるため、過去の補正値ｃoldを記憶手段６１に残しておいて経年劣化の判断等に用いるように構成することも可能であり、或いはキャリブレーション時等に過去の補正値ｃoldを外部装置に出力するように構成することも可能である。
［作用］
次に、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００の作用について説明する。
まず、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた後、最初に動画撮影等の一連の撮影を行う場合について説明する。
前述したように、放射線技師等の操作者Ａは、一連の撮影前に、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電圧や管電流（或いはｍＡｓ値。すなわち上記の管電流Ｉ等）、放射線のパルス数、パルス幅等の撮影条件を入力して設定する。なお、撮影オーダー情報等からそれらの撮影条件等を自動的にジェネレーター４１に入力するように構成することも可能である。
そして、制御手段６０は、線量検出手段５０を起動させる。操作者Ａ等が手動で線量検出手段５０を起動させるように構成することも可能である。
そして、この場合は、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた後の最初の一連の撮影であり、上記のように、一連の撮影における１回目の撮影では、放射線発生装置４０の放射線源４２からは、ジェネレーター４１に設定された所定の管電流Ｉ等に応じた線量ｄすなわち校正線量ｄcalibの放射線Ｘが照射される。
そのため、図４に示すように、線量検出手段５０で検出される放射線Ｘの線量ｄは目標線量ｄtargetになる（図４中の「１」参照）。そして、この場合、制御手段６０は、照射された放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになっているため、管電流Ｉ等の補正を行わない。
なお、制御手段６０は、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われたか否かに関係なく、一連の撮影における１回目の撮影においては必ず記憶手段６１に記憶されている過去に割り出した補正値ｃoldを参照するように構成することが可能であり、このように構成しても、上記のように放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた際に記憶手段６１から過去の補正値ｃoldを削除するように構成すれば、参照すべき対象が記憶手段６１に記憶されていないため、結局、制御手段６０は、放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われた後の最初の一連の撮影における１回目の撮影では管電流Ｉ等の補正を行わないことになる。
また、この一連の撮影では、２回目以降の撮影においても照射される放射線Ｘの線量ｄが校正線量ｄcalibであり線量検出手段５０で検出される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになり、放射線源４２から照射される放射線Ｘの各線量ｄが維持される場合がある。そして、この場合は、制御手段６０は、線量検出手段５０で検出される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetである間は管電流Ｉ等の補正を行わない。
しかし、例えば、この一連の撮影のｎ回目の撮影で放射線源４２から放射線Ｘが照射された際に、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれる場合がある（図４中の「ｎ」参照）。すると、この時点で、制御手段６０は、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄと上記の関係に基づいて補正値ｃを割り出す。
そして、制御手段６０は、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して例えば「管電流Ｉ等をｃ％増加させよ」と指示を出して管電流Ｉ等を補正して設定する。そして、制御手段６０は、上記のようにして補正値ｃを割り出すと、割り出した補正値ｃを記憶手段６１に補正値ｃoldとして記憶させる。
この場合、例えば、制御手段６０から放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して上記の指示を出す処理をｎ＋１回目以降の各撮影ごとに繰り返すように構成することも可能であり、また、制御手段６０が上記の指示を出すと、放射線発生装置４０のジェネレーター４１がメモリーに書き込まれている管電流Ｉ等に上書きして、補正された管電流Ｉ等（すなわち本実施形態では（１＋ｃ／１００）倍された管電流Ｉ等）をメモリーに保存するように構成することも可能である。
このようにして、一連の撮影におけるｎ＋１回目以降の撮影では、放射線発生装置４０のジェネレーター４１は放射線源４２に対して補正された管電流Ｉ等を設定するため、図４に示すように、放射線発生装置４０の放射線源４２からｎ＋１回目以降に照射される放射線Ｘの線量ｄが増加して校正線量ｄcalibに戻り、線量検出手段５０により検出される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetに戻る（図４中の「ｎ＋１」等参照）。
そのため、一連の撮影における各回の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが校正線量ｄcalibすなわち目標線量ｄtargetになるように制御することが可能となる。
