JP6745644B2 - Control device, its operating method and program - Google Patents
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Description
本発明は、制御装置、その動作方法およびプログラムに関する。 The present invention relates to a control device, an operating method thereof, and a program.
放射線による医療画像診断や非破壊検査に用いる撮影装置として、半導体材料によって形成された平面検出器（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ、以下ＦＰＤと略す）を用いた放射線撮影装置が普及している。このような放射線撮影装置は、例えば医療画像診断においては、一般撮影のような静止画撮影や、透視撮影のような動画撮影のためのデジタル撮影装置として用いられている。 As an imaging apparatus used for medical image diagnosis by radiation and non-destructive inspection, a radiation imaging apparatus using a flat panel detector (hereinafter abbreviated as FPD) formed of a semiconductor material has been widely used. Such a radiation imaging apparatus is used as a digital imaging apparatus for still image shooting such as general imaging and moving image shooting such as fluoroscopic imaging in medical image diagnosis, for example.
放射線撮影装置の中には、放射線の照射線量をモニタして該照射線量が目標値に達した場合に放射線の照射を終了させる（例えば、放射線の照射を停止させるための信号を放射線源に対して出力する）ものがある。この動作は、自動露光制御（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ（ＡＥＣ））と称され、これにより放射線の過剰照射を防ぐことができる。 Some radiation imaging devices monitor the irradiation dose of radiation and terminate the irradiation of radiation when the irradiation dose reaches a target value (for example, a signal for stopping the irradiation of radiation is sent to the radiation source). Output). This operation is called automatic exposure control (AEC), which can prevent excessive irradiation of radiation.
特許文献１では、放射線の出力が一定であることを仮定し、放射線照射開始時からＴ１時間経過後の出力Ｓ１を外挿して、所望の線量が照射される時間Ｔ２を推定し、Ｔ２時間が経過したら放射線照射停止信号を出力している。
In
しかしながら、放射線管球には管電圧、管電流の立ち上がり特性があるため、放射線照射開始時に管球から照射される単位時間当たりの放射線量は一定ではない。同様に、放射線管球には管電圧、管電流の立ち下がり特性があるため、放射線照射停止信号をＸ線発生装置に送信した後も管球からしばらくの間放射線が照射されることになる。そのため、特許文献１に記載の方法では、実際に照射される放射線の線量と、目標とする照射線量との間に差異が生じやすいという課題がある。
However, since the radiation tube has the rising characteristics of the tube voltage and the tube current, the radiation dose per unit time emitted from the tube at the start of irradiation is not constant. Similarly, since the radiation tube has the falling characteristics of the tube voltage and the tube current, even after the radiation irradiation stop signal is transmitted to the X-ray generator, the radiation is irradiated from the tube for a while. Therefore, the method described in
本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、より高い精度で放射線の照射線量を制御する技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide a technique for controlling the irradiation dose of radiation with higher accuracy.
上記の目的を達成する本発明に係る制御装置は、
放射線撮影装置と通信可能な制御装置であって、
前記放射線撮影装置に対して所定の照射条件で照射された放射線の累積線量の情報を取得する取得手段と、
照射条件ごとに予め取得された放射線の線量が非定常な期間の線量情報と、前記累積線量の情報とに基づいて、前記放射線の照射停止信号を出力するタイミングを制御する制御手段と、
を備え、
前記非定常な期間は、前記放射線の照射開始直後であって且つ前記放射線の累積線量の時間変化を示す線量率が閾値以下である第１の期間を含むことを特徴とする。
The control device according to the present invention to achieve the above object,
A control device capable of communicating with a radiation imaging device,
Acquiring means for acquiring information on the cumulative dose of radiation applied to the radiation imaging apparatus under predetermined irradiation conditions,
Based on the dose information of the radiation dose previously acquired for each irradiation condition is unsteady, and the information of the cumulative dose, control means for controlling the timing of outputting the irradiation stop signal of the radiation,
Equipped with
The non-steady-state period includes a first period immediately after the start of irradiation of the radiation and a dose rate indicating a temporal change of the cumulative dose of the radiation is equal to or less than a threshold value .
本発明によれば、より高い精度で放射線の照射線量を制御することが可能となる。 According to the present invention, it is possible to control the irradiation dose of radiation with higher accuracy.
以下、添付図面を参照しながら本発明を適用した実施形態を説明する。なお、以下の実施形態において示す構成は一例に過ぎず、本発明は図示された構成に限定されるものではない。 Embodiments to which the present invention is applied will be described below with reference to the accompanying drawings. The configurations shown in the following embodiments are merely examples, and the present invention is not limited to the illustrated configurations.
