CN100396242C - 具有x-射线荧光检查功能的x-射线诊断设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种具有X-射线荧光透视检查功能的X-射线诊断设备和X-射线荧光检查法，其中设备包括发生器、检测器、积分器、比较器和控制器。在该设备和方法中，间歇地产生用于X-射线荧光检查的第一X-射线。检测透射过X-射线荧光检查的对象的透射X-射线。在第一X-射线的间歇产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分并将其与基准值进行比较。在间歇产生的周期中响应积分的X-射线透射数据达到基准值，停止第一X-射线的间歇产生。

Description

具有X-射线荧光检查功能的X-射线诊断设备

相关申请的交叉引用

本申请涉及2001年10月2日申请的日本专利申请No.P2001-306900，在此以引用的方式将该申请的整个内容结合在本申请中。

技术领域

本发明涉及具有X-射线荧光检查功能的X-射线诊断设备和X-射线荧光检查法，其中X-射线荧光检查图像由间歇地产生的X-射线形成。

背景技术

大家公知的是，在X-射线诊断设备中获得X-射线荧光检查图像。最近，通过朝对象(比如患者)以许多间歇脉冲的形式辐射X-射线已经实现了这种图像的X-射线荧光检查。这种X-射线在此称为间歇脉冲X-射线、间歇X-射线脉冲或简单地称为X-射线脉冲。作为常规技术，大家公知的是，自动亮度控制(ABC)通过间歇脉冲X-射线辐射获得X-射线荧光检查图像的最佳或优选的亮度。

下文参考附图1和2解释ABC。附图1所示为根据已有技术的X-射线诊断设备的方块图。如附图1所示，X-射线诊断设备一般包括X-射线管10、透射X-射线检测器11、积分器12和X-射线控制电路20。X-射线控制电路20包括比较器13和X-射线条件设定单元14。X-射线管10朝患者P辐射X-射线。透射X-射线检测器11检测透射过患者P的X-射线作为X-射线管10的X-射线辐射的结果。积分器12对从透射X-射线检测器11中获得的检测结果进行积分。比较器13将从积分器12中获得的积分结果与基准值进行比较。通常事先确定表示X-射线荧光检查图像的最佳或优选的亮度值的基准值。X-射线条件设定单元14基于从比较器13中获得的比较结果设定和控制X-射线管10的X-射线辐射的X-射线条件，比如X-射线管电压、X-射线管电流和间歇X-射线脉冲的脉冲宽度。

附图2所示为根据已有技术的X-射线诊断设备ABC的常规方法的附图。响应操作者对X-射线辐射开关(脚踏开关)的启动，X-射线辐射开始以进行X-射线荧光检查。以间歇脉冲X-射线的方式进行X-射线辐射。在这种X-射线荧光检查中，在附图1所示的X-射线诊断设备中使X-射线荧光检查图像的亮度最佳。

首先，第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(a)辐射到患者P，如附图2所示。在透射X-射线检测器11中检测第一X-射线脉冲(a)并在积分器12中进行积分。所积分的X-射线数据表示X-射线荧光检查图像的亮度并反馈到比较器13。在比较器13中，将所积分的X-射线数据与基准值进行比较。将比较结果反馈给X-射线条件设定单元14。根据比较结果确定下一X-射线脉冲的条件并设定X-射线管10。要确定的条件包括例如X-射线管电压、X-射线管电流和X-射线脉冲的宽度。脉冲宽度通常是固定的，而X-射线管电压和X-射线管电流通常在这种确定中变化。在所设定的条件下，第二X-射线脉冲(第二间歇脉冲X-射线)(b)辐射到患者P并且如上文所述类似地执行亮度控制。通过重复这种亮度控制处理几次，使要获得的X-射线荧光检查图像的亮度接近基准值。由于预定的最佳或优选的亮度值所需的X-射线脉冲根据患者P的身体运动变化(这是因为随着患者哪怕轻微的移动要透射X-射线的身体的厚度也会变化)，因此在后面的X-射线(比如X-射线脉冲(c)，(d)，(e)和(f))中将所检测并积分的X-射线数据与基准值连续地进行比较。

然而，在ABC中，要求重复X-射线脉冲辐射以获得X-射线荧光检查图像的最佳或优选的亮度。因此，它通常需要时间来达到这种亮度并在整个图像中保持稳定。具体地说，在X-射线脉冲以较低的速率(在预定的单位时间中辐射频率较低)间歇地辐射时，它可能需要几十秒来达到最佳或优选的亮度。此外，这种重复的辐射显然对患者P有害。

发明内容

根据本发明的第一方面，提供一种X-射线诊断设备，该X-射线诊断设备具有间歇地产生用于X-射线荧光检查的第一X-射线的发生器、检测透射过X-射线荧光检查的对象的第一X-射线的透射X-射线并输出X-射线透射数据的检测器、在第一X-射线的间歇产生的周期中对X-射线透射数据进行积分的积分器、将积分的X-射线透射数据与基准值进行比较的比较器和在间歇产生周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止发生器的控制器。

根据本发明的第二方面，提供一种X-射线荧光检查法，该X-射线荧光检查法包括间歇地产生用于X-射线荧光检查的第一X-射线、检测透射过X-射线荧光检查的对象的第一X-射线的透射X-射线、在第一X-射线的间歇产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分、将在积分步骤中获得的积分的X-射线透射数据与基准值进行比较和在间歇产生的周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止第一X-射线的间歇产生。

