РЕГУЛИРОВАНИЕ МОЩНОСТИ ДОЗЫ В РЕНТГЕНОГРАФИЧЕСКОЙ СИСТЕМЕ
CONTROL OF DOSAGE RATE IN X-RAY SYSTEM

Настоящее изобретение в целом относится к способу и устройству, предназначенным для регулирования мощности дозы рентгеновской трубки в системе формирования рентгеновского изображения.
В области бесконтактного медицинского диагностирования является широко известным получение радиографического изображения подлежащего обследованию объекта с помощью излучения и детектирование распределения интенсивности излучения, которое пропускалось через подлежащий обследованию с помощью излучения объект.
Что касается фиг.1 чертежей, на ней схематично иллюстрируется типичная рентгенографическая система, которая содержит устройство 3 датчика детектирования рентгеновского изображения, имеющее множество элементов фотоэлектрического преобразования. Рентгеновский источник 2, питаемый посредством рентгеновского генератора, содержащий генератор 5 высокого напряжения, генерирует рентгеновское излучение, которое передается через объект 4 на устройство 3 датчика, элементы фотоэлектрического преобразования которого генерируют сигнал изображения, представляющий интенсивность распределения излучения, пропущенного через объект 4. Сигнал изображения подается на средство обработки цифрового изображения в пределах устройства 6 управления и затем отображается результирующее изображение.
В традиционных системах рентгеновского исследования тела человека и его органов необходимо выполнить ряд операций предварительной установки в отношении рентгеновского генератора, чтобы достичь оптимального экспонирования зоны исследования. Это связано с тем фактом, что плотность различных органов или областей тела является весьма различной сама по себе, а также отличается от одного человека к другому, то есть в зависимости от размера и веса объектов, подлежащих рентгеносъемке. Более конкретно, в частности нижеследующие параметры могут настраиваться с тем, чтобы достигать требуемой экспозиции в каждом случае.
С одной стороны, мощность дозы рентгеновской трубки (то есть по существу экспозиционное кВ напряжение) задает контрастность и диапазон контрастности исследуемых объектов. С другой стороны, доза облучения задает отношение сигнал-шум изображения и время экспонирования задает резкость изображения, все они должны быть идеально оптимизированы для объекта, подлежащего съемке (то есть учитывать толщину объектов, подлежащих съемке), при применении при этом как можно меньшей дозы облучения, чтобы гарантировать насколько возможно большую безопасность объекту исследования.
В типичной рентгенографической системе пользователя снабжают рядом опций, чтобы предварительно задать вышеупомянутые параметры на основании различных комбинаций типа исследования, например осевых размеров бедра, черепа и т.д., и толщины пациента. Каждая предварительно заданная опция, которых могут быть сотни, связана к тому же с набором данных, включая в них напряжение трубки и ток трубки для выбранной опции, с целью достичь максимального качества изображения для каждого исследования. Однако, чем больше количество доступных опций, тем выше шанс выбора неправильного, результатом которого является неоптимальное качество изображения и/или подвергание пациента излишне высокой дозе облучения.
В патенте США №6754307 описывается рентгеновский генератор, который включает в состав устройство автоматической регулировки экспозиции, в котором задаются максимальное время экспозиции и начальное экспозиционное кВ напряжение для рентгеновской трубки, и затем, как только начинается рентгеновское экспонирование, экспонирование может автоматически регулироваться согласно измерению поглощения рентгеновских лучей: если обнаруживается, что поглощение рентгеновских лучей больше некоторого заранее установленного порогового значения, начальное экспозиционное кВ напряжение настраивается на максимальное время экспозиции и, если определяется, что поглощение рентгеновских лучей меньше вышеупомянутого порогового значения, время экспозиции настраивается на поддержание, пока поддерживается постоянным начальное экспозиционное кВ напряжение.
Является известной разновидность этой системы, которая подстраивает заранее заданное напряжение трубки в пределах определенного «окна». Оператор выбирает тип исследования, чтобы задать основное напряжение на трубке и ток. Когда оператор нажимает пусковую кнопку, экспонирование начнется, как ожидается, с предварительно заданными установочными параметрами напряжения и тока для трубки. Однако в пределах первых одной или двух миллисекунд экспонирования система измеряет мощность дозы и оценивает ожидаемую длительность экспонирования. Если оказывается, что время экспонирования будет слишком длительным или слишком коротким, напряжение на трубке будет повышаться или понижаться соответственно, если требуется.
Таким образом, в традиционных рентгенографических системах напряжение на трубке предварительно задается посредством пользовательского интерфейса и большого количества существующих комбинаций, обеспечиваемых системой. Вышеупомянутая известная система подстраивает напряжение трубки во время экспонирования до некоторой степени, но напряжение будет удерживаться близким к предварительно заданному значению, так что оно не осуществляет эффективной компенсации для случая, когда была сделана ошибка в выборе исходной предварительно заданной комбинации.