また、以下の本発明の各実施形態の説明では、本発明に係る放射線撮影装置として、放射線の一種であるＸ線を用いて被写体のＸ線画像データの撮影を行うＸ線撮影装置を使用する場合について説明を行う。また、本発明においては、Ｘ線撮影装置に限らず、例えば、他の放射線（例えば、α線、β線、γ線等）を用いて被写体の放射線画像の撮影を行う放射線撮影装置を使用することも可能である。 Further, in the following description of each embodiment of the present invention, an X-ray imaging apparatus that captures X-ray image data of a subject using X-rays, which is a type of radiation, is used as the radiation imaging apparatus according to the present invention. The case will be described. Further, in the present invention, not only the X-ray imaging apparatus but also, for example, a radiation imaging apparatus that takes a radiation image of a subject using another radiation (eg, α-ray, β-ray, γ-ray, etc.) is used. It is also possible.
（第１の実施形態）
＜Ｘ線撮影装置の構成＞
先ず、本発明の第１の実施形態について説明する。第１の実施形態では、放射線の線量が非定常な期間の線量情報に基づいて、放射線の照射を制御する例を説明する。図１は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮影システム１０の全体構成を示す図である。Ｘ線撮影システム１０は、制御装置１００と、Ｘ線照射装置１０１と、Ｘ線撮影装置１０２とを含んで構成されている。Ｘ線撮影システム１０は、特に医療用として使用される。制御装置１００は、撮影条件設定部１０３と、撮影制御部１０４と、画像処理部１０５と、表示制御部１０６とを備えている。制御装置１００は、Ｘ線照射装置１０１及びＸ線撮影装置１０２の動作を制御するとともに、Ｘ線撮影装置１０２で撮影されたＸ線画像データを取得して処理する。
(First embodiment)
<Structure of X-ray imaging apparatus>
First, a first embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, an example will be described in which the irradiation of radiation is controlled based on the dose information of a period in which the radiation dose is unsteady. FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an X-ray imaging system 10 according to the first embodiment of the present invention. The X-ray imaging system 10 includes a control device 100, an X-ray irradiation device 101, and an X-ray imaging device 102. The X-ray imaging system 10 is used especially for medical purposes. The control device 100 includes a shooting condition setting unit 103, a shooting control unit 104, an image processing unit 105, and a display control unit 106. The control device 100 controls the operations of the X-ray irradiation device 101 and the X-ray imaging device 102, and acquires and processes the X-ray image data taken by the X-ray imaging device 102.
図１において、Ｘ線照射装置１０１は被写体ＰにＸ線を照射する。Ｘ線照射装置１０１は、Ｘ線を生成するＸ線生成部（管球）と、Ｘ線生成部で生成したＸ線のビーム広がり角を規定するコリメータとを含んで構成される。Ｘ線撮影装置１０２はＦＰＤであり、二次元に分布した撮影素子を有する。Ｘ線撮影装置１０２は、撮影素子に到達したＸ線量の二次元分布（線量情報）を検出し、Ｘ線画像データを生成する。Ｘ線撮影装置１０２は、生成したＸ線画像データを制御装置１００の画像処理部１０５に送信する。またＸ線撮影装置１０２は、検出したＸ線量の二次元分布を制御装置１００の撮影制御部１０４に送信する。 In FIG. 1, an X-ray irradiation device 101 irradiates a subject P with X-rays. The X-ray irradiation device 101 includes an X-ray generation unit (tube) that generates X-rays, and a collimator that defines the beam divergence angle of the X-rays generated by the X-ray generation unit. The X-ray imaging apparatus 102 is an FPD and has imaging elements that are two-dimensionally distributed. The X-ray imaging apparatus 102 detects the two-dimensional distribution (dose information) of the X-ray dose that has reached the imaging element and generates X-ray image data. The X-ray imaging apparatus 102 transmits the generated X-ray image data to the image processing unit 105 of the control apparatus 100. The X-ray imaging apparatus 102 also transmits the two-dimensional distribution of the detected X-ray dose to the imaging control unit 104 of the control apparatus 100.
次に、制御装置１００が備える各処理部の機能を説明する。撮影条件設定部１０３は、撮影部位、被写体Ｐに照射されるＸ線の目標線量、管電圧等の撮影条件情報を操作者が入力するための入力部（不図示）を有し、操作者が入力した撮影条件情報を撮影制御部１０４に送信する。撮影制御部１０４は、撮影条件設定部１０３から受信した撮影条件情報及びＸ線撮影装置１０２から受信したＸ線量の二次元分布に基づいて、Ｘ線照射装置１０１、Ｘ線撮影装置１０２を制御する。 Next, the function of each processing unit included in the control device 100 will be described. The imaging condition setting unit 103 has an input unit (not shown) for the operator to input imaging condition information such as the imaging region, the target dose of X-rays to be irradiated on the subject P, and the tube voltage. The input shooting condition information is transmitted to the shooting control unit 104. The imaging control unit 104 controls the X-ray irradiation device 101 and the X-ray imaging device 102 based on the imaging condition information received from the imaging condition setting unit 103 and the two-dimensional distribution of the X-ray dose received from the X-ray imaging device 102. ..
