JP2012029766A - X-ray image diagnostic system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、Ｘ線画像診断装置に係り、特にＸ線源と被検体とＸ線検出器との相対位置の設定に関るものである。 The present invention relates to an X-ray image diagnostic apparatus, and more particularly to setting of relative positions of an X-ray source, a subject, and an X-ray detector.
Ｘ線源からＸ線を被検体に照射し、Ｘ線源と対向配置されたＸ線検出器により、被検体を透過したＸ線を検出して画像化するＸ線画像診断装置では、Ｘ線源と被検体とＸ線検出器との相対位置の設定が必要となる。この相対位置の設定の中で特に重要なのが、Ｘ線が照射される領域と、Ｘ線管焦点／Ｘ線入射面（受像面）間距離（ＳＩＤ:Source-Image Distance)を、適正な値とすることである。 In an X-ray diagnostic imaging apparatus that irradiates a subject with X-rays from an X-ray source and detects and images the X-rays transmitted through the subject by an X-ray detector arranged opposite to the X-ray source, It is necessary to set the relative positions of the source, the subject, and the X-ray detector. Of particular importance in setting the relative position is an appropriate value for the X-ray irradiation area and the distance (SID: Source-Image Distance) between the X-ray tube focal point / X-ray incident surface (image receiving surface). It is to do.
そのため、従来のＸ線画像診断装置では、Ｘ線可動絞りの近傍に、ＳＩＤ測定用のメジャーを備え、操作者が手動によりＳＩＤ計測を行ったり（特許文献１参照）、赤外線等を用いた測距機構によりＳＩＤの自動計測を行ったりしている。次いで、ＳＩＤが適正な値になるように、操作者が手動でＸ線源を移動させてＸ線源の位置合わせを行う。 Therefore, in the conventional X-ray diagnostic imaging apparatus, a measure for SID measurement is provided in the vicinity of the X-ray movable diaphragm, and an operator performs SID measurement manually (see Patent Document 1) or measurement using infrared rays or the like. The SID is automatically measured by a distance mechanism. Next, the operator manually moves the X-ray source to align the X-ray source so that the SID becomes an appropriate value.
上記従来技術のうち、メジャーを用いた方式では、メジャーによる距離計測とＸ線源の移動とのセットを複数回繰返さなければ正確なＳＩＤ設定ができないため、操作者の負担が大きいという問題があった。加えて、計測値の読取り、ＳＩＤの適正な値（要求値）との比較、Ｘ線源の移動など、操作者が介在する項目が多く、人為的ミスを誘発する要因が多いという問題があった。 Among the conventional techniques described above, the method using the measure has a problem that the burden on the operator is heavy because accurate SID setting cannot be performed unless the set of distance measurement by the measure and movement of the X-ray source is repeated a plurality of times. It was. In addition, there are many items that involve the operator, such as reading of measured values, comparison with appropriate values of SID (required values), movement of the X-ray source, and many other factors causing human error. It was.
一方、ＳＩＤを自動計測し、その値を表示器で表示する方式では、ＳＩＤ表示器の配置等が、装置設置上の制約となったり、表示器と操作者との相対位置によっては、操作者から表示器を目視確認することが難しいという問題があった。 On the other hand, in the method in which the SID is automatically measured and the value is displayed on the display device, the arrangement of the SID display device is a restriction on the installation of the device, or depending on the relative position between the display device and the operator, the operator Therefore, there is a problem that it is difficult to visually check the display.
そこで、本発明は、ＳＩＤの設定に関し、ＳＩＤが適正値となるために行うＸ線源の移動を容易に行えるＸ線画像診断装置を提供することを目的とする。 Accordingly, the present invention relates to setting of an SID, and an object thereof is to provide an X-ray diagnostic imaging apparatus that can easily move an X-ray source that is performed when the SID becomes an appropriate value.
上記課題を解決するために、本発明に係るＸ線画像診断装置は、Ｘ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源と対向配置され、被検体の透過Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器と、前記Ｘ線の照射領域を制限するＸ線絞り手段と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間の距離を測定する測距手段と、前記測定された距離に応じて、前記可視光の物理量を変更する可視光変更手段と、前記電気信号に基づいて前記被検体のＸ線画像を生成する画像処理手段と、を備えることを特徴とする。 In order to solve the above-described problems, an X-ray diagnostic imaging apparatus according to the present invention is arranged to face an X-ray source that irradiates X-rays and the X-ray source, and detects an transmitted X-ray of an object to generate an electrical signal. An X-ray detector for converting to an X-ray, an X-ray diaphragm means for limiting an irradiation area of the X-ray, a distance measuring means for measuring a distance between the X-ray source and the X-ray detector, and the measurement And a visible light changing unit that changes the physical quantity of the visible light according to the distance, and an image processing unit that generates an X-ray image of the subject based on the electrical signal.
本発明によれば、操作者は可視光で照らされる領域の観測により、ＳＩＤの要求値と現在値との差分を知ることが可能となり、結果、Ｘ線源と被検体とＸ線検出器との相対位置の設定を容易に行なえる。 According to the present invention, the operator can know the difference between the requested value of the SID and the current value by observing the region illuminated with visible light, and as a result, the X-ray source, the subject, the X-ray detector, The relative position can be easily set.
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。同一機能を有する構成及び同一の処理内容の手順には同一符号を付し、その説明の繰り返しを省略する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. The same reference numerals are given to the procedures having the same functions and the same processing contents, and the description thereof will not be repeated.
＜システム構成＞
まず、図１に基づいて、本発明の第一実施形態に係るＸ線画像診断装置について説明する。図１は、第一実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成を示すブロック図である。
<System configuration>
First, an X-ray diagnostic imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described based on FIG. FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to the first embodiment.
図１のＸ線画像診断装置１００は、Ｘ線を被検体１１に照射するＸ線源１と、Ｘ線の照射領域を制限するＸ線可動絞り２と、Ｘ線源１と対向配置され、２次元配列された複数のＸ線変換素子を含み、被検体１１の透過Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器１２と、Ｘ線検出器１２で検出した電気信号を入力して各種処理を行なう画像処理装置１３と、画像処理装置１３で処理されたＸ線画像を表示する表示部１４と、Ｘ線源１に印加する高電圧を発生するＸ線高電圧発生装置９と、Ｘ線源１又はＸ線可動絞り２からＸ線検出器１２（より詳しくは、Ｘ線管の焦点からＸ線入射面１２ａ）までの距離を測定する測距部１５と、撮影条件及びＸ線可動絞り２から可視光を点灯させるための点灯要求を入力する操作パネル１６と、を備える。 An X-ray diagnostic imaging apparatus 100 in FIG. 1 is disposed opposite to an X-ray source 1 that irradiates a subject 11 with X-rays, an X-ray movable diaphragm 2 that restricts an X-ray irradiation area, and the X-ray source 1. An X-ray detector 12 that includes a plurality of two-dimensionally arranged X-ray conversion elements, detects transmitted X-rays of the subject 11 and converts it into an electrical signal, and inputs an electrical signal detected by the X-ray detector 12 An image processing device 13 that performs various processing, a display unit 14 that displays an X-ray image processed by the image processing device 13, and an X-ray high voltage generator 9 that generates a high voltage to be applied to the X-ray source 1. A distance measuring unit 15 that measures the distance from the X-ray source 1 or the X-ray movable diaphragm 2 to the X-ray detector 12 (more specifically, from the focal point of the X-ray tube to the X-ray incident surface 12a), imaging conditions, and X An operation panel 16 for inputting a lighting request for lighting visible light from the linear movable diaphragm 2.