一方、次の一連の撮影以降の一連の撮影（すなわち放射線発生装置４０のキャリブレーションが行われてから時間が経過した後に行われる一連の撮影）では、当該一連の撮影前に、放射線技師等の操作者Ａが放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電流Ｉ等を設定しても、放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄが、ジェネレーター４１に設定された所定の管電流Ｉ等に応じた校正線量ｄcalibになるとは限らない（すなわち線量検出手段５０で検出される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるとは限らない）。
そこで、本実施形態では、上記のように、制御手段６０は、一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃとして、記憶手段６１に記憶されている過去に割り出した補正値ｃoldのうち例えば直近の補正値ｃoldを読み出して補正値ｃとし、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して例えば「管電流Ｉ等をｃ％増加させよ」と指示を出して、操作者Ａが設定した管電流Ｉ等を補正して設定する。
放射線発生装置４０の放射線源４２の状態は、前回の一連の撮影の際の状態から大きく変化していないと考えられる。そのため、上記のように例えば直近の補正値ｃold（すなわち前回の一連の撮影で最後に補正した補正値ｃold）を今回の一連の撮影における１回目の撮影の補正値ｃとして用いれば、今回の一連の撮影における１回目の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄを校正線量ｄcalibすなわち目標線量ｄtargetにすることが可能となる。或いは、少なくとも、今回の一連の撮影における１回目の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄを、目標線量ｄtargetから大きくずれていない値にすることが可能となる。
そして、この場合も、図４に示したように、一連の撮影中に線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれた場合には（図４中の「ｎ」参照）、制御手段６０は、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄと上記の関係に基づいて補正値ｃを割り出し、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して指示を出して管電流Ｉ等を補正して設定する。
そのため、この場合も、一連の撮影における各回の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが校正線量ｄcalibすなわち目標線量ｄtargetになるように制御することが可能となる。
なお、上記のように管電流Ｉ等を補正しても、図５に示すように、一連の撮影における１回目の撮影で照射された放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれる場合もある（図５中の「１」参照）。しかし、その場合は、制御手段６０は、図４に示した場合と同様にして線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄと上記の関係に基づいて補正値ｃを割り出し、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電流Ｉ等を補正して設定するため、一連の撮影における２回目以降の撮影では、照射される放射線Ｘの線量ｄを目標線量ｄtargetに戻すことが可能となる（図５中の「２」等参照）。
このように、本実施形態では、放射線技師等の操作者Ａは、一連の撮影前に、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に対して管電流Ｉ等を入力して設定したり、撮影オーダー情報等からそれらの撮影条件等を入力させたりするだけであり、その後は、制御手段６０が、線量検出手段５０から送信されてくる放射線Ｘの線量ｄを監視し、必要に応じて放射線発生装置４０のジェネレーター４１に補正値ｃを示して管電流Ｉ等を自動的に補正して設定する。そのため、一連の撮影における各回の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが自動的に目標線量ｄtargetになるように調整される。
［効果］
以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００によれば、一連の撮影すなわち被写体Ｈに放射線Ｘを複数回照射して複数枚の放射線画像を得る撮影において、一連の撮影における各撮影ごとに被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄができるだけ同じになるように（すなわち目標線量ｄtargetになるように）自動的に調整することが可能となる。
そのため、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきが生じることを的確に抑制することが可能となり、画像処理装置７０で生成される各放射線画像（動画撮影の場合は各フレーム画像（例えば図８参照））において、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきにより画像の明るさにばらつきが生じることを的確に防止することが可能となる。
また、本実施形態では、被写体Ｈを透過した後の放射線Ｘの線量ｄではなく、上記のように被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄ（すなわち被写体Ｈに照射される前の放射線Ｘの線量ｄ）が撮影ごとに同じになるように調整される。そのため、例えば図８に示したような動態撮影を行う場合、被写体Ｈ（この場合は肺野Ｒ）を透過した後の放射線Ｘの線量ｄではなく、被写体Ｈに同じ線量ｄの放射線Ｘが照射される状態で各フレーム画像を撮影することが可能となる。
