JP3913078B2 - Dynamic X-ray imaging method and control device for performing dynamic X-ray imaging - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用にダイナミック画像（動画）を生成する為に用いられるＸ線撮影システム及び方法に関し、特に、肺や横隔膜等の組織の動きを検査するために、胸部のダイナミックＸ線画像を生成する為に用いられるＸ線撮影システム及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療分野でダイナミック画像の生成に用いられる、最も普及している検出器は、イメージインテシファイアである。これらは真空管であって、その内部でＸ線が電子に変換され、変換された電子は蛍光スクリーンに向けて加速され、蛍光スクリーン上で可視光子に変換されて可視画像が生成される。この画像は、ＣＣＤ（charge-coupled device）カメラなどの２次元検出器により検出される。イメージインテシファイアの結像領域は円形であり、最大で直径１６インチ（４０ｃｍ）のものが現在入手可能である。
【０００３】
しかし、イメージインテシファイアの結像領域は円形であるために、患者によっては胸部の重要な部分が結像領域内に完全に収まらず、部分的に撮影されない可能性がある。例えば、横隔膜と肺の領域全体を１枚の画像に納めることができないことがある。これらの組織の動きは、共に、診断用として有用な情報を提供するため、これらの組織を両方とも撮影できなければ、診断用情報が欠落してしまう。更に、イメージインテンシファイアにより生成される画像は、空間解像度が悪く、歪んでいる。また、イメージインテンシファイア自体のサイズは大きく、検出器の設置が難しい。
【０００４】
また、ダイナミックＸ線画像を生成可能な別の検出器は、アモルファスシリコン画素(pixilated)構造に基づいており、後でシリコン構造内で検出されるように入射Ｘ線を光に変換する蛍光層か、またはシリコン構造により検出される電荷に入射Ｘ線を直接変換するフォトコンダクター素材のいずれかを用いる。これらの検出器には長方形のものがあり、イメージインテンシファイアよりもダイナミック胸部撮影に適している。また、胸部全体を撮影する為により大きいサイズのものが存在する。
【０００５】
Ｘ線透視撮影では、イメージインテシファイア又は分離型放射線検出器からのフィードバックによりＸ線管電圧及び管電流を制御する。イメージインテンシファイアの場合、カメラから出力されるビデオ信号がＸ線管の制御回路への入力として使用される。制御回路はこのビデオ信号を使って平均信号を決定し、平均信号が予め設定されたベースレベルからの変化するのを補償するようにＸ線管電圧又は電流を調整する。このフィードバックは、様々な方式のものが知られている。例えば、制御回路は、Ｘ線の強度が患者により減衰すること無く、Ｘ線が入射したイメージインテンシファイアの領域に対応する画像中、非常に明るい領域を除去する。別の例では、制御回路は、Ｘ線が入射しなかった画像領域の影響を除去する。更に別の例では、制御回路はハイパスフィルタを有し、患者を通過する際に散乱したＸ線の影響と、イメージインテンシファイアにおける可視光の散乱による影響とを排除する。この例は、散乱Ｘ線又は可視光線が平均信号レベルを引き上げてしまうということと、Ｘ線管にフィードバックする前にこれらの影響を取り除く必要があるという原則に基づいている。上記例では、フィードバックは単純に平均信号に基づいており、Ｘ線管電圧及び管電流は、予め設定された制約内でこのレベルを一定に保つように制御される。
【０００６】
ところで、胸部ダイナミック撮影では、患者が息を吸ったり吐いたりする時に肺が動く様子を、様々な病気、特に、肺関係の病気の診断に利用することができる。患者のこの動きは周期的であり、周期において異なる位相での動きは異なる診断情報を有する。そうして得られる診断情報は、ある位相での動きが他の位相での動きに比べて重要な場合がある。このように、画像の診断情報は呼吸サイクルの位相に密接に関係する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように、現在のＸ線透視システムでは、フィードバックは平均信号に基づいて行われており、呼吸サイクルの現在の位相に基づくものではない。平均信号は、呼吸サイクルの間に大きく変化することは無いので、現在のシステムではＸ線管電圧及び管電流が呼吸サイクルの間に変化することはあまり無い。ある特別な状況で平均信号が代わった場合に、システムは管電圧又は管電流のいずれかを自動的に調整する。このように、呼吸サイクルの間、管電圧及び管電流が変化しないことも、検出された平均信号に基づいて自動変更することも、いずれも好ましくない影響を及ぼす。
【０００８】
もし、Ｘ線管のパラメータ（管電圧、感電流）が変わらなければ、呼吸サイクルの全ての位相で同じ露出を用いて患者を撮影することになり、診断する上であまり重要ではない位相でも、重要な位相と同じように照射されてしまう。これは、必要以上に多く患者を照射してしまったり、診断上有用な情報が欠落してしまったり、これら両方が起きてしまったりする。Ｘ線管パラメータが呼吸サイクルの途中で検出された平均信号に応じて変化する場合はさらに状況が悪くなることもあり、例えば、診断上最も不要な呼吸サイクルの位相において、最も重要な呼吸サイクルの位相の時よりも多く患者を照射してしまうこともある。この場合も、必要以上に多く患者を照射してしまったり、診断上有用な情報が欠落してしまったり、これら両方が起きてしまったりする。
