專利名稱：X射線系統(tǒng)中的劑量率控制的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及用于在x射線成像系統(tǒng)中控制x射線管的劑量率 的方法和裝置。
背景技術(shù)：
在無創(chuàng)醫(yī)學診斷領(lǐng)域，利用輻射并通過檢測穿過要成像的對象的輻 射的強度分布來獲得要成像的對象的輻射圖像是廣為所知的。
參考附圖的圖l，其示意了包括X射線圖^^r測傳感器單元3的典 型X射線系統(tǒng)，該X射線圖像檢測傳感器單元3具有若干光電轉(zhuǎn)換元件。 X射線源2由包括高壓產(chǎn)生器5的X射線產(chǎn)生器提供，該X射線源2產(chǎn) 生穿過對象4傳遞至傳感器單元3的X射線，傳感器單元3的光電轉(zhuǎn)換 元件產(chǎn)生圖像信號，該圖像信號表示穿過對象4的輻射的強度分布。圖 像信號被送給在控制單元6中的數(shù)字圖像處理模塊，然后產(chǎn)生的圖像得 以顯示在傳統(tǒng)的系統(tǒng)中，對于對人體以及它的器官進行X射線檢查來說， 必須進行大量與X射線產(chǎn)生器有關(guān)的預(yù)調(diào)整操作，以獲得檢查區(qū)域的最 佳曝光。這是由于人體的不同器官或區(qū)域的密度是非常不同的，且同時 是因人而異的，如依賴于要成像的對象的大小和體重。更特別地，可以
具體調(diào)整以下的參數(shù)，以獲得每個情形中所需的曝光。
一方面，X射線管的劑量率(即實際上曝光kV電壓)確定成像物體
的對比度及對比范圍。另一方面，輻射劑量確定圖像的信號噪聲比，而 爆光時間確定圖像的清晰度，理想地應(yīng)該針對要成像的物體對所有這些 進行優(yōu)化(如考慮要成像物體的厚度)，同時采用盡可能小的輻射劑量， 以確保對對象的檢查盡可能的安全。
在通常的X射線系統(tǒng)中，用戶被提供有大量選項，用以基于檢查類 型的各種組合預(yù)調(diào)整上述參數(shù)，如基于胯、顱骨軸向等與病人厚度。每 個預(yù)調(diào)整選項(可能有數(shù)百個)，與包括管電壓和管電流的數(shù)據(jù)組關(guān)聯(lián)， 用于為每次檢查使所選的選項嘗試獲得最高的圖像質(zhì)量。然而，可用選 項的數(shù)目越大，選擇錯誤選項的機會就越高，從而導(dǎo)致圖像質(zhì)量并非最 佳，并/或使要受驗的病人接受不必要的高劑量輻射。
美國專利6, 754, 307描述了包括自動膝光控制裝置的X射線產(chǎn)生 器，其中對X射線管的最大曝光時間和曝光kV啟動電壓是預(yù)設(shè)的，然 后一旦X射線曝光已經(jīng)開始，可以通過測量X射線的吸收自動控制曝 光如果發(fā)現(xiàn)X射線吸收大于某個預(yù)定的閾值，曝光kV啟動電壓就被 調(diào)整為具有最大的曝光時間，如果確定X射線吸收小于上述的閾值，則 調(diào)整曝光時間，同時保持恒定的膝光kV啟動電壓。
該系統(tǒng)的變例是公知的，其在某個范圍內(nèi)調(diào)整預(yù)設(shè)的管電壓。操作 員選擇檢查類型，以給出基本的管電壓和電流。當操作員按釋放鍵時， 爆光將如所期望以預(yù)設(shè)的管電壓和電流設(shè)置啟動。然而，在爆光的前一 或二亳秒內(nèi)，系統(tǒng)測量劑量率并估計膝光的期望長度。如果出現(xiàn)爆光的 時間太長或太短，管電壓將按需要分別被向上或向下調(diào)整。
因此，在傳統(tǒng)的X射線系統(tǒng)中，通過用戶界面和系統(tǒng)提供的大量已 有組合對管電壓進行預(yù)設(shè)。上述公知的系統(tǒng)在膝光到達某個范圍時調(diào)整 管電壓，但電壓將保持接近預(yù)設(shè)值，使得在選擇初始預(yù)設(shè)組合時產(chǎn)生的 錯誤無法獲得解決.

