JP2006288813A - X-ray diagnosis device and control device for it - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To control the X-ray exposure in radioscopy without an ion chamber dosimeter. <P>SOLUTION: An X-ray tube 81 radiates X-rays with an intensity corresponding to the X-ray tube current and the X-ray tube voltage. An X-ray detecting part 9 detects an X-ray transmitted through a subject P. A display part 13 displays an X-ray radioscopic image represented by the detected X-rays. A high-voltage generating part 10, an X-ray/ABC control part 15 and a system control part 16 control the X-ray tube current and the X-ray tube voltage based upon the intensity of the X-ray detected by the X-ray detecting part 9 to adjust the brightness of the above displayed X-ray radioscopic image, and create a database representing the changing condition of the X-ray tube current and the X-ray tube voltage under the control. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、Ｘ線を使用して被検体の透過像を表示・撮影するＸ線診断装置およびこのＸ線診断装置における被爆を管理する管理装置に関する。   The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus that displays and captures a transmission image of a subject using X-rays, and a management apparatus that manages exposure in the X-ray diagnostic apparatus.

Ｘ線診断装置における被爆線量の管理は、最も単純には、Ｘ線管電流、Ｘ線管電圧、あるいはＳＩＲ（線源受像面間距離）といったＸ線条件に基づいてＸ線技師が推定することにより行われる。また、被爆線量をより適正に推定するための方法として、ＮＤＤ（non dosimeter dosimetry）法が知られている。   The management of exposure dose in X-ray diagnostic equipment is most simply estimated by an X-ray engineer based on X-ray conditions such as X-ray tube current, X-ray tube voltage, or SIR (distance between source images). Is done. As a method for estimating the exposure dose more appropriately, an NDD (non dosimeter dosimetry) method is known.

これに対して、より厳密な被爆線量の管理のためには、電離箱線量計が使用される。
特開平１０−１５５７７８号公報 特開２０００−１５２９２４ On the other hand, an ionization chamber dosimeter is used for more strict exposure dose management.
JP-A-10-155778 JP2000-152924

電離箱線量計は、高価である。このため、電離箱線量計を使用する被爆線量の管理は、コスト的に不利である。このため、推定による被爆線量の管理が行われることが多い。   Ionization chamber dosimeters are expensive. For this reason, management of exposure dose using an ionization chamber dosimeter is disadvantageous in terms of cost. For this reason, the exposure dose is often managed by estimation.

撮影時においてはＸ線条件が固定されるため、その際における被爆線量をＸ線技師が推定することは可能である。また、ＮＤＤ法は、このような撮影時における被爆線量を精度良く推定できる。   Since the X-ray condition is fixed at the time of radiographing, it is possible for an X-ray engineer to estimate the exposure dose at that time. Further, the NDD method can accurately estimate the exposure dose during such imaging.

ところが透視においては、Ｘ線条件が様々に変化されることから、被爆線量を技師が推定することが困難である。また、ＮＤＤ法は、Ｘ線条件が変化される状況に適応しない。特許文献１または特許文献２に開示される技術も、Ｘ線条件が変化される状況に適応しない。このため、透視における被爆線量を管理しようとするならば、電離箱線量計を使用する必要があった。   However, in fluoroscopy, it is difficult for an engineer to estimate the exposure dose because the X-ray conditions are variously changed. Also, the NDD method does not adapt to situations where X-ray conditions are changed. The technique disclosed in Patent Document 1 or Patent Document 2 is also not adapted to the situation where the X-ray condition is changed. For this reason, it was necessary to use an ionization chamber dosimeter to manage the exposure dose in fluoroscopy.

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、電離箱線量計を使用することなしに、透視における被爆線量の管理を行うことを可能とすることにある。   The present invention has been made in consideration of such circumstances, and the object of the present invention is to make it possible to manage the exposure dose in fluoroscopy without using an ionization chamber dosimeter. is there.

以上の目的を達成するために本発明のＸ線診断装置は、Ｘ線管電流およびＸ線管電圧に応じた強度の連続的あるいはパルス的にＸ線を放射するＸ線管と、被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出手段と、検出された前記Ｘ線が表すＸ線透過像を表示する手段と、表示される前記Ｘ線透過像の明るさを調整するために、前記検出手段により検出された前記Ｘ線の強度に基づいて前記Ｘ線管電流および前記Ｘ線管電圧を制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下での前記Ｘ線管電流および前記Ｘ線管電圧の変化の様子を表すＸ線条件情報を作成する作成手段とを備えた。   In order to achieve the above object, an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention includes an X-ray tube that emits X-rays continuously or in pulses with an intensity corresponding to an X-ray tube current and an X-ray tube voltage, and a subject. Detection means for detecting the transmitted X-ray, means for displaying an X-ray transmission image represented by the detected X-ray, and detection means for adjusting the brightness of the displayed X-ray transmission image Control means for controlling the X-ray tube current and the X-ray tube voltage based on the intensity of the X-ray detected by the control means, and the X-ray tube current and the X-ray tube voltage under the control of the control means Creating means for creating X-ray condition information representing the state of the change.

また前記の目的を達成するために請求項１に記載のＸ線診断装置を管理する管理装置は、単位期間内に前記Ｘ線診断装置で作成された前記Ｘ線条件情報に基づいて、当該単位期間内における前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を算出する算出手段を備えた。   In order to achieve the above object, the management apparatus for managing the X-ray diagnostic apparatus according to claim 1 is configured to manage the unit based on the X-ray condition information created by the X-ray diagnostic apparatus within a unit period. Calculation means for calculating an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage within a period is provided.

本発明によれば、電離箱線量計を使用することなしに、透視における被爆線量の管理を行うことが可能となる。   According to the present invention, it is possible to manage exposure dose in fluoroscopy without using an ionization chamber dosimeter.

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。   Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は本実施形態に係るＸ線診断装置の主要機構部の構成を示す図である。
図１に示す主要機構部には、架台１、起倒機構２、Ｃアーム移動機構３、天板保持部４、天板５、Ｃアーム回転機構６、Ｃアーム７、Ｘ線発生部８およびＸ線検出部９を含む。 FIG. 1 is a diagram showing a configuration of main mechanisms of the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment.
The main mechanism shown in FIG. 1 includes a gantry 1, a raising / lowering mechanism 2, a C arm moving mechanism 3, a top plate holding unit 4, a top plate 5, a C arm rotating mechanism 6, a C arm 7, an X-ray generator 8 An X-ray detection unit 9 is included.

架台１は、床に設置される。架台１には起倒機構２が、回転自在に保持される。起倒機構２にはＣアーム移動機構３が、直線状にスライドが可能な状態で保持される。また起倒機構２には天板保持部４が、固定的に保持される。天板保持部４は、天板５を保持する。Ｃアーム移動機構３にはＣアーム回転機構６が、固定的に保持される。Ｃアーム回転機構６にはＣアーム７が、円弧状のスライドが可能な状態で保持される。Ｃアーム７は、その両端内側にＸ線発生部８とＸ線検出部９とを、それらが天板５を挟むような位置関係で保持する。   The gantry 1 is installed on the floor. A tilting mechanism 2 is rotatably held on the gantry 1. The raising / lowering mechanism 2 holds a C-arm moving mechanism 3 in a state where it can slide linearly. Moreover, the top plate holding part 4 is fixedly held by the raising / lowering mechanism 2. The top plate holding unit 4 holds the top plate 5. A C-arm rotating mechanism 6 is fixedly held by the C-arm moving mechanism 3. The C-arm rotating mechanism 6 holds a C-arm 7 in a state where an arc-shaped slide is possible. The C-arm 7 holds the X-ray generation unit 8 and the X-ray detection unit 9 inside both ends thereof in a positional relationship such that they sandwich the top plate 5.