【０００９】
また、胸部領域全体よりも小さい領域を撮像すると診断情報が欠落することがあるので、胸部領域全体を撮影する必要がある。
【００１０】
本発明は上記問題点を鑑みてなされたものであり、呼吸動態撮影において、呼吸サイクルにおける位相に応じてＸ線源の管電圧及び管電流の少なくとも一方の値を制御することで、呼吸サイクルにおける位相に応じてＸ線の線質、線量の少なくともいずれかを調整できるようにすることを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明の制御装置は、Ｘ線源と、当該Ｘ線源から照射されるＸ線を受けてその強度に応じて電気信号に変換する撮像手段と、被検者の一呼吸サイクル中に複数のＸ線画像を取得するように前記Ｘ線源及び前記撮像手段を制御する制御手段と、前記被検者の呼吸サイクルにおける位相を検出する検出手段とを備え、前記制御手段は、前記位相に応じて、前記Ｘ線源の管電圧及び管電流の少なくとも一方の値を制御する。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施の形態を詳細に説明する。
【００１４】
＜第１の実施形態＞
本発明の第１の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を図１に示す。図１において、１はＣＣＤカメラであり、呼吸サイクル検出器として用いられる。２は駆動・キャプチャ回路、３は呼吸サイクル位置検出部であり、ＣＣＤカメラ１と直列に接続されている。これらの構成により呼吸サイクルにおける現在位置の情報を連続的に取得して後述するメインメモリ１２に渡す。
【００１５】
また、５はＸ線管、４は後述するＣＰＵ１１からの信号に応じてＸ線管５によるＸ線照射を制御するＸ線管制御部、６はＸ線管５から照射されるＸ線照射領域、７は撮影対象である患者、８は散乱防止グリッド、９はＸ線の強度に応じて電気信号を出力するＸ線センサ、１０はＸ線センサ９を駆動することにより、Ｘ線センサ９から得られる電気信号を取得するセンサ制御部、１１はシステム全体を制御するＣＰＵ、１２はメインメモリ、１３は操作パネル、１４は表示部である。
【００１６】
次に、第１の実施形態における上記構成を有するＸ線撮像システムのＸ線撮影動作について、図２のフローチャートを参照して説明する。
【００１７】
撮像処理が開始されると、例えばユーザー指示により撮影が終了するまで、以下に説明するステップＳ１〜Ｓ６のループを続けて繰り返す。
【００１８】
まずステップＳ１でダイナミック撮影の最初の画像を撮影し、ステップＳ２で予め設定された注目領域の平均信号レベルを算出する。なおこの注目領域は、例えば画像の中心部における画素領域など、適宜設定することができる。また、別のセンサからの信号レベルに基づいて平均信号レベルを算出しても良い。
【００１９】
次にステップＳ３で、呼吸サイクルにおける現在の位相（以下、「現在位相」と呼ぶ。）を検出する。この現在位相検出は、様々な方法を用いて行うことができる。例えば、患者胸部の動きを呼吸モニタベルトや光学カメラを用いて検出したり、規則型による気流の検出、胸部インピーダンスの変化の検出、胸部Ｘ線画像のリアルタイム評価などが挙げられる。しかし、本発明は現在位相の検出方法により制限されるものではない。
【００２０】
次に、ステップＳ４において、現在位相をルックアップテーブルのＸ線管パラメータと比較する。
【００２１】
本発明の第１の実施形態における、呼吸サイクルにおける位相とＸ線管電流と管電圧との関係を図３に示す。図３に示す例では、Ｘ線透視撮影システムは吸息及び呼息の最後を除いて、呼吸サイクルの全ての位相において管電圧８０ｋＶで画像の撮影を行う。図３（ｂ）に示すように、吸息及び呼息の最後では、短時間の間、管電圧を１２０ｋｖに上げる。また、図３（ｃ）に示す管電流は管電流乗数として表現されている。図３に示す関係は、各呼吸サイクルにおいて２回ずつＸ線撮影を行うことと等しい。図３（ｂ）及び（ｃ）に示す管電圧及び管電流乗数を、呼吸サイクルの各位相に対するルックアップテーブルとしてメインメモリ１２に予め保持しておく。
【００２２】
このように、ステップＳ４においてＣＰＵ１１はメインメモリ１２にアクセスして、現在位相をＸ線管パラメータのルックアップテーブルと比較し、必要なＸ線管パラメータ（管電圧、管電流乗数）を取得する。
【００２３】
そして、ステップＳ５においてＣＰＵ１１は取得した管電流乗数に、現在の画像の平均信号レベルを所望の所定レベルにより除して得られる比率を乗ずる。このようにすることで、呼吸サイクルによりＸ線管パラメータを確実に決定することができ、信号レベルを診断情報が得られるレベルに保持することができる。Ｘ線の透過は患者によって異なることが考慮されるので、このように制御することは有用である。そして、新たに算出したＸ線管パラメータをＸ線管制御部４に送る。
【００２４】