そして、前述したように、被写体Ｈを透過した後の放射線Ｘの線量ｄをフィードバックして放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄを調整すると、例えば図８に示した最大吸気位の場合（Ｔ＝ｔ０、ｔ６参照）の肺野Ｒの明るさと最大呼気位の場合（Ｔ＝ｔ３参照）の肺野Ｒの明るさとがあまり変わらなくなってしまい、各フレーム画像を解析しても肺野Ｒに取り込まれた空気量や血流の量等を的確に知ることができなくなる等の問題が生じる。
しかし、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００では、上記のように被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄ（すなわち被写体Ｈに照射される前の放射線Ｘの線量ｄ）に基づいて放射線Ｘの線量ｄが調整されるため、例えば最大吸気位の場合（図８のＴ＝ｔ０、ｔ６参照）の肺野Ｒの明るさと、最大呼気位の場合（Ｔ＝ｔ３参照）の肺野Ｒの明るさとが明確に区別できる状態で撮影することが可能となる。そのため、各フレーム画像を解析して、肺野Ｒに取り込まれた空気量や血流の量等を的確に解析することが可能となり、動態画像（すなわち各フレーム画像）を肺野Ｒにおける換気機能や肺血流機能等の診断に用いることが可能となる。
また、本実施形態では、一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃとして、過去の撮影時に管電流Ｉ等を補正した際の補正値ｃoldを用いて管電流Ｉ等を補正して設定するように構成したため、一連の撮影における１回目の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄを目標線量ｄtargetにすることが可能となり、少なくとも１回目の撮影で被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄを目標線量ｄtargetから大きくずれていない値にすることが可能となる。そのため、この点においても、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきが生じることを的確に抑制することが可能となる。
なお、放射線発生装置４０によっては、上記のように放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄがばらつく（すなわち線量ｄが経時的に緩やかに上下する）だけでなく、放射線Ｘが照射されるごとにばらつく（すなわち線量ｄが撮影ごとに細かく上下する）場合がある。
そして、このような場合も、制御手段６０が上記の実施形態と全く同様に制御して、放射線源４２から照射された放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれる度に、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に管電流Ｉ等を補正して設定するように構成することが可能である。
また、上記のような場合、放射線Ｘの線量ｄのある程度のばらつきを許容し、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄの、目標線量ｄtargetからの誤差が所定の範囲内である場合には、本実施形態で説明した上記の管電流Ｉ等の補正を行わず（或いは割り出した補正値ｃを変えず）、放射線Ｘの線量ｄの目標線量ｄtargetからの誤差が所定の範囲を越えた場合に本実施形態に係る上記の管電流Ｉ等の補正を行う（或いは新たに補正値ｃを割り出す）ように構成することも可能である。
さらに、上記のように放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄが撮影ごとに細かくばらつく場合には、一連の撮影における１回目の撮影の際の補正値ｃとして、前回の一連の撮影における直近の補正値ｃoldを用いても、放射線Ｘの線量ｄが必ずしも的確に目標線量ｄtargetになるように補正されるとは限らない。そのため、このような場合には、直近の補正値ｃoldを用いる代わりに、例えば直近の補正値ｃを含む、過去に割り出した所定の回数分の補正値ｃoldの移動平均を用いるように構成することも可能である。
このように、過去の撮影時に管電流Ｉ等を補正した際の補正値ｃoldの選び方は、放射線発生装置４０の放射線源４２の特性（例えば照射される放射線Ｘの線量ｄのばらつき）等に応じて適切に決められる。
［第２の実施の形態］
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線画像撮影システムについて説明する。なお、第１の実施形態における機能と同じ機能を有する手段や装置等については、第１の実施形態の場合と同じ符号を付して説明する。図６は、第２の実施形態に係る放射線画像撮影システムを表す図である。
第１の実施形態と同様に、本実施形態においても、制御手段６０は、一連の撮影において放射線Ｘが複数回照射される際に、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtarget（すなわち例えば校正線量ｄcalib）になるように放射線発生装置４０を制御するようになっている。
そして、上記の第１の実施形態では、放射線発生装置４０に「へたり」が生じているか否か（すなわち放射線発生装置４０のジェネレーター４１に管電流Ｉ等を設定しても実際に照射される放射線Ｘの線量ｄが校正線量ｄcalibにならずに校正線量ｄcalibよりも減少しているか否か）を、放射線発生装置４０の放射線源４２から照射された放射線Ｘの線量ｄを線量検出手段５０で検出することで判断した。
