JP5544383B2

JP5544383B2 - 放射線画像検出装置および放射線撮影システム

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Publication number: JP5544383B2
Application number: JP2012028436A
Authority: JP
Inventors: 誠杉▲崎▼
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2012-02-13
Filing date: 2012-02-13
Publication date: 2014-07-09
Anticipated expiration: 2032-02-13
Also published as: US9078624B2; US20130208860A1; JP2013162963A

Description

本発明は、自動露出制御を行う放射線画像検出装置および放射線撮影システムに関する。

医療分野において、放射線、例えばＸ線を利用したＸ線撮影システムが知られている。Ｘ線撮影システムは、Ｘ線を被検体に向けて照射するＸ線源、被検体を透過したＸ線を受けてＸ線画像を検出するＸ線画像検出装置、Ｘ線源とＸ線画像検出装置の駆動を制御する制御装置、およびＸ線の照射開始指示を入力するための照射スイッチを有している。

最近のＸ線撮影システムの分野では、Ｘ線フイルムやイメージングプレート（ＩＰ）に代わり、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ；flat panel detector）を検出パネルとして用いたＸ線画像検出装置が普及している。ＦＰＤには、Ｘ線の到達線量に応じた信号電荷を蓄積する画素がマトリックス状に配列されている。ＦＰＤは、画素毎に信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を信号処理回路で電圧信号に変換することで、被検体の画像情報を表すＸ線画像を検出し、これをデジタルな画像データとして出力する。

ＦＰＤを直方体形状の筐体に内蔵した電子カセッテ（可搬型のＸ線画像検出装置）も実用化されている。電子カセッテは、撮影台に据え付けられて取り外し不可なタイプと違って、フイルムカセッテやＩＰカセッテ用の既存の撮影台や専用の撮影台に着脱可能に取り付けて使用される他、据え付け型では撮影困難な部位を撮影するためにベッド上に置いたり被検体自身に持たせたりして使用される。また、自宅療養中の高齢者や、事故、災害等による急病人を撮影するため、撮影台の設備がない病院外に持ち出して使用されることもある。

従来、Ｘ線画像検出装置と制御装置間の画像データ等の遣り取りは有線通信が主であったが、特に電子カセッテでは撮影台にセットする以外の用途で撮影時にケーブルが邪魔になることがあるため、無線通信機能を備えケーブルレスで撮影が可能な機種も開発されている。しかし無線通信は有線通信と比べて通信速度が遅く、また通信電波による誤作動の心配があり心臓にペースメーカをつけた患者に対して積極的に使いにくいという事情があるため、特許文献１のように無線通信機能だけでなく有線通信機能も搭載しておき、電子カセッテが撮影台にセットされたときは無線通信を禁止して有線通信に切り替える等、状況に応じて使い分けているのが実情である。

無線通信機能と有線通信機能を両方搭載したＸ線画像検出装置は、無線通信時は外部からの電源供給の術がないためバッテリを内蔵している。有線通信時は外部から電源供給を受けることができ、バッテリも充電することができる。また無線通信と比べて通信障害も起きにくい。このため、無線通信機能と有線通信機能を両方搭載したＸ線画像検出装置は、ケーブルが接続されたときは有線通信に切り替えている。

また、被検体を透過したＸ線の線量を検出する線量検出センサを設けて、線量検出センサで検出した線量の積算値（累積線量）が予め設定した閾値に達したら、または累積線量が閾値に達すると予想される時間を算出して予想時間が経過したら、Ｘ線源によるＸ線の照射を停止させ、Ｘ線画像検出装置では蓄積動作から読み出し動作に移行させる自動露出制御（ＡＥＣ；Automatic Exposure Control）も行われている。

特許文献２には、撮影用の画素の一部を線量検出センサとして利用し、Ｘ線の照射を停止させるための信号（照射停止信号）を制御装置と有線で遣り取りするＸ線画像検出装置が記載されている。

特開２００８−１５４７２１号公報特開２００２−０００５９０号公報

上述のように、有線通信は様々なメリットがあるが、照射停止信号を含むＡＥＣ用の信号に関しては必ずしもそうとはいえない。というのは、特許文献２のようにＡＥＣ用の信号を有線通信するシステムを組んだ場合、ネットワーク系の障害でＡＥＣ用の信号が通信できなくなったときにすぐに復帰することが難しいからである。

具体的には、有線通信の障害の原因としてはケーブルの断線やコネクタの接触不良、ハブ等の中継装置を介する場合はその故障、あるいはネットワーク接続された他の装置の故障等が考えられ、通信障害の原因の特定に相当な時間が掛かる。原因の特定に時間が掛かれば、当然復帰までの時間も長引く。ＡＥＣ用の信号の通信が復帰しなければその間撮影を行うこともできず、患者を待たせてしまうという致命的な問題が生じる。

特許文献１、２には、ＡＥＣ用の信号の通信障害への迅速な対処という課題は記載されておらず、いうまでもなくその解決方法も記載されていない。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたもので、自動露出制御用の信号の通信障害に迅速に対処することができる放射線画像検出装置および放射線撮影システムを提供することを目的とする。

本発明の放射線画像検出装置は、放射線源から照射された放射線の到達線量に応じた電荷を蓄積する画素が配列された検出パネルと、線量検出センサで検出された前記到達線量の積算値と予め設定された閾値とを比較し、該比較結果に基づき前記到達線量の積算値が目標値に達したか否かを判定する自動露出制御手段と、制御装置との信号の遣り取りを無線で行う無線通信手段および有線で行う有線通信手段であり、制御装置からのケーブルが接続された際には、前者から後者に通信機能が切り替わる無線通信手段および有線通信手段とを備え、前記自動露出制御手段と制御装置との自動露出制御用の信号の遣り取りは常に前記無線通信手段で行うことを特徴とする。

前記自動露出制御用の信号は、少なくとも放射線源による放射線の照射を停止させる照射停止信号を含む。

制御装置からのケーブルが接続された際、前記検出パネルから出力された放射線画像の遣り取りは前記有線通信手段で行う。

前記有線通信手段と制御装置間で通信障害が起きた場合に、前記検出パネルから出力された放射線画像を一時蓄積する記憶手段を備えることが好ましい。

制御装置からのケーブルが接続された際、放射線源による放射線の照射を開始させる照射開始信号の遣り取りも前記有線通信手段で行う。また、前記有線通信手段と制御装置間で通信障害が起きた場合に、線量検出センサで検出された前記到達線量に基づき放射線源による放射線の照射開始を判定し、照射開始と判定した場合に前記検出パネルを蓄積動作に遷移させる制御手段を備えることが好ましい。