根据本发明的第三方面，提供一种计算机程序产品，在该计算机程序产品上存储用于X-射线荧光检查的计算机程序，该计算机程序具有指令，在执行该计算机程序时执行如下步骤：包括间歇地产生用于X-射线荧光检查的第一X-射线、检测透射过X-射线荧光检查的对象的第一X-射线的透射X-射线、在第一X-射线的间歇产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分、将在积分步骤中获得的积分的X-射线透射数据与基准值进行比较和在间歇产生的周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止第一X-射线的间歇产生。

在本发明要求保护的发明中，提供一种X-射线荧光检查设备，包括：构造成脉冲地产生用于X-射线荧光检查的X-射线的发生器；构造成检测透射过X-射线荧光检查的对象的X-射线的透射X-射线并输出X-射线透射数据的检测器；构造成在X-射线的产生的周期中对X-射线透射数据进行积分的积分器；构造成将积分的X-射线透射数据与基准值进行比较的比较器；构造成对对象进行连续的或更高脉冲速率的X-射线荧光检查的荧光检查单元，由此确定用于所述X-射线的脉冲检查期间的电压和电流；和构造成在脉冲产生周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止发生器的控制器，用于在确定X-射线的脉冲检查期间的电压和电流之后，确定脉冲的宽度。

根据本发明的上述设备，其中控制器被构造成在积分的X-射线透射数据在脉冲产生的允许的最大长度下没有达到基准值时通过在随后的产生中增加发生器的电压和电流中至少一个来控制发生器。

根据本发明的上述设备，其中控制器被构造成在积分的X-射线透射数据在脉冲产生的允许的最小长度下超过基准值时通过在随后的产生中降低发生器的电压和电流中至少一个来控制发生器。

根据本发明的上述设备，其中连续的荧光检查单元被构造成通过自动亮度控制控制X-射线荧光检查。

根据本发明的上述设备，其中连续的荧光检查单元被构造成通过自动曝光控制控制X-射线荧光检查。

根据本发明的上述设备，其中控制器被构造成确定所说的电流和所说的电压以使X-射线等于或接近基准值。

根据本发明的上述设备，其中更高脉冲速率的荧光检查单元被构造成通过自动亮度控制控制X-射线荧光检查。

根据本发明的上述设备，其中更高脉冲速率的荧光检查单元被构造成通过自动曝光控制控制X-射线荧光检查。

根据本发明的上述设备，其中控制器被构造成确定所说的电流和所说的电压以使X-射线等于或接近基准值。

根据本发明的上述设备，进一步包括：被构造成存储与对象的第一厚度相关的X-射线发生条件的存储装置，其中，在确定对象的第二厚度时，发生器基于与对象的第二厚度相关的X-射线发生条件在脉冲产生中产生X-射线。

根据本发明的上述设备，其中X-射线发生条件包括发生器的电压和电流。

本发明还提供一种产生X-射线荧光检查图像的方法，包括：脉冲地产生用于X-射线荧光检查的X-射线；检测透射过X-射线荧光检查的对象的X-射线的透射X-射线；在X-射线的脉冲产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分；将在积分步骤中获得的积分的X-射线透射数据与基准值进行比较；和在所说的脉冲产生的周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止X-射线的脉冲产生，其中，首先连续地或高脉冲速率地产生用于X-射线荧光检查的X-射线，以确定用于所述X-射线的脉冲检查期间的电压和电流，然后确定用于X-射线荧光检查的脉冲宽度。

本发明还提供一种X-射线荧光检查设备，包括：脉冲地产生用于X-射线荧光检查的X-射线的装置；检测透射过X-射线荧光检查的对象的X-射线的透射X-射线的装置；在X-射线的脉冲产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分的装置；将积分装置获得的积分的X-射线透射数据与基准值进行比较的装置；和在所说的脉冲产生的周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据使产生X-射线的装置停止的装置，其中，首先连续地或高脉冲速率地产生用于X-射线荧光检查的X-射线，以确定用于所述X-射线的脉冲检查期间的电压和电流，然后确定用于X-射线荧光检查的脉冲宽度。

附图说明

结合附图，通过参考下文的详细描述完整地理解本发明的实施例并可以容易地实现本发明的许多优点，在附图中：

附图1所示为根据已有技术的X-射线诊断设备的方块图；

附图2所示为在根据已有技术的X-射线诊断设备中的ABC的常规方法的附图；

附图3所示为根据本发明的X-射线诊断设备的方块图；

附图4所示为根据本发明的X-射线诊断设备的自动曝光控制(AEC)的方法的附图；

附图5所示为在根据本发明的X-射线诊断设备中的AEC的另一方法的附图；

附图6所示为在根据本发明的X-射线诊断设备中的AEC的再一方法的附图；

附图7所示为在根据本发明的X-射线诊断设备中获得X-射线荧光检查图像的最佳或优选亮度的方法的附图；以及

附图8所示为在根据本发明的X-射线诊断设备中获得X-射线荧光检查图像的最佳或优选亮度的另一方法的附图。

具体实施方式

参考附图，通过下文的详细描述可以更好地理解本发明的各种其它目的、特征和优点，在几个视图中相同的参考标号表示相同或相应的部件。在本发明的优选实施例的详细描述中，自动曝光控制(在下文中称为AEC)是在X-射线诊断设备中使用的基本技术，可以进一步增加前述的ABC以与AEC结合使用。AEC是一种这样的技术：固定X-射线管电压和X-射线管电流，同时在每次间歇辐射的X-射线(每次X-射线脉冲)中控制(即改变)X-射线脉冲的宽度(每个X-射线脉冲的X-射线辐射时间)以获得X-射线荧光检查图像的最佳的、优选的或用户希望的亮度。这里，这种间歇X-射线(脉冲)辐射可以定义为以在一个脉冲和下一脉冲之间的间隔连续地辐射X-射线的X-射线(脉冲)辐射。该间隔可以是或可以不是恒定的，因为X-射线辐射率可以是固定的，同时在脉冲之间的X-射线辐射时间可以存在差值。