しかし、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に管電流Ｉ等を設定した際に、放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄが校正線量ｄcalibになっているか否かは、上記のように線量検出手段５０で検出しなくても、放射線発生装置４０のジェネレーター４１における実際の電圧ｖや電流ｉによっても判断することができる。
すなわち、放射線発生装置４０のジェネレーター４１に所定の管電流Ｉ等を設定しても、放射線発生装置４０に「へたり」が生じていると、校正線量ｄcalibの放射線Ｘが照射された場合と比較して放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉが変化する。
そこで、本実施形態では、制御手段６０は、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射された際の放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報が、過去に放射線発生装置４０の放射線源４２から目標線量ｄtarget（すなわち本実施形態においても校正線量ｄcalibとされる。）の放射線Ｘが照射された際のジェネレーター４１における電圧ｖoldや電流ｉoldの情報と同じになるように放射線発生装置４０のジェネレーター４１を制御するように構成されている。
そして、このように、放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報を、過去に放射線発生装置４０の放射線源４２から目標線量ｄtargetの放射線Ｘが照射された際のジェネレーター４１における電圧ｖoldや電流ｉoldの情報と同じになるようにジェネレーター４１を制御することで、一連の撮影における各撮影の際に放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄを校正線量ｄcalibにすることができ目標線量ｄtargetにすることが可能となる。
なお、前述したように、過去に放射線発生装置４０の放射線源４２から目標線量ｄtargetの放射線Ｘが照射された際のジェネレーター４１における電圧ｖoldや電流ｉoldの情報として、過去に行われた放射線発生装置４０のキャリブレーションの際の放射線発生装置４０における電圧ｖoldや電流ｉoldの情報を用いるように構成することが可能である。
このように構成すれば、制御手段６０は、放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報を、過去に行われた放射線発生装置４０のキャリブレーションの際に放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際の放射線発生装置４０における電圧ｖoldや電流ｉoldの情報と同じになるようにジェネレーター４１を制御することが可能となり、一連の撮影における各撮影の際に放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄを校正線量ｄcalib（すなわち目標線量ｄtarget）にすることが可能となる。
また、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉを時間的にサンプリングすると、例えば図７に示すような電圧ｖや電流ｉの波形を得ることができる。そこで、このようにして得られる放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの波形を、放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報として用いるように構成することが可能である。
この場合、例えば、制御手段６０が、放射線発生装置４０のジェネレーター４１から出力された上記の電圧ｖや電流ｉをサンプリングするように構成することも可能であり、或いは、サンプリングを放射線発生装置４０のジェネレーター４１が行い、その結果（図７参照）を制御手段６０に出力するように構成することも可能である。
そして、この場合、制御手段６０は、サンプリングされたジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの波形（図７参照）を監視し、例えば過去に行われた放射線発生装置４０のキャリブレーションの際に放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際の放射線発生装置４０における電圧ｖoldや電流ｉoldの波形からの変形が生じた場合（或いは変形の大きさが所定の許容範囲を越えた場合）に、照射された放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれたと判断するように構成することが可能である。
そして、制御手段６０は、照射された放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetからずれた場合には、例えば過去に行われた放射線発生装置４０のキャリブレーションの際に放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際の放射線発生装置４０における電圧ｖoldや電流ｉoldの波形を放射線発生装置４０のジェネレーター４１に送信して、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘを照射する際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの波形がその波形になるようにフィードバックをかけるようにして放射線発生装置４０のジェネレーター４１を制御するように構成することが可能である。