測距部１５は、操作者がＸ線源１の位置決め操作を行っている間、継続してＸ線源１とＸ線入射面１２ａとの間の距離を測定する装置であり、例えば、ポテンショメーター、赤外線等を用いた機構により構成される。 The distance measuring unit 15 is a device that continuously measures the distance between the X-ray source 1 and the X-ray incident surface 12a while the operator performs the positioning operation of the X-ray source 1. For example, the potentiometer And a mechanism using infrared rays or the like.
Ｘ線源１は、被検体１１にＸ線を照射する装置であり、真空中で陰極から放出された熱電子を数十から百数十ｋＶ程度の高電圧で加速し、タングステンなどで構成された陽極に衝突させてＸ線を発生させるＸ線管装置が一般的であるが、近年では、カーボンナノチューブを用いたものも研究されている。 The X-ray source 1 is an apparatus that irradiates a subject 11 with X-rays, and accelerates thermoelectrons emitted from a cathode in a vacuum at a high voltage of about tens to hundreds of kV, and is made of tungsten or the like. An X-ray tube apparatus that generates X-rays by colliding with a positive electrode is common, but in recent years, an apparatus using carbon nanotubes has also been studied.
次に、図1及び図２に基づいて、Ｘ線可動絞りの構成について説明する。図２は、Ｘ線可動絞りの構成を示す模式図である。 Next, the configuration of the X-ray movable diaphragm will be described with reference to FIGS. FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of the X-ray movable diaphragm.
Ｘ線可動絞り２は、鉛などのＸ線吸収係数の高い物質で作られた独立した４枚の羽根５を備え、これら羽根がモータ、プーリ、リードスクリューなどの機構や、回転機構を用いることにより、上下左右、かつ、回転方向に移動することにより、被検体１１に照射するＸ線の照射面積（Ｘ線照射領域）を制限する。例えば、点線で囲まれた円形内が、Ｘ線源からＸ線が照射する領域だとすれば、このうち羽根５の部分はＸ線が透過せず、結果隣合う羽根の交点、すなわち、上羽根と左羽根の交点ａ、上羽根と右羽根の交点ｂ、右羽根と下羽根の交点ｃ、下羽根と左羽根の交点ｄ、の４点で囲まれる四角形の領域のみのＸ線がＸ線可動絞り２から透過し、その領域のＸ線が被検体１１に照射されることになる。よって、被検体１１上におけるＸ線照射領域は、矩形状領域ａｂｃｄの相似形となる。ここで、この羽根の枚数は必ずしも４枚である必要ではなく、例えば８枚構成とすることも可能であり、更には、各羽根が同一のＸ線吸収係数である必要はなく、複数毎の羽根を他の羽根と比較して低いＸ線吸収係数のものとすることもある。 The X-ray movable diaphragm 2 includes four independent blades 5 made of a material having a high X-ray absorption coefficient such as lead, and these blades use a mechanism such as a motor, a pulley, a lead screw, or a rotating mechanism. Thus, the X-ray irradiation area (X-ray irradiation region) irradiated on the subject 11 is limited by moving in the vertical and horizontal directions and in the rotation direction. For example, if the inside of the circle surrounded by the dotted line is an area irradiated with X-rays from the X-ray source, the portion of the blade 5 does not transmit X-rays, and as a result, the intersection of adjacent blades, that is, the top X-rays of only a quadrangular area surrounded by four points, intersection point a of the blade and left blade, intersection point b of the upper blade and right blade, intersection point c of the right blade and lower blade, and intersection point d of the lower blade and left blade X The subject 11 is irradiated with X-rays transmitted through the movable line stop 2. Therefore, the X-ray irradiation region on the subject 11 has a similar shape to the rectangular region abcd. Here, the number of blades is not necessarily four, and may be configured, for example, eight. Further, each blade does not need to have the same X-ray absorption coefficient. The blades may have a low X-ray absorption coefficient compared to other blades.
更にＸ線可動絞りは、図１のように、可視光を発生させる光源４と、光源４の切替を行うスイッチ６と、光源４及びスイッチ６に給電するための電源７と、光源４からの可視光の照射方向を変更するためのミラー３と、を備えた光照射部８を備える。光源４、スイッチ６、電源７は、Ｘ線可動絞り２内におけるＸ線源１からのＸ線の照射路から退避した位置に備える。また、ミラー３は、Ｘ線の照射路（より好ましくは、Ｘ線束の中心軸上である）と、光源４からの可視光の照射路（より好ましくは、可視光の光軸上である）との交点上に備えられる。さらに、ミラー３の鏡面の向きは、鏡面により反射した可視光（反射光）がＸ線束と同一方向に照射するように配置される。これにより、光源４から照射された可視光がミラー３で反射し、Ｘ線が照射される領域と同一領域を可視光で照らすことができる。この可視光で照らされる領域を操作者が視認し、その範囲が所望のものとなるよう上記の各羽根の位置を調整することにより、適切なＸ線照射領域が設定される。なお、Ｘ線画像の画質向上のため、ミラー３におけるＸ線の透過領域に相当する部分が、均一なＸ線吸収係数を有する部材により構成されることが望ましい。 Further, as shown in FIG. 1, the X-ray movable diaphragm includes a light source 4 that generates visible light, a switch 6 that switches the light source 4, a power source 7 that supplies power to the light source 4 and the switch 6, The light irradiation part 8 provided with the mirror 3 for changing the irradiation direction of visible light is provided. The light source 4, the switch 6, and the power source 7 are provided at positions in the X-ray movable diaphragm 2 that are retracted from the X-ray irradiation path from the X-ray source 1. The mirror 3 has an X-ray irradiation path (more preferably on the central axis of the X-ray bundle) and a visible light irradiation path from the light source 4 (more preferably on the optical axis of visible light). Provided on the intersection with. Further, the mirror surface of the mirror 3 is arranged so that visible light (reflected light) reflected by the mirror surface is irradiated in the same direction as the X-ray bundle. Thereby, the visible light irradiated from the light source 4 is reflected by the mirror 3, and the same region as the region irradiated with X-rays can be illuminated with visible light. An appropriate X-ray irradiation region is set by the operator visually recognizing the region illuminated with the visible light and adjusting the position of each blade so that the range becomes a desired one. In order to improve the image quality of the X-ray image, it is desirable that the portion corresponding to the X-ray transmission region in the mirror 3 is composed of a member having a uniform X-ray absorption coefficient.