画像処理部１０５は、Ｘ線撮影装置１０２から送信されたＸ線画像データに対して、階調処理、ノイズ低減処理といった処理を行う。画像処理部１０５は、処理後のＸ線画像データを表示制御部１０６に送信する。表示制御部１０６は、画像処理部１０５から送信された画像情報をモニタ等の表示部（不図示）に出力する。 The image processing unit 105 performs processing such as gradation processing and noise reduction processing on the X-ray image data transmitted from the X-ray imaging apparatus 102. The image processing unit 105 transmits the processed X-ray image data to the display control unit 106. The display control unit 106 outputs the image information transmitted from the image processing unit 105 to a display unit (not shown) such as a monitor.
＜事前撮影処理＞
続いて、図２及び図３を参照して、本発明の第１の実施形態に係る事前撮影の開始から終了までの一連の処理の手順を説明する。事前撮影処理では、管電圧、管電流ごとに、Ｘ線照射開始時、終了時の線量が非定常な時間に照射される線量を算出し、後述の本撮影処理で用いるＬＵＴ（ＬｏｏｋＵｐ Ｔａｂｌｅ）として格納する。
<Advance shooting>
Next, with reference to FIGS. 2 and 3, a series of processing procedures from the start to the end of the pre-imaging according to the first embodiment of the present invention will be described. In the pre-imaging process, for each tube voltage and tube current, the dose irradiated at the time when the X-ray irradiation start and end is unsteady is calculated and used as a LUT (LookUp Table) used in the main imaging process described later. Store.
ステップＳ２０１では、撮影条件設定部１０３は、入力部（不図示）を介して操作者が入力した事前撮影開始の指示を受け付ける。入力信号は撮影制御部１０４に送信される。撮影制御部１０４は、Ｘ線照射時間ｍＳをｍＳｉ（図３）とする信号をＸ線照射装置１０１へ送信する。 In step S201, the photographing condition setting unit 103 receives an instruction to start the preliminary photographing input by the operator via the input unit (not shown). The input signal is transmitted to the shooting control unit 104. The imaging control unit 104 transmits a signal that sets the X-ray irradiation time mS to mSi (FIG. 3) to the X-ray irradiation apparatus 101.
ステップＳ２０２では、撮影制御部１０４は、Ｘ線照射装置１０１に管電圧条件ｋＶをｋＶｉとする信号を送信する。ステップＳ２０３では、撮影制御部１０４は、Ｘ線照射装置１０１に管電流条件ｍＡをｍＡｉとする信号を送信する。ステップＳ２０４では、撮影制御部１０４は、Ｘ線照射装置１０１にＸ線照射信号を送信する。そして、Ｘ線照射装置１０１は、受信した信号に基づいて、ステップＳ２０１、ステップＳ２０２、ステップＳ２０３で設定されたＸ線照射条件でＸ線撮影装置１０２に向けてＸ線を照射する。 In step S202, the imaging control unit 104 transmits a signal that sets the tube voltage condition kV to kVi to the X-ray irradiation apparatus 101. In step S203, the imaging control unit 104 transmits a signal for setting the tube current condition mA to mAi to the X-ray irradiation apparatus 101. In step S204, the imaging control unit 104 transmits an X-ray irradiation signal to the X-ray irradiation device 101. Then, the X-ray irradiation apparatus 101 irradiates the X-ray imaging apparatus 102 with X-rays based on the received signal under the X-ray irradiation conditions set in step S201, step S202, and step S203.
そして、撮影制御部１０４は、Ｘ線撮影装置１０２に撮影制御信号を送信する。そして、Ｘ線撮影装置１０２は、撮影制御部１０４から受信した撮影制御信号に基づいて撮影素子を制御し、Ｘ線撮影装置１０２に到達したＸ線を撮影素子ごとに線量信号に変換する。変換された撮影素子ごとの線量信号は、所定の時間間隔でＸ線撮影装置１０２から撮影制御部１０４に送信される。Ｘ線照射装置１０１は、Ｘ線照射時間ｍＳｉが経過するまで管球に管電圧を印加し、Ｘ線照射時間ｍＳｉ経過後に印加を停止する。Ｘ線撮影装置１０２は、Ｘ線照射時間ｍＳｉ経過時点から所定の時間Ｔｔｈが経過するまで線量信号を撮影制御部１０４に送信する。 Then, the imaging control unit 104 transmits an imaging control signal to the X-ray imaging apparatus 102. Then, the X-ray imaging apparatus 102 controls the imaging element based on the imaging control signal received from the imaging control unit 104, and converts the X-ray reaching the X-ray imaging apparatus 102 into a dose signal for each imaging element. The converted dose signal for each imaging element is transmitted from the X-ray imaging apparatus 102 to the imaging control unit 104 at predetermined time intervals. The X-ray irradiation device 101 applies the tube voltage to the tube until the X-ray irradiation time mSi elapses, and stops the application after the X-ray irradiation time mSi elapses. The X-ray imaging apparatus 102 transmits a dose signal to the imaging control unit 104 until a predetermined time Tth elapses after the X-ray irradiation time mSi elapses.