前記無線通信手段は、アドホック通信で前記自動露出制御用の信号を遣り取りする。あるいはビーコンで前記自動露出制御用の信号を遣り取りする。

前記線量検出センサは前記画素の一部であることが好ましい。また、前記検出パネルが可搬型の筐体に収納された電子カセッテであることが好ましい。前記筐体を撮影台にセットしたときに、前記有線通信手段に制御装置からのケーブルが接続される構成であることが好ましい。

本発明の放射線撮影システムは、被検体に向けて放射線を照射する放射線源と、放射線の到達線量を検出する線量検出センサと、前記到達線量に応じた電荷を蓄積する画素が配列された検出パネルを有する放射線画像検出装置と、前記放射線源および前記放射線画像検出装置の駆動を制御する制御装置とを備える放射線撮影システムにおいて、前記放射線画像検出装置は、前記線量検出センサで検出された前記到達線量の積算値と予め設定された閾値とを比較し、該比較結果に基づき前記到達線量の積算値が目標値に達したか否かを判定する自動露出制御手段、並びに前記制御装置との信号の遣り取りを無線で行う無線通信手段および有線で行う有線通信手段であり、前記制御装置からのケーブルが接続された際には、前者から後者に通信機能が切り替わる無線通信手段および有線通信手段を有し、前記自動露出制御手段と前記制御装置との自動露出制御用の信号の遣り取りは常に前記無線通信手段で行うことを特徴とする。

本発明は、自動露出制御用の信号を常に無線で遣り取りするので、通信に関わる機器が送信側と受信側だけであり、自動露出制御用の信号の通信障害時に、有線通信に比較し原因を迅速に特定し対処することができる。

Ｘ線撮影システムの構成を示す概略図である。制御装置の内部構成を示す図である。電子カセッテの内部構成を示すブロック図である。検出画素の配置を説明するための図である。ＡＥＣ部の内部構成を示すブロック図である。制御装置で設定される撮影条件を示す図である。Ｘ線撮影におけるＦＰＤの動作の推移を示す図である。Ｘ線撮影の処理の流れを示すフローチャートである。ＡＥＣ用の信号と画像データの無線通信リソースの例を示す図である。撮影台のホルダにコネクタを設けた態様を示す図である。ＦＰＤの別の態様を示す図である。

図１において、Ｘ線撮影システム２は、Ｘ線を放射するＸ線管を内蔵したＸ線源１０と、被検体を透過したＸ線を検出してＸ線画像を出力する電子カセッテ１１と、Ｘ線源１０や電子カセッテ１１の動作制御を担う制御装置１２と、被検体を立位姿勢で撮影するための立位撮影台１３と、臥位姿勢で撮影するための臥位撮影台１４とを有する。この他にもＸ線源１０を所望の方向および位置にセットするための線源移動装置（図示せず）等が設けられている。

Ｘ線源１０は、Ｘ線を放射するＸ線管と、Ｘ線管が放射するＸ線の照射野を限定する照射野限定器（コリメータ）とを有する。Ｘ線管は、熱電子を放出するフィラメントからなる陰極と、陰極から放出された熱電子が衝突してＸ線を放射する陽極（ターゲット）とを有している。照射野限定器は、例えば、Ｘ線を遮蔽する複数枚の鉛板を井桁状に配置し、Ｘ線を透過させる照射開口が中央に形成されたものであり、鉛板の位置を移動することで照射開口の大きさを変化させて、照射野を限定する。

図２に示すように、制御装置１２はＣＰＵ２０により全体の動作を統括的に制御される。ＣＰＵ２０には線源制御部２１およびカセッテ制御部２２が構築される。ＣＰＵ２０には照射スイッチ１５、入力デバイス１６、ディスプレイ１７（ともに図１も参照）をはじめ、高電圧発生器２３、メモリ２４等が接続されている。

高電圧発生器２３は、トランスによって入力電圧を昇圧して高圧の管電圧を発生し、高電圧ケーブルを通じてＸ線源１０に供給する。線源制御部２１は、Ｘ線源１０が照射するＸ線のエネルギースペクトルを決める管電圧、単位時間当たりの照射量を決める管電流、およびＸ線の照射時間を制御する。

照射スイッチ１５は、放射線技師等のオペレータによって操作される例えば二段階押しのスイッチであり、一段階押しでＸ線源１０のウォームアップを開始させるためのウォームアップ開始信号を発生し、二段階押しでＸ線源１０に照射を開始させるための照射開始信号を発生する。これらの信号は信号ケーブルを通じて線源制御部２１に入力される。線源制御部２１は、照射スイッチ１５から照射開始信号を受けたときに高電圧発生器２３からＸ線源１０への電力供給を開始させる。

メモリ２４は、管電圧、管電流といった撮影条件を予め数種類格納している。撮影条件は入力デバイス１６を通じてオペレータにより手動で設定される。線源制御部２１は、設定された撮影条件の管電圧や管電流照射時間積でＸ線を照射しようとする。ＡＥＣはこれに対して必要十分な線量に到達したことを検出すると、線源制御部２１で照射しようとしていた管電流照射時間積（照射時間）以下であってもＸ線の照射を停止するように機能する。目標線量に達してＡＥＣによる照射停止の判断がされる前にＸ線の照射が終了して線量不足に陥ることを防ぐために、Ｘ線源１０の撮影条件には管電流照射時間積（照射時間でも可）の最大値が設定される。なお、設定される管電流照射時間積は、撮影部位に応じた値とすることが好ましい。

制御装置１２には無線通信部２５と有線通信部２６とが設けられている。無線通信部２５は、電子カセッテ１１の検出画素５８（図３参照）の出力を元にＸ線の照射停止タイミングを規定する場合に電子カセッテ１１と無線接続される。この場合、線源制御部２１は、照射スイッチ１５からウォームアップ開始信号を受けたときに、無線通信部２５を介して問い合わせ信号を電子カセッテ１１に送信させる。電子カセッテ１１は問い合わせ信号を受信すると自身が撮影可能な状態かどうかチェックを行い、撮影可能な状態である場合は照射許可信号を送信する。線源制御部２１は、照射許可信号を無線通信部２５で受け、さらに照射スイッチ１５から照射開始信号を受けたときに高電圧発生器２３からＸ線源１０への電力供給を開始させる。また、線源制御部２１は、電子カセッテ１１から発せられる照射停止信号を無線通信部２５で受けたときに、高電圧発生器２３からＸ線源１０への電力供給を停止させ、Ｘ線の照射を停止させる。