Таким образом, задача настоящего изобретения состоит в том, чтобы обеспечить контроллер для рентгенографической системы, который может использоваться для подстройки мощности дозы (то есть экспозиционного кВ напряжения (трубки)) для любой толщины пациента (например, от 1 до 50 см) в пределах полного кВ диапазона (например, от 40 до 150 кВ) в пределах одиночного экспонирования, без какого-либо предварительно заданного знания о пациенте или типе исследования.
В соответствии с настоящим изобретением предусматривается контроллер рентгенографической системы, содержащей рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, упомянутый контроллер содержит средство для определения фактической мощности дозы, при которой генерируется упомянутое рентгеновское излучение, сравнения упомянутой фактической мощности дозы с заранее установленной оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта, и подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы существенно совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
Также в соответствии с настоящим изобретением предусматривается способ регулирования мощности дозы в рентгенографической системе, содержащей рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, упомянутый способ содержит этапы определения фактической мощности дозы, при которой генерируется упомянутое рентгеновское излучение, сравнения упомянутой фактической мощности дозы с заранее установленной оптимальной мощностью дозы в зависимости от толщины упомянутого объекта и подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
Таким образом, настоящее изобретение эффективно обеспечивает автоматическое регулирование напряжения трубки, что дает возможность получения оптимального качества изображения по отношению к каждому исследованию при минимальной дозе облучения, оставляя радиологу возможность свободно концентрироваться на диагностировании.
Предпочтительно, фактическая мощность дозы подстраивается посредством регулировки экспозиционного кВ напряжения упомянутого рентгеновского генератора.
Могут быть предусмотрены средство хранения заранее установленных значений оптимальной мощности дозы на единицу тока трубки в виде функции от напряжения трубки и средство умножения фактического тока трубки, подводимого на упомянутую рентгеновскую трубку посредством упомянутого рентгеновского генератора, чтобы задавать оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту. Может быть определено значение разности между упомянутой оптимальной мощностью дозы и упомянутой фактической мощностью дозы, и значение разности может подаваться на модуль (например, PID пропорционально-интегрально-дифференциального регулирования, ПИД), выходной сигнал которого используется, чтобы регулировать экспозиционное кВ напряжение упомянутой рентгеновской трубки. В одном типичном варианте осуществления фактическую мощность дозы, по существу равную упомянутой оптимальной мощности дозы для упомянутого объекта, получают путем минимизации упомянутого значение разности. Оптимальная мощность дозы может быть компенсирована в зависимости от расстояния от источника до изображения (РИИ, SID).
Контроллер может дополнительно содержать средство регулирования дозы рентгеновского облучения. Толщина подлежащих рентгеносъемке объектов может основываться на водном эквиваленте таковых.
Настоящее изобретение распространяется на рентгенографическую систему, содержащую рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, и включающую в состав контроллер согласно определению выше.
Эти и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны из описанного в документе варианта осуществления и поясненного со ссылками на него.
Далее вариант осуществления настоящего изобретения будет описан лишь в качестве примера и со ссылкой на сопроводительные чертежи, на которых:
фиг.1 - принципиальная схема, иллюстрирующая типичную рентгенографическую систему;
фиг.2 - графическая иллюстрация примера оптимальных напряжений на трубке относительно водного эквивалента пациента и обратный этому график;
фиг.3 - иллюстрация типичных мощностей доз в зависимости от толщины пациента для двух напряжений на трубке;
фиг.4 - графическая иллюстрация мощности дозы на единицу тока трубки в зависимости от толщины пациента, для которой данное напряжение трубки является оптимальным значением;
фиг.5 - принципиальная блок-схема, иллюстрирующая контроллер в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения;
фиг.6 - графическая иллюстрация, в качестве примера, оптимального напряжения трубки в виде функции от толщины пациента для костных тканей;
фиг.7 - графическая иллюстрация, в качестве примера, мощности дозы на единицу тока трубки относительно воды;
фиг.8 - графическая иллюстрация, в качестве примера, мощности дозы на единицу тока трубки позади пациента в зависимости от оптимальной толщины пациента в виде функции от напряжения трубки; и
фиг.9 - принципиальная блок-схема части контроллера по фиг.5, включая в состав компенсацию в зависимости от расстояния от источника до изображения (SID).
Как упомянуто, с целью нижеследующего типичного варианта осуществления настоящего изобретения полагается, что имеется оптимальное напряжение трубки для всякой толщины пациента и типа исследования. Значения являются оптимизированными в терминах максимального качества изображения и минимальной дозы облучения пациента. Большое количество типов исследования может быть разделено на группы, предназначенные для костных тканей, грудной клетки, брюшной полости, рентгенонепроницаемого материала и т.д. В пределах группы типы исследования различаются только по толщине пациента, и следовательно, могут быть представлены графически в виде графика. Знание оптимального напряжения трубки может также использоваться обратным путем: заданное напряжение трубки генерирует наилучшее качество изображения только для конкретной толщины пациента.