ステップＳ２０５では、撮影制御部１０４は、ステップＳ２０４で受信した線量信号に基づいて、Ｘ線照射開始後（例えばＸ線照射開始直後）及びＸ線照射終了前（例えばＸ線照射終了直前）の非定常な期間の線量を算出する。以下、図３を参照しながら、ステップＳ２０５の処理の詳細を説明する。ステップＳ２０５では、撮影制御部１０４は、ステップＳ２０４で受信した撮影素子ごとの線量信号の平均値を、線量信号を代表する信号値として算出する。なお、ここでは平均値を算出する例を説明するが、平均値に限らず中央値や最大値等を信号値として算出してもよい。次いで、撮影制御部１０４は、線量信号を時間微分し、Ｘ線の累積線量の時間変化を示す線量率ＤＲを算出する。次いで線量率ＤＲが非定常判定閾値ＤＲｔｈ以下である期間を判定する。図３の例ではｔ＝０〜ｔ1の期間（Ｘ線の照射開始直後であって且つ線量率ＤＲが閾値以下である第１の期間である。）及びｔ＝ｔ2以降の期間（Ｘ線の照射停止直後であって且つ線量率ＤＲが閾値以下である第２の期間である。）において、線量率ＤＲが閾値ＤＲｔｈ以下となる。なお、閾値ＤＲｔｈは管電圧、管電流によらず線量率の最大値に対して所定値（例えば最大値の１０％に相当する値等）だけ小さい一定値としてもよい。また管電圧、管電流に応じて個別に閾値を定めてもよい。次いで、判定された期間に基づいて、Ｘ線照射開始直後の線量が非定常な期間（ｔ＝０〜ｔ1）、Ｘ線照射終了直後の線量が非定常な期間（ｔ＝ｔ2以降）に照射される累積線量Ｄｂｅ、Ｄａｆをそれぞれ算出する。ここで、累積線量Ｄｂｅはｔ＝０〜ｔ1の非定常期間に照射される線量の合計値であり、累積線量Ｄａｆはｔ＝ｔ2以降の非定常期間に照射される線量の合計値である。 In step S205, the imaging control unit 104, based on the dose signal received in step S204, performs non-operation after the start of X-ray irradiation (for example, immediately after the start of X-ray irradiation) and before the end of X-ray irradiation (for example, immediately before the end of X-ray irradiation). Calculate the dose for a steady period. Hereinafter, the details of the process of step S205 will be described with reference to FIG. In step S205, the imaging control unit 104 calculates the average value of the dose signal for each imaging element received in step S204 as a signal value representing the dose signal. Although an example of calculating the average value is described here, the median value, the maximum value, or the like may be calculated as the signal value instead of the average value. Next, the imaging control unit 104 differentiates the dose signal with respect to time to calculate a dose rate DR indicating a temporal change in the cumulative dose of X-rays. Next, the period in which the dose rate DR is equal to or less than the unsteady determination threshold DRth is determined. In the example of FIG. 3, a period of t=0 to t 1 (a first period immediately after the start of X-ray irradiation and the dose rate DR is equal to or less than a threshold) and a period of t=t 2 or later (X In the second period immediately after the line irradiation is stopped and the dose rate DR is equal to or lower than the threshold.), the dose rate DR becomes equal to or lower than the threshold DRth. The threshold value DRth may be a constant value smaller than the maximum value of the dose rate by a predetermined value (for example, a value corresponding to 10% of the maximum value) regardless of the tube voltage and the tube current. Further, the threshold value may be individually set according to the tube voltage and the tube current. Next, based on the determined period, the period immediately after the start of X-ray irradiation is unsteady (t=0 to t 1 ), and the period immediately after the end of X-ray irradiation is unsteady (t=t 2 or later). Cumulative doses Dbe and Daf to be irradiated on the respective are calculated. Here, the cumulative dose Dbe is the total value of the dose delivered to the unsteady period t = 0 to t 1, a total value of the dose accumulated dose Daf is irradiated on the non-stationary period t = t 2 later is there.
ステップＳ２０６では、撮影制御部１０４は、累積線量Ｄｂｅ、Ｄａｆの情報を保存する。ステップＳ２０７では、撮影制御部１０４は、管電流ｍＡに管電流刻みｍＡｓｔｅｐを乗算する。ステップＳ２０８では、撮影制御部１０４は、管電流ｍＡと管電流閾値ｍＡｔｈとを比較し、ｍＡがｍＡｔｈより小さければ（Ｓ２０８でＹｅｓ）、ステップＳ２０４に戻る。一方、ｍＡがｍＡｔｈ以上であれば（Ｓ２０８でＮｏ）、ステップＳ２０９へ進む。 In step S206, the imaging control unit 104 stores information on the cumulative doses Dbe and Daf. In step S207, the imaging control unit 104 multiplies the tube current mA by the tube current step mAStep. In step S208, the imaging control unit 104 compares the tube current mA with the tube current threshold value mAth, and if mA is smaller than mAth (Yes in S208), the process returns to step S204. On the other hand, if mA is equal to or higher than mAth (No in S208), the process proceeds to step S209.