或いは、制御手段６０は、上記のように、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報（例えば波形。以下同じ。）が過去の電圧ｖや電流ｉの情報から変わった場合に、過去の電圧ｖoldや電流ｉoldの情報を放射線発生装置４０のジェネレーター４１に送信する代わりに、一連の撮影で放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射されるごと（すなわち一連の撮影における各撮影ごと）に送信するように構成することも可能である。
さらに、制御手段６０は、一連の撮影が開始される前に過去の電圧ｖoldや電流ｉoldの情報を放射線発生装置４０のジェネレーター４１に送信して（すなわち過去の電圧ｖoldや電流ｉoldの情報を１回だけ送信して）、それをジェネレーター４１に記憶させるようにして放射線発生装置４０のジェネレーター４１を制御するように構成することも可能である。
一方、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射された際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報として、例えば図７に示すように、放射線Ｘの照射を開始（図７におけるｔ＝０）してから時間ｔａが経過した時点での電圧ｖａや電流ｉａを用いるように構成することも可能である。
さらに、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射された際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報として、例えば図７に示した電圧ｖのグラフや電流ｉのグラフと横軸との間の面積等を算出して用いるように構成することも可能である。
［効果］
以上のように、第２の実施形態に係る放射線画像撮影システム１００においても、上記の第１の実施形態の場合と同様に、一連の撮影における各撮影ごとに被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄができるだけ同じになるように（すなわち目標線量ｄtargetになるように）自動的に調整することが可能となる。
そのため、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきが生じることを的確に抑制することが可能となり、画像処理装置７０で生成される各放射線画像（動画撮影の場合は各フレーム画像（例えば図８参照））において、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきにより画像の明るさにばらつきが生じることを的確に防止することが可能となる。
また、本実施形態においても、被写体Ｈを透過した後の放射線Ｘの線量ｄではなく、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄ（すなわち被写体Ｈに照射される前の放射線Ｘの線量ｄ）が撮影ごとに同じになるように調整されるため、例えば動態撮影で撮影された各フレーム画像において、上記の第１の実施形態の場合と同様の有益な効果を得ることが可能となる。また、第２の実施形態では、システムに線量検出手段５０を備える必要がなくなるといった利点もある。
［第３の実施の形態］
ところで、上記の第１、第２の実施形態では、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄ（第１の実施形態の場合）や、放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘを照射させた際のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの波形等の情報（第２の実施形態の場合。以下、単にジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報という。）に基づいて、放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄが目標線量ｄtargetになるようにリアルタイムで調整する場合について説明した。
しかし、放射線発生装置４０の構成や一連の撮影を行う環境等によっては、それらの情報を反映してリアルタイムで放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄを調整することができない場合もある。
そこで、そのような場合には、前述したように画像処理装置７０（図３や図６参照）で、放射線画像撮影装置１で読み出された信号値Ｄに基づいて放射線画像（動画撮影の場合はフレーム画像）を生成する際に、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄやジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報を用いて、放射線画像撮影装置１で読み出された信号値Ｄを補正し、補正した信号値Ｄに基づいて放射線画像を生成するように構成することが可能である。
そして、このように構成することで、上記の第１、第２の実施形態のように、放射線発生装置４０の放射線源４２から照射される放射線Ｘの線量ｄを目標線量ｄtarget（例えば校正線量ｄcalib）にすることはできないが、少なくとも生成された放射線画像から、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきの影響を除去することが可能となる。以下、具体的に説明する。
第３の実施形態では、一連の撮影における各撮影ごとに、図３に示した第１の実施形態の場合と同様に線量検出手段５０（図３参照）で放射線Ｘの線量ｄを検出したり（図４、図５参照）を検出したり、或いは図６に示した第２の実施形態の場合と同様に放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報を取得する（図７参照）。