かくして、起倒機構２を回転させることにより、Ｃアーム移動機構３および天板５を起倒することが可能である。天板５の起倒に伴って、天板５に載置される被検体Ｐも起倒される。Ｃアーム移動機構３を移動させることにより、Ｘ線発生部８およびＸ線検出部９が被検体Ｐの体軸方向に移動することが可能である。Ｃアーム回転機構６により、Ｘ線発生部８およびＸ線検出部９を、円弧状に移動させることが可能である。Ｘ線発生部８の移動範囲は、例えば天板５に正対する位置（天井位置）をθ＝９０°として約０°乃至１８０°の範囲である。   Thus, the C-arm moving mechanism 3 and the top plate 5 can be tilted by rotating the tilting mechanism 2. As the top plate 5 is raised and lowered, the subject P placed on the top plate 5 is also raised and lowered. By moving the C-arm moving mechanism 3, the X-ray generation unit 8 and the X-ray detection unit 9 can move in the body axis direction of the subject P. The C-arm rotation mechanism 6 can move the X-ray generation unit 8 and the X-ray detection unit 9 in an arc shape. The movement range of the X-ray generation unit 8 is, for example, a range of about 0 ° to 180 ° with θ = 90 ° as a position (ceiling position) facing the top plate 5.

Ｘ線発生部８は、Ｘ線管８１およびＸ線絞り器８２を含む。Ｘ線管８１はＸ線を放射する真空管であり、陰極（フィラメント）より放出された熱電子を陽極と陰極の間に印加させた高電圧によって加速させてタングステン陽極に衝突させＸ線を発生させる。Ｘ線絞り器８２は、Ｘ線管８１と被検体Ｐとの間に位置し、Ｘ線管８１から照射されたＸ線ビームを、観察部位以外の不要な被曝をさせないために、所定の照射視野サイズに絞り込む。これによりＸ線絞り器８２は、被検体Ｐに向かうＸ線錘（コーンビーム）を形成する。   The X-ray generation unit 8 includes an X-ray tube 81 and an X-ray restrictor 82. The X-ray tube 81 is a vacuum tube that emits X-rays, and thermionic electrons emitted from the cathode (filament) are accelerated by a high voltage applied between the anode and the cathode to collide with the tungsten anode to generate X-rays. . The X-ray restrictor 82 is positioned between the X-ray tube 81 and the subject P, and the X-ray beam irradiated from the X-ray tube 81 is irradiated with a predetermined amount so as not to cause unnecessary exposure other than the observation site. We narrow down to field of view size. As a result, the X-ray diaphragm 82 forms an X-ray weight (cone beam) toward the subject P.

Ｘ線検出部９は、平面検出器９１の前面にフォトピックアップ９２を配置して構成される。平面検出器９１に使用可能なデバイスとしては、Ｘ線を直接電荷に変換するものと、光に変換した後電荷に変換するものとがある。本実施形態では前者を例に説明するが後者であっても構わない。また、平面検出器９１の代わりに、Ｘ線を光に変換するイメージインテンシファイヤ(Image Intensifier)と、光を電気信号に変換するＴＶカメラとを用いても構わない。平面検出器２１は、微小なＸ線検出素子を列方向およびライン方向に２次元的に配列して構成されている。各々のＸ線検出素子は、光電膜、コンデンサおよび薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）を備えている。光電膜は、Ｘ線を感知し、入射Ｘ線量に応じて電荷を生成する。コンデンサは、光電膜に発生した電荷を蓄積する。薄膜トランジスタは、コンデンサに蓄積された電荷を所定のタイミングで読み出す。かくして平面検出器９１は、被検体Ｐを透過したＸ線を２次元的に検出する。フォトピックアップ９２は、Ｘ線検出部９に入射するＸ線の強度を検出する。フォトピックアップ９２としては、例えば蛍光採光型ファイバ形のＸ線検出器が利用できる。   The X-ray detection unit 9 is configured by arranging a photo pickup 92 on the front surface of the flat detector 91. Devices that can be used for the flat panel detector 91 include a device that converts X-rays directly into electric charges and a device that converts them into light and then converts them into light. In the present embodiment, the former will be described as an example, but the latter may be used. Further, instead of the flat panel detector 91, an image intensifier (Image Intensifier) that converts X-rays into light and a TV camera that converts light into electrical signals may be used. The flat detector 21 is configured by two-dimensionally arranging minute X-ray detection elements in the column direction and the line direction. Each X-ray detection element includes a photoelectric film, a capacitor, and a thin film transistor (TFT). The photoelectric film senses X-rays and generates charges according to the incident X-ray dose. The capacitor accumulates charges generated in the photoelectric film. The thin film transistor reads out the electric charge accumulated in the capacitor at a predetermined timing. Thus, the flat detector 91 detects X-rays transmitted through the subject P two-dimensionally. The photo pickup 92 detects the intensity of X-rays incident on the X-ray detection unit 9. As the photo pickup 92, for example, a fluorescent light collecting fiber type X-ray detector can be used.

図２は本実施形態に係るＸ線診断装置の制御系および信号処理系の構成を示すブロック図である。なお図２には、図１に示される要素の一部を重複して示し、これらの要素には同一符号を付して、その詳細な説明は省略する。   FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the control system and signal processing system of the X-ray diagnostic apparatus according to the present embodiment. In FIG. 2, some of the elements shown in FIG. 1 are shown in duplicate, and the same reference numerals are given to these elements, and detailed description thereof is omitted.

図２に示すように制御系および信号処理系には、Ｘ線検出部９、高電圧発生部１０、機構制御部１１、画像演算・記憶部１２、表示部１３、操作部１４、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５およびシステム制御部１６を含む。   As shown in FIG. 2, the control system and the signal processing system include an X-ray detection unit 9, a high voltage generation unit 10, a mechanism control unit 11, an image calculation / storage unit 12, a display unit 13, an operation unit 14, an X-ray / An ABC control unit 15 and a system control unit 16 are included.

Ｘ線検出部９は、前述の平面検出器９１およびフォトピックアップ９２に加えて、画像データ生成部９３を含む。画像データ生成部９３はさらに、電荷・電圧変換器９３ａ、Ａ／Ｄ変換器９３ｂおよびパラレル・シリアル変換器９３ｃを含む。電荷・電圧変換器９３ａは、平面検出器２１から読み出された電荷を電圧に変換する。Ａ／Ｄ変換器９３ｂは、電荷・電圧変換器９３ａの出力をデジタル信号に変換する。パラレル・シリアル変換器９３ｃは、平面検出器２１からライン単位でパラレルに読み出されるデジタル変換された画像信号をシリアルな信号に変換する。   The X-ray detector 9 includes an image data generator 93 in addition to the flat panel detector 91 and the photo pickup 92 described above. The image data generator 93 further includes a charge / voltage converter 93a, an A / D converter 93b, and a parallel / serial converter 93c. The charge / voltage converter 93a converts the charge read from the flat detector 21 into a voltage. The A / D converter 93b converts the output of the charge / voltage converter 93a into a digital signal. The parallel / serial converter 93c converts the digitally-converted image signal read in parallel from the flat detector 21 in units of lines into a serial signal.

高電圧発生部１０は、Ｘ線管８１にＸ線の放射を行わせるための高電圧を発生する。   The high voltage generator 10 generates a high voltage for causing the X-ray tube 81 to emit X-rays.