次に図３に基づいて、Ｘ線検出器１２の構成について説明する。図３は、Ｘ線検出器の構成を示すブロック図である。 Next, the configuration of the X-ray detector 12 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of the X-ray detector.
Ｘ線検出器は図３の如く、被検体を透過したＸ線を電気信号に変換するＸ線変換素子５３と、このＸ線変換素子５３で変換された電気信号を蓄積するキャパシタ５２と、キャパシタ５２に蓄積された電荷の読出しを制御する薄膜トランジスタ（ＴＦＴ)５４を１画素として、それらを２次元状に配列したセンサアレイ部５０と、ＴＦＴのゲートに駆動信号を与えるためのゲートドライバ部５１と、各行のＴＦＴのドレインが共通に接続された増幅回路５５と各増幅回路５５の出力を時分割多重化するマルチプレクサ(ＭＵＸ)５６と、マルチプレクサ５６で選択された各増幅回路５５の出力をアナログ／デジタル変換してＸ線画像信号として外部に出力するアナログ／デジタル変換器(ＡＤＣ)５７と、Ｘ線変換素子５３に定電圧を供給する定電圧源５８とにより構成される。 As shown in FIG. 3, the X-ray detector includes an X-ray conversion element 53 that converts X-rays transmitted through the subject into an electric signal, a capacitor 52 that stores the electric signal converted by the X-ray conversion element 53, a capacitor A thin film transistor (TFT) 54 for controlling the reading of charges accumulated in the pixel 52 as one pixel, a sensor array unit 50 in which they are arranged two-dimensionally, a gate driver unit 51 for supplying a drive signal to the gate of the TFT, The amplifier circuit 55 having the drains of the TFTs in each row connected in common, the multiplexer (MUX) 56 for time-division multiplexing the output of each amplifier circuit 55, and the output of each amplifier circuit 55 selected by the multiplexer 56 are analog / An analog / digital converter (ADC) 57 that digitally converts and outputs to the outside as an X-ray image signal, and a constant voltage that supplies a constant voltage to the X-ray conversion element 53 58 and by the constructed.
ここで、Ｘ線変換素子５３には、例えば、Ｘ線を光に変換するシンチレータと、このシンチレータから出力される光を電荷に変換するフォトダイオードを組合わせる方式や、例えば、高電圧を印加したセレン等の半導体にＸ線を入射させ、直接Ｘ線を電荷に変換する方式などがあり、一般には、前者のＸ線変換素子を用いたものを間接型Ｘ線検出器と呼び、後者のＸ線変換素子を用いたものを直接型Ｘ線検出器と呼び、何れの方式も、薄型、軽量、そしてダイナミックレンジが広いＸ線検出器が提供できる。なお、図３において、センサアレイ部５０は、簡略化のためＳ１１からＳ４４で表わされる１６個のＸ線変換素子５３を４Ｘ４のマトリクス状に配列して構成されるが、実際は１０００×１０００以上のマトリクスのものが一般に使用される。 Here, the X-ray conversion element 53 is, for example, a combination of a scintillator that converts X-rays into light and a photodiode that converts light output from the scintillator into charges, or a high voltage is applied, for example. There is a method in which X-rays are incident on a semiconductor such as selenium, and the X-rays are directly converted into electric charges. Generally, the former using an X-ray conversion element is called an indirect X-ray detector, and the latter X-ray detector is used. A device using a line conversion element is called a direct X-ray detector, and any method can provide an X-ray detector that is thin, lightweight, and has a wide dynamic range. In FIG. 3, the sensor array unit 50 is configured by arranging 16 X-ray conversion elements 53 represented by S11 to S44 in a 4X4 matrix for simplification. A matrix is generally used.
次に、図４に基づいて、本発明の第一の実施形態に係るＸ線画像診断装置において、操作者によりＸ線源と被検体とＸ線検出器との相対位置が設定され、Ｘ線画像が得られるまでの一連の動作について説明する。図４は、本実施形態に係るＸ線画像診断装置を用いたＸ線撮影の流れを示すフローチャートである。以下、図４の各ステップ順に沿って説明する。 Next, based on FIG. 4, in the X-ray diagnostic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention, the operator sets the relative positions of the X-ray source, the subject, and the X-ray detector. A series of operations until an image is obtained will be described. FIG. 4 is a flowchart showing the flow of X-ray imaging using the X-ray image diagnostic apparatus according to this embodiment. Hereinafter, description will be made along the order of steps in FIG.
（ステップＳ１）
操作者は、Ｘ線撮影に先立ち、Ｘ線撮影に用いるＸ線条件を、操作パネル１６から入力設定する（Ｓ１）。ここでいうＸ線条件とは、Ｘ線照射を行なう部位に応じたＸ線条件であって、例えば、Ｘ線管１１のアノードとカソードに印加する電圧を意味する管電圧、アノードとカソード間に流れる電流を意味する管電流、Ｘ線が照射される時間を意味する照射時間の３つの条件であり、発生するＸ線のスペクトルを決定する因子である。また、このＸ線撮影に適したＳＩＤの値（以下「ＳＩＤ要求値」という）の入力も行う。ＳＩＤの要求値は撮影部位を選択することにより予め決定される既知の値であり、操作者が、操作パネル１６において撮影部位を選択することにより入力設定される。例えば、操作パネル１６にプリセットメニューとして、撮影部位「胸部」、撮影手技名「単純Ｘ線撮影」、それに対応するＸ線撮影条件として「管電圧：１００ｋＶ、管電流：１００ｍＡ、ＳＩＤ：１５００ｍｍ」が用意されている状態で、操作者が、操作パネル１６から「撮影部位：胸部、撮影手技名：単純Ｘ線撮影」を選択すると、これに関連付けられたＸ線撮影条件からＳＩＤが読み出される。そして操作パネル１６から制御装置１０に対して、ＳＩＤ要求値として１５００ｍｍが送信される。
(Step S1)
Prior to X-ray imaging, the operator inputs and sets X-ray conditions used for X-ray imaging from the operation panel 16 (S1). The X-ray condition referred to here is an X-ray condition corresponding to a site where X-ray irradiation is performed. For example, the tube voltage means a voltage to be applied to the anode and cathode of the X-ray tube 11, and between the anode and cathode. There are three conditions: tube current, which means flowing current, and irradiation time, which means time when X-rays are irradiated, and is a factor that determines the spectrum of X-rays generated. Also, an SID value suitable for this X-ray imaging (hereinafter referred to as “SID request value”) is input. The required value of the SID is a known value determined in advance by selecting an imaging region, and is input and set by the operator selecting the imaging region on the operation panel 16. For example, as a preset menu on the operation panel 16, an imaging region “chest”, an imaging technique name “simple X-ray imaging”, and corresponding X-ray imaging conditions “tube voltage: 100 kV, tube current: 100 mA, SID: 1500 mm”. When the operator selects “imaging region: chest, imaging technique name: simple X-ray imaging” from the operation panel 16 in the prepared state, the SID is read from the X-ray imaging conditions associated therewith. Then, 1500 mm is transmitted from the operation panel 16 to the control device 10 as the SID request value.