ステップＳ２０９では、撮影制御部１０４は、管電圧ｋＶに管電圧刻みｋＶｔｈを加算する。次いで、ステップＳ２１０では、撮影制御部１０４は、管電圧ｋＶと管電圧閾値ｋＶｔｈとを比較し、ｋＶがｋＶｔｈより小さければ（Ｓ２１０でＹｅｓ）、ステップＳ２０３に戻る。一方、ｋＶがｋＶｔｈ以上であれば（Ｓ２１０でＮｏ）、事前撮影の処理を終了する。以上の処理により、管電圧、管電流ごとにＸ線照射開始時、終了時の線量が非定常な期間に照射される累積線量Ｄｂｅ、Ｄａｆを算出することができる。 In step S209, the imaging control unit 104 adds the tube voltage increment kVth to the tube voltage kV. Next, in step S210, the imaging control unit 104 compares the tube voltage kV with the tube voltage threshold value kVth, and if kV is smaller than kVth (Yes in S210), the process returns to step S203. On the other hand, if kV is greater than or equal to kVth (No in S210), the pre-shooting process ends. Through the above processing, it is possible to calculate the cumulative doses Dbe and Daf to be applied to the tube voltage and the tube current during the period when the dose at the start and end of the X-ray irradiation is unsteady.
＜本撮影処理＞
続いて、図４及び図５を参照して、本発明の第１の実施形態に係る被写体の撮影開始から終了までの処理を説明する。本撮影処理では、事前撮影処理で取得した情報を使用してＸ線照射停止信号の出力タイミングを制御する。まず、ステップＳ４０１では、撮影条件設定部１０３は、操作者による入力部（不図示）の操作によって、管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ、目標線量Ｄａｉｍ等の撮影条件情報の入力を受け付ける。入力された撮影条件情報は、撮影制御部１０４に送信される。
<Main shooting process>
Next, with reference to FIG. 4 and FIG. 5, a process from the start to the end of photographing a subject according to the first embodiment of the present invention will be described. In the main imaging process, the output timing of the X-ray irradiation stop signal is controlled using the information acquired in the preliminary imaging process. First, in step S401, the imaging condition setting unit 103 receives an input of imaging condition information such as a tube voltage kV, a tube current mA, and a target dose Dim, by an operation of an input unit (not shown) by an operator. The input shooting condition information is transmitted to the shooting control unit 104.
ステップＳ４０２では、撮影制御部１０４は、取得した撮影条件情報に基づいて、Ｘ線照射装置１０１を制御し、管電圧ｋＶ、管電流ｍＡの条件で被写体ＰにＸ線を照射する。ステップＳ４０３では、Ｘ線撮影装置１０２は、撮影素子ごとの線量信号を撮影制御部１０４に送信する。撮影制御部１０４は、受信した撮影素子ごとの線量信号の最大値の累積値Ｄｍａｘと、事前撮影処理で取得した管電圧ｋＶ、管電流ｍＡにおけるＸ線照射開始時の非定常期間の累積線量Ｄｂｅとを比較する。なお、ここでは線量信号の最大値の累積値としているが、これに限るものではない。線量信号の平均値や中央値等、線量信号を代表する他の値を用いてもよい。累積値ＤｍａｘがＤｂｅより小さい間は比較を続け、Ｄｂｅ以上となった時点でステップＳ４０４に進む。 In step S402, the imaging control unit 104 controls the X-ray irradiation device 101 based on the acquired imaging condition information, and irradiates the subject P with X-rays under the conditions of the tube voltage kV and the tube current mA. In step S403, the X-ray imaging apparatus 102 transmits a dose signal for each imaging element to the imaging control unit 104. The imaging control unit 104 receives the cumulative value Dmax of the maximum value of the received dose signal for each imaging device, the tube voltage kV and the tube current mA acquired in the pre-imaging process, and the cumulative dose Dbe of the unsteady period at the start of X-ray irradiation. Compare with. Although the maximum value of the dose signal is accumulated here, the present invention is not limited to this. Other values representing the dose signal, such as the average value and the median value of the dose signal, may be used. The comparison is continued while the cumulative value Dmax is smaller than Dbe, and when the cumulative value Dmax is larger than Dbe, the process proceeds to step S404.