機構制御部１１は、システム制御部１６からの制御信号に従い、被検体Ｐの診断対象部位に対して最適なＸ線管焦点―Ｘ線検出器間距離（ＳＩＤ）、Ｘ線絞り器８２の形状、Ｘ線ビームの被検体Ｐに対する入射角度、さらにはＣアーム７の移動速度などを所望条件に合わせるようにＣアーム移動機構３やＣアーム回転機構６を制御する。   In accordance with a control signal from the system control unit 16, the mechanism control unit 11 optimizes the X-ray tube focal point-X-ray detector distance (SID) and the shape of the X-ray restrictor 82 for the diagnosis target region of the subject P. Then, the C-arm moving mechanism 3 and the C-arm rotating mechanism 6 are controlled so that the incident angle of the X-ray beam with respect to the subject P and the moving speed of the C-arm 7 are matched with desired conditions.

画像演算・記憶部１２は、画像データ記憶回路１２１および画像演算回路１２２を含む。画像データ記憶回路１２１は、画像データ生成部９３で生成されたＸ線透過像の画像データを記憶する。画像演算回路１２２は、画像データ記憶回路１２１に記憶された画像データに対して、所定の演算処理を施す。   The image calculation / storage unit 12 includes an image data storage circuit 121 and an image calculation circuit 122. The image data storage circuit 121 stores the image data of the X-ray transmission image generated by the image data generation unit 93. The image calculation circuit 122 performs predetermined calculation processing on the image data stored in the image data storage circuit 121.

表示部１３は、表示用画像メモリ１３１、Ｄ／Ａ変換器１３２、表示回路１３３およびモニタ１３４を含む。表示用画像メモリ１３１は、画像データ記憶回路１２１に記憶された画像データと、システム制御部１６から与えられる透視用Ｘ線照射情報、あるいは画像データの付帯情報である数字や各種文字などを合成して一旦保存する。Ｄ／Ａ変換器１３２は、表示用画像メモリ１３１に記憶されたＸ線画像データや付帯情報をアナログ信号に変換する。表示回路１３３は、上記のアナログ信号をＴＶフォーマットに変換して映像信号を生成する。モニタ１３４は、上記の映像信号を表示する。モニタ１３４としては、例えば液晶表示器やＣＲＴなどの表示デバイスを利用できる。   The display unit 13 includes a display image memory 131, a D / A converter 132, a display circuit 133, and a monitor 134. The display image memory 131 synthesizes the image data stored in the image data storage circuit 121 and the fluoroscopic X-ray irradiation information given from the system control unit 16 or the numbers and various characters that are incidental information of the image data. Save once. The D / A converter 132 converts the X-ray image data and incidental information stored in the display image memory 131 into analog signals. The display circuit 133 converts the analog signal into a TV format and generates a video signal. The monitor 134 displays the above video signal. As the monitor 134, for example, a display device such as a liquid crystal display or a CRT can be used.

操作部１４は、装置操作者がこのＸ線診断装置に対して行う種々の指示を入力する。操作部１４は、表示パネル、キーボード、各種スイッチ、マウス等を備えたインタラクティブなインターフェイスである。装置の操作者は操作部１４において、体厚などの被検体情報、被検体Ｐあるいは診断対象部位に対して最適なＸ線照射条件、Ｘ線管焦点―Ｘ線検出器間距離（ＳＩＤ）、Ｘ線コーンビームの形状、Ｘ線ビームの被検体Ｐに対する入射角度、更にはＣアーム７の移動スピードなどの各種撮影条件などの設定、あるいは撮影開始の曝射信号タイミングの入力などを行う。操作部１４は、このような操作に応じた設定信号やタイミング信号を出力する。これらの設定信号やタイミング信号は、システム制御部１６を介して各ユニットに送られる。なお、上記Ｘ線照射条件としてＸ線管８１に印加するＸ線管電圧、Ｘ線管電流、Ｘ線の照射時間などがあり、被検体情報として検査部位、検査方法、被検体の体格（体厚）、過去の診断履歴などがある。   The operation unit 14 inputs various instructions given to the X-ray diagnostic apparatus by the apparatus operator. The operation unit 14 is an interactive interface including a display panel, a keyboard, various switches, a mouse, and the like. The operator of the apparatus uses the operation unit 14 to detect subject information such as body thickness, the optimum X-ray irradiation conditions for the subject P or the diagnostic target part, the X-ray tube focus-X-ray detector distance (SID), Various imaging conditions such as the shape of the X-ray cone beam, the incident angle of the X-ray beam with respect to the subject P, and the moving speed of the C-arm 7 are set, or the exposure signal timing at the start of imaging is input. The operation unit 14 outputs a setting signal and a timing signal corresponding to such an operation. These setting signals and timing signals are sent to each unit via the system control unit 16. The X-ray irradiation conditions include an X-ray tube voltage applied to the X-ray tube 81, an X-ray tube current, an X-ray irradiation time, and the like. Thickness), past diagnosis history, etc.

また、操作部１４より被検体のＩＤ（識別情報）を入力することにより、上記被検体情報、あるいは、この被検体情報に基づく各種撮影条件は予め保存されている装置外部の記憶媒体などからネットワークを介して自動的に読み出され、操作者は表示部１３のモニタ１３４、あるいは操作部１４の表示パネルに表示されるこれらの情報や設定条件に対して、変更の必要がある場合のみ操作部１４より変更のための入力を行ってもよい。   In addition, by inputting the ID (identification information) of the subject from the operation unit 14, the subject information or various imaging conditions based on the subject information can be networked from a storage medium outside the apparatus that is stored in advance. When the operator needs to change these information and setting conditions displayed on the monitor 134 of the display unit 13 or the display panel of the operation unit 14, the operation unit is automatically read. 14 may be used for input for change.

Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５には、フォトピックアップ９２が出力するフォトピックアップ信号、システム制御部１６が出力する照射野絞り位置等信号およびＳＩＤ信号が入力される。Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５はこれらの信号に基づいて、モニタ１３４に表示されるＸ線透過像の輝度が一定になるようなＸ線管電流およびＸ線管電圧を決定する。Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５は、決定したＸ線管電流およびＸ線管電圧をシステム制御部１６へ通知する。また、撮影用Ｘ線の場合、同様に、適正な濃度になるように、フォトピックアップ９２が撮影用Ｘ線を検出して、その電気信号により撮影時間（フォトタイマ）のコントロールがＸ線／ＡＢＣ制御部１５で行なわれる。なお、Ｉ.Ｉ.およびＴＶカメラを持つＸ線検出部の場合、システムに応じてビデオ信号（電気信号）やフォトピックアップ信号（電気信号）が、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５に入力され、同様に制御される。すなわちＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、自動輝度調整（ＡＢＣ：automatic brightness control）のための制御（ＡＢＣ制御）を行う。   The X-ray / ABC control unit 15 receives a photo pickup signal output from the photo pickup 92, an irradiation field stop position signal and an SID signal output from the system control unit 16. Based on these signals, the X-ray / ABC control unit 15 determines an X-ray tube current and an X-ray tube voltage such that the luminance of the X-ray transmission image displayed on the monitor 134 is constant. The X-ray / ABC control unit 15 notifies the system control unit 16 of the determined X-ray tube current and X-ray tube voltage. In the case of X-rays for photographing, similarly, the photo pickup 92 detects the X-rays for photographing so that an appropriate density is obtained, and the control of the photographing time (photo timer) is controlled by the electric signal. This is performed by the control unit 15. In the case of an X-ray detection unit having an I.I. and TV camera, a video signal (electric signal) or a photo pickup signal (electric signal) is input to the X-ray / ABC control unit 15 according to the system. Controlled. That is, the X-ray / ABC control unit 15 performs control (ABC control) for automatic brightness control (ABC).

システム制御部１６は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備える。システム制御部１６は、操作部１４から送られてくる信号に基づいて、Ｘ線診断装置における周知の機能を実現するように上記の各ユニットが動作するように制御する。またシステム制御部１６は、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５で決定されたＸ線管電流およびＸ線管電圧によりＸ線管８１が駆動されるように高電圧発生部１０を制御する。   The system control unit 16 includes a CPU and a storage circuit (not shown). Based on the signal sent from the operation unit 14, the system control unit 16 controls the above units to operate so as to realize a well-known function in the X-ray diagnostic apparatus. The system control unit 16 controls the high voltage generation unit 10 so that the X-ray tube 81 is driven by the X-ray tube current and the X-ray tube voltage determined by the X-ray / ABC control unit 15.