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目的是提供用于X射線系統(tǒng)的控制器，其可以在沒 有任何關(guān)于病人或檢查類型的預(yù)設(shè)資料情況下，用于在單次曝光中在全 kV范圍(如40到150kV)內(nèi)對任意病人厚度(如1到50cm)調(diào)整劑量 率(如曝光kV (管)電壓).
根據(jù)本發(fā)明，提供了用于X射線系統(tǒng)的控制器，所述X射線系統(tǒng)包 括X射線產(chǎn)生器，用于饋給X射線管以產(chǎn)生X輻射；以及用于探測已 經(jīng)穿過要成像的對象的X輻射的強度分布的裝置，所述控制器包括裝 置，所述裝置用于確定產(chǎn)生所述X輻射的實際劑量率，將所述的實際 劑量率與依賴于所述對象的厚度的預(yù)定最佳劑量率相比，并將所述實際 劑量率調(diào)整為基本對應(yīng)所述最佳劑量率。
同時，根據(jù)本發(fā)明，提供了在X射線系統(tǒng)中控制劑量率的方法，該 X射線系統(tǒng)包括X射線產(chǎn)生器，用于饋給X射線管以產(chǎn)生輻射；以及， 用于探測X輻射強度分布的裝置，該X輻射已經(jīng)被傳遞穿過要成像的對 象。所述方法包括確定產(chǎn)生所述X輻射的實際劑量率，將所述的實際劑 量率與依賴于所述對象厚度的預(yù)定最佳劑量率相比，并將所述實際劑量
率調(diào)整為基本對應(yīng)所述最佳劑量率。
因此，本發(fā)明有效地提供了自動管電壓控制，其能對每次檢查都可 以最小的輻射劑量自動獲得最佳的圖像質(zhì)量，從而使放射科醫(yī)生可以放 心i也專注于診斷。
優(yōu)選地，通過調(diào)整所述X射線產(chǎn)生器的曝光kV電壓調(diào)整實際劑量率。
可以提供用于將每管電流的最佳劑量率的預(yù)定值作為管電壓的函
數(shù)存儲的裝置；以及，用于乘以由所述X射線產(chǎn)生器提供給所述X射線 管的實際管電流來確定對每個對象的最佳劑量率的裝置。可以確定所述 最佳劑量率和所述實際劑量率間的差值，可以將該差值送到如PID等模 塊中，該模塊的輸出被用于控制所述X射線管的曝光kV電壓。在一個 示例實施例中，通過最小化所述差值，對所述對象來說，實際劑量率將 基本等于所述最佳劑量率。
對于源圖4象距離(SID)，補償最佳劑量率， 控制器可以進一步包括X射線劑量控制裝置。 要成像的對象厚度可以基于其中的水當量.