На фиг.2 показаны слева два принципиальных примера оптимального напряжения трубки. В зависимости от типа исследования форма кривых может изменяться. Например, исследование грудной клетки требует намного более высокого напряжения, чем исследование, где интерес представляют костные ткани. Поскольку пациенты различаются по плотности, данные графически представлены в зависимости от водного эквивалента вместо толщины пациента. Правый график на фиг.2 является обратным к левому. Он иллюстрирует толщину пациента, соответствие которой заданному напряжению трубки, привело бы к наилучшему качеству изображения.
Является возможным вычислять мощность дозы позади пациента в виде функции от толщины пациента, напряжения трубки и тока трубки. Поскольку мощность дозы пропорциональна току трубки, является необходимым вычислять только мощность дозы на единицу тока трубки в виде функции от толщины пациента и напряжения трубки. Кроме того, значение толщины пациента должно быть обработано в терминах водного эквивалента. На фиг.3 показаны мощности дозы на единицу тока трубки для двух напряжений трубки. Принципиальные данные нормированы по отношению к мощности дозы на 0 см.
I
I
Кривые на фиг.2 и фиг.3 могут быть соединены в график, показывающий мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента с оптимальной толщиной в виде функции от напряжения трубки. Точка на левом графике на фиг.2 задает пару из напряжения трубки и толщины пациента. Эти два значения могут использоваться в качестве входных на фиг.3, чтобы получить мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента. На фиг.4 показан пример такого графика. Точка этой кривой при напряжении трубки V задает мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента с толщиной, согласно которой V является оптимальным напряжением.
Эта кривая представляет основные входные данные для механизма регулировки напряжения трубки в соответствии с типичным вариантом осуществления изобретения.
На фиг.5 показана блок-схема контроллера в соответствии с типичным вариантом осуществления настоящего изобретения для подстройки напряжения трубки до его оптимума. Четыре блока в верхнем ряду иллюстрируют элементы прямой цепи. Генератор 10 принимает запрос на некоторое напряжение трубки и запитывает на рентгеновскую трубку 12 этим напряжением. Рентгеновская трубка 12 посылает большое количество фотонов в направлении пациента 14, и некоторые из них (плюс некоторые вторичные фотоны) выйдут из пациента с другой стороны. Датчик 16 мощности дозы детектирует пропущенные фотоны и генерирует напряжение, которое является пропорциональным мощности дозы позади пациента 14.
Контур обратной связи требует трех сигналов: измеренной мощности (6) дозы, фактического тока (2) трубки и напряжения (1) трубки. Функциональный блок 18 на левой стороне преобразовывает фактическое напряжение (1) трубки в так называемую оптимальную мощность дозы на единицу тока (4) трубки, которую пациент с толщиной, оптимальной для этого, произведет (см. также фиг.4). Если оптимальную мощность дозы на единицу тока (4) трубки затем умножают на фактический ток (2) трубки, получают оптимальную мощность (5) дозы. Разность между оптимальной мощностью (5) дозы и измеренной мощностью (6) дозы по прямой цепи является дельтой мощности (3) дозы. Дельта мощности дозы проходит через PID-модуль 20, чтобы подстроить напряжение (1) трубки. PID-модуль 20 имеет пропорциональную, интегральную и дифференциальную части. Также может требоваться элемент задержки первого или второго порядка, чтобы стабилизировать и ускорять контур регулирования. В упрощенной модели PID-модуль 20 является простым интегратором.
Если пациент является слишком «толстым» для фактического напряжения трубки, измеренная мощность (6) дозы будет меньше ожидаемой, а дельта мощности дозы (3) будет положительной, что приведет к повышению напряжения (1) трубки. С другой стороны, если для данного напряжения трубки пациент является слишком «тонким», измеренная мощность дозы (6) будет выше требуемой и дельта мощности дозы (3) будет отрицательной, следовательно, напряжение трубки (1) понизится.
В начале экспонирования требуемое напряжение трубки не следует устанавливать на среднее значение подобно 75 кВ, а предпочтительнее на самое возможно низкое значение для выбранного типа исследования, например 40 кВ для костной ткани и 80 кВ для легких. Это является следствием того, что для очень «тонких» пациентов (педиатрических) дозы являются настолько малыми, что не будет достаточного времени для регулирования напряжения трубки на понижение в пределах первых 10% дозы. Принимая во внимание, что для «толстых» пациентов общая доза является более высокой, имеется достаточное время, чтобы подстроить напряжение на повышение.