図３はＸ線／ＡＢＣ制御部１５の具体的な構成を示すブロック図である。
この図３に示すようにＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、増幅回路１５１、輝度設定信号回路１５２、比較回路１５３、透視管電圧透視管電流制御回路１５４および記憶回路１５５を含む。 FIG. 3 is a block diagram showing a specific configuration of the X-ray / ABC control unit 15.
As shown in FIG. 3, the X-ray / ABC control unit 15 includes an amplifier circuit 151, a luminance setting signal circuit 152, a comparison circuit 153, a fluoroscopy voltage fluoroscopy tube current control circuit 154, and a storage circuit 155.

増幅回路１５１には、フォトピックアップ信号および照射野絞り位置等信号が入力される。増幅回路１５１は、照射野絞り位置等信号により定まる重み係数を使用してフォトピックアップ信号を増幅する。輝度設定信号回路１５２は、所望とする輝度に応じた基準信号を出力する。比較回路１５３は、増幅回路１５１の出力信号と基準信号とを比較し、それらのレベル差に応じた信号を出力する。透視管電圧透視管電流制御回路１５４は、比較回路１５３の出力信号を一定レベルとするようにＸ線管電流およびＸ線管電圧を決定する。記憶回路１５５は、透視管電圧透視管電流制御回路１５４により決定されたＸ線管電流およびＸ線管電圧を、照射野絞り位置等信号が表す絞り位置面積などとともに記憶する。   The amplifying circuit 151 receives a photo pickup signal and an irradiation field stop position signal. The amplifying circuit 151 amplifies the photo pickup signal using a weighting coefficient determined by the irradiation field stop position signal. The luminance setting signal circuit 152 outputs a reference signal corresponding to a desired luminance. The comparison circuit 153 compares the output signal of the amplification circuit 151 with the reference signal and outputs a signal corresponding to the level difference between them. The fluoroscopic tube voltage fluoroscopic tube current control circuit 154 determines the X-ray tube current and the X-ray tube voltage so that the output signal of the comparison circuit 153 is at a constant level. The storage circuit 155 stores the X-ray tube current and the X-ray tube voltage determined by the fluoroscopic tube voltage fluoroscopic tube current control circuit 154 together with the aperture position area represented by the signal such as the irradiation field aperture position.

このようなＸ線診断装置においては、上記の基本構成の他に図示しないインターフェイスを備える。各種の画像データは、このインターフェイスを介して外部のハードディスクやＤＶＤあるいはＭＯ（光磁気ディスク）などの記録媒体に保管される。あるいは、上記の各種の画像データは、ネットワーク等で接続されているレーザイメージャなどによりフィルム上に出力される。被検体の被曝に関する情報などは、病院システムへと送信される。また、画像データや検査情報はこのネットワークを介して院内外のデータ記録システムに保管され、あるいは院内外の観察システムに転送、表示されて医師による診断に用いられる。   Such an X-ray diagnostic apparatus includes an interface (not shown) in addition to the above basic configuration. Various types of image data are stored in an external hard disk, DVD, or MO (magneto-optical disk) recording medium via this interface. Alternatively, the various types of image data described above are output onto the film by a laser imager connected via a network or the like. Information about the exposure of the subject is transmitted to the hospital system. Also, image data and examination information are stored in a data recording system inside or outside the hospital via this network, or transferred to and displayed on an observation system inside or outside the hospital and used for diagnosis by a doctor.

次に以上のように構成されたＸ線診断装置の動作について説明する。
まず、Ｘ線診断装置の電源を投入された時点で、このＸ線診断装置は、同じ医療施設内に設置されている図示しないサーバと接続状態となる。次いで、操作者によって被検体のＩＤが操作部１４もしくは、図示しない磁気カード、ＩＣカード、バーコードなどの操作部１４を構成する補助手段から入力されることによって、システム制御部１６は、上記のサーバの記憶回路に既に保存されている被検体情報やこの被検体情報に対応した各種撮影条件の中から、被検体ＩＤに対応した被検体情報および各種撮影条件を読み出し、例えば、操作部１４の表示パネルに表示する。 Next, the operation of the X-ray diagnostic apparatus configured as described above will be described.
First, when the power of the X-ray diagnostic apparatus is turned on, the X-ray diagnostic apparatus is connected to a server (not shown) installed in the same medical facility. Next, the system controller 16 receives the ID of the subject from the operating unit 14 or an auxiliary unit constituting the operating unit 14 such as a magnetic card, IC card, or barcode (not shown) by the operator. From the subject information already stored in the storage circuit of the server and various imaging conditions corresponding to the subject information, the subject information and various imaging conditions corresponding to the subject ID are read out. Display on the display panel.

そして、操作部１４において設定された各種検査毎の撮影条件は、システム制御部１６の図示しない記憶回路に保存される。さらにシステム制御部１６により、Ｘ線照射条件は高電圧発生部１０やＸ線／ＡＢＣ制御部１５に、また、Ｘ線管焦点―Ｘ線検出器間距離（ＳＩＤ）やＸ線コーンビームの形状、Ｃアーム７の回動速度や移動速度などの情報は、機構制御部１１に供給されて、図示しない夫々の記憶回路に保存される。   The imaging conditions for each examination set in the operation unit 14 are stored in a storage circuit (not shown) of the system control unit 16. Further, the system control unit 16 sets the X-ray irradiation conditions to the high voltage generation unit 10 and the X-ray / ABC control unit 15, the X-ray tube focal point-X-ray detector distance (SID), and the shape of the X-ray cone beam. Information such as the rotation speed and movement speed of the C-arm 7 is supplied to the mechanism control unit 11 and stored in respective storage circuits (not shown).

操作者からの要求に応じてシステム制御部１６は、透視用Ｘ線の照射を開始させる。そうするとＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、図４に示す処理を実行する。ステップＳ１においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、フォトピックアップ９２からのフォトピックアップ信号およびシステム制御部１６からの照射野絞り位置信号を入力する。   In response to a request from the operator, the system control unit 16 starts irradiation with fluoroscopic X-rays. Then, the X-ray / ABC control unit 15 executes the process shown in FIG. In step S <b> 1, the X-ray / ABC control unit 15 inputs a photo pickup signal from the photo pickup 92 and an irradiation field stop position signal from the system control unit 16.

ステップＳ２においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、フォトピックアップ信号を照射野サイズ情報とＳＩＤ情報とによって正規化する。なお、フォトピックアップ信号に代えて画像データ信号を利用する場合には、さらに細かく照射野絞りサイズ（観察部位や関心領域）で予め対象領域を抽出した後に上記の正規化を行うことで、より精度良く、かつ、フィードバックループを速やかに収束するようなＡＢＣ制御のためのオリジナルデータを生成できる。すなわち、目標の輝度レベルに変動がないことは、診断する側にとってみると、目の疲れがなく、正確に判断しやすい明るさを維持することで、結果的に不必要な透視用Ｘ線照射を未然に防止できることとなる。   In step S2, the X-ray / ABC control unit 15 normalizes the photo pickup signal with the irradiation field size information and the SID information. In addition, when using an image data signal instead of a photo pickup signal, the above-mentioned normalization is performed after extracting the target region in advance with a finer irradiation field stop size (observation site or region of interest), thereby achieving more accuracy. It is possible to generate original data for ABC control that is good and can quickly converge the feedback loop. In other words, the fact that there is no change in the target luminance level is that, for the diagnosis side, there is no fatigue of the eyes, and brightness that is easy to judge accurately is maintained, resulting in unnecessary fluoroscopic X-ray irradiation. Can be prevented in advance.