無線通信部２５はＡＥＣ用の信号だけでなく、それ以外の撮影条件やＸ線画像データといった信号も電子カセッテ１１と無線で遣り取りする。有線通信部２６は、撮影条件や画像データ等の無線通信が不可能な場合に電子カセッテ１１と有線接続される。有線通信部２６は給電機能を備え、電子カセッテ１１と有線接続された場合に電子カセッテ１１に駆動用の電力を供給する。

カセッテ制御部２２は、入力デバイス１６を介したオペレータからの入力操作に応じて電子カセッテ１１の動作を制御する。具体的には、電子カセッテ１１の電源のオンオフ、待機モードや撮影モードへのモード切替等の制御を行う。

電子カセッテ１１からのＸ線画像はディスプレイ１７に表示される他、そのデータがメモリ２４やストレージデバイス（図示せず）、あるいは制御装置１２とネットワーク接続された画像蓄積サーバといったデータストレージに記憶される。

制御装置１２は、患者の性別、年齢、撮影部位、撮影目的といった情報が含まれる検査オーダの入力を受け付けて、検査オーダをディスプレイ１７に表示する。検査オーダは、ＨＩＳ（病院情報システム）やＲＩＳ（放射線情報システム）といった患者情報や放射線検査に係る検査情報を管理する外部システムから入力されるか、オペレータにより手動入力される。検査オーダには、頭部、胸部、腹部等の撮影部位、正面、側面、斜位、ＰＡ（Ｘ線を被検体の背面から照射）、ＡＰ（Ｘ線を被検体の正面から照射）といった撮影方向が含まれる。オペレータは、検査オーダの内容をディスプレイ１７で確認し、その内容に応じた撮影条件をディスプレイ１７に映された操作画面を通じて入力する。

電子カセッテ１１は、ＦＰＤ３５（図３参照）とＦＰＤ３５を収容する可搬型の筐体とからなる。電子カセッテ１１の筐体はほぼ矩形状で偏平な形状を有し、平面サイズはフイルムカセッテやＩＰカセッテ（ＣＲカセッテとも呼ばれる）と同様の大きさ（国際規格ＩＳＯ４０９０：２００１に準拠した大きさ）である。このため、フイルムカセッテやＩＰカセッテ用の既存の撮影台にも取り付け可能である。

電子カセッテ１１はＸ線撮影システム２が設置される撮影室一部屋に複数台、例えば立位撮影台１３、臥位撮影台１４用に二台配備される。電子カセッテ１１は、ＦＰＤ３５の撮像面３７（図３参照）がＸ線源１０と対向する姿勢で保持されるよう、立位撮影台１３、臥位撮影台１４のホルダ１３ａ、１４ａに着脱自在にセットされる。電子カセッテ１１は、立位撮影台１３や臥位撮影台１４にセットするのではなく、被検体が仰臥するベッド上に置いたり被検体自身に持たせたりして単体で使用することも可能である。

図３において、電子カセッテ１１には、制御装置１２と無線方式または有線方式で通信するための無線通信部３０および有線通信部３１、バッテリ３２が内蔵されている。無線通信部３０および有線通信部３１は、制御装置１２と制御部３３の画像データを含む各種情報、信号の送受信を媒介する。特に無線通信部３０はＡＥＣ用の信号を制御装置１２の無線通信部２５と遣り取りする。バッテリ３２は、無線通信する場合に電子カセッテ１１の各部を動作させるための電力を供給する。バッテリ３２は、薄型の電子カセッテ１１内に収まるよう比較的小型のものが使用される。また、バッテリ３２は、電子カセッテ１１から外部に取り出して専用のクレードルにセットして充電することも可能である。バッテリ３２を無線給電可能な構成としてもよい。

有線通信部３１は、バッテリ３２の残量不足等で電子カセッテ１１と制御装置１２との無線通信が不可能になった場合等に制御装置１２の有線通信部２６と有線接続される。有線通信部３１に制御装置１２からのケーブルを接続した場合、無線通信部３０の機能が停止される代わりに有線通信部３１の機能が働き、制御装置１２との有線通信が可能になる。この際、制御装置１２から電子カセッテ１１への給電が可能となり、バッテリ３２による電力供給が停止される。制御装置１２からの電力でバッテリ３２を充電してもよい。なお、ケーブル接続を検知する方法としては、コネクタとケーブルソケット間の接触電流を測定するといった従来周知の技術を用いることができる。

ＦＰＤ３５は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板を有し、この基板上にＸ線の到達線量に応じた電荷を蓄積する複数の画素３６を配列してなる撮像面３７を備えている。複数の画素３６は、所定のピッチで二次元にｎ行（ｘ方向）×ｍ列（ｙ方向）のマトリクス状に配列されている。

ＦＰＤ３５は、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ（蛍光体）を有し、シンチレータによって変換された可視光を画素３６で光電変換する間接変換型である。シンチレータは、ＣｓＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化セシウム）やＧＯＳ（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、ガドリウムオキシサルファイド）等からなり、画素３６が配列された撮像面３７の全面と対向するように配置されている。なお、シンチレータとＴＦＴアクティブマトリクス基板は、Ｘ線の入射する側からみてシンチレータ、基板の順に配置されるＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式でもよいし、逆に基板、シンチレータの順に配置されるＩＳＳ（Irradiation Side sampling）方式でもよい。また、シンチレータを用いず、Ｘ線を直接電荷に変換する変換層（アモルファスセレン等）を用いた直接変換型のＦＰＤを用いてもよい。さらにＴＦＴ方式の代わりにＣＭＯＳ方式を用いてもよい。

画素３６は、可視光の入射によって電荷（電子−正孔対）を発生する光電変換素子であるフォトダイオード３８、フォトダイオード３８が発生した電荷を蓄積するキャパシタ（図示せず）、および第一のスイッチング素子として薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）３９を備える。なお、キャパシタを別途設けることなく、フォトダイオード３８内に電荷を蓄積することも可能である。

フォトダイオード３８は、電荷を発生する半導体層（例えばＰＩＮ型）とその上下に上部電極および下部電極を配した構造を有している。フォトダイオード３８は、下部電極にＴＦＴ３９が接続され、上部電極にはバイアス線が接続されている。バイアス線は撮像面３７内の画素３６の行数分（ｎ行分）設けられて一本の結線に結束されている。結線はバイアス電源に繋がれている。結線とバイアス線を通じて、バイアス電源からフォトダイオード３８の上部電極にバイアス電圧が印加される。バイアス電圧の印加により半導体層内に電界が生じ、光電変換により半導体層内で発生した電荷（電子−正孔対）は、一方がプラス、他方がマイナスの極性をもつ上部電極と下部電極に移動し、キャパシタに電荷が蓄積される。

