专利名称：X射线系统中的剂量率控制的制作方法
技术领域：
本发明一般地涉及用于在x射线成像系统中控制x射线管的剂量率 的方法和装置。
背景技术：
在无创医学诊断领域，利用辐射并通过检测穿过要成像的对象的辐 射的强度分布来获得要成像的对象的辐射图像是广为所知的。
参考附图的图l，其示意了包括X射线图^^r测传感器单元3的典 型X射线系统，该X射线图像检测传感器单元3具有若干光电转换元件。 X射线源2由包括高压产生器5的X射线产生器提供，该X射线源2产 生穿过对象4传递至传感器单元3的X射线，传感器单元3的光电转换 元件产生图像信号，该图像信号表示穿过对象4的辐射的强度分布。图 像信号被送给在控制单元6中的数字图像处理模块，然后产生的图像得 以显示在传统的系统中，对于对人体以及它的器官进行X射线检查来说， 必须进行大量与X射线产生器有关的预调整操作，以获得检查区域的最 佳曝光。这是由于人体的不同器官或区域的密度是非常不同的，且同时 是因人而异的，如依赖于要成像的对象的大小和体重。更特别地，可以
具体调整以下的参数，以获得每个情形中所需的曝光。
一方面，X射线管的剂量率(即实际上曝光kV电压)确定成像物体
的对比度及对比范围。另一方面，辐射剂量确定图像的信号噪声比，而 爆光时间确定图像的清晰度，理想地应该针对要成像的物体对所有这些 进行优化(如考虑要成像物体的厚度)，同时采用尽可能小的辐射剂量， 以确保对对象的检查尽可能的安全。
在通常的X射线系统中，用户被提供有大量选项，用以基于检查类 型的各种组合预调整上述参数，如基于胯、颅骨轴向等与病人厚度。每 个预调整选项(可能有数百个)，与包括管电压和管电流的数据组关联， 用于为每次检查使所选的选项尝试获得最高的图像质量。然而，可用选 项的数目越大，选择错误选项的机会就越高，从而导致图像质量并非最 佳，并/或使要受验的病人接受不必要的高剂量辐射。
美国专利6, 754, 307描述了包括自动膝光控制装置的X射线产生 器，其中对X射线管的最大曝光时间和曝光kV启动电压是预设的，然 后一旦X射线曝光已经开始，可以通过测量X射线的吸收自动控制曝 光如果发现X射线吸收大于某个预定的阈值，曝光kV启动电压就被 调整为具有最大的曝光时间，如果确定X射线吸收小于上述的阈值，则 调整曝光时间，同时保持恒定的膝光kV启动电压。
该系统的变例是公知的，其在某个范围内调整预设的管电压。操作 员选择检查类型，以给出基本的管电压和电流。当操作员按释放键时， 爆光将如所期望以预设的管电压和电流设置启动。然而，在爆光的前一 或二亳秒内，系统测量剂量率并估计膝光的期望长度。如果出现爆光的 时间太长或太短，管电压将按需要分别被向上或向下调整。
因此，在传统的X射线系统中，通过用户界面和系统提供的大量已 有组合对管电压进行预设。上述公知的系统在膝光到达某个范围时调整 管电压，但电压将保持接近预设值，使得在选择初始预设组合时产生的 错误无法获得解决.
发明内容
因此，本发明的目的是提供用于X射线系统的控制器，其可以在没 有任何关于病人或检查类型的预设资料情况下，用于在单次曝光中在全 kV范围(如40到150kV)内对任意病人厚度(如1到50cm)调整剂量 率(如曝光kV (管)电压).