ステップＳ６においてＸ線管制御部４はＸ線管５の管電圧及び管電流を変更し、次の画像を撮影するためにステップＳ１に戻る。ステップＳ１〜Ｓ６のループは、ユーザーがダイナミック撮影を停止するまで連続的に繰り返して行われる。
【００２５】
このように管電圧及び管電流を制御することにより、Ｘ線源のＸ線エネルギー及びＸ線フルエンス率を制御することができる。
【００２６】
上記のように本第１の実施形態によれば、Ｘ線管パラメータを患者の呼吸サイクルにおける現在位相及び平均信号レベルに応じて変えながら、胸部のダイナミックＸ線撮影を行うため、必要な画像を最適な露出条件で確実に取得することができる。従って、患者へのＸ線照射量を最低限に押さえつつ、診断に必要な情報量を最大にすることができる。
【００２７】
＜第２の実施形態＞
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
【００２８】
本第２の実施形態では、管電圧及び管電流の制御の仕方が上記第１の実施形態と異なる。以下、第１の実施形態と異なる部分について説明する。
【００２９】
本第２の実施形態における呼吸サイクルにおける位相とＸ線管電流と管電圧との関係を図４に示す。本第２の実施形態では、吸息に対応する呼吸サイクルの全ての位相における撮影を管電圧８０ｋＶで、呼息に対応する呼吸サイクルの全ての位相における撮影を管電圧１２０ｋＶで行う。図３（ｃ）と同様に、図４（ｃ）に示す管電流は管電流乗数として表現されている。なお、上記第１の実施形態で説明したように、管電流乗数には、現在の画像の平均信号レベルを所望の所定レベルで除して得られた比率を乗ずる。第２の実施形態では、Ｘ線管電流変化を予め設定せず、平均信号レベルにおける変化に応じて変更し、制御する。
【００３０】
＜第３の実施形態＞
本発明の第３の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を図５に示す。図５に示す構成は、図１に示す構成からＣＣＤカメラ１、駆動・キャプチャ回路２、呼吸サイクル位置検出部３を除いたものであるため、図５の詳細説明は省略する。この場合、呼吸サイクルをＸ線センサ９から得られた画像からの情報を用いて決定する。なお、基本的な動作の流れは第１の実施形態で図２のフローチャートを参照して説明したものと同様であるため、図２を参照しながら以下説明する。
【００３１】
処理が開始されると、Ｘ線センサ９により画像を取得し、センサ制御部１０を介して画像データをメインメモリ１２に渡す（ステップＳ１）。ＣＰＵ１１は直近の画像にアクセスし、その直近の画像に基づいて注目領域の平均信号レベルを算出し（ステップＳ２）、更に、その直近の画像を以前の１枚以上の画像と比較することで、呼吸サイクルの現在位相を評価する（ステップＳ３）。ＣＰＵ１１は現在位相をＸ線管パラメータのルックアップテーブルと比較して必要なＸ線パラメータをルックアップテーブルに基づいて算出し（ステップＳ４、Ｓ５）、新たなＸ線管パラメータをＸ線管制御部４に渡す。Ｘ線管制御部４はＸ線管パラメータに基づいてＸ線管５の電圧及び電流を変更し（ステップＳ６）、次の画像を撮影するためにステップＳ１に戻る。ステップＳ１〜Ｓ６のループは、ユーザーがダイナミック撮影を停止するまで連続的に繰り返して行われる。
【００３２】
＜第４の実施形態＞
本発明の第４の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を図６に示す。図Ｒに示す構成は、図５に示す構成に加えて、患者７とＸ線センサ９との間に別の放射線センサ１６を設置し、射線センサ１６を制御する制御部１５を追加したものである。その他の構成は図５と同様であるため、詳細説明は省略する。この場合、放射線センサ１６が平均信号レベルを提供し、ＣＰＵ１１に渡す。呼吸サイクルをＸ線センサ９から得られた画像からの情報を用いて決定する。平均信号レベル取得以外の動作の流れは第１の実施形態で図２のフローチャートを参照して説明したものと同様である。
【００３３】
本第４の実施形態によれば、画像データにリアルタイムでアクセスする必要が無くなる。
【００３４】
なお、上記第１〜第４の実施形態においては、全ての処理を順次に行う場合について説明したが、これらの処理のいくつかを並行して行うことも可能であり、そうすることで現在位相により迅速に対応することができる。更に、全ての画像について現在位相及び平均信号を取得しなくても良く、予め設定した間隔で画像を選択し、選択した画像を用いて現在位相又は平均信号レベルを計算しても良い。
【００３５】
また、上記第１〜第４の実施形態においては、現在位相に基づいてＣＰＵ１１がルックアップテーブルからＸ線管パラメータを取得し、平均信号レベルに基づいてＸ線パラメータを変更したが、予め現在位相及び平均信号レベルに基づくルックアップテーブルをメインメモリ１２に設定しておくことにより、ステップＳ５の処理を不要にすることもできる。また、ルックアップテーブルを用いずに、現在位相及び平均信号レベルに基づいて予め設定された式を用いてＸ線パラメータを算出するようにしてもよい。
【００３６】
【他の実施形態】