(第一实施例)

参考附图3解释根据本发明的第一实施例的X-射线诊断设备的结构。附图3所示为根据本发明的第一实施例X-射线诊断设备的方块图。此外，附图4所示为根据本发明的第一实施例在X-射线诊断设备中的AEC的方法的附图。

如附图3所示，X-射线诊断设备包括X-射线管2、透射X-射线检测器3、积分器4和X-射线控制电路100。X-射线控制电路100包括比较器5、时间测量单元6和X-射线条件设定单元1。X-射线管2朝患者P辐射X-射线。透射X-射线检测器3检测穿过患者P的透射X-射线作为X-射线管2产生的X-射线辐射的结果。积分器4对从透射X-射线检测器3中获得的结果进行积分。比较器5将从积分器4中获得的积分结果与基准值进行比较。通常事先确定表示X-射线荧光检查图像的最佳亮度的基准值。时间测量单元6基于从比较器5中获得的比较结果产生终止信号以控制通过X-射线管2进行的X-射线辐射时间(每次间歇X-射线脉冲的宽度)。X-射线条件设定单元1设定通过X-射线管2进行X-射线辐射的X-射线条件，比如X-射线管电压和X-射线管电流。时间测量单元6也可以并入在X-射线条件设定单元1中并在其中实施。

响应操作者启动X-射线辐射开关(脚踏开关)，X-射线管2开始辐射X-射线以进行X-射线荧光检查。在事先通过X-射线条件设定单元1设定的X-射线管电压(kV)和X-射线管电流(mA)下以间歇脉冲X-射线进行X-射线辐射。不固定每次间歇X-射线脉冲的宽度，但是它根据通过时间测量单元6的控制变化。

如附图4所示，响应X-射线辐射的启动，第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(al)辐射到患者P。在透射X-射线检测器3中检测第一X-射线脉冲(a1)作为透射X-射线。为了更准确，在透射X-射线检测器3中检测透射X-射线作为透射过患者P的第一X-射线脉冲(a1)的结果。在透射X-射线检测器3中检测的透射X-射线发送给积分器4。积分器4继续对透射X-射线进行积分，并以预定的间隔将积分的透射X-射线反馈给比较器5作为透射X-射线数据。比较器5以预定的间隔将反馈的透射X-射线数据与基准值进行比较。

如上文所描述，间歇X-射线脉冲的宽度并不固定而是根据通过时间测量单元6进行控制变化。因此，第一X-射线脉冲(a1)的辐射继续直到通过时间测量单元6实施的终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。

通过比较器5获得的比较结果发送给时间测量单元6。例如，比较结果可以是表示透射X-射线数据是否已经达到了基准值的信号。在时间测量单元6接收这种表示已经达到基准值的透射X-射线数据的信号时，时间测量单元6将终止信号发送给X-射线管2以使X-射线管2终止它的X-射线辐射。一旦终止了X-射线辐射，则不辐射X-射线，直到辐射第二X-射线脉冲(bl)的时间。上文描述的AEC可以在随后的每次X-射线脉冲(比如X-射线脉冲(bl)、(cl)、(dl)和(el))中以类似的方式重复。这就得到了最佳亮度的X-射线荧光检查图像。

此外，在后续的X-射线脉冲中，例如，如果第一X-射线脉冲(a1)的辐射时间相当长，则响应时间测量单元6通过X-射线条件设定单元1可以增加或控制调节X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以缩短辐射时间。类似地，如果确定第一X-射线脉冲(a1)的辐射时间非常短，则响应时间测量单元6通过X-射线条件设定单元1可以降低或控制X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以加长辐射时间。

在根据本发明第一实施例的X-射线诊断设备中，可以实现比应用常规的ABC更快地获得X-射线荧光检查图像的最佳且稳定的亮度。在以较低的速率例如2.5帧每秒(fps)、2fps、或1fps，而不是以较高的速率比如7.5fps、15fps或30fps执行X-射线荧光检查时，本发明的这种技术甚至可以具有更多的优点。

(第二实施例)

再次参考附图3解释根据本发明的第二实施例的X-射线诊断设备的结构。此外，附图5所示为在根据本发明的第二实施例的X-射线诊断设备中的AEC的另一方法的附图。此外，附图6所示为在根据本发明的第二实施例的X-射线诊断设备中的AEC的另一方法的附图。

根据本发明的第二实施例的X-射线诊断设备包括根据本发明的第一实施例的X-射线诊断设备的原理。在本发明的第一实施例中，事先确定并固定产生朝患者P辐射的X-射线脉冲的X-射线管电压(kV)和X-射线管电流(mA)，基于从积分器4中反馈回的X-射线透射数据灵活地控制辐射时间(每次间歇X-射线脉冲的宽度)(毫秒)以获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度。

然而，在实际中，每个间歇X-射线脉冲的宽度大小受到限制并且必需在预定的最大宽度(辐射时间的允许的最大长度)内。最大宽度可以从包括CCD和射线照相管的射线照相系统的读取时间中确定。此外，X-射线脉冲速率(在预定的单位时间中的脉冲数)可能是限制最大宽度的另一因素，因为一旦确定了脉冲率就必需产生或保持预定的脉冲数预定的单位时间。