（ステップＳ２）
Ｘ線画像の取得に先立ち図示しない操作者は、Ｘ線源とＸ線検出器を対向配置する（Ｓ２）。Ｘ線可動絞りは、Ｘ線源と構造的に一体化され、両者の位置関係は常に不変で、Ｘ線源の移動に伴いＸ線可動絞りも相対位置関係を保ちつつ移動する。
(Step S2)
Prior to the acquisition of the X-ray image, an operator (not shown) places the X-ray source and the X-ray detector facing each other (S2). The X-ray movable diaphragm is structurally integrated with the X-ray source, the positional relationship between the two is always unchanged, and the X-ray movable diaphragm moves while maintaining the relative positional relationship as the X-ray source moves.
（ステップＳ３）
次に操作者は、Ｘ線検出器１２近傍に被検体１１を移動させた上で、操作パネル１６において、光源４の点灯要求を入力する。点灯要求信号は、制御装置１０へ送信される（Ｓ３）。
(Step S3)
Next, the operator moves the subject 11 to the vicinity of the X-ray detector 12 and inputs a lighting request for the light source 4 on the operation panel 16. The lighting request signal is transmitted to the control device 10 (S3).
それと同時に、測距部１５は、Ｘ線源１（又はＸ線可動絞り２）とＸ線検出器１２との間の距離を測定する（Ｓ３）。測距部１５により測定された距離が、ＳＩＤ現在値となる。測距部１５は、Ｘ線源１からＸ線が照射されるまで、ＳＩＤの測定を継続して実行し、その値を制御装置１０へ送信し続ける。 At the same time, the distance measuring unit 15 measures the distance between the X-ray source 1 (or the X-ray movable diaphragm 2) and the X-ray detector 12 (S3). The distance measured by the distance measuring unit 15 is the SID current value. The distance measuring unit 15 continuously performs SID measurement until the X-ray source 1 emits X-rays, and continues to transmit the value to the control device 10.
（ステップＳ４）
制御装置１０は点灯要求信号をトリガとし、制御装置１０は、ステップＳ１で取得したＳＩＤ要求値と、測距部１５から受信したＳＩＤ現在値との差分を求める。次いで、Ｘ線可動絞り２が有する光照射部８に対して、差分に応じた光源の点灯と消灯の繰返しを指示するドライブ信号を送出する（Ｓ４）。
(Step S4)
The control device 10 uses the lighting request signal as a trigger, and the control device 10 obtains a difference between the SID request value acquired in step S <b> 1 and the SID current value received from the distance measuring unit 15. Next, a drive signal instructing repetition of turning on and off of the light source according to the difference is sent to the light irradiation unit 8 of the X-ray movable diaphragm 2 (S4).
光照射部８ではそのドライブ信号に同期させ、ＭＯＳＦＥＴなどのスイッチ６により、光源４への電力供給をＯＮ／ＯＦＦし、光源４の点灯と消灯を繰返す（Ｓ４）。 In the light irradiation unit 8, the power supply to the light source 4 is turned ON / OFF by the switch 6 such as a MOSFET in synchronization with the drive signal, and the light source 4 is repeatedly turned on and off (S4).
図５、６に基づいて、第一実施形態に係るＸ線画像診断装置による可視光の照光状態を説明する。図５は、第一実施形態における点灯要求、ドライブ信号、照光状態との関係を示す模式図、図６は、第一実施形態におけるＯｎ−Ｄｕｔｙと差分との関係を示す模式図である。 Based on FIGS. 5 and 6, the illumination state of visible light by the X-ray image diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described. FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a relationship between a lighting request, a drive signal, and an illumination state in the first embodiment, and FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a relationship between On-Duty and a difference in the first embodiment.
図５に示すように、制御装置１０は、操作パネル１６から点灯要求信号が送信されている間、点灯〜消灯を１周期とするドライブ信号を出力する。ドライブ信号の点灯周期に合わせてスイッチ６が切り替わる。その結果、ドライブ信号の点灯区間に合わせて光源４が点灯し、ドライブ信号の消灯区間に合わせて光源４が消灯する。これを繰り返すことにより、光源４は点滅する。 As shown in FIG. 5, the control device 10 outputs a drive signal having one cycle from lighting to extinguishing while a lighting request signal is transmitted from the operation panel 16. The switch 6 is switched in accordance with the lighting cycle of the drive signal. As a result, the light source 4 is turned on in accordance with the drive signal lighting interval, and the light source 4 is turned off in accordance with the drive signal extinction interval. By repeating this, the light source 4 blinks.
このドライブ信号における、点灯周期に対する点灯時間の比（以下、「Ｏｎ−Ｄｕｔｙ」という。算出方法は下式（１）による。)は、図６の如くＳＩＤ現在値と要求値との差分がゼロに近ければ高くなるように、逆にＳＩＤ現在値と要求値との差分が大きければ低くなるように、ＳＩＤ現在値と要求値との差分に応じて制御される。これにより操作者は、点灯／消灯のＯｎ−Ｄｕｔｙを観測することができ、この点灯／消灯のＯｎ−Ｄｕｔｙを基にＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を認識することが可能となる。 In this drive signal, the ratio of the lighting time to the lighting cycle (hereinafter referred to as “On-Duty”. The calculation method is based on the following equation (1)) is such that the difference between the SID current value and the required value is zero as shown in FIG. Control is made according to the difference between the SID current value and the requested value so that the difference between the SID current value and the requested value is lower, while the higher the value is, the lower the value is. Thus, the operator can observe the On / Duty of lighting / extinguishing, and can recognize the difference between the SID current value and the SID request value based on the lighting / extinguishing On-Duty.
[数１] On-Duty[%]=（点灯時間）＊１００／（点灯時間＋消灯時間）・・・（１） [Equation 1] On-Duty [%] = (Lighting time) * 100 / (Lighting time + Light off time) (1)
なお、図６において、差分がある閾値以上大きくなった場合には、Ｏｎ−Ｄｕｔｙをある値でクリッピングしているが、これは差分が大きくなりすぎてＯｎ−Ｄｕｔｙがゼロとなり、可視光で照らされる領域を操作者が認識できなくなることを防ぐためである。 In FIG. 6, when the difference becomes larger than a certain threshold value, On-Duty is clipped with a certain value, but this is too large and the On-Duty becomes zero, and is illuminated with visible light. This is to prevent the operator from recognizing the area to be recorded.