根据本发明，提供了用于X射线系统的控制器，所述X射线系统包 括X射线产生器，用于馈给X射线管以产生X辐射；以及用于探测已 经穿过要成像的对象的X辐射的强度分布的装置，所述控制器包括装 置，所述装置用于确定产生所述X辐射的实际剂量率，将所述的实际 剂量率与依赖于所述对象的厚度的预定最佳剂量率相比，并将所述实际 剂量率调整为基本对应所述最佳剂量率。
同时，根据本发明，提供了在X射线系统中控制剂量率的方法，该 X射线系统包括X射线产生器，用于馈给X射线管以产生辐射；以及， 用于探测X辐射强度分布的装置，该X辐射已经被传递穿过要成像的对 象。所述方法包括确定产生所述X辐射的实际剂量率，将所述的实际剂 量率与依赖于所述对象厚度的预定最佳剂量率相比，并将所述实际剂量
率调整为基本对应所述最佳剂量率。
因此，本发明有效地提供了自动管电压控制，其能对每次检查都可 以最小的辐射剂量自动获得最佳的图像质量，从而使放射科医生可以放 心i也专注于诊断。
优选地，通过调整所述X射线产生器的曝光kV电压调整实际剂量率。
可以提供用于将每管电流的最佳剂量率的预定值作为管电压的函
数存储的装置；以及，用于乘以由所述X射线产生器提供给所述X射线 管的实际管电流来确定对每个对象的最佳剂量率的装置。可以确定所述 最佳剂量率和所述实际剂量率间的差值，可以将该差值送到如PID等模 块中，该模块的输出被用于控制所述X射线管的曝光kV电压。在一个 示例实施例中，通过最小化所述差值，对所述对象来说，实际剂量率将 基本等于所述最佳剂量率。
对于源图4象距离(SID)，补偿最佳剂量率， 控制器可以进一步包括X射线剂量控制装置。 要成像的对象厚度可以基于其中的水当量.
本发明扩展为一个X射线系统，该X射线系统包括X射线产生器， 用于提供给X射线管以产生辐射；用于探测X辐射强度分布的装置，该 X辐射已经被传递穿过要成像的对象；以及包括如上定义的控制器。
通过本文中的实施例，本发明的这些和其它方面将是显而易见的，
现在将只通过实例的方式并参考附图，对本发明的实施例进行说 明，其中
图1是示出典型的X射线系统的示意图2图表地示出相对病人的水当量的最佳管电压的实例及其逆图3示出对两个管电压来说，相对病人厚度的典型剂量率；
图4图表地示出对应病人厚度的每管电流剂量率，给定的管电压对
该病人厚度是最佳的；
图5是示出根据本发明的示例实施例的控制器的示意方框图6通过实例的方式图表地示出对于骨骼，最佳管电压作为病人厚
度的函数；
图7通过实例的方式图表地示出对应水的每管电流的剂量率；
图8通过实例的方式图表地示出对于最佳病人厚度，病人后的每管
电流的剂量率作为管电压的函数；以及
图9是图5的控制器中包括对源图像距离(SID)补偿的部分的示 意方框图。
具体实施例方式
如所述，对于本发明以下的示例实施例，假定对每个病人厚度和检 查类型存在最佳管电压。参考最高图像质量和最小病人剂量对这些值优 化。大量的检查类型可被分为骨骼、胸、腹以及辐射无法穿透的材料等 组。在一组内，检查类型只在病人厚度上不同，因而可以绘制在图中。 最佳管电压的资料也可以其它方式使用给定管电压只对特定的病人厚 度产生最佳的图像质量。
图2左边示出最佳管电压的两个原则实例，依赖于检查类型，曲线 的形状会不同。例如，胸检查比与骨骼相关的检查需要的电压大得多。 因为病人在密度上是不同的，因此取代相对病人厚度，数据相对水当量 绘制。图2中右手边的图是左手边图的逆转，它示出管电压获得最佳的
图像质量时对应的病人厚度。
可以将病人后的剂量率估算为病人厚度、管电压和管电流的函数。 因为剂量率与管电流成比例，因此只需要将每管电流的剂量率估算为病 人厚度和管电压的函数。病人的厚度还应被根据水当量处理。图3示出 对应两个管电压，每管电流的剂量率。基本数据被标准化为Ocm处的剂量率。