ＴＦＴ３９は、ゲート電極が走査線４０に、ソース電極が信号線４１に、ドレイン電極がフォトダイオード３８にそれぞれ接続される。走査線４０と信号線４１は格子状に配線されており、走査線４０は撮像面３７内の画素３６の行数分（ｎ行分）、信号線４１は画素３６の列数分（ｍ列分）それぞれ設けられている。走査線４０はゲートドライバ４２に接続され、信号線４１は信号処理回路４５に接続される。

ゲートドライバ４２は、ＴＦＴ３９を駆動することにより、Ｘ線の到達線量に応じた信号電荷を画素３６に蓄積する蓄積動作と、画素３６から信号電荷を読み出す読み出し（本読み）動作と、リセット（空読み）動作とを行わせる。制御部３３は、ゲートドライバ４２によって実行される上記各動作の開始タイミングを制御する。

蓄積動作ではＴＦＴ３９がオフ状態にされ、その間に画素３６に信号電荷が蓄積される。読み出し動作では、ゲートドライバ４２から同じ行のＴＦＴ３９を一斉に駆動するゲートパルスＧ１〜Ｇｎを順次発生して、走査線４０を一行ずつ順に活性化し、走査線４０に接続されたＴＦＴ３９を一行分ずつオン状態とする。画素３６のキャパシタに蓄積された電荷は、ＴＦＴ３９がオン状態になると信号線４１に読み出されて、信号処理回路４５に入力される。

信号処理回路４５は、積分アンプ４６、ＣＤＳ回路（ＣＤＳ）４７、マルチプレクサ（ＭＵＸ）４８、およびＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）４９等を備える。積分アンプ４６は、各信号線４１に対して個別に接続される。積分アンプ４６は、オペアンプ４６ａとオペアンプ４６ａの入出力端子間に接続されたキャパシタ４６ｂとからなり、信号線４１はオペアンプ４６ａの一方の入力端子に接続される。オペアンプ４６ａのもう一方の入力端子はグランド（ＧＮＤ）に接続される。キャパシタ４６ｂにはリセットスイッチ４６ｃが並列に接続されている。積分アンプ４６は、信号線４１から入力される電荷を積算し、アナログ電圧信号Ｖ１〜Ｖｍに変換して出力する。各列のオペアンプ４６ａの出力端子には、増幅器５０、ＣＤＳ４７を介してＭＵＸ４８が接続される。ＭＵＸ４８の出力側には、Ａ／Ｄ４９が接続される。

ＣＤＳ４７はサンプルホールド回路を有し、積分アンプ４６の出力電圧信号に対して相関二重サンプリングを施してノイズを除去するとともに、サンプルホールド回路で積分アンプ４６の出力電圧信号を所定期間保持（サンプルホールド）する。ＭＵＸ４８は、シフトレジスタ（図示せず）からの動作制御信号に基づき、パラレルに接続される各列のＣＤＳ４７から順に一つのＣＤＳ４７を電子スイッチで選択し、選択したＣＤＳ４７から出力される電圧信号Ｖ１〜ＶｍをシリアルにＡ／Ｄ４９に入力する。Ａ／Ｄ４９は、入力された電圧信号Ｖ１〜Ｖｍをデジタル電圧信号に変換して、電子カセッテ１１に内蔵されるメモリ５１またはＡＥＣ部５２に出力する。なお、ＭＵＸ４８とＡ／Ｄ４９の間に増幅器を接続してもよい。また、信号線４１単位でＡ／Ｄを持たせることも可能であり、その場合はＡ／Ｄの後段にＭＵＸを配した構成となる。

ＭＵＸ４８によって積分アンプ４６からの一行分の電圧信号Ｖ１〜Ｖｍが読み出されると、制御部３３は、積分アンプ４６に対してリセットパルスＲＳＴを出力し、リセットスイッチ４６ｃをオンする。これにより、キャパシタ４６ｂに蓄積された一行分の信号電荷が放電されてリセットされる。積分アンプ４６をリセットした後、再度リセットスイッチ４６ｃをオフして所定時間経過後にＣＤＳ４７のサンプルホールド回路の一つをホールドし、積分アンプ４６のｋＴＣノイズ成分をサンプリングする。その後、ゲートドライバ４２から次の行のゲートパルスが出力され、次の行の画素３６の信号電荷の読み出しを開始させる。さらにゲートパルスが出力されて所定時間経過後に次の行の画素３６の信号電荷をＣＤＳ４７のもう一つのサンプルホールド回路でホールドする。これらの動作を順次繰り返して全行の画素３６の信号電荷を読み出す。また、これらの処理を同時に行うパイプライン処理とすることにより、高速駆動が可能となる。

全行の読み出しが完了すると、一画面分のＸ線画像を表す画像データがメモリ５１に記録される。この画像データは直ちにメモリ５１から読み出され、無線通信部３０または有線通信部３１を通じて制御装置１２に出力される。こうして被検体のＸ線画像が検出される。

メモリ５１は、一画面分のＸ線画像データを複数撮影回分、例えば１００回分記憶可能な容量をもつ。メモリ５１は、通信障害で無線通信部３０または有線通信部３１からＸ線画像データの送信ができない場合、その間にＦＰＤ３５から出力されたＸ線画像データを一時蓄積する。メモリ５１に一時蓄積されたＸ線画像データは、通信障害が復帰したときにまとめてまたは何回かに分けて送信される。通信障害時にＸ線画像データを一時蓄積する記憶手段をメモリ５１とは別に設けてもよい。該記憶手段を電子カセッテ１１から着脱可能なリムーバブルメディアとし、通信障害時にはリムーバブルメディアを電子カセッテ１１から取り外して制御装置１２に直接セットしてＸ線画像データを吸い上げてもよい。

フォトダイオード３８の半導体層には、Ｘ線の入射の有無に関わらず暗電荷が発生する。この暗電荷はバイアス電圧が印加されているために画素３６のキャパシタに蓄積される。画素３６において発生する暗電荷は、画像データに対してはノイズ成分となるので、これを除去するために所定時間間隔でリセット動作が行われる。リセット動作は、画素３６において発生する暗電荷を、信号線４１を通じて掃き出す動作である。

リセット動作は、例えば、一行ずつ画素３６をリセットする順次リセット方式で行われる。順次リセット方式では、信号電荷の読み出し動作と同様、ゲートドライバ４２から走査線４０に対してゲートパルスＧ１〜Ｇｎを順次発生して、画素３６のＴＦＴ３９を一行ずつオン状態にする。ＴＦＴ３９がオン状態になっている間、画素３６から暗電荷が信号線４１を通じて積分アンプ４６のキャパシタ４６ｂに流れる。リセット動作では、読み出し動作と異なり、ＭＵＸ４８によるキャパシタ４６ｂに蓄積された電荷の読み出しは行われず、各ゲートパルスＧ１〜Ｇｎの発生と同期して、制御部３３からリセットパルスＲＳＴが出力されてリセットスイッチ４６ｃがオンされ、キャパシタ４６ｂに蓄積された電荷が放電されて積分アンプ４６がリセットされる。