ステップＳ３においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、正規化されたオリジナルデータと目標輝度レベルとの差分量を求める。ステップＳ４においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、上記の求めた差分量に応じて、次に照射するＸ線条件を決定する。Ｘ線条件の決定は例えば、上記の差分量を予め用意された変換表を利用してＸ線条件に変換することによって行うことができる。ステップＳ５においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、この新たに設定したＸ線条件が高電圧発生部１０で発生可能な範囲内にあるか否かを確認する。そして範囲内にあるならば、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５はステップＳ５からステップＳ６へ進む。   In step S <b> 3, the X-ray / ABC control unit 15 obtains a difference amount between the normalized original data and the target luminance level. In step S4, the X-ray / ABC control unit 15 determines the X-ray condition to be irradiated next in accordance with the obtained difference amount. The determination of the X-ray condition can be performed, for example, by converting the above difference amount into the X-ray condition using a conversion table prepared in advance. In step S <b> 5, the X-ray / ABC control unit 15 confirms whether or not the newly set X-ray condition is within a range that can be generated by the high voltage generation unit 10. If it is within the range, the X-ray / ABC control unit 15 proceeds from step S5 to step S6.

ステップＳ６においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、上記の決定したＸ線条件でのＸ線の照射を行わせる。続いてステップＳ７においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、Ｘ線条件の記録処理を行う。こののちにＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、ステップＳ１に戻る。   In step S6, the X-ray / ABC control unit 15 performs X-ray irradiation under the determined X-ray conditions. In step S7, the X-ray / ABC control unit 15 performs X-ray condition recording processing. Thereafter, the X-ray / ABC control unit 15 returns to Step S1.

一方、新たに設定したＸ線条件が高電圧発生部１０で発生可能な範囲から外れているならば、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５はステップＳ５からステップＳ８へ進む。ステップＳ８においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、平面検出器２１のゲイン、ＴＶカメラゲインやＴＶカメラアイリスを上下させる。ステップＳ９においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、上記のように変更した条件に応じたＸ線条件を再設定する。ステップＳ１０においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、上記の再設定したＸ線条件でのＸ線の照射を行わせる。続いてステップＳ１１においてＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、Ｘ線条件の記録処理を行う。こののちにＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、ステップＳ１に戻る。   On the other hand, if the newly set X-ray condition is out of the range that can be generated by the high voltage generator 10, the X-ray / ABC controller 15 proceeds from step S5 to step S8. In step S8, the X-ray / ABC control unit 15 raises and lowers the gain of the flat panel detector 21, the TV camera gain, and the TV camera iris. In step S9, the X-ray / ABC control unit 15 resets the X-ray condition according to the changed condition as described above. In step S10, the X-ray / ABC control unit 15 performs X-ray irradiation under the reset X-ray conditions. Subsequently, in step S11, the X-ray / ABC control unit 15 performs an X-ray condition recording process. Thereafter, the X-ray / ABC control unit 15 returns to Step S1.

この様にしてオートブライトネスコントロールのためのフィードバックループが形成される。このとき、システム制御部１６で制御されたＸ線絞り器８２の照射野絞りサイズ情報と、照射野位置情報とで補正することにより、安定した輝度制御（フィードバック制御）が行なわれる。   In this way, a feedback loop for auto brightness control is formed. At this time, stable luminance control (feedback control) is performed by correcting the irradiation field stop size information of the X-ray stop 82 controlled by the system control unit 16 and the irradiation field position information.

なお、図４に示す処理は、例えば５０ｍｓ毎などの一定の周期毎に行われる。そしてこのフィードバックループの中で、Ｘ線条件の記録処理が行われる。   Note that the processing shown in FIG. 4 is performed at regular intervals, such as every 50 ms. In this feedback loop, X-ray condition recording processing is performed.

次に上記のステップＳ７またはステップＳ１１におけるＸ線条件の記録処理について説明する。
まずＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、今回に決定されたＸ線条件が前回に決定されたＸ線条件と同一であるか否かを確認する。そして両Ｘ線条件が異なるならば、そのＸ線条件を記述した図５に示すようなデータレコードＰを新たに１つ作成する。データレコードＰには、照射時間、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流、撮影方向、絞り位置面積、ＳＩＤおよびValidフラグが記述される。なお照射時間は、初期的にはサンプリング周期の１期間に相当する時間Ｔ、すなわち例えば「５０ｍｓ」とする。 Next, the X-ray condition recording process in step S7 or step S11 will be described.
First, the X-ray / ABC control unit 15 confirms whether or not the X-ray condition determined this time is the same as the previously determined X-ray condition. If the X-ray conditions are different, one new data record P as shown in FIG. 5 describing the X-ray conditions is created. In the data record P, irradiation time, X-ray tube voltage, X-ray tube current, imaging direction, aperture position area, SID, and Valid flag are described. The irradiation time is initially set to a time T corresponding to one period of the sampling cycle, that is, “50 ms”, for example.

今回に決定されたＸ線条件が前回に決定されたＸ線条件と同一であるならば、Ｘ線／ＡＢＣ制御部１５は新たなデータレコードＰを作成しない。そして最も新しいデータレコードＰにおける照射時間を、時間Ｔだけ増加させる。   If the X-ray condition determined this time is the same as the previously determined X-ray condition, the X-ray / ABC control unit 15 does not create a new data record P. Then, the irradiation time in the newest data record P is increased by time T.

かくしてＸ線／ＡＢＣ制御部１５では、Ｘ線条件を変更する毎に図５に示すデータレコードＰが１つずつ作成されて行き、図５に示すような複数のデータレコードＰからなるデータベースが蓄積される。なおＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、各透視スイッチのＯＮ／ＯＦＦや撮影動作のＯＮ／ＯＦＦに応じて、複数のデータレコードＰを含む複数のレコード群50-mとして管理する。さらにＸ線／ＡＢＣ制御部１５は、レコード群50-mのそれぞれに含まれるデータレコードＰを、所定のフィードバックサイクルにあわせて複数のレコード群50m-nに分けて管理する。また、透視ＯＮの状態が所定の時間持続しないで透視ＯＦＦになった場合には、Ｘ線照射されなかったとして、該当データレコードＰにおけるValidフラグを無効状態とする。Validフラグを使用せずに、そのデータレコードＰ自体を抹消しても良い。   Thus, the X-ray / ABC control unit 15 creates one data record P shown in FIG. 5 each time the X-ray condition is changed, and accumulates a database including a plurality of data records P as shown in FIG. Is done. Note that the X-ray / ABC control unit 15 manages a plurality of record groups 50-m including a plurality of data records P according to ON / OFF of each fluoroscopic switch and ON / OFF of imaging operation. Further, the X-ray / ABC control unit 15 manages the data records P included in each of the record groups 50-m by dividing them into a plurality of record groups 50m-n according to a predetermined feedback cycle. Further, when the fluoroscopic ON state does not last for a predetermined time and the fluoroscopic OFF is performed, it is assumed that X-ray irradiation has not been performed, and the Valid flag in the corresponding data record P is set to an invalid state. The data record P itself may be deleted without using the Valid flag.

さてシステム制御部１６は、検査終了時にあるいは各撮影用・透視用Ｘ線照射毎に、基準となる照射野絞り開度やＳＩＤで正規化された平均Ｘ線条件（平均Ｘ線管電流および平均Ｘ線管電圧）および推定表面線量を次のようにして求める。   Now, the system control unit 16 sets the average X-ray condition (average X-ray tube current and average) normalized at the reference irradiation field aperture or SID at the end of the examination or for each radiographing and fluoroscopic X-ray irradiation. X-ray tube voltage) and estimated surface dose are determined as follows.