そして、それらの情報（すなわち線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄや放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報）を、線量検出手段５０や放射線発生装置４０のジェネレーター４１から画像処理装置７０に直接送信してもよく、また、上記のように制御手段６０がそれらの情報を入手して画像処理装置７０に送信するように構成することも可能である。
その際、前述したように、放射線画像撮影装置１から、信号値Ｄの読み出し処理を行うごと（すなわち一連の撮影における各撮影ごと）に画像処理装置７０に信号値Ｄを転送するように構成されている場合、上記の情報も信号値Ｄとともに各撮影ごとに送信すれば、一連の撮影を行っている間に、画像処理装置７０において上記の情報に基づいて信号値Ｄを補正して放射線画像を生成することができる。
以下、このように一連の撮影における各撮影ごとに、画像処理装置７０に、信号値Ｄの転送とともに上記の情報が送信されてくる場合について説明するが、前述したように、一連の撮影が終了した後で、放射線画像撮影装置１から信号値Ｄをまとめて画像処理装置７０に転送するように構成されている場合もある。そして、この場合は、画像処理装置７０に、上記の情報を、一連の撮影における各撮影ごとに送信するように構成してもよく、或いは記憶手段６１に一旦記憶させておき、一連の撮影の終了後にまとめて送信するように構成することも可能である。
また、以下、上記の情報として、線量検出手段５０（図３参照）が検出した放射線Ｘの線量ｄの場合を例示して説明する。なお、上記の情報として、放射線発生装置４０のジェネレーター４１における電圧ｖや電流ｉの情報を送信する場合、電圧ｖや電流ｉの波形（図７参照）を送信するように構成することも可能であり、或いは、前述したように放射線Ｘの照射を開始（図７におけるｔ＝０）してから時間ｔａが経過した時点での電圧ｖａや電流ｉａ等を送信するように構成することも可能である。
この場合、画像処理装置７０は、例えば、被写体Ｈが存在しない状態で放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射された場合に放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７で読み出される信号値Ｄ０と、その際に照射された放射線Ｘの線量ｄとの関係を表す関係式やグラフ等を予め有しておく。なお、被写体Ｈが存在しない状態で放射線発生装置４０の放射線源４２から目標線量ｄtargetの放射線Ｘが照射された場合に放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７で読み出される信号値Ｄ０を、信号値Ｄ０targetという。
そして、上記のようにして、放射線画像撮影装置１で読み出された信号値Ｄと、上記の情報として線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄ（すなわち当該信号値が放射線画像撮影装置１で読み出される直前に照射された放射線Ｘの線量ｄ）が送信されてくると、画像処理装置７０は、まず、線量検出手段５０が検出した放射線Ｘの線量ｄと上記の関係に基づいて、その線量ｄの放射線Ｘが照射された際に読み出される信号値Ｄ０を割り出す。
そして、画像処理装置７０は、放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７ごとに、下記（１）式に従って、信号値Ｄを、目標線量ｄtargetの放射線Ｘが照射された場合の信号値Ｄ＊に補正する。なお、以下、Ｄ＊を補正後の信号値という。
Ｄ＊＝Ｄ×（Ｄ０taget／Ｄ０） …（１）
そして、画像処理装置７０は、前述した放射線画像の生成処理と同様に、補正後の信号値Ｄ＊に対して欠陥画素補正や正規化処理、ダーク補正、ゲイン補正、撮影部位（例えば肺野Ｒ等）に応じた階調処理等の画像処理を行って放射線画像を生成するように構成される。
このように構成すれば、生成された各放射線画像は、被写体Ｈに同じ線量ｄ（すなわち目標線量ｄtarget）の放射線Ｘが照射された状態で撮影された状態になり、前述した第１、第２の実施形態の場合と同様に、照射される放射線Ｘの線量ｄにばらつきにより画像の明るさにばらつきが生じることを的確に防止することが可能となる。
また、本実施形態においても、被写体Ｈを透過した後の放射線Ｘの線量ｄではなく、上記のように被写体Ｈが存在しない状態で放射線発生装置４０の放射線源４２から放射線Ｘが照射された場合に放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７で読み出される信号値Ｄ０と、その際に照射された放射線Ｘの線量ｄとの関係に基づいて信号値Ｄを修正するように構成することで、被写体Ｈに照射される放射線Ｘの線量ｄ（すなわち被写体Ｈに照射される前の放射線Ｘの線量ｄ）が撮影ごとに同じになるように調整された状態（すなわち各放射線画像が被写体に同じ線量の放射線が照射された状態で撮影された状態）になるため、例えば動態撮影で撮影された各フレーム画像（図８参照）において、上記の第１の実施形態や第２の実施形態の場合と同様の有益な効果を得ることが可能となる。
なお、本発明が上記の各実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。
１ 放射線画像撮影装置
７ 放射線検出素子
４０ 放射線発生装置
４２ 放射線源
５０ 線量検出手段
６０ 制御手段
７０ 画像処理装置
１００ 放射線画像撮影システム
ｃ 補正値
Ｄ 信号値
ｄ 線量
ｄtarget 目標線量
Ｈ 被写体
Ｉ 管電流
ｉ 電流
ｉold 過去の電流の情報
ｖ 電圧
ｖold 過去の電圧の情報
Ｘ 放射線