本發(fā)明擴展為一個X射線系統(tǒng)，該X射線系統(tǒng)包括X射線產(chǎn)生器， 用于提供給X射線管以產(chǎn)生輻射；用于探測X輻射強度分布的裝置，該 X輻射已經(jīng)被傳遞穿過要成像的對象；以及包括如上定義的控制器。
通過本文中的實施例，本發(fā)明的這些和其它方面將是顯而易見的，


現(xiàn)在將只通過實例的方式并參考附圖，對本發(fā)明的實施例進行說 明，其中
圖1是示出典型的X射線系統(tǒng)的示意圖2圖表地示出相對病人的水當量的最佳管電壓的實例及其逆圖3示出對兩個管電壓來說，相對病人厚度的典型劑量率；
圖4圖表地示出對應(yīng)病人厚度的每管電流劑量率，給定的管電壓對
該病人厚度是最佳的；
圖5是示出根據(jù)本發(fā)明的示例實施例的控制器的示意方框圖6通過實例的方式圖表地示出對于骨骼，最佳管電壓作為病人厚
度的函數(shù)；
圖7通過實例的方式圖表地示出對應(yīng)水的每管電流的劑量率；
圖8通過實例的方式圖表地示出對于最佳病人厚度，病人后的每管
電流的劑量率作為管電壓的函數(shù)；以及
圖9是圖5的控制器中包括對源圖像距離(SID)補償?shù)牟糠值氖?意方框圖。
具體實施例方式
如所述，對于本發(fā)明以下的示例實施例，假定對每個病人厚度和檢 查類型存在最佳管電壓。參考最高圖像質(zhì)量和最小病人劑量對這些值優(yōu) 化。大量的檢查類型可被分為骨骼、胸、腹以及輻射無法穿透的材料等 組。在一組內(nèi)，檢查類型只在病人厚度上不同，因而可以繪制在圖中。 最佳管電壓的資料也可以其它方式使用給定管電壓只對特定的病人厚 度產(chǎn)生最佳的圖像質(zhì)量。
圖2左邊示出最佳管電壓的兩個原則實例，依賴于檢查類型，曲線 的形狀會不同。例如，胸檢查比與骨骼相關(guān)的檢查需要的電壓大得多。 因為病人在密度上是不同的，因此取代相對病人厚度，數(shù)據(jù)相對水當量 繪制。圖2中右手邊的圖是左手邊圖的逆轉(zhuǎn)，它示出管電壓獲得最佳的
圖像質(zhì)量時對應(yīng)的病人厚度。
可以將病人后的劑量率估算為病人厚度、管電壓和管電流的函數(shù)。 因為劑量率與管電流成比例，因此只需要將每管電流的劑量率估算為病 人厚度和管電壓的函數(shù)。病人的厚度還應(yīng)被根據(jù)水當量處理。圖3示出 對應(yīng)兩個管電壓，每管電流的劑量率。基本數(shù)據(jù)被標準化為Ocm處的劑量率。
圖2和圖3中的曲線可以放在一幅圖中，以將具有最佳厚度的病人 后的每管電流劑量率作為管電壓的函數(shù)。圖2中左圖中的點給出一對管 電壓和病人厚度。這兩個值可被用作圖3中的輸入，以獲得該病人后的 每管電流劑量率。圖4示出該圖的實例。該曲線在管電壓VT處的點給出 具有某厚度的病人后的每管電流的劑量率，在該厚度Vt為最佳電壓。
該曲線是用于根據(jù)本發(fā)明示例實施例的管電壓控制機制的主要輸入。
圖5示出根據(jù)本發(fā)明示例實施例的控制器的方框圖，用于將管電壓 調(diào)整為最佳值。頂行的四個方框示出向前路徑的元件。產(chǎn)生器10收到 對某個管電壓的請求，并向X射線管12提供該電壓。X射線管12向病 人14發(fā)送大量光子，它們中的一些(包括一些再生光子)將在另一側(cè) 離開病人。劑量率傳感器16探測傳遞的管子，產(chǎn)生與病人后的劑量率
成比例的電壓。
反饋回路需要三個信號測量的劑量率⑥、實際管電流②以及管電 壓①。在左手邊的函數(shù)方框18將實際管電壓(D轉(zhuǎn)變?yōu)樗Q的每管電流 最佳劑量率④，其是具有某厚度病人對該電壓能產(chǎn)生的最佳值(也見于 圖4)。然后如果每管電流最佳劑量率④乘以實際管電流②，就得到最 佳劑量率 。最佳劑量率⑤和由向前路徑測量的劑量率 間的差值為△ 劑量率③。A劑量率穿過PID模塊20，以調(diào)整管電壓①。PID模塊20 具有比例、積分、微分的部件。同時，需要笫一或第二級延遲元件來穩(wěn) 固和加速該調(diào)整回路。在簡化的模型中，PID模塊20是簡單的積分器。
如果病人對實際管電壓來說太厚，測量的劑量率⑥將小于期望值， 厶劑量率③將是正的，其會導(dǎo)致管電壓①增加。另一方面，如果對給定 的管電壓來說，病人太薄，測量的劑量率⑥將大于需要值，A劑量率③ 將是負的，其會導(dǎo)致管電壓①減小。
在膝光的開始，所需的管電壓不應(yīng)被選為像75kV等的平均值，而 應(yīng)該是所選檢查類型的最低可能值，如對骨骼來說為40kV，對肺來說為 80kV。這是因為對非常薄的病人(兒科)來說，劑量是如此的小，以至 于沒有足夠的時間將管電壓調(diào)整下降劑量的初始10% 然而，對厚的病 人來說，總的劑量更高，有充足的時間將電壓調(diào)整上升.