（ステップＳ５）
操作者は、点灯／消灯が繰返される可視光を観測しつつ、そのＯｎ−Ｄｕｔｙが１００％となるよう、Ｘ線検出器１２と対向配置されたＸ線源１１をＸ軸方向に移動させる。これにより、ＳＩＤ現在値がＳＩＤ要求値と一致するようにＸ線源とＸ線検出器１２との相対位置を設定することができる。更に、可視光で照らされる領域、つまりはＸ線照射領域が適正な範囲となるよう、図示しない操作器により、Ｘ線可動絞り２の羽根の位置を調整する（Ｓ５）。
(Step S5)
The operator moves the X-ray source 11 disposed facing the X-ray detector 12 in the X-axis direction so that the On-Duty is 100% while observing visible light that is repeatedly turned on / off. Accordingly, the relative position between the X-ray source and the X-ray detector 12 can be set so that the SID current value matches the SID request value. Further, the position of the blades of the X-ray movable diaphragm 2 is adjusted by an operating device (not shown) so that the region illuminated with visible light, that is, the X-ray irradiation region is within an appropriate range (S5).
以上ここまでの操作により、Ｘ線源と被検体とＸ線検出器との相対位置は設定されることになる。 As described above, the relative positions of the X-ray source, the subject, and the X-ray detector are set.
（ステップＳ６）
操作者は、体動による画質ボケが生じないよう被検体に息止め等を依頼した上で、操作パネル１５のＸ線曝射スイッチをＯＮにし、Ｘ線高電圧発生装置９にＸ線の発生を指示する（Ｓ６）。この指示をトリガとし、Ｘ線高電圧発生装置９は、既に設定されたＸ線条件によりＸ線の照射を行なう。また、この指示により、測距部１５は測距を停止し、制御装置１０は、ドライブ信号の送信を停止する。
(Step S6)
The operator requests the subject to hold his / her breath so as not to cause image blur due to body movement, and then turns on the X-ray exposure switch of the operation panel 15 to generate X-rays in the X-ray high voltage generator 9. (S6). Using this instruction as a trigger, the X-ray high-voltage generator 9 performs X-ray irradiation according to the already set X-ray conditions. In response to this instruction, the distance measuring unit 15 stops the distance measurement, and the control device 10 stops the transmission of the drive signal.
（ステップＳ７）
Ｘ線の照射開始と共にＸ線検出器１２のＸ線変換素子５３では、被検体１１を透過したＸ線が電気信号に変換され、各画素のキャパシタ５２に蓄積される。Ｘ線の遮断とともに、Ｘ線検出器１２ではその蓄積されたアナログ信号である電荷を順次読出してアナログ／デジタル変換してデジタル化し、画像処理装置１３に送信する。画像処理装置１３では、そのデジタル信号に対し各種処理を行い、表示部１４にＸ線画像として表示する。
(Step S7)
At the start of X-ray irradiation, the X-ray conversion element 53 of the X-ray detector 12 converts the X-ray transmitted through the subject 11 into an electric signal and accumulates it in the capacitor 52 of each pixel. As the X-ray is cut off, the X-ray detector 12 sequentially reads the accumulated analog signal charges, converts them to analog / digital conversion, digitizes them, and transmits them to the image processing device 13. The image processing apparatus 13 performs various processes on the digital signal and displays it as an X-ray image on the display unit 14.
本実施形態に係るＸ線画像診断装置によれば、Ｘ線照射領域を示す可視光のＯｎ−Ｄｕｔｙにより、ＳＩＤ要求値とＳＩＤ現在値との差分を確認しながら、Ｘ線源１１とＸ線検出器１２との相対位置の設定を行うことができる。そのため、ＳＩＤ現在値の再測定ために、Ｘ線源１の相対位置の調整を一旦止めたり、ＳＩＤ現在値の確認のために、操作者が可視光で示されるＸ線照射領域から視点を外してＳＩＤ現在値が表示される表示器を見たりする必要がなく、可視光で示されるＸ線照射領域を見ながらＸ線源１の相対位置の調整作業を行うことができる。更には、メジャーを用いた方式や、自動計測して表示されるＳＩＤの値を参照する方式と比較し、ＳＩＤ要求値とＳＩＤ現在値との比較が自動で実施されるため、操作者の介在するプロセスが減り、人為的ミスを誘発する要因を低減できる。加えて、本実施形態に係るＸ線画像診断装置によれば、従来のＸ線照射領域を確認するための可視光を用いた光照射部を用いるため、構造的にシンプルであるため原価を低くできる。更に、機械部品を使用しないため高信頼性を実現できるといった効果がある。 According to the X-ray image diagnostic apparatus according to the present embodiment, the X-ray source 11 and the X-ray are confirmed while confirming the difference between the SID request value and the current SID value by the on-duty of visible light indicating the X-ray irradiation region. The relative position with respect to the detector 12 can be set. Therefore, the adjustment of the relative position of the X-ray source 1 is temporarily stopped for re-measurement of the SID current value, or the operator removes the viewpoint from the X-ray irradiation area indicated by the visible light to confirm the SID current value. Thus, the relative position of the X-ray source 1 can be adjusted while looking at the X-ray irradiation area indicated by visible light. Furthermore, since the comparison between the SID request value and the SID current value is automatically performed in comparison with the method using the measure and the method of referring to the value of the SID that is automatically measured and displayed, there is no operator intervention. This reduces the number of processes that cause human error. In addition, according to the X-ray diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment, since the conventional light irradiation unit using visible light for confirming the X-ray irradiation region is used, the cost is low because the structure is simple. it can. Further, since no mechanical parts are used, there is an effect that high reliability can be realized.
なお、上記実施形態では、制御装置１０を個別のユニットとして説明しているが、同機能をＸ線可動絞りに持たせることも容易に可能である。 In the above embodiment, the control device 10 is described as an individual unit, but it is also possible to easily give the same function to the X-ray movable diaphragm.