ステップＳ４０４では、撮影制御部１０４は、累積値ＤｍａｘとＤａｉｍ−Ｄａｆ−ＤＲ×Ｔｔとを比較する。ここで、図５に示すように、Ｄａｆは事前撮影処理で取得した管電圧ｋＶ、管電流ｍＡにおけるＸ線照射終了後の非定常期間の累積線量である。また、線量率ＤＲは撮影制御部１０４により算出される、その時点における累積値Ｄｍａｘの時間微分値である。また、Ｔｔは撮影制御部１０４がＸ線照射装置１０１にＸ線照射停止信号を送信してから実際に管球に印加される管電圧が低下するまでの伝搬時間である。Ｘ線の照射を停止する停止信号が出力されてから実際に照射される放射線の線量が低下するまでにはタイムラグがあるため、伝播時間Ｔｔの間に累積される線量も考慮してＸ線照射停止信号の出力タイミングを制御する。具体的には、伝播時間Ｔｔと線量率ＤＲとの積に基づいて算出される線量情報も考慮してＸ線照射停止信号の出力タイミングを制御する。伝播時間Ｔｔと放射線の線量の時間微分値ＤＲとの積は、Ｘ線の照射を停止する停止信号が出力されてから実際に照射されるＸ線の線量が低下するまでに照射される線量情報に対応している。 In step S404, the imaging control unit 104 compares the cumulative value Dmax with the Daim-Daf-DR*Tt. Here, as shown in FIG. 5, Daf is the cumulative dose in the unsteady period after the end of X-ray irradiation at the tube voltage kV and the tube current mA acquired in the pre-imaging process. Further, the dose rate DR is a time differential value of the cumulative value Dmax calculated at that time by the imaging control unit 104. Further, Tt is a propagation time from when the imaging control unit 104 transmits the X-ray irradiation stop signal to the X-ray irradiation device 101 until when the tube voltage actually applied to the tube decreases. Since there is a time lag between the output of the stop signal for stopping the irradiation of X-rays and the decrease of the actual dose of radiation, the X-ray irradiation takes into account the dose accumulated during the propagation time Tt. Controls the output timing of the stop signal. Specifically, the output timing of the X-ray irradiation stop signal is controlled in consideration of the dose information calculated based on the product of the propagation time Tt and the dose rate DR. The product of the propagation time Tt and the time differential value DR of the dose of radiation is the dose information that is emitted after the stop signal for stopping the X-ray emission is output until the dose of the X-ray that is actually emitted decreases. It corresponds to.
ステップＳ４０４では、撮影制御部１０４は、ＤｍａｘがＤａｉｍ−Ｄａｆ−ＤＲ×Ｔｔより小さい間は比較を続け、それ以上となった時点でステップＳ４０５に進む。すなわち、この時点がＸ線照射停止信号を送信すべきタイミングとなる。図５の例では、ＤａｉｍがＤａｉｍ１の場合、Ｄａｉｍ１に対応するＸ線照射停止信号の出力タイミングはｔｓｔｏｐ１の時点となる。また、ＤａｉｍがＤａｉｍ２の場合、Ｄａｉｍ２に対応するＸ線照射停止信号の出力タイミングはｔｓｔｏｐ２の時点となる。ステップＳ４０５では、撮影制御部１０４は、Ｘ線照射装置１０１にＸ線照射停止信号を送信して、Ｘ線照射装置１０１の管球に印加される管電圧を低下させる。 In step S404, the imaging control unit 104 continues the comparison while Dmax is smaller than Daim-Daf-DR×Tt, and when it exceeds the comparison, the process proceeds to step S405. That is, this time is the timing at which the X-ray irradiation stop signal should be transmitted. In the example of FIG. 5, when Daim is Daim1, the output timing of the X-ray irradiation stop signal corresponding to Daim1 is the time t stop1 . When Daim is Daim2, the output timing of the X-ray irradiation stop signal corresponding to Daim2 is t stop2 . In step S405, the imaging control unit 104 transmits an X-ray irradiation stop signal to the X-ray irradiation device 101 to reduce the tube voltage applied to the tube of the X-ray irradiation device 101.
ステップＳ４０６では、撮影制御部１０４は、Ｘ線撮影装置１０２に撮影制御信号を送信する。Ｘ線撮影装置１０２は、撮影制御部１０４から受信した撮影制御信号に基づいて撮影素子を制御し、撮影制御信号の受信から所定時間経過後に線量信号変換を停止し、生成したＸ線画像データを画像処理部１０５に送信する。 In step S406, the imaging control unit 104 transmits an imaging control signal to the X-ray imaging apparatus 102. The X-ray imaging apparatus 102 controls the imaging element based on the imaging control signal received from the imaging control unit 104, stops the dose signal conversion after a predetermined time has elapsed from the reception of the imaging control signal, and outputs the generated X-ray image data. It is transmitted to the image processing unit 105.
ステップＳ４０７では、画像処理部１０５は、Ｘ線撮影装置１０２から受信したＸ線画像データに階調処理、ノイズ低減処理を施す。次いで、画像処理部１０５は、処理後の信号を表示制御部１０６に送信する。 In step S407, the image processing unit 105 performs gradation processing and noise reduction processing on the X-ray image data received from the X-ray imaging apparatus 102. Next, the image processing unit 105 transmits the processed signal to the display control unit 106.
ステップＳ４０８では、表示制御部１０６は、受信した情報を２次元画像に変換して表示部（不図示）に表示し、操作者に対して提示する。以上により被写体撮影の一連の処理が終了する。 In step S408, the display control unit 106 converts the received information into a two-dimensional image, displays it on the display unit (not shown), and presents it to the operator. With the above, a series of processing for photographing the subject is completed.