Claims (8)

  1. 放射線を照射する放射線発生装置と、
    二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
    を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
    前記放射線発生装置と被写体との間に配置され、被写体に照射される放射線の線量を検出可能な線量検出手段と、
    被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置を制御する制御手段と、
    を備え、
    前記制御手段は、
    被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置の管電流またはｍＡｓ値を設定するように構成されており、
    前記線量検出手段が検出した放射線の線量と前記目標線量との間に差が生じた場合に前記管電流または前記ｍＡｓ値を補正して設定することを特徴とする放射線画像撮影システム。
  2. 前記目標線量は、過去に行われた前記放射線発生装置のキャリブレーションの際に前記線量検出手段で検出された放射線の線量とされることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  3. 前記線量検出手段は、前記放射線発生装置の放射線源のコリメーターの放射線が出射される側に取り付けられていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
  4. 放射線を照射する放射線発生装置と、
    二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
    を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
    放射線が複数回照射される際に、被写体に照射される放射線の線量が目標線量になるように前記放射線発生装置を制御する制御手段と、
    を備え、
    前記制御手段は、前記放射線発生装置から放射線が照射された際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報が、過去に前記放射線発生装置から前記目標線量の放射線を照射した際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報と同じになるように前記放射線発生装置を制御することを特徴とする放射線画像撮影システム。
  5. 前記制御手段は、前記放射線発生装置から放射線を照射した際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報として、前記放射線発生装置から放射線を照射した際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の波形を用いることを特徴とする請求項４に記載の放射線画像撮影システム。
  6. 前記過去に前記放射線発生装置から放射線を照射した際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報として、過去に行われた前記放射線発生装置のキャリブレーションの際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報が用いられることを特徴とする請求項４または請求項５に記載の放射線画像撮影システム。
  7. 放射線を照射する放射線発生装置と、
    二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
    を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
    前記放射線発生装置と被写体との間に配置され、被写体に照射される放射線の線量を検出可能な線量検出手段と、
    放射線が照射されるごとに前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいてそれぞれ放射線画像を生成する画像処理装置と、
    を備え、
    前記画像処理装置は、前記信号値が前記放射線画像撮影装置で読み出される直前に前記線量検出手段が検出した前記放射線の線量に基づいて当該信号値を補正して、前記各放射線画像が被写体に同じ線量の放射線が照射された状態で撮影された状態になるように前記放射線画像を生成することを特徴とする放射線画像撮影システム。
  8. 放射線を照射する放射線発生装置と、
    二次元状に配列された複数の放射線検出素子を備え、前記各放射線検出素子から信号値をそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
    を備え、被写体を介して前記放射線画像撮影装置に放射線を複数回照射して複数枚の放射線画像を撮影する放射線画像撮影システムにおいて、
    放射線が照射されるごとに前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいてそれぞれ放射線画像を生成する画像処理装置を備え、
    前記画像処理装置は、前記信号値が前記放射線画像撮影装置で読み出される直前に前記放射線発生装置から放射線が照射された際の前記放射線発生装置における電圧および／または電流の情報に基づいて当該信号値を補正して、前記各放射線画像が被写体に同じ線量の放射線が照射された状態で撮影された状態になるように前記放射線画像を生成することを特徴とする放射線画像撮影システム。
JP2016018560A 2016-02-03 2016-02-03 放射線画像撮影システム Active JP6940929B2 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016018560A JP6940929B2 (ja) 2016-02-03 2016-02-03 放射線画像撮影システム
US15/354,687 US10413269B2 (en) 2016-02-03 2016-11-17 Radiographic image photographing system