＜第二実施形態＞
次に、本発明の第二実施形態に係るＸ線画像診断装置について説明する。まず、図７に基づいて、第二実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成について説明する。図７は、本発明の第二実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成を示す模式図である。同図において、上述の第一実施形態と同様な機能を有する構成要素については同一符号で記し、その説明は省略する。
<Second embodiment>
Next, an X-ray image diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. First, the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 7 is a schematic diagram showing the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention. In the figure, components having the same functions as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
本発明の第二実施形態のＸ線画像診断装置は、図１に示した第一実施形態において、光照射部８におけるＭＯＳＦＥＴなどで構成されるスイッチ６を、調光部２０に置き換えたものである。調光部２０とは、外部からの指令値に応じて光源に供給する電力を調整し、光源４の輝度を調光するものである。本発明の第二実施形態では調光部２０の指令値を、制御装置１０がドライブ信号として与えるものとしている。 The X-ray diagnostic imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention is obtained by replacing the switch 6 composed of a MOSFET or the like in the light irradiation unit 8 with a dimming unit 20 in the first embodiment shown in FIG. is there. The light control unit 20 adjusts the power supplied to the light source according to a command value from the outside, and adjusts the luminance of the light source 4. In the second embodiment of the present invention, the control device 10 gives the command value of the light control unit 20 as a drive signal.
次に図８に基づいて、第二実施形態に係る指令値（輝度）と差分との関係を説明する。図８は、第二実施形態に係る指令値（輝度）と差分との関係を示す模式図である。この指令値は、図８の如く、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分がゼロに近ければ輝度が高くなるように、逆にＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分が大きければ輝度が低くなるように、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分に応じて制御される。これにより操作者は、可視光が照らす領域の輝度を観測することによりＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を認識することができ、結果、Ｘ線検出器と対向配置されたＸ線源１をＸ軸方向に移動させて適切なＳＩＤとなるよう相対位置を設定することができる。 Next, the relationship between the command value (luminance) and the difference according to the second embodiment will be described based on FIG. FIG. 8 is a schematic diagram illustrating a relationship between a command value (luminance) and a difference according to the second embodiment. As shown in FIG. 8, this command value has a high brightness when the difference between the SID current value and the SID request value is close to zero, and conversely, when the difference between the SID current value and the SID request value is large, the brightness is low. Thus, the control is performed according to the difference between the SID current value and the SID request value. Thus, the operator can recognize the difference between the current SID value and the required SID value by observing the luminance of the region illuminated by visible light, and as a result, the X-ray source 1 disposed opposite to the X-ray detector. Can be moved in the X-axis direction to set the relative position so that an appropriate SID is obtained.
なお、図８において、横軸はＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を、縦軸は指令値（輝度）を表わし、指令値（輝度）はある最大値を１として正規化した値としている。また、差分がある閾値以上大きくなった場合には、指令値（輝度）をある値でクリッピングしているが、これは差分が大きくなりすぎて指令値（輝度）がゼロとなり、可視光で照らされる領域を操作者が認識できなくなることを防ぐためである。 In FIG. 8, the horizontal axis represents the difference between the SID current value and the SID request value, the vertical axis represents the command value (luminance), and the command value (luminance) is a value normalized with a certain maximum value as 1. . In addition, when the difference becomes larger than a certain threshold, the command value (luminance) is clipped with a certain value, but this is too large and the command value (luminance) becomes zero and is illuminated with visible light. This is to prevent the operator from recognizing the area to be recorded.
また、調光の別態様を、図９、１０、１１について説明する。図９は、第二実施形態に係る指令値（輝度）と経過時間との関係を示す模式図（差分小）、図１０は、第二実施形態に係る指令値（輝度）と経過時間との関係を示す模式図（差分大）、図１１は、第二実施形態に係る周波数と差分との関係を示す模式図である。調光は、上記のように輝度を変える他、図９、図１０の如く指令値を正弦波状に変化させ、更にその周波数を、図１１の如くＳＩＤ現在値と要求値との差分がゼロに近ければ周波数が高くなる（図９参照）ように、逆にＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分が大きければ周波数が低くなる（図１０）ように、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分に応じて制御することも可能である。この場合、操作者は、可視光が照らす領域の輝度の周波数変化を観測することにより、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を認識することができ、結果、Ｘ線検出器１２と対向配置されたＸ線源１１をＸ軸方向に移動させて適切なＳＩＤ（ＳＩＤ要求値＝ＳＩＤ現在値）となるよう相対位置を設定することができる。 Further, another aspect of light control will be described with reference to FIGS. FIG. 9 is a schematic diagram (small difference) showing the relationship between the command value (luminance) and the elapsed time according to the second embodiment, and FIG. 10 shows the command value (luminance) and the elapsed time according to the second embodiment. FIG. 11 is a schematic diagram showing the relationship between the frequency and the difference according to the second embodiment. In the dimming, in addition to changing the luminance as described above, the command value is changed in a sine wave shape as shown in FIGS. 9 and 10, and the frequency is set to a difference between the current SID value and the required value as shown in FIG. The difference between the current SID value and the required SID value is such that the frequency becomes higher (see FIG. 9), and the lower the frequency, the lower the frequency (FIG. 10), the greater the difference between the current SID value and the required SID value. It is also possible to control according to. In this case, the operator can recognize the difference between the current SID value and the required SID value by observing the frequency change in the luminance of the region illuminated by the visible light. As a result, the operator is placed opposite to the X-ray detector 12. The relative position can be set so that the X-ray source 11 thus moved is moved in the X-axis direction to obtain an appropriate SID (SID required value = SID current value).
なお、図９、図１０において、横軸は経過時間を、縦軸は指令値（輝度）を表わし、指令値（輝度）はある最大値を１として正規化した値としている。図１１においては、横軸はＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を、縦軸は周波数を表わし、周波数はある最大値を１として正規化した値となっている。図１１においても、差分がある閾値以上大きくなった場合には、周波数をある値でクリッピングしているが、これも差分が大きくなりすぎて指令値（輝度）がゼロとなり、可視光で照らされる領域を操作者が認識できなるくなることを防ぐためである。 9 and 10, the horizontal axis represents the elapsed time, the vertical axis represents the command value (luminance), and the command value (luminance) is a value normalized with a certain maximum value being 1. In FIG. 11, the horizontal axis represents the difference between the SID current value and the SID request value, the vertical axis represents the frequency, and the frequency is a value normalized with a certain maximum value as 1. Also in FIG. 11, when the difference becomes larger than a certain threshold, the frequency is clipped with a certain value, but this also becomes too large and the command value (luminance) becomes zero and is illuminated with visible light. This is to prevent the operator from being able to recognize the area.
なお、第一実施形態１と同様に、ＳＩＤ要求値は操作パネル１６において撮影部位を選択することにより予め決定される既知の値であり、ＳＩＤ現在値は、ポテンショメーター等を用いた測距部１５により取得可能なものとする。 As in the first embodiment, the SID request value is a known value determined in advance by selecting an imaging region on the operation panel 16, and the SID current value is the distance measuring unit 15 using a potentiometer or the like. It can be acquired by.