なお、第１の実施形態においては、ステップＳ２０５、Ｓ２０６において、Ｘ線照射開始時の線量が非定常な期間に照射される線量Ｄｂｅの代わりに時間ｔ1を算出して保存してもよい。そして、ステップＳ４０３において、Ｘ線照射開始からの時間ｔとｔ1を比較し、ｔがｔ1より小さい間は比較を続け、ｔがｔ1以上となった時点でステップＳ４０４に進むように構成してもよい。 Note that in the first embodiment, in steps S205 and S206, the time t 1 may be calculated and stored instead of the dose Dbe that is applied during the period when the dose at the start of X-ray irradiation is unsteady. Then, in step S403, the time t from the start of X-ray irradiation is compared with t 1 , and while t is smaller than t 1, the comparison is continued, and when t becomes t 1 or more, the process proceeds to step S404. You may.
以上説明した処理によれば、Ｘ線照射開始時、終了時の線量が非定常な期間に照射される線量及びＸ線照射停止信号を送信してから実際に管球に印加される管電圧が低下するまでの伝搬時間を考慮して、累積線量が目標線量を超過しないようにＸ線の照射停止タイミングを制御する。 According to the processing explained above, the tube voltage actually applied to the tube after transmitting the dose and the X-ray irradiation stop signal when the dose at the start and end of the X-ray irradiation is unsteady. The X-ray irradiation stop timing is controlled so that the cumulative dose does not exceed the target dose in consideration of the propagation time until it decreases.
これにより、高い精度でＸ線照射線量の制御が可能なＸ線撮影システムを実現できるため、Ｘ線の過剰照射を低減することができる。 As a result, an X-ray imaging system capable of controlling the X-ray irradiation dose with high accuracy can be realized, and therefore excessive X-ray irradiation can be reduced.
（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。第１の実施形態との違いは、Ｘ線照射開始時の線量が非定常な期間の終了判定を、本撮影時のＸ線撮影装置１０２の線量信号の時間微分値である線量率ＤＲに基づいて行う点である。
(Second embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. The difference from the first embodiment is that the determination of the end of the period in which the dose at the start of X-ray irradiation is unsteady is based on the dose rate DR, which is the time derivative of the dose signal of the X-ray imaging apparatus 102 at the time of actual imaging. Is the point to do.
第１の実施形態では、Ｘ線照射開始時の線量が非定常な期間の終了判定を、事前撮影処理において管電圧、管電流ごとにＸ線照射開始時の線量が非定常な期間に照射される線量を取得し、その情報に基づいて行っていた。第２の実施形態では、本撮影処理時のＸ線撮影装置１０２の線量信号の時間微分値である線量率ＤＲに基づいて終了判定を行うことによって、第１の実施形態と比較して事前撮影処理に掛かる時間の短縮、事前撮影処理のデータ保存量を削減する例を説明する。 In the first embodiment, the end determination of the period in which the dose at the start of X-ray irradiation is unsteady is determined by performing the irradiation in the period in which the dose at the start of X-ray irradiation is unsteady for each tube voltage and tube current in the preliminary imaging process. The dose was calculated based on that information. In the second embodiment, the end determination is performed based on the dose rate DR which is the time differential value of the dose signal of the X-ray imaging apparatus 102 during the main imaging process, so that pre-imaging is performed as compared with the first embodiment. An example of reducing the time required for processing and reducing the data storage amount of the pre-shooting processing will be described.
以下では、第１の実施形態との差分について主に説明する。第２の実施形態では図２に示す第１の実施形態の事前撮影処理のうち、ステップＳ２０５、Ｓ２０６の処理が異なる。第２の実施形態では、線量が非定常な期間に照射される線量のうち、Ｘ線照射終了後の非定常期間の累積線量Ｄａｆを算出する。そして、ステップＳ２０６では、当該累積線量Ｄａｆの情報が保存される。Ｘ線照射開始後の非定常期間の累積線量Ｄｂｅの情報は保存しない。 In the following, differences from the first embodiment will be mainly described. In the second embodiment, steps S205 and S206 of the pre-imaging processing of the first embodiment shown in FIG. 2 are different. In the second embodiment, the cumulative dose Daf of the non-steady-state period after the end of X-ray irradiation is calculated from the doses irradiated during the non-steady-state period. Then, in step S206, information on the cumulative dose Daf is stored. Information on the cumulative dose Dbe during the non-steady period after the start of X-ray irradiation is not stored.