因此，例如，在用于产生第一X-射线脉冲(a2)的X-射线管电压和X-射线管电流低于所需的值时，即使从X-射线管2辐射第一X-射线脉冲(a2)持续X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度，在这个时期中通过积分器4所积分的透射X-射线数据可能不会达到基准值。如上文所述，通过每个X-射线脉冲积分的透射X-射线数据确定亮度。

在另一方面，用于产生第一X-射线脉冲(a2)的X-射线管电压和X-射线管电流高于所需的值，即使以X-射线管2辐射第一X-射线脉冲(a2)持续X-射线脉冲辐射时间的允许的最小长度，在这个时期中通过积分器4所积分的透射X-射线数据可能以会超过基准值。因此，通过X-射线脉冲的上升时间可以确定X-射线脉冲辐射时间的最小长度。该上升时间要求为X-射线脉冲的最小时间。

根据本发明的第二实施例，在通过积分器4积分的透射X-射线数据在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度中可能不会达到基准值时，通过X-射线条件设定单元1可以增加或控制调节用于产生下一X-射线脉冲辐射的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据达到基准值。在另一方面，类似地，在通过积分器4积分的透射X-射线数据在X-射线脉冲辐射时间的允许的最小长度中可能会超过基准值时，通过X-射线条件设定单元1可以降低或控制调节用于产生下一X-射线脉冲辐射的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据不超过但达到基准值。在X-射线条件设定单元1中可以自动执行电压和/或电流的这种控制。

如附图3所示，X-射线诊断设备包括X-射线管2、透射X-射线检测器3、积分器4和X-射线控制电路100。X-射线控制电路100包括比较器5、时间测量单元6和X-射线条件设定单元1。X-射线管2朝患者P辐射X-射线。透射X-射线检测器3检测穿过患者P的透射X-射线作为X-射线管2产生的X-射线辐射的结果。积分器4对从透射X-射线检测器3中获得的结果进行积分。比较器5将从积分器4中获得的积分结果与基准值进行比较。通常事先确定表示X-射线荧光检查图像的最佳亮度的基准值。时间测量单元6基于从比较器5中获得的比较结果产生终止信号以控制通过X-射线管2进行的X-射线辐射时间(每次间歇X-射线脉冲的宽度)。X-射线条件设定单元1设定通过X-射线管2进行X-射线辐射的X-射线条件，比如X-射线管电压和X-射线管电流。时间测量单元6也可以并入并实施在X-射线条件设定单元1中。

响应操作者启动X-射线辐射开关(脚踏开关)，X-射线管2开始辐射X-射线以进行X-射线荧光检查。在事先通过X-射线条件设定单元1设定的X-射线管电压(kV)和X-射线管电流(mA)下以间歇脉冲X-射线进行X-射线辐射。不固定每次间歇X-射线脉冲的宽度，但根据通过时间测量单元6的控制变化。

分别如附图5和6所示，响应X-射线辐射的启动，将第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(a2)/(a3)辐射到患者P。在透射X-射线检测器3中检测第一X-射线脉冲(a2)/(a3)作为透射X-射线。更准确地说，在透射X-射线检测器3中检测透射X-射线作为第一X-射线脉冲(a2)/(a3)透射过患者P的结果。

将在透射X-射线检测器3中检测的透射X-射线发送给积分器4。积分器4继续对透射X-射线进行积分，并以预定的间隔将积分的透射X-射线反馈给比较器5作为透射X-射线数据。比较器5以预定的间隔将反馈的透射X-射线数据与基准值进行比较。

如上文所描述，间歇X-射线脉冲的宽度并不固定而是根据通过时间测量单元6进行控制变化。因此，第一X-射线脉冲(a2)/(a3)的辐射继续直到通过时间测量单元6实施终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。

在附图5的情况下，通过比较器5获得的比较结果发送给时间测量单元6。例如，该比较结果可以是表示透射X-射线数据是否已经达到基准值的信号。在时间测量单元6接收表示尽管经过了X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度但透射X-射线数据仍还没有达到基准值的信号时，将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，可以直接从比较器5将这种信号发送给X-射线条件设定单元1。

X-射线条件设定单元1增加或控制调节产生第二X-射线脉冲(b2)的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个以使在X-射线辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b2)，这些条件包括增加或控制的X-射线管电压和/或增加或控制的X-射线管电流。

与第一X-射线脉冲(a2)类似，在第二X-射线脉冲(b2)中的辐射继续直到通过时间测量单元6进行终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。通过比较器5产生的比较结果发送给时间测量单元6。在时间测量单元6接收表示透射X-射线数据已经达到了基准值的信号时，时间测量单元6将终止信号发送给X-射线管2以使X-射线管2终止它的X-射线辐射。一旦终止了X-射线辐射，则X-射线不辐射，直到产生第三X-射线脉冲(c2)的时间。类似地，在后面的每次X-射线脉冲(比如X-射线脉冲(c2)，(d2)和(e2))中重复上文描述的AEC方法。这就产生了具有最佳亮度的X-射线荧光检查图像。