本発明の目的は、前述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録した記憶媒体（または記録媒体）を、システムあるいは装置に供給し、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ）が記憶媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行することによっても、達成されることは言うまでもない。この場合、記憶媒体から読み出されたプログラムコード自体が前述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記憶した記憶媒体は本発明を構成することになる。また、コンピュータが読み出したプログラムコードを実行することにより、前述した実施形態の機能が実現されるだけでなく、そのプログラムコードの指示に基づき、コンピュータ上で稼働しているオペレーティングシステム（ＯＳ）などが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。ここでプログラムコードを記憶する記憶媒体としては、例えば、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＲＯＭ、ＲＡＭ、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ、光ディスク、光磁気ディスク、ＭＯなどが考えられる。
【００３７】
さらに、記憶媒体から読み出されたプログラムコードが、コンピュータに挿入された機能拡張カードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに書込まれた後、そのプログラムコードの指示に基づき、その機能拡張カードや機能拡張ユニットに備わるＣＰＵなどが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。
【００３８】
本発明を上記記憶媒体に適用する場合、その記憶媒体には、先に説明した図２に示すフローチャートに対応するプログラムコードが格納されることになる。
【００３９】
【発明の効果】
必要な画像を最適な露出条件で確実に取得し、患者へのＸ線照射量を最低限に押さえつつ、診断に必要な情報量を最大にすることを目的とする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を示す図である。
【図２】本発明の第１の実施形態におけるＸ線撮影処理を示すフローチャートである。
【図３】本発明の第１の実施形態における、呼吸サイクルと、Ｘ線管電圧及び管電流との関係を示す図である。
【図４】本発明の第２の実施形態における、呼吸サイクルと、Ｘ線管電圧及び管電流との関係を示す図である。
【図５】本発明の第３の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を示す図である。
【図６】本発明の第４の実施形態におけるＸ線撮像システムの構成例を示す図である。
【符号の説明】
１ ＣＣＤカメラ
２ 駆動・キャプチャ回路
３ 呼吸サイクル位置検出部
４ Ｘ線管制御部
５ Ｘ線管
６ Ｘ線照射領域
７ 患者
８ 散乱防止グリッド
９ Ｘ線センサ
１０ センサ制御部
１１ ＣＰＵ
１２ メインメモリ
１３ 操作パネル
１４ 表示部
１５ 制御部
１６ 放射線センサ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray imaging system and method used for generating a dynamic image (moving image) for medical use, and more particularly, to examine a dynamic X-ray image of a chest in order to examine a movement of a tissue such as a lung or a diaphragm. The present invention relates to an X-ray imaging system and method used for generation.
[0002]
[Prior art]
The most prevalent detector used to generate dynamic images in the medical field is an image intifier. These are vacuum tubes, in which X-rays are converted into electrons, and the converted electrons are accelerated toward the fluorescent screen, and are converted into visible photons on the fluorescent screen to generate a visible image. This image is detected by a two-dimensional detector such as a CCD (charge-coupled device) camera. The image area of the image intensifier is circular, and a maximum of 16 inches (40 cm) in diameter is currently available.