また、図４に示す本撮影処理のうち、ステップＳ４０３の処理が異なる。第２の実施形態では、撮影制御部１０４は、受信した撮影素子ごとの線量信号の最大値の累積値Ｄｍａｘの時間微分値である線量率ＤＲの更なる時間微分値ＤＲＲを算出し、ＤＲＲと所定の閾値ＤＲＲｂｅとを比較する（図５参照）。ＤＲＲがＤＲＲｂｅより大きい場合は比較を続け、ＤＲがＤＲＲｂｅ以下となった時点でステップＳ４０４に進む。 In addition, the process of step S403 of the main photographing process shown in FIG. 4 is different. In the second embodiment, the imaging control unit 104 calculates a further time differential value DRR of the dose rate DR, which is a time differential value of the cumulative value Dmax of the maximum values of the received dose signals of the respective imaging elements, and DRR The predetermined threshold value DRRbe is compared (see FIG. 5). When DRR is larger than DRRbe, the comparison is continued, and when DR becomes equal to or smaller than DRRbe, the process proceeds to step S404.
以上の処理によって、事前撮影の処理において、Ｘ線照射開始時の線量が非定常な期間に照射される線量Ｄｂｅの算出、保存の処理を省略することが可能となる。これによって、事前撮影処理時間が短く、事前撮影処理のデータ保存量が小さいＸ線撮影システムを実現できる。 With the above processing, it is possible to omit the processing of calculating and storing the dose Dbe to be applied during the period when the dose at the start of X-ray irradiation is unsteady in the pre-imaging processing. This makes it possible to realize an X-ray imaging system in which the pre-imaging processing time is short and the amount of data stored in the pre-imaging processing is small.
（その他の実施形態）
本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
(Other embodiments)
The present invention supplies a program that implements one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or a storage medium, and one or more processors in a computer of the system or apparatus read and execute the program. It can also be realized by the processing. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.
１０：Ｘ線撮影システム、１００：制御装置、１０１：Ｘ線照射装置、１０２：Ｘ線撮影装置、１０３：撮影条件設定部、１０４：撮影制御部、１０５：画像処理部、１０６：表示制御部 10: X-ray imaging system, 100: control device, 101: X-ray irradiation device, 102: X-ray imaging device, 103: imaging condition setting unit, 104: imaging control unit, 105: image processing unit, 106: display control unit
Claims (9)
前記放射線撮影装置に対して所定の照射条件で照射された放射線の累積線量の情報を取得する取得手段と、
照射条件ごとに予め取得された放射線の線量が非定常な期間の線量情報と、前記累積線量の情報とに基づいて、前記放射線の照射停止信号を出力するタイミングを制御する制御手段と、
を備え、
前記非定常な期間は、前記放射線の照射開始直後であって且つ前記放射線の累積線量の時間変化を示す線量率が閾値以下である第１の期間を含むことを特徴とする制御装置。 A control device capable of communicating with a radiation imaging device,
Acquiring means for acquiring information on the cumulative dose of radiation applied to the radiation imaging apparatus under predetermined irradiation conditions,
Based on the dose information of the radiation dose previously acquired for each irradiation condition is unsteady, and the information of the cumulative dose, control means for controlling the timing of outputting the irradiation stop signal of the radiation,
Equipped with
The control device, wherein the non-steady period includes a first period immediately after the start of irradiation of the radiation and a dose rate indicating a temporal change of the cumulative dose of the radiation is equal to or less than a threshold value .
前記制御手段は、照射条件ごとに予め取得された放射線の線量が非定常な期間の線量情報のうち前記設定された照射条件に対応する線量情報と、前記累積線量の情報とに基づいて、前記放射線の照射停止信号を出力するタイミングを制御することを特徴とする請求項１乃至６の何れか１項に記載の制御装置。 Further comprising setting means for setting radiation irradiation conditions,
The control means, based on the dose information corresponding to the set irradiation condition in the dose information of the radiation dose previously acquired for each irradiation condition corresponding to the set irradiation condition, and the cumulative dose information, control device according to any one of claims 1 to 6, wherein controlling the timing of outputting the irradiation stop signal radiation.
取得手段が、前記放射線撮影装置に対して所定の照射条件で照射された放射線の累積線量の情報を取得する取得工程と、
制御手段が、照射条件ごとに予め取得された放射線の線量が非定常な期間の線量情報と、前記累積線量の情報とに基づいて、前記放射線の照射停止信号を出力するタイミングを制御する制御工程と、
を有し、
前記非定常な期間は、前記放射線の照射開始直後であって且つ前記放射線の累積線量の時間変化を示す線量率が閾値以下である第１の期間を含むことを特徴とする制御装置の動作方法。 A method of operating a control device capable of communicating with a radiation imaging apparatus, comprising:
An acquisition step in which the acquisition means acquires information on the cumulative dose of radiation applied to the radiation imaging apparatus under predetermined irradiation conditions;
A control step in which the control unit controls the timing of outputting the irradiation stop signal of the radiation based on the dose information of the radiation dose previously acquired for each irradiation condition during a non-steady period and the information of the cumulative dose. When,
Have a,
The unsteady period includes a first period immediately after the start of irradiation of the radiation and including a first period in which a dose rate indicating a temporal change of the cumulative dose of the radiation is equal to or less than a threshold value. ..
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