在另一方面，与上述情况相反，在附图6中，如果仅仅在X-射线脉冲辐射时间的允许的最小长度中时间测量单元6接收到表示透射X-射线数据已经超过了基准值的信号，则将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，这种信号可以从比较器5中直接发送给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1降低或控制调节用于产生第二X-射线脉冲(b3)的X-射线管电压和X-射线管电流中的至少一个以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度中透射X-射线数据不超过但达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b3)，这些条件包括增加或控制的X-射线管电压和/或增加或控制的X-射线管电流。

与第一X-射线脉冲(a3)类似，在第二X-射线脉冲(b3)中的辐射继续直到通过时间测量单元6实施终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。通过比较器5产生的比较结果发送给时间测量单元6。在时间测量单元6接收表示透射X-射线数据已经达到了基准值的信号时，时间测量单元6将终止信号发送给X-射线管2以使X-射线管2终止它的X-射线辐射。一旦终止了X-射线辐射，则X-射线不辐射，直到产生第三X-射线脉冲(c3)的时间。类似地，在后面的每个X-射线脉冲(比如X-射线脉冲(c3)，(d3)和(e3))中可以重复上文描述的AEC方法。这就产生了具有最佳亮度的X-射线荧光检查图像。

在根据本发明的第二实施例的X-射线诊断设备，它还可以比在使用常规的ABC时更快地获得最佳并且可能是稳定的亮度的X-射线荧光检查图像。在以较低的速率(例如远低于较高的速率比如7.5fps(每秒7.5帧)、15fps或30fps的2.5fps、2fps或1fps)执行X-射线荧光检查时，本发明的这种技术甚至可以更加有利。

此外，经描述了关于如下情况的本发明的第二实施例：在第二X-射线脉冲(b2)/(b3)的辐射中透射X-射线数据接近基准值。然而，如果在第二X-射线脉冲(b2)/(b3)的辐射中产生了在第二实施例中所述的类似问题，则再次控制(或改变)用于产生第三X-射线脉冲(c2)/(c3)或后续的X-射线脉冲的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，直到透射X-射线数据接近该基准值。

(第三实施例)

再次参考附图3解释根据本发明的第三实施例的X-射线诊断设备的结构。此外，附图7所示为在根据本发明的第三实施例的X-射线诊断设备中获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度的方法的附图。

在根据本发明的第三实施例的X-射线诊断设备中，比如(但不限于)在本发明的第一和第二实施例中所描述，在AEC之前实施连续的X-射线荧光检查。因此，基于先前的连续的X-射线荧光检查的结果可以确定用于AEC的开始X-射线管电压和/或开始X-射线管电流。以常规的ABC或使用AEC原理的技术中的任一种可以执行连续的X-射线荧光检查。以常规的ABC作为实例描述本发明的第三实施例。在本发明的第三实施例中描述的技术可以不用于X-射线照相。

如附图3所示，X-射线诊断设备包括X-射线管2、透射X-射线检测器3、积分器4和X-射线控制电路100。X-射线控制电路100包括比较器5、时间测量单元6和X-射线条件设定单元1。X-射线管2朝患者P辐射X-射线。透射X-射线检测器3检测穿过患者P的透射X-射线作为通过X-射线管2产生的X-射线辐射的结果。积分器4对从透射X-射线检测器3中获得的结果进行积分。比较器5将从积分器4中获得的积分结果与基准值进行比较。通常事先确定表示X-射线荧光检查图像的最佳亮度的基准值。时间测量单元6基于从比较器5中获得的比较结果产生终止信号以控制通过X-射线管2进行的X-射线辐射时间(每次间歇X-射线脉冲的宽度)。在执行ABC时，时间测量单元6也可以将比较结果传递给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1设定并控制由X-射线管2产生X-射线辐射的X-射线条件，比如X-射线管电压和X-射线管电流。在ABC的过程中，X-射线条件设定单元1基于从比较器5(通过时间测量单元6)中获得的比较结果进一步控制这些条件。

响应操作者启动X-射线辐射开关(脚踏开关)，X-射线管2开始辐射X-射线以进行连续X-射线荧光检查。在事先通过X-射线条件设定单元1设定的X-射线管电压(kV)和X-射线管电流(mA)下以X-射线进行X-射线辐射。由于要检查的患者的身体的厚度取决于每个患者以及他或她的身体部位，因此比较有利的是事先得知它以猜测或估计在X-射线荧光检查中从X-射线管中应该辐射的X-射线强度。通过以用于上述的辐射的估计的X-射线管电压和估计的X-射线管电流开始的ABC，这就使得可以降低ABC的时间，并且也可以降低包括AEC的整个X-射线荧光检查的时间。例如，可以将在人的身体的多处厚度和X-射线管电压和X-射线管电流的组合(或者在其它参数固定时X-射线管电压和X-射线管电流中的不同的组合)之间的关系制作成表。因此，例如，如果输入一个厚度，则可以确定对应于该厚度的一组X-射线管电压和X-射线管电流。

如附图7所示，响应X-射线辐射的启动，X-射线脉冲辐射到患者P。在透射X-射线检测器3中检测X-射线脉冲作为透射X-射线。为了更准确，在透射X-射线检测器3中检测透射X-射线作为透射过患者P的X-射线脉冲的结果。在透射X-射线检测器3中检测的透射X-射线通过启动的积分器4反馈给比较器5作为透射X-射线数据，或者直接反馈给比较器5，例如通过开关以将透射X-射线检测器3直接与比较器5连接。比较器5以预定的间隔将反馈的透射X-射线数据与基准值进行比较。将通过比较器5获得的比较结果通过时间测量单元6或直接地(例如，通过开关以将比较器5直接与X-射线条件设定单元1连接)发送给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1以预定的间隔读取比较结果。如果X-射线条件设定单元1确定与基准值相比当前的透射X-射线数据太高，则它控制以降低X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个。在另一方面，如果X-射线条件设定单元1确定与基准值相比当前的透射X-射线数据太低，则它控制以升高X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个。通过控制X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，可以重复这种控制过程直到透射X-射线数据接近基准值。