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016018560A JP6940929B2 (ja) 2016-02-03 2016-02-03 放射線画像撮影システム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2017136186A true JP2017136186A (ja) 2017-08-10
JP6940929B2 JP6940929B2 (ja) 2021-09-29

Family

ID=59385907

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016018560A Active JP6940929B2 (ja) 2016-02-03 2016-02-03 放射線画像撮影システム

Country Status (2)

Country Link
US (1) US10413269B2 (ja)
JP (1) JP6940929B2 (ja)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6950483B2 (ja) * 2017-11-20 2021-10-13 コニカミノルタ株式会社 動態撮影システム
JP7087435B2 (ja) * 2018-02-19 2022-06-21 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
JP7077899B2 (ja) * 2018-09-27 2022-05-31 コニカミノルタ株式会社 撮影制御装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム及びプログラム
US20200286613A1 (en) * 2019-03-04 2020-09-10 Hologic, Inc. Detecting tube output roll off

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007082650A (ja) * 2005-09-21 2007-04-05 Toshiba Corp Ｘ線装置
JP2008119195A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp Ｘ線透視撮影装置
JP2011182974A (ja) * 2010-03-09 2011-09-22 Fujifilm Corp 放射線源の制御装置、放射線撮影システム及び曝射条件の更新方法

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4789332B2 (ja) 2001-02-28 2011-10-12 キヤノン株式会社 放射線検出システム
JP3535842B2 (ja) 2001-03-23 2004-06-07 株式会社東芝 Ｘ線像検出装置
US6744846B2 (en) * 2002-09-26 2004-06-01 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for automatic exposure control in CT scanning

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007082650A (ja) * 2005-09-21 2007-04-05 Toshiba Corp Ｘ線装置
JP2008119195A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp Ｘ線透視撮影装置
JP2011182974A (ja) * 2010-03-09 2011-09-22 Fujifilm Corp 放射線源の制御装置、放射線撮影システム及び曝射条件の更新方法

Also Published As

Publication number Publication date
US10413269B2 (en) 2019-09-17
US20170215831A1 (en) 2017-08-03
JP6940929B2 (ja) 2021-09-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5405093B2 (ja) 画像処理装置及び画像処理方法
JP5283718B2 (ja) 放射線画像検出装置及び放射線画像検出装置に用いられるゲイン設定方法
US8894280B2 (en) Calibration and correction procedures for digital radiography detectors supporting multiple capture modes, methods and systems for same
JP5927321B2 (ja) 放射線撮影装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法
US20130148782A1 (en) Radiation imaging apparatus and operation method thereof
JP6662385B2 (ja) 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
JP5042887B2 (ja) 放射線画像撮影装置
JP6940929B2 (ja) 放射線画像撮影システム
JP2013104826A (ja) 放射線画像検出装置及び放射線撮影システム
JPWO2017168849A1 (ja) 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影方法
JP2009201586A (ja) 放射線画像撮影装置
JP2008246022A (ja) 放射線撮影装置
JP6848407B2 (ja) 放射線画像撮影システム
JP6708032B2 (ja) 放射線画像撮影システム
JP2013094454A (ja) 放射線撮影装置、放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP7342984B2 (ja) 制御装置及び制御方法
JP2009279201A (ja) 放射線画像撮影装置
US20100020930A1 (en) Radiographic apparatus and radiation detection signal processing method
JP2008245999A (ja) 放射線撮影装置
JP6217112B2 (ja) 放射線画像撮影システム
JP2017124070A (ja) 放射線画像撮影システム
JP2017196009A (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
JP2006141905A (ja) Ｘ線撮影装置
US11950948B2 (en) Systems and methods for mitigating imaging artifacts
JP2013138280A (ja) 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20181225

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20191023

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20191025

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20191223

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20200219

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20200512

C60 Trial request (containing other claim documents, opposition documents)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C60

Effective date: 20200812

C22 Notice of designation (change) of administrative judge

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C22

Effective date: 20200915

C13 Notice of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C13

Effective date: 20201027

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20201222

C13 Notice of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C13

Effective date: 20210209

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210409

C22 Notice of designation (change) of administrative judge

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C22

Effective date: 20210413

C22 Notice of designation (change) of administrative judge

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C22

Effective date: 20210713

C23 Notice of termination of proceedings

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C23

Effective date: 20210727

C03 Trial/appeal decision taken

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C03

Effective date: 20210831

C30A Notification sent

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: C3012

Effective date: 20210831

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20210903

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6940929

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150