順次リセット方式に代えて、配列画素の複数行を一グループとしてグループ内で順次リセットを行い、グループ数分の行の暗電荷を同時に掃き出す並列リセット方式や、全行にゲートパルスを入れて全画素の暗電荷を同時に掃き出す全画素リセット方式を用いてもよい。並列リセット方式や全画素リセット方式によりリセット動作を高速化することができる。

ＦＰＤ３５は、上述のようにゲートドライバ４２および走査線４０により駆動されるＴＦＴ３９が接続された通常の画素３６の他に、通常の画素３６とは別のゲートドライバ５５および走査線５６で駆動するＴＦＴ５７が接続された検出画素５８を同じ撮像面３７内に複数備えている。ＴＦＴ５７はゲートドライバ５５からのゲートパルスｇ１〜ｇｎによりオンする。検出画素５８は、フォトダイオード３８等の基本的な構成は画素３６と全く同じで駆動源が異なるだけであり、画素３６とは独立して蓄積電荷を信号線４１から読み出すことが可能である。リセット動作や読み出し動作では、通常の画素３６の動作を一通り終えた後、同じ要領でゲートドライバ５５からゲートパルスｇ１〜ｇｎを発して検出画素５８のリセット動作または読み出し動作を行う。あるいはゲートドライバ４２の動作と同期して同じ行の画素３６と検出画素５８のリセット動作または読み出し動作を同時に行う。検出画素５８は、撮像面３７へのＸ線の到達線量を検出するために利用される画素であり、ＡＥＣセンサとして機能する。検出画素５８は撮像面３７内の画素３６の数ｐｐｍ〜数％程度を占める。

図４に示すように、検出画素５８は、撮像面３７内で局所的に偏ることなく撮像面３７内に満遍なく散らばるよう、撮像面３７の中心に関して左右対称な点線で示す波形の軌跡５９に沿って設けられている。検出画素５８は、同じ信号線４１が接続された画素３６の列に一個ずつ設けられ、検出画素５８が設けられた列は、検出画素５８が設けられない列を例えば二〜三列挟んで設けられる。検出画素５８の位置はＦＰＤ３５の製造時に既知であり、ＦＰＤ３５は全検出画素５８の位置（座標）を不揮発性のメモリ（図示せず）に予め記憶している。なお、本実施形態とは逆に検出画素５８を局所に集中して配置してもよく、検出画素５８の配置は適宜変更可能である。例えば乳房を撮影対象とするマンモグラフィ装置では胸壁側に集中して検出画素５８を配置するとよい。

ゲートドライバ５５からゲートパルスを発生してＴＦＴ５７をオンすると、検出画素５８で発生した信号電荷は信号線４１に読み出される。画素３６とは別の駆動源であるため、同列にある画素３６がＴＦＴ３９をオフ状態とされ、信号電荷を蓄積する蓄積動作中であっても検出画素５８の信号電荷を読み出すことが可能である。このとき検出画素５８が接続された信号線４１上の積分アンプ４６のキャパシタ４６ｂには、検出画素５８で発生した電荷が流入する。画素３６の蓄積動作時、ＴＦＴ５７がオンされて積分アンプ４６に蓄積された検出画素５８からの電荷は、所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ４９に出力される。

制御部３３には、メモリ５１のＸ線画像データに対してオフセット補正、感度補正、および欠陥補正の各種画像処理を施す回路（図示せず）が設けられている。オフセット補正回路は、Ｘ線を照射せずにＦＰＤ３５から取得したオフセット補正画像をＸ線画像から画素単位で差し引くことで、信号処理回路４５の個体差や撮影環境に起因する固定パターンノイズを除去する。

感度補正回路はゲイン補正回路とも呼ばれ、各画素３６のフォトダイオード３８の感度のばらつきや信号処理回路４５の出力特性のばらつき等を補正する。感度補正は被検体がいない状態で所定の線量のＸ線を照射して得た画像から上記オフセット補正画像を差し引いた画像を元に生成した感度補正データに基づき行う。感度補正データは、被検体がいない状態で所定の線量のＸ線を照射したときに、オフセット補正後のＸ線画像に乗算することで各画素出力が一律同じになるよう、基準値からのずれを補正する係数を画素毎にもつ。例えば画素Ａの出力が基準の１であるのに対して画素Ｂの出力が０．８であった場合、画素Ｂの係数は１．２５（１／０．８＝１．２５）となる。

欠陥補正回路は、出荷時に添付される欠陥画素情報に基づき、欠陥画素の画素値を周囲の正常な画素の画素値で線形補間する。また、ＡＥＣの線量検出に用いられた採光野内の検出画素５８の画素値も同様に補間する。

オフセット補正画像、感度補正データは、例えば電子カセッテ１１の出荷時に取得されるか、定期メンテナンス時にメーカのサービスマンが、あるいは病院の始業時間帯にオペレータが取得し、制御部３３の内部メモリに記録されて補正時に読み出される。なお、上記の各種画像処理回路を制御装置１２に設け、各種画像処理を制御装置１２で行ってもよい。

ＡＥＣ部５２は、制御部３３により駆動制御される。ＡＥＣ部５２は、検出画素５８が接続された信号線４１からのデジタル電圧信号（以下、線量検出信号という）をＡ／Ｄ４９から取得し、取得した線量検出信号に基づいてＡＥＣを行う。

図５において、ＡＥＣ部５２は、積分回路７５、比較回路７６、および閾値発生回路７７を有する。積分回路７５は、採光野内の検出画素５８からの線量検出信号の平均値、最大値、最頻値、または合計値を積算する。比較回路７６は、リセット動作を繰り返す待機モードから蓄積動作を開始する撮影モードに切り替わったときに積分回路７５からの線量検出信号の積算値のモニタリングを開始する。そして、積算値と閾値発生回路７７から与えられる照射停止閾値とを適宜のタイミングで比較する。比較回路７６は、積算値が閾値に達したら照射停止信号を出力する。なお、より早くＸ線の照射を停止させるために、ＡＥＣ部５２をＡ／Ｄ４９の前段に配置し、アナログ信号に基づき照射停止信号を生成・出力してもよい。あるいはアナログ信号を線量検出信号として制御装置１２に送信し、制御装置１２の線源制御部２１で照射停止信号を生成してもよい。