上文描述的连续X-射线荧光检查确定了在AEC中要使用的开始X-射线管电压和开始X-射线管电流。在透射X-射线数据接近基准值或不与基准值相差较大时可以终止ABC。不要求透射X-射线数据与基准值相同。应用基于在ABC中所确定的透射X-射线数据的开始X-射线管电压和开始X-射线管电流，AEC可以实现降低获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度的时间。

在连续的X-射线荧光检查中的ABC结束时，AEC开始。在AEC中，基于在ABC中所确定的透射X-射线数据的开始X-射线管电压和开始X-射线管电流产生的第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(a4)辐射到患者P，如附图7所示。在透射X-射线检测器3中检测第一X-射线脉冲(a4)作为透射X-射线。更准确地说，在透射X-射线检测器3中检测透射X-射线作为透射过患者P的第一X-射线脉冲(a4)的结果。在透射X-射线检测器3中检测的透射X-射线发送给积分器4。积分器4继续对透射X-射线进行积分，并以预定的间隔将积分的透射X-射线反馈给比较器5作为透射X-射线数据。比较器5以预定的间隔将反馈的透射X-射线数据与基准值进行比较。

如上文所描述，每个间歇X-射线脉冲的宽度并不固定而是根据时间测量单元6的控制变化。因此，第一X-射线脉冲(a4)的辐射继续直到通过时间测量单元6实施终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。

通过比较器5获得的比较结果发送给时间测量单元6。例如，比较结果可以是表示透射X-射线数据是否已经达到了基准值的信号。在时间测量单元6接收到表示尽管经过了X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度但透射X-射线数据还没有达到基准值的这种信号时，将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，这种信号可以从比较器5直接输送给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1增加或控制调节用于产生第二X-射线脉冲(b4)的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b4)，这些条件包括增加的或控制的X-射线管电压和/或增加的或控制的X-射线管电流。

在另一方面，如果仅在X-射线脉冲辐射时间的允许的最小长度内时间测量单元6接收到表示透射X-射线数据已经超过基准值的信号时，将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，这种信号直接从比较器5输送给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1降低或控制调节用于产生第二X-射线脉冲(b4)的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据不超过但达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b4)，这些条件包括降低的或控制的X-射线管电压和/或降低的或控制的X-射线管电流。

因此，在时间测量单元6接收表示透射X-射线数据已经达到基准值的信号时，时间测量单元6将终止信号发送给X-射线管2以使X-射线管2终止它的X-射线辐射。一旦X-射线辐射终止了，则不辐射X-射线直到产生第三X-射线脉冲(c4)的时间。上文所描述的AEC可以在后续的每个X-射线脉冲(比如X-射线脉冲(c4)和(d4))中以类似的方式重复。结果产生了具有最佳亮度的X-射线荧光检查图像。

然而，根据本发明的第三实施例，以在ABC中获得的初始X-射线管电压和初始X-射线管电流产生第一X-射线脉冲(a4)。因此，在第一X-射线脉冲(a4)中透射X-射线数据可能达到基准值。此外，即使在第一X-射线脉冲(a4)中透射X-射线数据达到基准值也不需要较长的时间。因此，可以比根据本发明的第一和第二实施例更加快速地获得X-射线荧光检查图像的最佳的且稳定的亮度。

如上文所述，在根据本发明的第三实施例的X-射线诊断设备中，为了实现X-射线荧光检查图像的最佳亮度，首先实施连续的X-射线荧光检查以猜测或确定在AEC中进行第一间歇X-射线脉冲的适当的初始X-射线管电压和初始X-射线管电流。以该初始X-射线管电压和初始X-射线管电流开始AEC。因此，即使在较低的速率的间歇X-射线脉冲辐射下，也可以快速地获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度。例如，希望在大约几十毫秒的周期下获得最佳的亮度。

(第四实施例)

再次参考附图3解释根据本发明的第四实施例的X-射线诊断设备的结构。此外，附图8所示为在根据本发明的第四实施例的X-射线诊断设备中获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度的另一方法的附图。在根据本发明的第四实施例的X-射线诊断设备中，在AEC之前实施以比AEC的速率更高的速率发送脉冲的X-射线的X-射线荧光检查，比如(但不限于)在本发明的第一和第二实施例中所描述。因此，基于先前的更高速率的脉冲X-射线荧光检查的结果，可以确定用于AEC的开始X-射线管电压和/或开始X-射线管电流。以在脉冲X-射线荧光检查中的常规的ABC或使用AEC原理的技术中的一种可以执行更高速的脉冲X-射线荧光检查。以常规的ABC作为实例描述本发明的第四实施例。在本发明的第四实施例中描述的技术可以不用于X-射线照相。