Нижеследующее описание сосредотачивается сначала на кривой мощности дозы для оптимальной толщины пациента (см. фиг.4), следом за которой кратко обсуждается синхронизация контура регулирования.
В качестве примера кривая оптимизации полагается, как проиллюстрировано на фиг.6 слева. Эта кривая может быть подходящей, если радиолог интересуется какой-либо проницаемостью костной ткани. Для пациентов или частей тела толщиной ниже или равной 10 см рекомендуемым напряжением трубки тогда будет 40 кВ, а более 43 см - 150 кВ. Промежуток между 10 и 43 см заполняется согласно линейной интерполяции.
Левый график на фиг.6 может читаться другим образом: какова оптимальная толщина пациента, согласно которой заданное напряжение трубки ведет к максимальному качеству изображения? Правый график на фиг.6 является просто обратным для левого графика.
Независимо от типа исследования является возможным вычислять мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента в виде функции от напряжения трубки и толщины пациента. Это является справедливым для заданной геометрии и заданной установки фильтра. Увеличение расстояния от источника до изображения SID будет иметь воздействие второго порядка, поскольку изменение предварительного фильтра требует новой оценки данных. График на фиг.7 основан на имитационном моделировании типичной рентгеновской трубки (SRO 33100-ROT 350) без дополнительного предварительного фильтра и с SID в 1 м.
Теперь графики могут быть соединены, чтобы получить мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента для оптимальной толщины пациента в виде функции от напряжения трубки, см. фиг.8.
Прямая цепь контура регулирования по фиг.5 имеет некоторую временную задержку. Если генератор запрашивают для повышения напряжения трубки, имеется задержка до тех пор, пока трубка действительно не будет иметь это напряжение. Задержка рентгеновской трубки и пропускания фотонов через пациента лежит в диапазоне наносекунд и, следовательно, ею можно пренебречь. Но затем датчик мощности дозы снова имеет задержку.
Цель состоит в том, чтобы отрегулировать дельту мощности (3) дозы (см. фиг.5) в нуль за очень короткое время. Следовательно, прямая цепь должна быть исследована полностью, чтобы усилить входной сигнал для оптимизации PID-модуля.
Прямая цепь не является линейной, следовательно, оптимальный PID-модуль также является нелинейным. В современных системах контуры регулирования дозы управляются посредством цифровых процессоров сигналов (ЦПС, DSP). В таких системах является возможным компенсировать нелинейный эффект прямой цепи. Общее регулирование дозы не показано на блок-схеме фиг.5, которая иллюстрирует только регулирование напряжения трубки. Регулирование дозы будет осуществлено обычным образом, например с помощью amplimat-камеры или фотодиода позади электронно-оптического преобразователя.
Интенсивность точечного источника зависит от расстояния согласно закону обратных квадратов. Для систем с переменной геометрией должно учитываться SID. Способ состоит в вычислении сигнала дозы для значения SID в 1 м и затем делении значения дозы на квадрат фактического SID. На фиг.9 показана часть блок-схемы по фиг.5, включая влияние расстояния от источника до изображения.
2
Если мощность дозы для оптимального пациента (4) была вычислена для SID в 1 м, то результат должен быть разделен на квадрат фактического SID в м (7), чтобы получить мощность дозы для текущего регулирования.
Автоматическая регулировка напряжения по полному кВ диапазону может применяться для всех медицинских рентгенографических систем однократного облучения (обычно радиографических систем, но также и универсальных радиографических, рентгеноскопических и хирургических систем, а также сердечных и сосудистых систем). Однако требуется сигнал мощности дозы. Это может быть фотодиод позади электронно-оптического преобразователя, amplimat-камера или интегрированный чувствительный к дозе слой, как предусмотрено для разработанных более недавно плоских детекторов.
Следует отметить, что вышеупомянутые варианты осуществления предпочтительно иллюстрируют, а не ограничивают изобретение, и что специалисты в данной области техники будут способны спроектировать многие альтернативные варианты осуществления без выхода за пределы объема изобретения, определенного в соответствии с прилагаемой формулой изобретения. В формуле изобретения любые ссылочные символы, помещенные в круглых скобках, не должны рассматриваться в качестве ограничения формулы изобретения. Слово "содержащий", "содержит" и т.п. не исключает наличие элементов или этапов, отличных от таковых, приведенных в любом пункте формулы изобретения или описания в целом. Одиночная ссылка на элемент не исключает множественную ссылку на такие элементы и наоборот. Изобретение может быть осуществлено посредством аппаратных средств, содержащих несколько отдельных элементов, и посредством соответственно запрограммированного компьютера. В относящемся к устройству пункте, перечисляющем несколько средств, несколько из этих средств могут быть исполнены посредством одного и того же элемента аппаратных средств. Простой факт, что некоторые средства, изложенные во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означают, что для пользы не может использоваться комбинация этих средств.