＜第三実施形態＞
次に、本発明の第三実施形態に係るＸ線画像診断装置について説明する。まず、図１２、１３に基づいて、第三実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成について説明する。図１２は、本発明の第三実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成を示す模式図である。図１３は、第三実施形態における差分と光源色との関係を示す模式図である。同図において、上述の第一実施形態と同様な機能を有する構成要素については同一符号で記し、その説明は省略する。
<Third embodiment>
Next, an X-ray image diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described. First, based on FIG. 12, 13, the structure of the X-ray-image diagnostic apparatus which concerns on 3rd embodiment is demonstrated. FIG. 12 is a schematic diagram showing the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to the third embodiment of the present invention. FIG. 13 is a schematic diagram illustrating a relationship between a difference and a light source color in the third embodiment. In the figure, components having the same functions as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
本発明の第三実施形態に係るＸ線画像診断装置は、図１に示した第一実施形態における光照射部８において、光源４をスペクトルの異なる複数の光源３０により構成し、更にそれら光源３０への電力供給をスイッチ３１で選択的に行なえるように構成される。 In the X-ray image diagnostic apparatus according to the third embodiment of the present invention, in the light irradiation unit 8 in the first embodiment shown in FIG. 1, the light source 4 is constituted by a plurality of light sources 30 having different spectra, and these light sources 30. The switch 31 is configured to selectively supply power.
制御装置１０は、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分に応じて、スペクトルが異なる複数の光源３０のうち、どの光源に電力供給を行なうかを選択する選択信号を送信する。光照射部８では、制御装置１０から送信された選択信号に従い、スイッチ３１を切替えて、光源３０に電力を供給し、光源３０を光らす。ここで、複数のスペクトルの光源をどのように選択して光らすかは、例えば、赤色、黄色、緑色の３種の光源を持つとした場合、図１３の如くＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分がゼロに近ければ赤色で照らし、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分が大きくなるにつれて黄色、緑色と照らすように構成してもよい。これにより操作者は、可視光が照らす領域の色を観測することにより、ＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分を認識することが可能となり、結果、Ｘ線検出器１２と対向配置されたＸ線源１１をＸ軸方向に移動させて適切なＳＩＤとなるよう相対位置を設定することができる。 The control device 10 transmits a selection signal for selecting which light source to supply power from among the plurality of light sources 30 having different spectra according to the difference between the SID current value and the SID request value. In the light irradiation unit 8, the switch 31 is switched according to the selection signal transmitted from the control device 10, power is supplied to the light source 30, and the light source 30 is illuminated. Here, how to select and illuminate a plurality of spectrum light sources is, for example, when there are three types of light sources of red, yellow, and green, as shown in FIG. If the difference is close to zero, the light may be illuminated in red, and as the difference between the SID current value and the SID request value increases, yellow and green may be illuminated. Thus, the operator can recognize the difference between the SID current value and the SID request value by observing the color of the area illuminated by visible light. As a result, the operator can recognize the X arranged opposite to the X-ray detector 12. The relative position can be set by moving the radiation source 11 in the X-axis direction so that an appropriate SID is obtained.
なお、第一実施形態及び第二実施形態と同様に、ＳＩＤの要求値は操作パネル１６から取得し、ＳＩＤ現在値は、測距部１５から取得可能なものとする。 As in the first embodiment and the second embodiment, it is assumed that the required SID value can be acquired from the operation panel 16 and the current SID value can be acquired from the distance measuring unit 15.
上記第三実施形態で示した複数のスペクトルの光源をＳＩＤ現在値とＳＩＤ要求値との差分に応じて切替えて光らす方法と、前述の照射間隔や輝度、または周波数を可変する方法と組合わせてもよい。 In combination with the method of switching the light sources of a plurality of spectra shown in the third embodiment to shine according to the difference between the SID current value and the SID required value, and the method of changing the irradiation interval, luminance, or frequency described above. Also good.
＜その他の実施形態＞
上記実施形態では、可視光の照射間隔、輝度、周波数、スペクトルを用いて、ＳＩＤ要求値とＳＩＤ現在値との差分を操作者に示したが、差分に応じた数値を可視光を用いて示してもよい。図１４に、この実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成を示す。図１４は、この実施形態に係るＸ線画像診断装置の構成を示す模式図である。本実施形態は、図１の実施形態に係るＸ線画像診断装置のスイッチ６に代えて、差分の数値を示す影を生成する影生成部６０を、光源４とミラー３との間に備える。影生成部６０は、例えば光透過性を有するロール状の基板シートに、非透過性部材を用いて数値を予め記載したものである。そして、制御装置１０から、差分に応じた数値が記載された基板シートの部分に光源４からの可視光が照射（透過）するように、基板シートを回転させるためのドライブ信号を送信する。そして影生成部６０は、このドライブ信号に沿って基板シートを回転させて、差分を示す数値を、Ｘ線照射領域に影として投影するように構成してもよい。これにより、差分を示す具体的な数値を操作者に示すことができ、Ｘ線源１１とＸ線検出器１２との相対位置の設定がより容易になる。
<Other embodiments>
In the above embodiment, the difference between the SID request value and the current SID value is shown to the operator using the visible light irradiation interval, luminance, frequency, and spectrum, but the numerical value corresponding to the difference is shown using visible light. May be. FIG. 14 shows the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to this embodiment. FIG. 14 is a schematic diagram showing the configuration of the X-ray image diagnostic apparatus according to this embodiment. In this embodiment, instead of the switch 6 of the X-ray image diagnostic apparatus according to the embodiment of FIG. 1, a shadow generation unit 60 that generates a shadow indicating a numerical value of the difference is provided between the light source 4 and the mirror 3. The shadow generation unit 60 is a unit in which numerical values are described in advance using a non-transmissive member on a roll-shaped substrate sheet having light permeability, for example. And the drive signal for rotating a board | substrate sheet | seat is transmitted from the control apparatus 10 so that the visible light from the light source 4 may be irradiated (transmitted) to the part of the board | substrate sheet | seat in which the numerical value according to the difference was described. The shadow generation unit 60 may be configured to rotate the substrate sheet along this drive signal and project the numerical value indicating the difference as a shadow on the X-ray irradiation region. Thereby, a specific numerical value indicating the difference can be shown to the operator, and the relative position between the X-ray source 11 and the X-ray detector 12 can be set more easily.