無線通信部３０は、ＡＥＣ用の信号の送受信、具体的には問い合わせ信号の受信、問い合わせ信号に対する照射許可信号の送信、照射開始信号の受信、比較回路７６の出力、すなわち照射停止信号の送信を行う（照射停止信号のみ図示）。

制御装置１２の無線通信部２５と電子カセッテ１１の無線通信部３０間の無線通信方式には、アドホック通信が用いられる。アドホック通信は無線通信機器同士で直接無線通信するものである。このため、無線アクセスポイントや院内ＬＡＮ、ハブ等のスイッチング装置を介して、Ｘ線撮影システム２以外の他の医療機器の通信や、電子カルテ、医用レポート、会計データ等の諸々のデータ通信も行うインフラストラクチャ通信と比較してデータ通信の遅延（ラグ）が生じにくく、データ通信の平均的な遅延時間が小さい。従ってアドホック通信はインフラストラクチャ通信よりも通信速度が高速であるといえる。

制御装置１２は撮影室内に設置されることが多い。このため、制御装置１２と電子カセッテ１１間の照射停止信号を含むＡＥＣ用の信号の通信をアドホック通信とすれば、制御装置１２と電子カセッテ１１との距離が近く電波も届き易いため安定した通信を行うことができ、データ通信の遅延が生じずに高速通信も実現することができる。また、間に中継装置を介さないため、無線通信部２５、３０の動作チェックや部品交換のみで直ちに通信障害から復帰することができる。

なお、無線通信部２５と無線通信部３０間の無線通信方式としては、例えばＩｒＤＡ等の赤外線通信に代表される光ビーコン、あるいは電波ビーコンを採用することが好ましい。光ビーコンや電波ビーコンは、遣り取りする信号のビット数が比較的少なく通信方式も単純で遅延が生じにくいため、目標線量に達したら直ちにＸ線の照射を停止させたいＡＥＣ用の信号の通信に好適である。

図６に示すように、制御装置１２では入力デバイス１６により撮影部位毎に撮影条件を設定可能である。撮影条件には、管電圧、管電流、検出画素５８の採光野、および検出画素５８の線量検出信号の積算値と比較してＸ線の照射停止を判断するための照射停止閾値等が記憶されている。撮影条件の情報はストレージデバイスに格納されており、入力デバイス１６で指定された撮影部位に対応する撮影条件がストレージデバイスから読み出されて、無線通信部２５または有線通信部２６を介して電子カセッテ１１に提供される。

採光野はＡＥＣに用いる検出画素５８の領域を示し、診断時に最も注目すべき関心領域にあたり、且つ線量検出信号を安定して得られる部分が撮影部位毎に設定されている。例えば撮影部位が胸部の場合は、図４に点線で囲んだａ、ｂで示すように左右の肺野の部分が採光野として設定されている。採光野はｘｙ座標で表されており、本例のように採光野が矩形の場合は例えば対角線で結ぶ二点のｘｙ座標が記憶されている。ｘｙ座標は、電子カセッテ１１の検出画素５８も含む画素３６の撮像面３７内における位置と対応しており、走査線４０に平行な方向をｘ軸、信号線４１に平行な方向をｙ軸とし、左上の画素３６の座標を原点（０、０）において表現する。

図７において、撮影前、ＦＰＤ３５は、画素３６、検出画素５８の別なくリセット動作を繰り返し実行する待機モードで動作している。照射開始信号を無線通信部３０で受信したとき、制御部３３は、ＦＰＤ３５にリセット動作を終えさせて蓄積動作を開始させ、待機モードから撮影モードに切り替える。ただし、撮影条件で設定された採光野内にある検出画素５８に限っては、ＴＦＴ５７をオンして線量検出信号を出力させる線量検出動作を開始させる。

ＡＥＣ部５２の比較回路７６で積分回路７５からの線量検出信号の積算値のモニタリングが開始される。その後、線量検出信号の積算値が照射停止閾値に達し、比較回路７６からの照射停止信号が出力される。該照射停止信号が無線通信部３０と無線通信部２５間で遣り取りされ、これによりＸ線源１０によるＸ線の照射が停止される。このとき、制御部３３は、画素３６、採光野外の検出画素５８、採光野内の検出画素５８に関わらずＦＰＤ３５の動作を蓄積動作から読み出し動作へ移行させる。これにて一回の撮影が終了する。ＦＰＤ３５は待機モードに戻る。なお、上記読み出し動作で得られた採光野内の検出画素５８の画素値は画像データとしては採用されず、欠陥補正回路で補間した画素値が採用される。なお、本例ではＦＰＤ３５を破壊読み出しのＴＦＴ方式で構成し、製造時に検出画素５８の配置が予め決められているため、検出画素５８は欠陥画素と同じ扱いとなり欠陥補正が必要となるが、ＣＭＯＳ方式等の非破壊読み出し方式で構成する場合は、検出画素を含め全ての画素の蓄積電荷を画像生成に利用することができるため、欠陥補正は必須ではない。

次に、図８のフローチャートを参照して、Ｘ線撮影システム２においてＸ線撮影を行う場合の手順を説明する。まず、被検体を立位撮影台１３の前の所定の位置に立たせるか臥位撮影台１４に仰臥させ、立位または臥位のいずれかの撮影台１３、１４にセットされた電子カセッテ１１の高さや水平位置を調節して、被検体の撮影部位と位置を合わせる。また、電子カセッテ１１の位置および撮影部位の大きさに応じて、Ｘ線源１０の高さや水平位置、照射野の大きさを調整する。次いで制御装置１２に撮影条件を設定する。

ステップ１０（Ｓ１０）において、Ｘ線撮影前の待機モードでは、制御部３３はＦＰＤ３５にリセット動作を繰り返し行わせている。照射スイッチ１５が一段階押しされて無線通信部２５、７８間で問い合わせ信号と照射許可信号が遣り取りされた後、照射スイッチ１５が二段階押しされて制御装置１２から照射開始信号が出力され、これが無線通信部３０で受信されると（Ｓ１１でＹＥＳ）、画素３６および採光野外の検出画素５８がリセット動作から蓄積動作に移行され、撮影モードに切り替えられる。一方撮影条件で設定された採光野内の検出画素５８はＴＦＴ５７がオンされて線量検出動作に移行される（Ｓ１２）。

照射スイッチ１５の二段階押しによりＸ線源１０によるＸ線の照射が開始される。これに伴い発生した電荷は、画素３６および採光野外の検出画素５８の場合はフォトダイオード３８に蓄積され、採光野内の検出画素５８の場合は信号線４１を通じて積分アンプ４６に流れ込み、線量検出信号として積分アンプ４６から所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ４９、ＡＥＣ部５２に出力される。