[0003]
However, since the imaging region of the image intensifier is circular, an important part of the chest may not completely fit in the imaging region depending on the patient, and a part of the image may not be captured. For example, it may not be possible to fit the entire diaphragm and lung region into a single image. Since both of these tissue movements provide useful information for diagnosis, if both of these tissues cannot be imaged, the diagnostic information is lost. Furthermore, the image generated by the image intensifier has a poor spatial resolution and is distorted. Also, the size of the image intensifier itself is large and it is difficult to install the detector.
[0004]
Another detector that can generate a dynamic X-ray image is based on an amorphous silicon pixilated structure, or a fluorescent layer that converts incident X-rays into light for later detection in the silicon structure. Or a photoconductor material that directly converts incident X-rays into charges detected by the silicon structure. Some of these detectors are rectangular and are more suitable for dynamic chest imaging than image intensifiers. There is also a larger size for photographing the entire chest.
[0005]
In X-ray fluoroscopy, the X-ray tube voltage and tube current are controlled by feedback from an image intensifier or a separate radiation detector. In the case of an image intensifier, the video signal output from the camera is used as an input to the control circuit of the X-ray tube. The control circuit uses this video signal to determine an average signal and adjusts the x-ray tube voltage or current to compensate for the average signal changing from a preset base level. Various types of feedback are known. For example, the control circuit removes a very bright region in the image corresponding to the region of the image intensifier where the X-rays are incident without the X-ray intensity being attenuated by the patient. In another example, the control circuit removes the effect of the image area where no X-rays were incident. In yet another example, the control circuit has a high pass filter to eliminate the effects of scattered X-rays as they pass through the patient and the effects of visible light scattering on the image intensifier. This example is based on the principle that scattered x-rays or visible light will raise the average signal level and that these effects need to be removed before feeding back to the x-ray tube. In the above example, the feedback is simply based on an average signal, and the x-ray tube voltage and tube current are controlled to keep this level constant within preset constraints.
[0006]
By the way, in the chest dynamic imaging, the manner in which the lungs move when the patient inhales and exhales can be used for diagnosis of various diseases, particularly lung-related diseases. This movement of the patient is periodic and movements at different phases in the period have different diagnostic information. The diagnostic information thus obtained may be more important for movement in one phase than in other phases. Thus, the diagnostic information of the image is closely related to the phase of the respiratory cycle.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
As mentioned above, in current fluoroscopy systems, feedback is based on the average signal and not on the current phase of the respiratory cycle. Since the average signal does not change significantly during the respiratory cycle, the x-ray tube voltage and tube current do not change significantly during the respiratory cycle in current systems. The system automatically adjusts either tube voltage or tube current when the average signal changes in certain special situations. Thus, neither the tube voltage nor the tube current changes during the breathing cycle, nor the automatic change based on the detected average signal, which has an undesirable effect.
[0008]
If the X-ray tube parameters (tube voltage, current sensitive) do not change, the patient will be imaged with the same exposure in all phases of the respiratory cycle, even at phases that are not very important for diagnosis, It is irradiated in the same way as the important phase. This can cause the patient to be irradiated more than necessary, missing useful diagnostic information, or both. The situation can be even worse if the x-ray tube parameters change in response to an average signal detected during the respiratory cycle, for example in the phase of the respiratory cycle that is most diagnostically unnecessary, the most important respiratory cycle. The patient may be irradiated more than during the phase. In this case, too many patients are irradiated, information useful for diagnosis is lost, or both of them occur.
[0009]
In addition, if an area smaller than the entire chest area is imaged, diagnostic information may be lost, so it is necessary to image the entire chest area.
[0010]
The present invention has been made in view of the above problems, and in respiratory dynamic imaging, by controlling at least one of the tube voltage and tube current of the X-ray source in accordance with the phase in the respiratory cycle, the respiratory cycle is performed. It is an object to enable adjustment of at least one of X-ray quality and dose according to the phase .
[0012]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, a control device of the present invention, the X-ray source, an imaging means for converting an electrical signal in response to the intensity receiving X rays emitted from said X-ray source, the subject and control means for controlling the X-ray source and the imaging means to acquire a plurality of X-ray image in one breath cycle, and detecting means for detecting a put that position phase the respiratory cycle of the subject wherein the control means, in accordance with the prior SL phase, that controls at least one value of the tube voltage and tube current of the X-ray source.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Preferred embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings.
[0014]
<First Embodiment>
FIG. 1 shows a configuration example of an X-ray imaging system in the first embodiment of the present invention. In FIG. 1, reference numeral 1 denotes a CCD camera, which is used as a respiratory cycle detector. Reference numeral 2 denotes a drive / capture circuit, and 3 denotes a breathing cycle position detection unit, which is connected in series with the CCD camera 1. With these configurations, information on the current position in the respiratory cycle is continuously acquired and passed to the main memory 12 described later.