また、上記では、差分に応じて可視光の照射間隔、輝度、周波数、スペクトル、数値を示す影を生成したが、差分ではなく、測距部１５から取得したＳＩＤ現在値に基づいて、ＳＩＤ現在値を示す影を生成してもよい。例えば、ＳＩＤ現在値：１４００ｍｍ、１４５０ｍｍ、１５００ｍｍといったＳＩＤ現在値そのものを示す影を投影する。これにより、操作者に可視光を用いてＳＩＤ現在値を示すことができる。また、この実施形態によれば、ＳＩＤ要求値の取得が不要となるので、撮影準備手順として、ＳＩＤ要求値の設定が、Ｘ線源１１とＸ線検出器１２との相対位置の設定の前後を問わないという利点がある。 Further, in the above, a shadow indicating visible light irradiation interval, luminance, frequency, spectrum, and numerical value is generated according to the difference, but based on the SID current value acquired from the distance measuring unit 15 instead of the difference, the current SID A shadow indicating the value may be generated. For example, a shadow indicating the SID current value itself such as the SID current value: 1400 mm, 1450 mm, 1500 mm is projected. As a result, the current SID value can be shown to the operator using visible light. Further, according to this embodiment, since it is not necessary to acquire the SID request value, the setting of the SID request value is performed before and after the setting of the relative position between the X-ray source 11 and the X-ray detector 12 as an imaging preparation procedure. There is an advantage that it does not matter.
更に、上記では、可視光を用いてＳＩＤ要求値とＳＩＤ現在値との差分、又はＳＩＤ現在値を示す形態を説明したが、音声（例えばビープ音）の発生間隔、音声の強弱、音声の周波数（音声の高低）を用いてＳＩＤ要求値とＳＩＤ現在値との差分、又はＳＩＤ現在値を示す音声発生部を備えてもよい。これにより、撮影室の光量が比較的明るく、可視光によるＸ線照射領域が視認しにくい場合（特に輝度の変化が分かりづらい場合）にも、より明瞭にＳＩＤ現在値や、差分を操作者に知らせることができる。また、光照射部８と音声発生部とを併用する他、音声発生部のみを備えてもよい。これにより、Ｘ線可動絞り２内に、スイッチ６、３１や調光部２０を備えるスペースがない場合にも、操作者が、Ｘ線照射領域を示す可視光照射領域を見ながらＸ線源１とＸ線検出器１２との相対位置の設定を行うことができる。 Further, in the above description, the difference between the SID request value and the SID current value using visible light, or the form indicating the SID current value has been described. However, the generation interval of sound (for example, beep sound), sound strength, sound frequency You may provide the audio | voice generation | occurrence | production part which shows the difference of a SID request value and a SID present value, or a SID present value using (the level of a sound). As a result, even when the amount of light in the imaging room is relatively bright and the X-ray irradiation area by visible light is difficult to see (especially when it is difficult to understand the change in brightness), the current SID value and the difference can be more clearly indicated to the operator. I can inform you. In addition to using both the light irradiation unit 8 and the sound generation unit, only the sound generation unit may be provided. Thus, even when there is no space provided with the switches 6 and 31 and the light control unit 20 in the X-ray movable diaphragm 2, the operator can observe the visible light irradiation area indicating the X-ray irradiation area while the X-ray source 1 is operating. And the relative position of the X-ray detector 12 can be set.
１：Ｘ線源、２：Ｘ線可動絞り、３：ミラー、４：光源、５：羽根、６：スイッチ、７：電源、８：光照射部、９：Ｘ線高電圧発生装置、１０：制御装置、１１：被検体、１２：Ｘ線検出器、１３：画像処理装置、１４：表示部、１５：測距部、１６：操作パネル、２０：調光部、３０：光源、３１：スイッチ、５０：センサアレイ部、５１：ゲートドライバ部、５２：キャパシタ、５３：Ｘ線変換素子、５４：ＴＦＴ、５５：増幅回路、５６：ＭＵＸ（マルチプレクサ）、５７：ＡＤＣ(アナログ／デジタル変換器）、５８：定電圧源、６０：影投影部 1: X-ray source, 2: X-ray movable diaphragm, 3: Mirror, 4: Light source, 5: Blade, 6: Switch, 7: Power supply, 8: Light irradiation unit, 9: X-ray high voltage generator, 10: Control device, 11: Subject, 12: X-ray detector, 13: Image processing device, 14: Display unit, 15: Distance measuring unit, 16: Operation panel, 20: Light control unit, 30: Light source, 31: Switch 50: sensor array unit, 51: gate driver unit, 52: capacitor, 53: X-ray conversion element, 54: TFT, 55: amplifier circuit, 56: MUX (multiplexer), 57: ADC (analog / digital converter) 58: Constant voltage source, 60: Shadow projection unit
Claims (4)
前記Ｘ線源と対向配置され、被検体の透過Ｘ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器と、
前記Ｘ線の照射領域を制限するＸ線絞り手段と、
前記Ｘ線の照射領域と同一領域に可視光を照射する光照射手段と、
前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間の距離を測定する測距手段と、
前記測定された距離に応じて、前記可視光の物理量を変更する可視光変更手段と、
前記電気信号に基づいて前記被検体のＸ線画像を生成する画像処理手段と、
を備えることを特徴とするＸ線画像診断装置。 An X-ray source that emits X-rays;
An X-ray detector that is disposed opposite to the X-ray source and detects a transmitted X-ray of the subject and converts it into an electrical signal;
X-ray diaphragm means for limiting the X-ray irradiation area;
A light irradiation means for irradiating visible light to the same region as the X-ray irradiation region;
Distance measuring means for measuring a distance between the X-ray source and the X-ray detector;
Visible light changing means for changing a physical quantity of the visible light according to the measured distance;
Image processing means for generating an X-ray image of the subject based on the electrical signal;
An X-ray diagnostic imaging apparatus comprising:
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像診断装置。 The visible light changing unit is responsive to a difference between the measured distance and a request value indicating a distance between the X-ray source and the X-ray detector required for X-ray imaging of the subject. Changing the physical quantity of the visible light,
The X-ray image diagnostic apparatus according to claim 1.
ことを特徴とする請求項２に記載のＸ線画像診断装置。 The visible light changing means changes at least one of the irradiation interval, luminance, or color of the visible light according to the difference.
The X-ray image diagnostic apparatus according to claim 2.
ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載のＸ線画像診断装置。 A projection unit that projects the numerical value corresponding to the difference with the visible light;
The X-ray diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein the diagnostic imaging apparatus is an X-ray diagnostic imaging apparatus.
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Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5360778U (en) * | 1976-10-27 | 1978-05-23 |
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Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5360778U (en) * | 1976-10-27 | 1978-05-23 |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015195834A (en) * | 2014-03-31 | 2015-11-09 | 株式会社島津製作所 | X-ray imaging apparatus |
| CN103900973A (en) * | 2014-04-24 | 2014-07-02 | 黄晓鹏 | Hazardous article detecting device and detecting method |
| CN103900973B (en) * | 2014-04-24 | 2017-01-04 | 黄晓鹏 | Hazardous material detection method |
| JP2018500958A (en) * | 2014-12-04 | 2018-01-18 | トロフィー | Method and apparatus for adjusting head-measurement extraoral dental radiation imaging system |
| US20180085082A1 (en) * | 2016-09-23 | 2018-03-29 | Shimadzu Corporation | X-ray imaging apparatus |
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