以下說明首先集中于對應(yīng)最佳病人厚度的劑量率曲線(見圖4)， 接著對調(diào)整回路的定時進行簡單地討論。
作為實例，假定最佳曲線如圖6中左側(cè)所示。如果放射科醫(yī)生是對 任何軟骨感興趣，那么該曲線將是正確的。對應(yīng)具有厚度小于等于10cm 的病人或身體部分，推薦的管電壓將是40kV，并且在43cm以上是 150kV。 10和43cm間的部分通過線性插值獲得。
圖6中的左圖可以以另一種方式閱讀什么是最佳病人厚度，通過 該最佳病人厚度，給定的管電壓將產(chǎn)生最佳圖像質(zhì)量？圖6中的右圖簡 單地是左圖的逆圖。
獨立于檢查類型，可以將病人后的每管電流劑量率估算為管電壓和 病人厚度的函數(shù)。對給定幾何形狀和已定的濾光器組來說，這是正確 的。源圖像距離SID的增加將具有二次方的影響，然而，預(yù)濾器的變化 需要對數(shù)據(jù)進行新的估算。圖7中的圖是基于對沒有額外的預(yù)濾器以及 SID為lm的典型X射線管(SRD 33100-ROT 350 )的模擬。
現(xiàn)在，可以將圖放在一起，以對應(yīng)最佳病人厚度將病人后的每管電
流劑量率作為管電壓的函數(shù)，見圖8。
圖5中調(diào)整環(huán)的向前路徑具有某個時間延遲。如果產(chǎn)生器被請求加 大管電壓，在管子真正具有該電壓之前存在延遲。X射線管的延遲和穿 過病人的光子的傳輸在納秒的范圍，因而可以被忽略。但是隨后劑量率 傳感器又有延遲。
目標是在非常短的時間內(nèi)將A劑量率③(見圖5)調(diào)為零。因此必 須對向前路徑徹底檢查以獲得用于PID模塊優(yōu)化的輸入。
向前路徑不是線性的，因而，最佳PID模塊也是非線性的。在現(xiàn)代 的系統(tǒng)中，劑量控制回路由數(shù)字信號處理器(DSP)控制.在該系統(tǒng)中， 可以補償向前路徑的非線性效應(yīng)。
并未在圖5的方框圖中示出總的劑量控制，圖5的方框圖只示意了 管電壓控制?？梢砸詷藴史绞綀?zhí)行劑量控制，如利用放大室或圖像增強 器后的光電二極管。
點源的強度與距離成平方反比。對具有可變幾何形狀的系統(tǒng)來說， 必須考慮SID。方法是計算SID為lm的劑量信號，然后將劑量值除以 實際SID的平方。圖9示出圖5的部分方框圖，包括源圖4象距離的影響。
如果已經(jīng)計算出對應(yīng)SID為lm時最佳病人的劑量率④，然后必須 將結(jié)果除以實際SID的平方⑦，以獲得對應(yīng)目前設(shè)置的劑量率。
可將全kV范圍的自動電壓控制應(yīng)用于所有單次曝光的醫(yī)學X射線 系統(tǒng)(典型的放射照相系統(tǒng))，但也應(yīng)用于通用的放射照相、熒光透射 和外科系統(tǒng)以及心血管系統(tǒng)。然而，需要劑量率信號。這可以是圖像增 強器后的光電二極管、放大室Umplifflat chamber )或如設(shè)想用于最 近研發(fā)的平臺探測器的集成劑量傳感層，
要指出的是，上述的實施例是用于示意而非限制本發(fā)明，在沒有背 離所附的權(quán)利要求鎖定義的本發(fā)明的范圍情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠 設(shè)計多種備選實施例。在權(quán)利要求中，該詞"包括"等不排除整體在任 意的權(quán)利要求或說明書中所列的這些之外存在其它元件或步驟。所指的 單個元件并不排除若干這種元件，反之亦然。可通過包括幾種不同元件 的硬件并通過適當編程的計算機執(zhí)行本發(fā)明。在列舉幾個模塊的系統(tǒng)權(quán) 利要求中，這些模塊中的幾個可以由同一種硬件實施。在相互不同的附
加權(quán)利要求中所述的手段并不意味著這些手段的組合不是有益的。