[0015]
Reference numeral 5 denotes an X-ray tube, 4 denotes an X-ray tube controller for controlling X-ray irradiation by the X-ray tube 5 in accordance with a signal from the CPU 11 described later, and 6 denotes an X-ray irradiation region irradiated from the X-ray tube 5 , 7 is a patient to be imaged, 8 is an anti-scatter grid, 9 is an X-ray sensor that outputs an electrical signal according to the intensity of the X-ray, and 10 is an X-ray sensor 9 by driving the X-ray sensor 9. A sensor control unit that acquires an electric signal to be obtained, 11 is a CPU that controls the entire system, 12 is a main memory, 13 is an operation panel, and 14 is a display unit.
[0016]
Next, the X-ray imaging operation of the X-ray imaging system having the above configuration in the first embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
[0017]
When the imaging process is started, for example, the loop of steps S1 to S6 described below is continuously repeated until the imaging is finished by a user instruction.
[0018]
First, in step S1, the first image of dynamic shooting is taken, and in step S2, the average signal level of the attention area set in advance is calculated. The attention area can be set as appropriate, for example, a pixel area in the center of the image. Further, the average signal level may be calculated based on the signal level from another sensor.
[0019]
Next, in step S3, the current phase in the respiratory cycle (hereinafter referred to as “current phase”) is detected. This current phase detection can be performed using various methods. For example, the movement of the patient's chest can be detected using a respiration monitor belt or an optical camera, regular airflow detection, change in chest impedance, real-time evaluation of a chest X-ray image, and the like. However, the present invention is not limited by the current phase detection method.
[0020]
Next, in step S4, the current phase is compared with the X-ray tube parameters of the lookup table.
[0021]
FIG. 3 shows the relationship among the phase in the respiratory cycle, the X-ray tube current, and the tube voltage in the first embodiment of the present invention. In the example shown in FIG. 3, the fluoroscopic imaging system captures an image at a tube voltage of 80 kV in all phases of the respiratory cycle except for the end of inspiration and expiration. As shown in FIG. 3B, at the end of inspiration and expiration, the tube voltage is raised to 120 kv for a short time. Further, the tube current shown in FIG. 3C is expressed as a tube current multiplier. The relationship shown in FIG. 3 is equivalent to performing X-ray imaging twice in each respiratory cycle. The tube voltage and tube current multiplier shown in FIGS. 3B and 3C are previously stored in the main memory 12 as a lookup table for each phase of the respiratory cycle.
[0022]
Thus, in step S4, the CPU 11 accesses the main memory 12, compares the current phase with the X-ray tube parameter look-up table, and acquires necessary X-ray tube parameters (tube voltage, tube current multiplier).
[0023]
In step S5, the CPU 11 multiplies the acquired tube current multiplier by a ratio obtained by dividing the average signal level of the current image by a desired predetermined level. In this way, the X-ray tube parameters can be reliably determined by the respiratory cycle, and the signal level can be maintained at a level at which diagnostic information can be obtained. It is useful to control in this way, since X-ray transmission is considered to vary from patient to patient. Then, the newly calculated X-ray tube parameters are sent to the X-ray tube control unit 4.
[0024]
In step S6, the X-ray tube control unit 4 changes the tube voltage and tube current of the X-ray tube 5, and returns to step S1 to capture the next image. The loop of steps S1 to S6 is continuously repeated until the user stops the dynamic shooting.
[0025]
By controlling the tube voltage and tube current in this way, the X-ray energy and X-ray fluence rate of the X-ray source can be controlled.
[0026]
As described above, according to the first embodiment, dynamic X-ray imaging of the chest is performed while changing the X-ray tube parameters according to the current phase and the average signal level in the patient's respiratory cycle. It can be reliably acquired under optimum exposure conditions. Therefore, the amount of information necessary for diagnosis can be maximized while minimizing the amount of X-ray irradiation to the patient.
[0027]
<Second Embodiment>
Next, a second embodiment of the present invention will be described.
[0028]
In the second embodiment, the method of controlling the tube voltage and the tube current is different from that of the first embodiment. Hereinafter, a different part from 1st Embodiment is demonstrated.
[0029]
FIG. 4 shows the relationship among the phase, X-ray tube current, and tube voltage in the respiratory cycle in the second embodiment. In the second embodiment, imaging at all phases of the respiratory cycle corresponding to inspiration is performed at a tube voltage of 80 kV, and imaging at all phases of the respiratory cycle corresponding to expiration is performed at a tube voltage of 120 kV. Similar to FIG. 3C, the tube current shown in FIG. 4C is expressed as a tube current multiplier. As described in the first embodiment, the tube current multiplier is multiplied by a ratio obtained by dividing the average signal level of the current image by a desired predetermined level. In the second embodiment, the X-ray tube current change is not set in advance, but is changed and controlled according to the change in the average signal level.