如附图3所示，X-射线诊断设备包括X-射线管2、透射X-射线检测器3、积分器4和X-射线控制电路100。X-射线控制电路100包括比较器5、时间测量单元6和X-射线条件设定单元1。X-射线管2朝患者P辐射X-射线。透射X-射线检测器3检测穿过患者P的透射X-射线作为通过X-射线管2产生的X-射线辐射的结果。积分器4对从透射X-射线检测器3中获得的结果进行积分。比较器5将从积分器4中获得的积分结果与基准值进行比较。通常事先确定表示X-射线荧光检查图像的最佳亮度的基准值。时间测量单元6基于从比较器5中获得的比较结果产生终止信号以控制通过X-射线管2进行的X-射线辐射时间(每次间歇X-射线脉冲的宽度)。在执行ABC时，时间测量单元6也可以将比较结果传递给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1设定并控制由X-射线管2产生X-射线辐射的X-射线条件，比如X-射线管电压和X-射线管电流。在ABC的过程中，X-射线条件设定单元1基于从比较器5(通过时间测量单元6)中获得的比较结果进一步控制这些条件。

响应操作者启动X-射线辐射开关(脚踏开关)，X-射线管2以比用于后续的AEC的速率更高的速率以脉冲的形式开始X-射线辐射。以间歇脉冲X-射线产生X-射线辐射。

与已有技术类似，首先，第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(A)辐射到患者P，如附图8所示。在透射X-射线检测器3中检测第一X-射线脉冲(A)并在积分器4中进行积分作为积分的X-射线数据。积分的X-射线数据反馈回比较器5。在比较器5中，积分的X-射线数据与基准值进行比较。比较结果直接或通过时间测量单元6反馈给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1根据比较结果确定下一X-射线脉冲的条件并将X-射线管2设定为所确定的条件。确定的条件例如包括X-射线脉冲的X-射线管电压和X-射线管电流。在设定的条件下，第二X-射线脉冲(第二间歇脉冲X-射线)(B)辐射到患者P，并且如上文所述，执行类似的亮度控制。通过在后续的X-射线脉冲(C)、(D)和(E)中重复这种亮度控制过程，透射X-射线数据接近基准值。

上文所述的更高速率的脉冲X-射线荧光检查确定了在AEC中使用的初始X-射线管电压和初始X-射线管电流。在透射X-射线数据接近基准值或与其相差不大时ABC可以终止。可以不要求透射X-射线数据与基准值相同。应用基于在ABC中所获得的透射X-射线数据的初始X-射线管电压和初始X-射线管电流，AEC可以实现缩短获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度的时间。

在更高速率的脉冲的X-射线荧光检查ABC结束时，AEC开始。在AEC中，基于在ABC中所确定的透射X-射线数据的开始X-射线管电压和开始X-射线管电流产生的第一X-射线脉冲(第一间歇脉冲X-射线)(a5)辐射到患者P，如附图8所示。在透射X-射线检测器3中检测第一X-射线脉冲(a5)作为透射X-射线。更准确地说，在透射X-射线检测器3中检测透射X-射线作为透射过患者P的第一X-射线脉冲(a5)的结果。在透射X-射线检测器3中检测的透射X-射线发送给积分器4。积分器4继续对透射X-射线进行积分，并以预定的间隔将积分的透射X-射线反馈给比较器5作为透射X-射线数据。比较器5以预定的间隔将反馈的透射X-射线数据与基准值进行比较。

如上文所描述，每个间歇X-射线脉冲的宽度并不固定的，而是根据时间测量单元6的控制变化。因此，第一X-射线脉冲(a5)的辐射继续直到通过时间测量单元6实施终止控制而结束，结果，透射X-射线数据随辐射时间增加。

通过比较器5获得的比较结果发送给时间测量单元6。例如，比较结果可以是表示透射X-射线数据是否已经达到了基准值的信号。在时间测量单元6接收到表示尽管经过了X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度但透射X-射线数据还没有达到基准值的这种信号时，将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，这种信号可以直接从比较器5输送给X-射线条件设定单元1。

X-射线条件设定单元1增加或控制调节用于产生第二X-射线脉冲(b5)的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b4)，这些条件包括增加的或控制的X-射线管电压和/或增加的或控制的X-射线管电流。

在另一方面，如果时间测量单元6仅在X-射线脉冲辐射时间的允许的最小长度内接收表示透射X-射线数据已经超过基准值的信号时，将这种信号传递给X-射线条件设定单元1。可替换的是，这种信号可以直接从比较器5输送给X-射线条件设定单元1。X-射线条件设定单元1降低或控制调节用于产生第二X-射线脉冲(b5)的X-射线管电压和X-射线管电流中至少一个，以使在X-射线脉冲辐射时间的允许的最大长度内透射X-射线数据不超过但达到基准值。因此，以重新设置的条件辐射第二X-射线脉冲(b5)，这些条件包括降低的或控制的X-射线管电压和/或降低的或控制的X-射线管电流。

因此，在时间测量单元6接收表示透射X-射线数据已经达到基准值的信号时，时间测量单元6将终止信号发送给X-射线管2以使X-射线管2终止它的X-射线辐射。一旦X-射线辐射终止了，则不辐射X-射线直到产生第三X-射线脉冲(c5)的时间。上文所描述的AEC可以在后续的每个X-射线脉冲(比如X-射线脉冲(c5)和(d5))中以类似的方式重复。这就得到了具有最佳亮度的X-射线荧光检查图像。

然而，根据本发明的第四实施例，以在ABC中获得的开始X-射线管电压和开始X-射线管电流产生第一X-射线脉冲(a5)。因此，在第一X-射线脉冲(a5)中透射X-射线数据可能达到基准值。此外，即使在第一X-射线脉冲(a5)中透射X-射线数据达到基准值也不需要较长的时间。因此，可以比根据本发明的第一和第二实施例更加快速地获得X-射线荧光检查图像的最佳的且稳定的亮度。