照射野絞りの大きさにより、被検体の受けるエネルギーの量f(Col_size)が変化することから、照射野絞りの比から補正されたエネルギーmAsを、予め測定した校正データから算出する。さらに、ＳＩＤに反比例して被検体の受けるエネルギーの量ｇ(SID)が変化することから、同様に基準ＳＩＤの比から補正されたエネルギーmAsを算出する。このようにして照射位置情報によって補正されたＸ線条件のエネルギー成分を、検査中の総透視Ｘ線エネルギーとして加算／平均することにより、平均Ｘ線条件を求める。   Since the amount of energy f (Col_size) received by the subject varies depending on the size of the irradiation field stop, the energy mAs corrected from the ratio of the irradiation field stop is calculated from the calibration data measured in advance. Further, since the amount of energy g (SID) received by the subject changes in inverse proportion to the SID, the corrected energy mAs is similarly calculated from the ratio of the reference SID. The average X-ray condition is obtained by adding / averaging the energy component of the X-ray condition corrected by the irradiation position information as the total fluoroscopic X-ray energy under examination.

連続Ｘ線のエネルギーIは、比例計数をk、管電流時間積をmAs、管電圧をkVとすると、次の(1)式に表す関係になることが実験的に確かめられている。   It has been experimentally confirmed that the energy I of continuous X-rays has a relationship expressed by the following equation (1), where k is a proportional count, mAs is a tube current time product, and kV is a tube voltage.

I＝k×mAs×(kV)2 …(1)
また、Ｘ線の減弱には、距離の逆二乗則があるために、上記の(1)式は次の(2)式にように表すことができる。 I ＝ k × mAs × (kV) 2 … (1)
Further, since there is an inverse square law of distance for attenuation of X-rays, the above equation (1) can be expressed as the following equation (2).

I＝k×mAs×g((kV)2／(SID)2) …(2)
さらに、Ｘ線の遮蔽に関わるＸ線絞りの開口部の面積に逆比例することから、被検体Ｐへの簡易的なＸ線照射エネルギーは、次の(3)式により表現でき、Ｘ線診断装置に応じたその実験データを予め求めておくことができる。 I = k × mAs × g ((kV) 2 / (SID) 2 )… (2)
Furthermore, since it is inversely proportional to the area of the opening of the X-ray diaphragm related to X-ray shielding, simple X-ray irradiation energy to the subject P can be expressed by the following equation (3), and X-ray diagnosis The experimental data corresponding to the apparatus can be obtained in advance.

I＝k×mAs×g((kV)2／(SID)2)×f(mAs,Col_size) …(3)
すなわち、管電流時間積（mAs）を絞り位置面積で正規化するには、基準線量が一定となるように管電流時間積（mAs）を振らせて、各照射野絞り毎に、図６に示すような実験データから近似的に求めることができる。 I = k × mAs × g ((kV) 2 / (SID) 2 ) × f (mAs, Col_size)… (3)
In other words, in order to normalize the tube current time product (mAs) by the aperture position area, the tube current time product (mAs) is shaken so that the reference dose is constant, and for each irradiation field stop, FIG. It can be obtained approximately from experimental data as shown.

同様に、管電圧についても、補正することも可能であるが、エネルギーとしては二乗で影響するため、比例計数（kV）とＳＩＤとの関係も、基準線量が一定となるように比例計数（kV）を振らせて、各ＳＩＤ毎に、図７に示すような実験データから、近似的に求めることができる。   Similarly, although it is possible to correct the tube voltage, since the energy is affected by the square, the relationship between the proportional count (kV) and the SID is proportional so that the reference dose is constant (kV). For each SID from the experimental data as shown in FIG.

このようにして、正規化された管電流時間積（mAs）と比例計数（kV）とを使用することで、ＮＤＤ法による基本パラメータである管電流時間積（mAs）を単純な加算値として、単位時間における比例計数（kV）で正規化した値として求めることができる。   In this way, by using the normalized tube current time product (mAs) and proportionality count (kV), the tube current time product (mAs), which is a basic parameter according to the NDD method, is simply added. It can be obtained as a value normalized by a proportional count (kV) in unit time.

以上のように正規化することで、より被検体Ｐの表面に照射される線量の精度を確保できる。しかし、ＡＢＣ制御に伴う透視条件の単純加算値を総透視時間で割り算した単位時間当たりの単純平均でも、現在の透視Ｘ線照射の切断時の値で推定するよりは、十分な精度を確保することが可能である。   By normalizing as described above, it is possible to ensure the accuracy of the dose irradiated onto the surface of the subject P. However, even with a simple average per unit time obtained by dividing the simple addition value of the fluoroscopic conditions associated with ABC control by the total fluoroscopic time, sufficient accuracy is ensured compared with the estimation using the current fluoroscopic X-ray irradiation value. It is possible.

この処理を１検査の間に蓄積されたデータレコードＰに基づいて行えば、１検査におけるＸ線照射に関わる平均Ｘ線条件を求めることができる。この平均Ｘ線条件は、検査毎での被爆量を管理するのに適する。   If this process is performed based on the data record P accumulated during one examination, an average X-ray condition related to X-ray irradiation in one examination can be obtained. This average X-ray condition is suitable for managing the exposure amount for each inspection.

一方、上記の処理を１回のＸ線照射の間に蓄積されたデータレコードＰに基づいて行えば、１回のＸ線照射に関わる平均Ｘ線条件を求めることができる。この平均Ｘ線条件は、検査中に断続的に行われるＸ線照射のそれぞれでの被爆量を管理するのに適する。従って、このように求めた平均Ｘ線条件を検査中に表示すれば、実施したＸ線照射における被爆量を操作者がすぐに推定することができる。この結果、操作者は、以降におけるＸ線照射量を１検査内での総被爆量が過剰にならないように調整することが可能になる。   On the other hand, if the above processing is performed based on the data record P accumulated during one X-ray irradiation, an average X-ray condition related to one X-ray irradiation can be obtained. This average X-ray condition is suitable for managing the exposure amount in each of the X-ray irradiations intermittently performed during the inspection. Therefore, if the average X-ray condition obtained in this way is displayed during the examination, the operator can immediately estimate the amount of exposure in the performed X-ray irradiation. As a result, the operator can adjust the X-ray irradiation amount thereafter so that the total exposure amount in one examination does not become excessive.

また、上記の処理を１検査の途中でその検査の開始からその時点までの間に蓄積されたデータレコードＰに基づいて行えば、現検査におけるこれまでのＸ線照射に関わる平均Ｘ線条件を求めることができる。この平均Ｘ線条件は、検査中にその検査において既に生じた総被爆量を管理するのに適する。従って、このように求めた平均Ｘ線条件を検査中に表示すれば、現検査におけるこれまでの総被爆量を操作者がすぐに推定することができる。この結果、操作者は、以降におけるＸ線照射量を１検査内での総被爆量が過剰にならないように調整することが可能になる。   Further, if the above processing is performed based on the data record P accumulated from the start of the inspection to the time point in the middle of one inspection, the average X-ray condition related to the X-ray irradiation so far in the current inspection can be obtained. Can be sought. This average X-ray condition is suitable for managing the total exposure that has already occurred during the examination during the examination. Therefore, if the average X-ray condition obtained in this way is displayed during the examination, the operator can immediately estimate the total amount of exposure in the current examination. As a result, the operator can adjust the X-ray irradiation amount thereafter so that the total exposure amount in one examination does not become excessive.

そしてこのように求めた平均Ｘ線条件はＡＢＣ制御に伴う変動が平滑化されているから、この平均Ｘ線条件に基づくならば、ＮＤＤ法のような一般的な表面線量換算式を用いて推定表面線量を求めることができる。   Since the average X-ray condition obtained in this way has smoothed the fluctuations associated with ABC control, if it is based on this average X-ray condition, it is estimated using a general surface dose conversion formula such as the NDD method. The surface dose can be determined.