[0030]
<Third Embodiment>
An example of the configuration of an X-ray imaging system according to the third embodiment of the present invention is shown in FIG. The configuration shown in FIG. 5 is obtained by removing the CCD camera 1, the drive / capture circuit 2, and the respiratory cycle position detection unit 3 from the configuration shown in FIG. In this case, the respiratory cycle is determined using information from the image obtained from the X-ray sensor 9. The basic operation flow is the same as that described with reference to the flowchart of FIG. 2 in the first embodiment, and will be described below with reference to FIG.
[0031]
When the process is started, an image is acquired by the X-ray sensor 9, and the image data is passed to the main memory 12 via the sensor control unit 10 (step S1). The CPU 11 accesses the most recent image, calculates the average signal level of the region of interest based on the most recent image (step S2), and further compares the most recent image with one or more previous images, The current phase of the respiratory cycle is evaluated (step S3). The CPU 11 compares the current phase with the X-ray tube parameter look-up table, calculates the necessary X-ray parameters based on the look-up table (steps S4 and S5), and sets the new X-ray tube parameters to the X-ray tube control unit. Pass to 4. The X-ray tube control unit 4 changes the voltage and current of the X-ray tube 5 based on the X-ray tube parameters (step S6), and returns to step S1 to capture the next image. The loop of steps S1 to S6 is continuously repeated until the user stops the dynamic shooting.
[0032]
<Fourth Embodiment>
An example of the configuration of an X-ray imaging system in the fourth embodiment of the present invention is shown in FIG. In the configuration shown in FIG. R, in addition to the configuration shown in FIG. 5, another radiation sensor 16 is installed between the patient 7 and the X-ray sensor 9, and a control unit 15 that controls the ray sensor 16 is added. is there. Since other configurations are the same as those in FIG. 5, a detailed description thereof will be omitted. In this case, the radiation sensor 16 provides the average signal level and passes it to the CPU 11. The respiratory cycle is determined using information from the image obtained from the X-ray sensor 9. The flow of operations other than the acquisition of the average signal level is the same as that described with reference to the flowchart of FIG. 2 in the first embodiment.
[0033]
According to the fourth embodiment, it is not necessary to access image data in real time.
[0034]
In the first to fourth embodiments, the case where all the processes are sequentially performed has been described. However, it is also possible to perform some of these processes in parallel, so that the current phase is achieved. Can respond more quickly. Further, it is not necessary to acquire the current phase and average signal for all the images, and an image may be selected at a preset interval, and the current phase or average signal level may be calculated using the selected image.
[0035]
In the first to fourth embodiments, the CPU 11 acquires the X-ray tube parameters from the lookup table based on the current phase and changes the X-ray parameters based on the average signal level. In addition, by setting a lookup table based on the average signal level in the main memory 12, the processing in step S5 can be made unnecessary. Further, the X-ray parameter may be calculated using a formula set in advance based on the current phase and the average signal level without using a lookup table.
[0036]
[Other Embodiments]
An object of the present invention is to supply a storage medium (or recording medium) in which a program code of software for realizing the functions of the above-described embodiments is recorded to a system or apparatus, and a computer (or CPU or MPU) of the system or apparatus Needless to say, this can also be achieved by reading and executing the program code stored in the storage medium. In this case, the program code itself read from the storage medium realizes the functions of the above-described embodiment, and the storage medium storing the program code constitutes the present invention. Further, by executing the program code read by the computer, not only the functions of the above-described embodiments are realized, but also an operating system (OS) running on the computer based on the instruction of the program code. It goes without saying that a case where the function of the above-described embodiment is realized by performing part or all of the actual processing and the processing is included. Examples of the storage medium for storing the program code include a flexible disk, hard disk, ROM, RAM, magnetic tape, nonvolatile memory card, CD-ROM, CD-R, DVD, optical disk, magneto-optical disk, MO, and the like. Can be considered.
[0037]
Furthermore, after the program code read from the storage medium is written into a memory provided in a function expansion card inserted into the computer or a function expansion unit connected to the computer, the function is determined based on the instruction of the program code. It goes without saying that the CPU or the like provided in the expansion card or the function expansion unit performs part or all of the actual processing and the functions of the above-described embodiments are realized by the processing.
[0038]
When the present invention is applied to the above-described storage medium, the program code corresponding to the flowchart shown in FIG. 2 described above is stored in the storage medium.