如上文所述，在根据本发明的第四实施例的X-射线诊断设备中，为了实现X-射线荧光检查图像的最佳亮度，首先实施更高速率的X-射线荧光检查以估计或确定在AEC中进行第一间歇X-射线脉冲的适当的初始X-射线管电压和初始X-射线管电流。以该初始X-射线管电压和初始X-射线管电流开始AEC。因此，即使在较低的速率的间歇X-射线脉冲辐射下，也可以快速地获得X-射线荧光检查图像的最佳亮度。

在本发明的实施例中，X-射线诊断设备具有随机存取存储器(RAM)，该RAM可以接收并存储计算机程序和应用程序作为临时和/或非易失性状态的计算机可读指令。X-射线诊断设备可以进一步具有从硬盘读取和写入到其中的硬盘驱动器、从磁盘读取和写入到其中的磁盘驱动器和/或从光盘读取和写入到其中的光盘驱动器(例如，CD-ROM、磁光盘、ROM、RAM、EPROM、EEPROM、高速存储器、磁或光卡、DVD或适合于存储电子指令的任何类型的媒介)。在本领域的普通技术人员将会理解到一种或多种这种存储器、驱动器和它们相应的媒介都是存储计算机可读指令的计算机程序产品的实例，在执行这些程序产品时，它们可以实施本发明的实施例。

对于在计算机领域中的普通人员显然的是，使用根据本发明的教导编程的常规通用数字计算机也可以方便地实施本发明。基于本发明的教导普通技术人员容易制备的适当的软件代码对在软件领域的普通技术人员是显然的。具体地说，正如在本领域的普通技术人员将会认识到的是，可以以以许多种计算机语言(包括但不限于C、C++、Fortran和Basic)写控制本发明的X-射线诊断设备的操作的计算机程序产品。对本领域的普通技术人员很显然的是，通过制备专用集成电路或通过与常规部件电路的适当网络互连也可以实施本发明。

上文已经描述的本发明的实施例只是为了更加容易地理解本发明的实例，它并不是用于限制本发明。因此，在本发明的范围内可以将在本发明的实施例中公开的每个部件和元件重新设计或修改为它的等效方案。

根据上文的教导本发明的许多实施例和变型都是可能的。因此，可以理解的是，在本发明的附加的权利要求的范围内可以以除了所描述的具体方式以外的方式实施本发明。

Claims (12)

1.一种X-射线荧光检查设备，包括：

构造成脉冲地产生用于X-射线荧光检查的X-射线的发生器；

构造成检测透射过X-射线荧光检查的对象的X-射线的透射X-射线并输出X-射线透射数据的检测器；

构造成在X-射线的产生的周期中对X-射线透射数据进行积分的积分器；

构造成将积分的X-射线透射数据与基准值进行比较的比较器；

构造成对对象进行连续的或更高脉冲速率的X-射线荧光检查的荧光检查单元，由此确定用于所述X-射线的脉冲检查期间的电压和电流；和

构造成在脉冲产生周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据以停止发生器的控制器，用于在确定X-射线的脉冲检查期间的电压和电流之后，确定脉冲的宽度。

2.根据权利要求1所述的设备，其中控制器被构造成在积分的X-射线透射数据在脉冲产生的允许的最大长度下没有达到基准值时通过在随后的产生中增加发生器的电压和电流中至少一个来控制发生器。

3.根据权利要求1所述的设备，其中控制器被构造成在积分的X-射线透射数据在脉冲产生的允许的最小长度下超过基准值时通过在随后的产生中降低发生器的电压和电流中至少一个来控制发生器。

4.根据权利要求1所述的设备，其中连续的荧光检查单元被构造成通过自动亮度控制控制X-射线荧光检查。

5.根据权利要求1所述的设备，其中连续的荧光检查单元被构造成通过自动曝光控制控制X-射线荧光检查。

6.根据权利要求1所述的设备，其中控制器被构造成确定所说的电流和所说的电压以使X-射线等于或接近基准值。

7.根据权利要求1所述的设备，其中更高脉冲速率的荧光检查单元被构造成通过自动亮度控制控制X-射线荧光检查。

8.根据权利要求1所述的设备，其中更高脉冲速率的荧光检查单元被构造成通过自动曝光控制控制X-射线荧光检查。

9.根据权利要求1所述的设备，其中控制器被构造成确定所说的电流和所说的电压以使X-射线等于或接近基准值。

10.根据权利要求1所述的设备，进一步包括：

被构造成存储与对象的第一厚度相关的X-射线发生条件的存储装置，

其中，在确定对象的第二厚度时，发生器基于与对象的第二厚度相关的X-射线发生条件在脉冲产生中产生X-射线。

11.根据权利要求10所述的设备，其中X-射线发生条件包括发生器的电压和电流。

12.一种X-射线荧光检查设备，包括：

脉冲地产生用于X-射线荧光检查的X-射线的装置；

检测透射过X-射线荧光检查的对象的X-射线的透射X-射线的装置；

在X-射线的脉冲产生的周期中对获得的X-射线透射数据进行积分的装置；

将积分装置获得的积分的X-射线透射数据与基准值进行比较的装置；和

在所说的脉冲产生的周期中响应达到基准值的积分的X-射线透射数据使产生X-射线的装置停止的装置，

其中，首先连续地或高脉冲速率地产生用于X-射线荧光检查的X-射线，以确定用于所述X-射线的脉冲检查期间的电压和电流，然后确定用于X-射线荧光检查的脉冲宽度。

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