採光野内の検出画素５８からの線量検出信号はＡＥＣ部５２の積分回路７５に出力され、積分回路７５で積算される（Ｓ１３）。閾値発生回路７７は、制御装置１２から与えられた照射停止閾値を発生し、これを比較回路７６に出力する。比較回路７６では、積分回路７５からの線量検出信号の積算値と閾値発生回路７７からの照射停止閾値とが比較される（Ｓ１４）。線量検出信号の積算値が閾値に到達すると（Ｓ１５でＹＥＳ）、比較回路７６から照射停止信号が出力され、該照射停止信号は無線通信部３０を介して無線通信部２５に向けて無線送信される。また、ＦＰＤ３５の動作が蓄積動作から読み出し動作に移行される（Ｓ１６）。

無線通信部２５で照射停止信号が受信されると、制御装置１２では、線源制御部２１により高電圧発生器２３からＸ線源１０への電力供給が停止され、これによりＸ線の照射が停止される。

制御部３３の各種画像処理回路により、読み出し動作でメモリ５１に出力されたＸ線画像データに対して各種画像処理が行われ、こうして一枚分のＸ線画像が生成される（Ｓ１７）。Ｘ線画像は無線通信部２５または有線通信部２６を介して制御装置１２に無線または有線送信され、ディスプレイ１７に表示されて診断に供される。

以上説明したように、本発明によれば、制御装置１２と電子カセッテ１１間が有線接続された場合であっても、照射停止信号を含むＡＥＣ用の信号は常に無線通信するので、通信障害が起きた場合、有線通信ではその原因を探るためケーブルの断線やコネクタの接触不良のチェック、あるいは制御装置１２と電子カセッテ１１間にハブ等の中継装置を接続している場合はその動作チェックも行わなければならないが、無線通信では無線通信部２５と無線通信部３０の動作チェックのみで簡単に通信障害の原因を特定することができ、速やかに通信障害から復帰することもできる。従って、通信障害により撮影が行えなくなる時間が長引いて患者を無用に待たせるといった事態に陥りにくく、アクシデントに強いといえる。

画像データが送信できない場合はメモリ５１にＸ線画像データを一時蓄積するので、ＡＥＣ用の信号の無線通信が生きていさえすれば撮影を続行することができる。メモリ５１の容量を、連続して複数回撮影するトモシンセシス撮影といったメニューに耐え得る容量とすれば、画像データが送信できない状況に陥っても連続撮影を中止することなく最後まで続けることができる。

ＡＥＣ用の信号はつまるところＯＮ／ＯＦＦ信号であるため、画像データ等と比べて容量が極めて小さい。従って無線通信に要するパワー（電波強度）が小さくて済み、ペースメーカをつけた患者に対しても問題なく使用することができる。また、無線通信に掛かる消費電力も少なくて済む。画像データは容量が大きいので無線通信する場合は消費電力が嵩むが、ケーブルが接続された際に画像データの送受信を有線で行うよう切り替えることで消費電力を抑えることができる。

制御装置１２と電子カセッテ１１間のＡＥＣ用の信号をアドホック通信とすれば、制御装置１２と電子カセッテ１１間にハブ等の余計な装置が介在することがないので、通信障害の原因究明および復帰がよりスピーディになる。構造が単純で故障解析がしやすいビーコンを採用した場合も同様である。

なお、ＡＥＣ用の信号とそれ以外の画像データ等の信号の無線通信機能のリソースは、図９の（Ａ）に示すように共通であってもよいし、（Ｂ）に示すように別々（無線通信部３０ａ、３０ｂ）であってもよい。リソースが共通の場合は部品点数が少なくて済み、別々の場合はＡＥＣ用の信号とそれ以外の信号の送受信タイミングがバッティングしても対処することができる。

なお、上記実施形態では、ＡＥＣ用の信号として問い合わせ信号、問い合わせ信号に対する照射許可信号、照射開始信号、照射停止信号を記載したが、ＡＥＣ用の信号は照射停止信号のみであることがより好ましい。この場合、電子カセッテ１１と制御装置１２が有線接続された際に、照射停止信号だけは無線で遣り取りし、問い合わせ信号、問い合わせ信号に対する照射許可信号、照射開始信号の送受信は画像データとともに有線通信で行う。こうすることで、バッテリの消費電力を最小化することができる。有線通信が故障したときには、Ｘ線の照射を検出画素５８で検出しリセット動作を行ない蓄積状態になるように制御を切り替える。こうすることで、多少のＸ線のロスはあるものの有線通信による信号の遣り取りで同期をとらなくても撮影の開始が可能である。すなわち、撮影の開始はＸ線を検出することで可能であるが停止は通信が必ず必要となるため、ＡＥＣ停止信号のみを無線で行なうようにしておけば、有線通信に障害が起きたときも継続して撮影ができるし、また上記実施形態と同様であるが無線が故障した場合は故障解析が早いため復帰も迅速である。

上記実施形態では、電子カセッテと制御装置間の無線接続を有線接続に切り替える契機として、バッテリの残量不足等でオペレータがケーブルを接続したときとしているが、図１０に示すように、立位撮影台、臥位撮影台のホルダに電子カセッテをセットしたときに自動的に有線接続に切り替える構成としてもよい。

図１０において、ホルダ８０にはコネクタ８１が設けられている。コネクタ８１は、電子カセッテ８２をホルダ８０にセットしたときに、電子カセッテ８２の一側面に配されたソケット８３に差し込まれる。コネクタ８１から延出されたケーブル８４は、撮影台内部を通って撮影台下部から外に引き出される。電子カセッテにケーブルを繋げる作業がいらないため、操作性、利便性をさらに高めることができる。

上記実施形態では、画素３６と検出画素５８のサイズ等の構成を同じにしているが、図１１に示すＦＰＤ１００のように、画素３６のフォトダイオード３８の一部を検出画素１０１としてもよい。上記実施形態同様、画素３６のＴＦＴ３９、走査線４０、およびゲートドライバ４２とは別に、検出画素１０１にはＴＦＴ１０２、走査線１０３、およびゲートドライバ１０４が接続されて画素３６とは独立して蓄積電荷を信号線４１から読み出すことができる。駆動方法も上記実施形態と同様である。ただし読み出し動作時は、採光野外の検出画素１０１がある行は走査線４０、１０３に同時にゲートパルスを入れ、画素３６も検出画素１０１も同じタイミングで読み出す。こうすると画素３６と検出画素１０１の蓄積電荷がミックスされた画像信号が得られる。この画像信号は検出画素１０１がない画素３６とほぼ同じ値である。一方採光野内の検出画素１０１がある行は、画素３６のみから画像信号を読み出し、この画像信号を画素３６と検出画素１０１の面積比や出力比に基づいて補間する。