[0039]
【The invention's effect】
An object is to reliably acquire necessary images under optimum exposure conditions, and to minimize the amount of X-ray irradiation to a patient while maximizing the amount of information necessary for diagnosis.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an X-ray imaging system according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart showing an X-ray imaging process in the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a relationship between a respiratory cycle, an X-ray tube voltage, and a tube current in the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a relationship between a respiratory cycle, an X-ray tube voltage, and a tube current in the second embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram illustrating a configuration example of an X-ray imaging system according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration example of an X-ray imaging system according to a fourth embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 CCD camera 2 Drive / capture circuit 3 Respiration cycle position detection part 4 X-ray tube control part 5 X-ray tube 6 X-ray irradiation area 7 Patient 8 Scattering prevention grid 9 X-ray sensor 10 Sensor control part 11 CPU
12 Main memory 13 Operation panel 14 Display unit 15 Control unit 16 Radiation sensor

Claims (6)

Ｘ線源と、
当該Ｘ線源から照射されるＸ線を受けてその強度に応じて電気信号に変換する撮像手段と、
被検者の一呼吸サイクル中に複数のＸ線画像を取得するように前記Ｘ線源及び前記撮像手段を制御する制御手段と、
前記被検者の呼吸サイクルにおける位相を検出する検出手段とを備え、
前記制御手段は、前記位相に応じて、前記Ｘ線源の管電圧及び管電流の少なくとも一方の値を制御することを特徴とする制御装置。An X-ray source;
Imaging means for receiving X-rays irradiated from the X-ray source and converting them into electrical signals according to the intensity thereof ;
Control means for controlling the X-ray source and the imaging means so as to acquire a plurality of X-ray images during one respiratory cycle of the subject;
And detecting means for detecting put that position phase the respiratory cycle of the subject,
Wherein, prior SL according to the phase, the control device comprising a benzalkonium controls at least one value of the tube voltage and tube current of the X-ray source. 前記撮像手段で取得された複数のＸ線画像の予め設定された領域から、画像データの平均値を算出する手段を更に備え、
前記制御手段は、前記平均値に応じて前記管電流の値を制御することを特徴とする請求項１に記載の制御装置。 Means for calculating an average value of image data from a preset region of a plurality of X-ray images acquired by the imaging means;
The control means, the control device according to claim 1, characterized in that controlling the value before Symbol tube current in accordance with said average value. 前記Ｘ線源を制御するための制御情報と呼吸サイクルの各位相とを対応させて記憶した記憶手段を更に有し、
前記制御手段は、前記位相に対応した制御情報を上記記憶手段から読み出し、該読み出した制御情報に基づいて前記Ｘ線源の管電圧び管電流を制御することを特徴とする請求項１に記載の制御装置。Storage means for storing control information for controlling the X-ray source and each phase of the respiratory cycle in correspondence with each other;
The control hand stage, the control information corresponding to the previous SL-position phase read out from the storage means, and controls the tube voltage beauty tube current of the X-ray source based on the read control information The control device according to claim 1 . 前記制御手段は、前記位相及び前記平均値に基づいて前記Ｘ線源を制御するための制御情報を演算により取得することを特徴とする請求項２に記載の制御装置。The control means, the control device according to claim 2, characterized in that to obtain by calculation the control information for controlling the X-ray source based on the previous SL-position phase and the average value. ダイナミックＸ線画像撮影方法を実現するためのプログラムコードを有する情報処理装置が実行可能なプログラムであって、
被検者の一呼吸サイクル中に複数のＸ線画像を取得するように、Ｘ線源及び当該Ｘ線源から照射されるＸ線を受けてその強度に応じて電気信号に変換する撮像手段を制御する工程のプログラムコードと、
被検者の呼吸サイクルにおける位相を検出する工程のプログラムコードと、
前記位相に応じて、前記Ｘ線源の管電圧及び管電流の少なくとも一方の値を制御する工程のプログラムコードと
を有することを特徴とするプログラム。A program executable by an information processing apparatus having a program code for realizing a dynamic X-ray imaging method,
An X-ray source and an imaging means for receiving X-rays emitted from the X-ray source and converting them into electrical signals according to the intensity so as to acquire a plurality of X-ray images during one breathing cycle of the subject. Program code of the process to be controlled ;
And program code as engineering you detect the position phase that put the respiratory cycle of the subject,
Depending on the phase, the program characterized by having at least one value the program code as engineering that controls the tube voltage and tube current of the X-ray source. 請求項５に記載のプログラムを記憶した記憶媒体。A storage medium storing the program according to claim 5 .

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