图2和图3中的曲线可以放在一幅图中，以将具有最佳厚度的病人 后的每管电流剂量率作为管电压的函数。图2中左图中的点给出一对管 电压和病人厚度。这两个值可被用作图3中的输入，以获得该病人后的 每管电流剂量率。图4示出该图的实例。该曲线在管电压VT处的点给出 具有某厚度的病人后的每管电流的剂量率，在该厚度Vt为最佳电压。
该曲线是用于根据本发明示例实施例的管电压控制机制的主要输入。
图5示出根据本发明示例实施例的控制器的方框图，用于将管电压 调整为最佳值。顶行的四个方框示出向前路径的元件。产生器10收到 对某个管电压的请求，并向X射线管12提供该电压。X射线管12向病 人14发送大量光子，它们中的一些(包括一些再生光子)将在另一侧 离开病人。剂量率传感器16探测传递的管子，产生与病人后的剂量率
成比例的电压。
反馈回路需要三个信号测量的剂量率⑥、实际管电流②以及管电 压①。在左手边的函数方框18将实际管电压(D转变为所称的每管电流 最佳剂量率④，其是具有某厚度病人对该电压能产生的最佳值(也见于 图4)。然后如果每管电流最佳剂量率④乘以实际管电流②，就得到最 佳剂量率 。最佳剂量率⑤和由向前路径测量的剂量率 间的差值为△ 剂量率③。A剂量率穿过PID模块20，以调整管电压①。PID模块20 具有比例、积分、微分的部件。同时，需要笫一或第二级延迟元件来稳 固和加速该调整回路。在简化的模型中，PID模块20是简单的积分器。
如果病人对实际管电压来说太厚，测量的剂量率⑥将小于期望值， 厶剂量率③将是正的，其会导致管电压①增加。另一方面，如果对给定 的管电压来说，病人太薄，测量的剂量率⑥将大于需要值，A剂量率③ 将是负的，其会导致管电压①减小。
在膝光的开始，所需的管电压不应被选为像75kV等的平均值，而 应该是所选检查类型的最低可能值，如对骨骼来说为40kV，对肺来说为 80kV。这是因为对非常薄的病人(儿科)来说，剂量是如此的小，以至 于没有足够的时间将管电压调整下降剂量的初始10% 然而，对厚的病 人来说，总的剂量更高，有充足的时间将电压调整上升.
以下说明首先集中于对应最佳病人厚度的剂量率曲线(见图4)， 接着对调整回路的定时进行简单地讨论。
作为实例，假定最佳曲线如图6中左侧所示。如果放射科医生是对 任何软骨感兴趣，那么该曲线将是正确的。对应具有厚度小于等于10cm 的病人或身体部分，推荐的管电压将是40kV，并且在43cm以上是 150kV。 10和43cm间的部分通过线性插值获得。
图6中的左图可以以另一种方式阅读什么是最佳病人厚度，通过 该最佳病人厚度，给定的管电压将产生最佳图像质量？图6中的右图简 单地是左图的逆图。
独立于检查类型，可以将病人后的每管电流剂量率估算为管电压和 病人厚度的函数。对给定几何形状和已定的滤光器组来说，这是正确 的。源图像距离SID的增加将具有二次方的影响，然而，预滤器的变化 需要对数据进行新的估算。图7中的图是基于对没有额外的预滤器以及 SID为lm的典型X射线管(SRD 33100-ROT 350 )的模拟。
现在，可以将图放在一起，以对应最佳病人厚度将病人后的每管电
流剂量率作为管电压的函数，见图8。
图5中调整环的向前路径具有某个时间延迟。如果产生器被请求加 大管电压，在管子真正具有该电压之前存在延迟。X射线管的延迟和穿 过病人的光子的传输在纳秒的范围，因而可以被忽略。但是随后剂量率 传感器又有延迟。
目标是在非常短的时间内将A剂量率③(见图5)调为零。因此必 须对向前路径彻底检查以获得用于PID模块优化的输入。
向前路径不是线性的，因而，最佳PID模块也是非线性的。在现代 的系统中，剂量控制回路由数字信号处理器(DSP)控制.在该系统中， 可以补偿向前路径的非线性效应。
并未在图5的方框图中示出总的剂量控制，图5的方框图只示意了 管电压控制。可以以标准方式执行剂量控制，如利用放大室或图像增强 器后的光电二极管。
点源的强度与距离成平方反比。对具有可变几何形状的系统来说， 必须考虑SID。方法是计算SID为lm的剂量信号，然后将剂量值除以 实际SID的平方。图9示出图5的部分方框图，包括源图4象距离的影响。