權(quán)利要求
1、一種用于X射線系統(tǒng)的控制器，所述X射線系統(tǒng)包括X射線產(chǎn)生器(10)，其饋給X射線管(1 2)以產(chǎn)生X輻射；以及用于探測已經(jīng)穿過要成像的對象(14)的X輻射的強度分布的裝置，所述控制器包括裝置(16)，所述裝置(16)用于確定產(chǎn)生所述X輻射的實際劑量率，將所述的實際劑量率與依賴于所述對象(14)厚度的預(yù)定最佳劑量率相比，并將所述實際劑量率調(diào)整為基本對應(yīng)所述最佳劑量率。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，其中通過調(diào)整所述X射線產(chǎn)生器(10)的曝光kV電壓，調(diào)整所述實際 劑量率。
3. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，包括用于將每管電流最佳劑量率的預(yù)定值作為管電壓的函數(shù)存儲的裝 置(18);以及用于乘以由所述X射線產(chǎn)生器(10)提供給所述X射線 管(12 )的實際管電流來確定對應(yīng)所述對象(14 )的最佳劑量率的裝置.
4. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，其中確定所述最佳劑量率和所述實際劑量率間的差值，并將所述差值送 到模塊(20)中，所述模塊(20)的輸出被用于控制所述X射線管(12)的曝光kV電壓。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4的控制器，其中通過最小化所述差值，所述實際劑量率將基本與所述最佳劑量率相等。
6. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，其中 對于源圖像距離(SID)，所述最佳劑量率被補償。
7. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，進一步包括X射線劑量控制裝置。
8. 根據(jù)權(quán)利要求l的控制器，其中 所述對象(14)的所述厚度是基于它的水當量。
9. 一種控制X射線系統(tǒng)中的劑量率的方法，所述X射線系統(tǒng)包括 X射線產(chǎn)生器(10)，其饋給X射線管(12)以產(chǎn)生X輻射；以及，用 于探測已經(jīng)穿過要成像的對象(14)的X輻射的強度分布的裝置，所述方法包括確定產(chǎn)生所述X輻射的實際劑量率；將所述的實際 劑量率與依賴于所述對象(14 )厚度的預(yù)定最佳劑量率相比；并將所述 實際劑量率調(diào)整為基本對應(yīng)所述最佳劑量率。。
10. —種X射線系統(tǒng)，包括X射線產(chǎn)生器(IO)，其饋給X射線 管(12)以產(chǎn)生X輻射；用于探測穿過要成像的對象(14)的X輻射的 強度分布的裝置；以及，進一步包括根據(jù)權(quán)利要求l的控制器。
全文摘要
一種用于控制X射線系統(tǒng)的劑量率(曝光kV管電壓)的控制器，其中，測量實際劑量率，將其與最佳劑量率比較，所得的差值被送給模塊(20)(如PID模塊)，該模塊被配置為(通過調(diào)整曝光kV電壓)調(diào)整劑量率，以最小化差值。不需要在曝光前鍵入預(yù)設(shè)的參數(shù)。
文檔編號H05G1/32GK101115442SQ200680004582
公開日2008年1月30日 申請日期2006年2月2日 優(yōu)先權(quán)日2005年2月11日
發(fā)明者R·斯泰納, R·赫斯 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司