ＮＤＤ表面線量簡易換算式（三相全波装置による表面線量）は以下の通りである。   The NDD surface dose simplified conversion formula (surface dose by a three-phase full wave device) is as follows.

D(mGy)=6.5×kv(f)×総ろ過(f)×mAs×(1/FSD)2×8.8×10-3D(mGy)
ただし、6.5は定数、kv(f)は管電圧補正係数、総ろ過(f)は総ろ過補正係数、mAsは管電流（mA）×撮影時間（sec）、FSD(m)は焦点―皮膚間距離(m)(SID、体厚などからFSDを換算する)、8.8×10-3はGy変換係数であり、インバーター装置の場合にはD(mGy)に0.95を乗ずる。 D (mGy) = 6.5 x kv (f) x total filtration (f) x mAs x (1 / FSD) 2 x 8.8 x 10-3D (mGy)
However, 6.5 is a constant, kv (f) is the tube voltage correction factor, total filtration (f) is the total filtration correction factor, mAs is the tube current (mA) x imaging time (sec), and FSD (m) is the focus-skin Distance (m) (converts FSD from SID, body thickness, etc.), 8.8 × 10-3 is a Gy conversion coefficient. In the case of an inverter device, D (mGy) is multiplied by 0.95.

このようにして求めた推定表面線量を表示すれば、操作者はより確実に被爆量を認識することができる。   If the estimated surface dose obtained in this way is displayed, the operator can more reliably recognize the exposure dose.

図８は以上に説明した平均Ｘ線条件および推定表面線量を算出する手順を示す図である。   FIG. 8 is a diagram showing a procedure for calculating the average X-ray condition and the estimated surface dose described above.

システム制御部１６は求めた情報を、モニタ１３４に表示させたり、あるいはＤＩＣＯＭファイルに変換した上でネットワークを介して病院システムへ転送する。病院システムでは、画像データと各種医用情報とを分けて管理する。これらの情報は、必要に応じてＤＩＣＯＭファイルとして医用情報ビューワに転送され、医用情報ビューワの表示部に表示することができる。これにより、院内の各種検査に対する統計的な被曝量を検討、検査法の改善のための材料として使用することができる。もちろん、被検体の過去の検査に関する各種データを呼び出して、効率のよい検査計画を練ることも可能である。   The system control unit 16 displays the obtained information on the monitor 134 or converts it into a DICOM file and transfers it to the hospital system via the network. In the hospital system, image data and various medical information are managed separately. These pieces of information are transferred to the medical information viewer as a DICOM file as needed, and can be displayed on the display unit of the medical information viewer. Thereby, the statistical exposure dose for various in-hospital examinations can be examined and used as a material for improving examination methods. Of course, it is also possible to call up various data relating to past examinations of the subject and devise an efficient examination plan.

またシステム制御部１６は、上記のようにして求めた推定表面線量または平均Ｘ線条件が検査毎に決められた制限値をオーバーした場合には、ブザー等により警報を発する。これにより、操作者に注意を喚起させることで、より被曝低減を可能とすることができる。   Further, the system control unit 16 issues a warning by a buzzer or the like when the estimated surface dose or average X-ray condition obtained as described above exceeds a limit value determined for each examination. Thereby, exposure can be further reduced by alerting the operator.

このように本実施形態によれば、ＡＢＣ制御を行ってＸ線条件が頻繁に変わる透視時についても、電離箱線量計を使用することなく被爆量の管理を行うことが可能となる。   As described above, according to the present embodiment, it is possible to manage the exposure dose without using an ionization chamber dosimeter even when fluoroscopy is performed and the X-ray condition frequently changes.

また本実施形態によれば、平均Ｘ線条件を算出するに当たり、照射野絞りやＳＩＤによる補正を行っているので、これら照射野絞りやＳＩＤの影響を考慮した精度の高い平均Ｘ線条件を算出することができる。従って被爆量の管理をより精度良く行うことが可能である。   In addition, according to the present embodiment, when calculating the average X-ray condition, correction by the irradiation field stop and SID is performed. Therefore, the average X-ray condition with high accuracy in consideration of the effects of the irradiation field stop and SID is calculated. can do. Therefore, the amount of exposure can be managed with higher accuracy.

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
平均Ｘ線条件や推定表面線量の算出とそれらの表示とは、Ｘ線診断装置の外部で行うようにしても良い。図９はこれを実現する医用システムの構成を示すブロック図である。Ｘ線診断装置Ａは、前記実施形態に示されるように図５に示すデータベースを蓄積し、医用情報サーバＢへ転送する機能を備える。医用情報サーバＢは、入力部１７、制御部１８、画像データ記憶部１９、表示部２０、付帯情報記憶部２１、ＤＩＣＯＭファイル生成部２２、計測データ記憶部２３、表示用アプリケーション記憶部２４およびネットワークインタフェース２５を含む。医用情報ビューワＣは、ＤＩＣＯＭネットワークＤを介して医用情報サーバＢに接続される。医用情報ビューワＣは、ネットワークインタフェース２６、制御部２７、入力部２８、表示部２９および記憶部３０を含む。そして前記実施形態においてシステム制御部１６が有していた平均Ｘ線条件や推定表面線量を算出する機能を、制御部１８に持たせ、Ｘ線診断装置Ａから転送されたデータベースに基づいた平均Ｘ線条件や推定表面線量の算出を医用情報サーバＢで行うようにする。制御部１８が求めた平均Ｘ線条件や推定表面線量は、表示部２０で表示させても良いし、ＤＩＣＯＭファイルにて医用画像ビューワＣに転送し、表示部２９で表示させても良い。あるいは、医用情報サーバＢはＸ線診断装置Ａから転送されたデータベースを医用情報ビューワＣに配信する。そして前記実施形態においてシステム制御部１６が有していた平均Ｘ線条件や推定表面線量を算出する機能を、制御部２７に持たせ、Ｘ線診断装置Ａから転送されたデータベースに基づいた平均Ｘ線条件や推定表面線量の算出を医用情報ビューワＣで行うようにする。 This embodiment can be variously modified as follows.
The calculation of the average X-ray condition and the estimated surface dose and the display thereof may be performed outside the X-ray diagnostic apparatus. FIG. 9 is a block diagram showing the configuration of a medical system for realizing this. The X-ray diagnostic apparatus A has a function of storing the database shown in FIG. 5 and transferring it to the medical information server B as shown in the embodiment. The medical information server B includes an input unit 17, a control unit 18, an image data storage unit 19, a display unit 20, an incidental information storage unit 21, a DICOM file generation unit 22, a measurement data storage unit 23, a display application storage unit 24, and a network. Interface 25 is included. The medical information viewer C is connected to the medical information server B via the DICOM network D. The medical information viewer C includes a network interface 26, a control unit 27, an input unit 28, a display unit 29, and a storage unit 30. The control unit 18 has the function of calculating the average X-ray condition and the estimated surface dose that the system control unit 16 has in the above embodiment, and the average X based on the database transferred from the X-ray diagnostic apparatus A The medical information server B calculates the line condition and the estimated surface dose. The average X-ray condition and the estimated surface dose determined by the control unit 18 may be displayed on the display unit 20, or may be transferred to the medical image viewer C as a DICOM file and displayed on the display unit 29. Alternatively, the medical information server B distributes the database transferred from the X-ray diagnostic apparatus A to the medical information viewer C. The control unit 27 has the function of calculating the average X-ray condition and the estimated surface dose that the system control unit 16 has in the above embodiment, and the average X based on the database transferred from the X-ray diagnostic apparatus A The medical information viewer C calculates the line conditions and the estimated surface dose.