ＴＦＴを介さずにフォトダイオードを直接信号線に接続した画素を設け、これを検出画素として用いてもよい。この場合はゲートドライバの動作に関わらず、検出画素に蓄積された電荷が信号線を介して信号処理回路に流れ続ける。

また、各画素にバイアス電圧を供給するバイアス線に画素で発生する電荷に基づく電流が流れることを利用して、ある特定の画素に繋がるバイアス線の電流をモニタリングして線量を検出してもよく、全てのＴＦＴをオフ状態にしたときに画素から漏れるリーク電荷に基づき線量を検出してもよい。さらに画素とは別に構成が異なり出力が独立したＡＥＣ用の検出画素を撮像面と同一平面に設けてもよい。さらにまた、電子カセッテとは別体で従来周知のイオンチャンバ（電離箱）といった線量検出センサを用いた場合も本発明は有効である。

上記実施形態では、線量検出信号の積算値が照射停止閾値に達したら照射停止信号を出力しているが、比較回路７６で線量検出信号の積算値に基づきＸ線の累積線量が目標値に達すると予想される時間を算出し、算出した予想時間に達したときに照射停止信号を出力してもよい。

また、Ｘ線の照射が開始されてからＸ線の到達線量の積算値が目標値に達したとＡＥＣ部５２で判定するまで、電子カセッテ１１の無線通信部３０から制御装置１２の無線通信部２５に向けて照射継続信号を送信し続け、無線通信部２５で照射継続信号が受信されなくなったらＸ線の照射を停止させてもよい。上記実施形態では電子カセッテと制御装置間で照射停止信号を送受信できない状況に陥った場合はＸ線の照射を停止すべき時間が過ぎてもＸ線の照射が引き続き行われ、患者が余計な被曝をしてしまうおそれがあるが、とにかく照射継続信号の受信が途絶えたらＸ線の照射が停止されるため、線量不足となることはあっても、少なくとも患者が余計な被曝に晒されるおそれはない。

上記実施形態では、制御装置１２と電子カセッテ１１が別体である例で説明したが、制御装置１２は独立した装置である必要はなく、電子カセッテ１１に制御装置１２の機能を搭載してもよい。制御装置１２の線源制御部２１とカセッテ制御部２２の機能を分けて別々の制御装置としてもよい。また、可搬型のＸ線画像検出装置である電子カセッテに限らず、撮影台に据え付けるタイプのＸ線画像検出装置に適用してもよい。

さらに本発明は、Ｘ線に限らず、γ線等の他の放射線を使用する撮影システムにも適用することができる。

２Ｘ線撮影システム
１０Ｘ線源
１１，８２電子カセッテ
１２制御装置
２１線源制御部
２２カセッテ制御部
２５無線通信部
２６有線通信部
３０、３０ａ、３０ｂ無線通信部
３１有線通信部
３３制御部
３５、１００ＦＰＤ
３６画素
５２ＡＥＣ部
５８、１０１検出画素

Claims

放射線源から照射された放射線の到達線量に応じた電荷を蓄積する画素が配列された検出パネルと、
線量検出センサで検出された前記到達線量の積算値と予め設定された閾値とを比較し、該比較結果に基づき前記到達線量の積算値が目標値に達したか否かを判定し、放射線源による放射線の照射を停止させる照射停止信号または放射線源による放射線の照射の継続を指示する照射継続信号を発生する自動露出制御手段と、
制御装置との信号の遣り取りを無線で行う無線通信手段および有線で行う有線通信手段であり、制御装置からのケーブルが接続された際には、前者から後者に通信機能が切り替わる無線通信手段および有線通信手段とを備え、
前記自動露出制御手段と制御装置との少なくとも前記照射停止信号または前記照射継続信号の遣り取りは常に前記無線通信手段で行うことを特徴とする放射線画像検出装置。
制御装置からのケーブルが接続された際、少なくとも前記検出パネルから出力された放射線画像の遣り取りは前記有線通信手段で行うことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像検出装置。
前記有線通信手段と制御装置間で通信障害が起きた場合に、前記検出パネルから出力された放射線画像を一時蓄積する記憶手段を備えることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線画像検出装置。
制御装置からのケーブルが接続された際、放射線源による放射線の照射を開始させる照射開始信号の遣り取りも前記有線通信手段で行うことを特徴とする請求項３に記載の放射線画像検出装置。
前記有線通信手段と制御装置間で通信障害が起きた場合に、線量検出センサで検出された前記到達線量に基づき放射線源による放射線の照射開始を判定し、照射開始と判定した場合に前記検出パネルを蓄積動作に遷移させる制御手段を備えることを特徴とする請求項４に記載の放射線画像検出装置。
前記無線通信手段は、アドホック通信で前記照射停止信号または前記照射継続信号を遣り取りすることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置。
前記無線通信手段は、ビーコンで前記照射停止信号または前記照射継続信号を遣り取りすることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置。
前記線量検出センサは前記画素の一部であることを特徴とする請求項１ないし７のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置。
前記検出パネルが可搬型の筐体に収納された電子カセッテであることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置。
前記筐体を撮影台にセットしたときに、前記有線通信手段に制御装置からのケーブルが接続される構成であることを特徴とする請求項９に記載の放射線画像検出装置。
被検体に向けて放射線を照射する放射線源と、
放射線の到達線量を検出する線量検出センサと、
前記到達線量に応じた電荷を蓄積する画素が配列された検出パネルを有する放射線画像検出装置と、
前記放射線源および前記放射線画像検出装置の駆動を制御する制御装置とを備える放射線撮影システムにおいて、
前記放射線画像検出装置は、前記線量検出センサで検出された前記到達線量の積算値と予め設定された閾値とを比較し、該比較結果に基づき前記到達線量の積算値が目標値に達したか否かを判定し、放射線源による放射線の照射を停止させる照射停止信号または放射線源による放射線の照射の継続を指示する照射継続信号を発生する自動露出制御手段、
並びに前記制御装置との信号の遣り取りを無線で行う無線通信手段および有線で行う有線通信手段であり、前記制御装置からのケーブルが接続された際には、前者から後者に通信機能が切り替わる無線通信手段および有線通信手段を有し、
前記自動露出制御手段と前記制御装置との少なくとも前記照射停止信号または前記照射継続信号の遣り取りは常に前記無線通信手段で行うことを特徴とする放射線撮影システム。