如果已经计算出对应SID为lm时最佳病人的剂量率④，然后必须 将结果除以实际SID的平方⑦，以获得对应目前设置的剂量率。
可将全kV范围的自动电压控制应用于所有单次曝光的医学X射线 系统(典型的放射照相系统)，但也应用于通用的放射照相、荧光透射 和外科系统以及心血管系统。然而，需要剂量率信号。这可以是图像增 强器后的光电二极管、放大室Umplifflat chamber )或如设想用于最 近研发的平台探测器的集成剂量传感层，
要指出的是，上述的实施例是用于示意而非限制本发明，在没有背 离所附的权利要求锁定义的本发明的范围情况下，本领域技术人员能够 设计多种备选实施例。在权利要求中，该词"包括"等不排除整体在任 意的权利要求或说明书中所列的这些之外存在其它元件或步骤。所指的 单个元件并不排除若干这种元件，反之亦然。可通过包括几种不同元件 的硬件并通过适当编程的计算机执行本发明。在列举几个模块的系统权 利要求中，这些模块中的几个可以由同一种硬件实施。在相互不同的附
加权利要求中所述的手段并不意味着这些手段的组合不是有益的。
权利要求
1、一种用于X射线系统的控制器，所述X射线系统包括X射线产生器(10)，其馈给X射线管(1 2)以产生X辐射；以及用于探测已经穿过要成像的对象(14)的X辐射的强度分布的装置，所述控制器包括装置(16)，所述装置(16)用于确定产生所述X辐射的实际剂量率，将所述的实际剂量率与依赖于所述对象(14)厚度的预定最佳剂量率相比，并将所述实际剂量率调整为基本对应所述最佳剂量率。
2. 根据权利要求l的控制器，其中通过调整所述X射线产生器(10)的曝光kV电压，调整所述实际 剂量率。
3. 根据权利要求l的控制器，包括用于将每管电流最佳剂量率的预定值作为管电压的函数存储的装 置(18);以及用于乘以由所述X射线产生器(10)提供给所述X射线 管(12 )的实际管电流来确定对应所述对象(14 )的最佳剂量率的装置.
4. 根据权利要求l的控制器，其中确定所述最佳剂量率和所述实际剂量率间的差值，并将所述差值送 到模块(20)中，所述模块(20)的输出被用于控制所述X射线管(12)的曝光kV电压。
5. 根据权利要求4的控制器，其中通过最小化所述差值，所述实际剂量率将基本与所述最佳剂量率相等。
6. 根据权利要求l的控制器，其中 对于源图像距离(SID)，所述最佳剂量率被补偿。
7. 根据权利要求l的控制器，进一步包括X射线剂量控制装置。
8. 根据权利要求l的控制器，其中 所述对象(14)的所述厚度是基于它的水当量。
9. 一种控制X射线系统中的剂量率的方法，所述X射线系统包括 X射线产生器(10)，其馈给X射线管(12)以产生X辐射；以及，用 于探测已经穿过要成像的对象(14)的X辐射的强度分布的装置，所述方法包括确定产生所述X辐射的实际剂量率；将所述的实际 剂量率与依赖于所述对象(14 )厚度的预定最佳剂量率相比；并将所述 实际剂量率调整为基本对应所述最佳剂量率。。
10. —种X射线系统，包括X射线产生器(IO)，其馈给X射线 管(12)以产生X辐射；用于探测穿过要成像的对象(14)的X辐射的 强度分布的装置；以及，进一步包括根据权利要求l的控制器。
全文摘要
一种用于控制X射线系统的剂量率(曝光kV管电压)的控制器，其中，测量实际剂量率，将其与最佳剂量率比较，所得的差值被送给模块(20)(如PID模块)，该模块被配置为(通过调整曝光kV电压)调整剂量率，以最小化差值。不需要在曝光前键入预设的参数。
文档编号H05G1/32GK101115442SQ200680004582
公开日2008年1月30日 申请日期2006年2月2日 优先权日2005年2月11日
发明者R·斯泰纳, R·赫斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司