平面検出器９１で映像化された画素信号（あるいはビデオ信号）に基づいてＡＢＣ制御を行っても良い。   ABC control may be performed based on pixel signals (or video signals) imaged by the flat detector 91.

平均Ｘ線条件を算出するに当たっての照射野絞りおよびＳＩＤによる補正のいずれか一方または双方を行わないようにしても良い。   In calculating the average X-ray condition, either or both of the irradiation field stop and the correction by the SID may not be performed.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.

本発明の一実施形態に係るＸ線診断装置の主要機構部の構成を示す図。The figure which shows the structure of the main mechanism part of the X-ray diagnostic apparatus which concerns on one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係るＸ線診断装置の制御系および信号処理系の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the control system and signal processing system of the X-ray diagnostic apparatus which concern on one Embodiment of this invention. 図２中のＸ線／ＡＢＣ制御部１５の具体的な構成を示すブロック図。FIG. 3 is a block diagram showing a specific configuration of an X-ray / ABC control unit 15 in FIG. 2. 図２中のＸ線／ＡＢＣ制御部１５の処理手順を示すフローチャート。3 is a flowchart showing a processing procedure of an X-ray / ABC control unit 15 in FIG. 図２中のＸ線／ＡＢＣ制御部１５が蓄積するデータベースの一例を示す図。The figure which shows an example of the database which the X-ray / ABC control part 15 in FIG. 2 accumulate | stores. 正規化された管電流時間積（mAs）と照射野絞りの大きさとの関係についての実験データの一例を示す図。The figure which shows an example of the experimental data about the relationship between the normalized tube current time product (mAs) and the magnitude | size of an irradiation field stop. 正規化された比例計数（kV）とＳＩＤとの関係についての実験データの一例を示す図。The figure which shows an example of the experimental data about the relationship between the normalized proportionality count (kV) and SID. 平均Ｘ線条件および推定表面線量を算出する手順を示す図。The figure which shows the procedure which calculates average X-ray conditions and an estimated surface dose. 本発明の変形実施例に係る医用システムの構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the medical system which concerns on the modified example of this invention.

符号の説明Explanation of symbols

１…架台、２…起倒機構、３…アーム移動機構、４…天板保持部、５…天板、６…Ｃアーム回転機構、７…Ｃアーム、８…Ｘ線発生部、９…Ｘ線検出部、１０…高電圧発生部、１１…機構制御部、１２…画像演算・記憶部、１３…表示部、１４…操作部、１５…Ｘ線／ＡＢＣ制御部、１５１…増幅回路、１５２…輝度設定信号回路、１５３…比較回路、１５４…透視管電圧透視管電流制御回路、１５５…記憶回路、１６…システム制御部、１８，２７…制御部。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Base, 2 ... Tilting mechanism, 3 ... Arm moving mechanism, 4 ... Top plate holding part, 5 ... Top plate, 6 ... C arm rotation mechanism, 7 ... C arm, 8 ... X-ray generation part, 9 ... X Line detection unit, 10 ... high voltage generation unit, 11 ... mechanism control unit, 12 ... image calculation / storage unit, 13 ... display unit, 14 ... operation unit, 15 ... X-ray / ABC control unit, 151 ... amplification circuit, 152 ... brightness setting signal circuit, 153 ... comparison circuit, 154 ... fluoroscopic tube voltage fluoroscopic tube current control circuit, 155 ... storage circuit, 16 ... system control unit, 18, 27 ... control unit.

Claims (11)

Ｘ線管電流およびＸ線管電圧に応じた強度のＸ線を連続的にあるいはパルス的に放射するＸ線管と、
被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出手段と、
検出された前記Ｘ線が表すＸ線透過像を表示する手段と、
表示される前記Ｘ線透過像の明るさを調整するために、前記検出手段により検出された前記Ｘ線の強度に基づいて前記Ｘ線管電流および前記Ｘ線管電圧を制御する制御手段と、
前記制御手段の制御の下での前記Ｘ線管電流および前記Ｘ線管電圧の変化の様子を表すＸ線条件情報を作成する作成手段とを具備したことを特徴とするＸ線診断装置。 An X-ray tube that emits X-rays having an intensity corresponding to the X-ray tube current and X-ray tube voltage continuously or in a pulsed manner;
Detecting means for detecting the X-ray transmitted through the subject;
Means for displaying an X-ray transmission image represented by the detected X-ray;
Control means for controlling the X-ray tube current and the X-ray tube voltage based on the intensity of the X-ray detected by the detection means in order to adjust the brightness of the displayed X-ray transmission image;
An X-ray diagnostic apparatus, comprising: creation means for creating X-ray condition information representing a state of change in the X-ray tube current and the X-ray tube voltage under the control of the control means. 単位期間内に作成された前記Ｘ線条件情報に基づいて、当該単位期間内における前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を算出する算出手段をさらに具備することを特徴とする請求項１に記載のＸ線診断装置。   Based on the X-ray condition information created within a unit period, the apparatus further comprises calculation means for calculating an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage within the unit period. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1. 前記算出手段は、線源受像面間距離（ＳＩＤ）を考慮して前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を算出することを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断装置。   3. The X-ray tube according to claim 2, wherein the calculating means calculates an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage in consideration of a distance (SID) between the source image receiving surfaces. Line diagnostic equipment. 照射野の大きさを設定する絞り手段をさらに備え、
かつ前記算出手段は、前記照射野の大きさを考慮して前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を算出することを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断装置。 It further comprises a diaphragm means for setting the size of the irradiation field,
3. The X-ray diagnosis according to claim 2, wherein the calculation means calculates an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage in consideration of the size of the irradiation field. apparatus. 前記算出手段は、一定時間毎の期間、前記Ｘ線管による前記Ｘ線の放射が開始されてから停止されるまでの期間、または１つの被検体に関する１度の診断を行う期間を前記単位期間とすることを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断装置。   The calculation means includes a unit period of a period of a certain time, a period of time from when the X-ray emission by the X-ray tube is started until it is stopped, or a period of one diagnosis for one subject. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 2, wherein: 前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を表示する手段をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断装置。   The X-ray diagnostic apparatus according to claim 2, further comprising means for displaying an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage. 前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値に基づいて、前記被検体の被爆線量を推定する推定手段をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線診断装置。   The X-ray diagnostic apparatus according to claim 2, further comprising an estimation unit that estimates an exposure dose of the subject based on an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage. . 算出された前記被爆線量を表示する手段をさらに備えることを特徴とする請求項７に記載のＸ線診断装置。   The X-ray diagnosis apparatus according to claim 7, further comprising means for displaying the calculated exposure dose. 前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値または算出された前記被爆線量が制限値を超えたことに応じて警報を発する手段をさらに備えることを特徴とする請求項２または請求項７に記載のＸ線診断装置。   3. The apparatus according to claim 2, further comprising means for issuing an alarm in response to an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage or the calculated exposure dose exceeding a limit value. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 7. 請求項１に記載のＸ線診断装置を管理する管理装置であって、
単位期間内に前記Ｘ線診断装置で作成された前記Ｘ線条件情報に基づいて、当該単位期間内における前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値を算出する算出手段を備えたことを特徴とする管理装置。 A management apparatus for managing the X-ray diagnostic apparatus according to claim 1,
Calculation means for calculating an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage in the unit period based on the X-ray condition information created by the X-ray diagnostic apparatus in the unit period. A management device characterized by comprising. 前記Ｘ線管電流の平均値および前記Ｘ線管電圧の平均値に基づいて、前記被検体の被爆線量を推定する推定手段をさらに備えることを特徴とする請求項１０に記載の管理装置。   The management apparatus according to claim 10, further comprising an estimation unit that estimates an exposure dose of the subject based on an average value of the X-ray tube current and an average value of the X-ray tube voltage.
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