CN1032284C

CN1032284C - X射线摄象法

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Publication number: CN1032284C
Application number: CN91103906A
Authority: CN
Inventors: 藤崎雪雄
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1990-06-06
Filing date: 1991-06-06
Publication date: 1996-07-10
Anticipated expiration: 2006-06-06
Also published as: EP0460752A1; US5081660A; CA2046018C; CA2046018A1; DE69121636T2; EP0460752B1; DE69121636D1; HK1007603A1; KR920001995A; AU7737491A; AU632235B2; CN1057114A

Abstract

一种X射线图象拍摄方法，使来自X射线源的X射线在穿过一个滤光器后照射到欲摄取其图象的物体上，所述滤光器能使X射线的有效能量的波动受到扼制而限制在±10%之内，然后用摄象装置来接收这样穿过物体的X射线，于是，作为被照射目标的病人以及医生或X射线工作人员所接受的辐射剂量就可显著降低，而所获得的图象的清晰度却大为提高。

Description

X射线摄象法

本发明涉及X射线摄象方法，特别涉及一种透射式X射线摄象方法，该方法可显著降低其辐射剂量，且具有很高的清晰度。

所涉及的这种获取X射线图象的方法在医疗诊断领域中使用是特别有利的，因为用此方法能在疾病早期快速诊断人体内部的受照射部位。

为了对人体内部受照射部位进行医疗诊断，通常最常用的便是透射式X射线摄象法。即，由X射线管发射并穿过被照射目标的X射线，直接经由一个图象增强器(下文将简称为“I、I”)的摄象机摄取，或由X光胶片拍摄下来。

为了摄取合用的X射线图象，通常须要增大X射线的辐射剂量，并且还要从不同角度拍摄被照射部位的多幅X射线图象，因此就会带来这样的问题：在医疗部门工作的医生或X光操作人员便不得不受到大剂量的X射线辐照。根据美国科学院1989年12月的报导，发现辐射剂量与放射产生的疾患之间有正比关系，并且发现这类诸如胃癌等放射病的发病率是在相对短时间内重复辐照，特别是低量级射线辐照的3到4倍。然而人们知道，X射线的CT方法等，虽然对实时诊断被照射部位是明显有效的，但在须要摄取其图象时，就必须增大X射线的辐射剂量。

另一方面，在这种X射线摄象方法中，存在所谓“辐射束凝结现象(beam hardening phenomenon)”，其中例如，骨骼的厚度与X光胶片上得到的骨骼影象的黑度不成正比。换句话说就是，当X射线呈现为连续能谱分布时，这种分布表现出一幅向一侧倾斜的图案，于是对精确摄取图象带来一定困难。上述X射线的CT方法已通过一种复杂的计算机瞬时校正程序消除了这种“辐射束凝结”，但这又带来所需设备异常昂贵的问题。

本发明人已提出一种解决上述“辐射束凝结现象”这一问题的方案，该方案已在美国4727561号专利和美国第299538号专利申请中作过描述。其中，来自一个单独的X射线管的X射线被两个检测器之一在X射线尚未穿过待测目标之前接收，而另一检测器则在X射线穿过一个滤光器和穿过待测目标后接收X射线，所述滤光器的辐射吸收系数不随待测对象的厚度而变化。于是，就可在有效地避免了“辐射束凝结现象”所造成的任何影响下，由这样两个检测器所接收到的射线的强度之比对被测对象作高精度的分析。

在这种可避免“辐射束凝结现象”的上述方案基础上，本发明提出了一种有效的摄取X射线图象的方法。

因此，本发明的主要目的是要提供如下一种摄取X射线图象的方法，该方法可显著降低所暴露的X射线的剂量，以减少对病人、医生和X射线工作人员的辐射剂量，从而使放射产生疾患的发病率受到限制而降至最低，同时又能有效地避免“辐射束凝结现象”，使拍摄高清晰度的X射线图象成为可能。

按照本发明，上述目的可通过下述的摄取X射线图象的方法来实现：从X射线源发出的X射线先穿过一个滤光器然后穿过欲摄取其图象的目标，在穿过该目标后再由一个摄象装置接收，其特征在于，所述从X射线源发出的X射线在该滤光器上，受到扼制，使其有效的X射线能量波动，限制在±10％之内。

在本发明的上述方案中，照射在目标上的X射线的有效X射线能量的波动被限制在±10％范围之内，因此能有效地避免“辐射束凝结现象”，从而达到极佳的清晰度，特别是还能显著降低辐射剂量。

因此，按照本发明的摄取X射线图象的方法，所获得的X射线图象具有高清晰度的的效果，从而大大有助于医疗诊断之类的工作使它们精确和可靠；特别是辐射剂量可显著降低，使不得不暴露于辐射条件下的病人、医生和X射线工作人员所受到的辐射剂量明显减少，从而有效防止了放射疾患的出现。

由以下参照附图对本发明最佳实施例所作的详细描述可清楚地了解本发明的其他目的及本发明的优点。

图1是为了实现本发明的X射线摄象方法所需要的各部件的整体配置的说明图；

图2是图1所示的本发明方法中一幅X射线能谱分布图；

图3a和3b是为了与图2对照而示出的与本发明方法不同的摄象方法的X射线能谱分布图；

图4是表示X射线聚焦深度和被照射对象厚度之间关系的典型图表，其中将由本发明获得的图象与不是由本发明获得的图象的关系作了对比；

图5是表示X射线聚焦深度和被照射对象的斜度之间关系的典型图线，其中将由本发明获得的图象与不是由本发明获得的图象作了对比；

图6是表示本发明方法中被照射对象的厚度和X射线有效能量之间关系的曲线图；

图7是表示在不按本发明的方法中，被照射对象的厚度和X射线有效能量之间关系的类似曲线图：

图8是用本发明的方法拍摄的X光照片；

图9是用已知方法拍摄的与图8所示相同部位的X光照片。

以下将参照附图中所示的实施例对本发明作详细描述，但须指出，本发明并不只限于所述的实施例，而应包括在所附的权利要求书范围内的所有可能的改型、变换和等价方案。

参看图1，该图示出可用于本发明的X射线摄象方法中的系统10。在系统10中，包括一个如X射线管的X射线源11。射线源11发出波长小于1的硬X射线。一个转动的滤光器盘12配置在X射线源11下面。滤光器盘12包含许多滤光部件13、13a、13b……13n等，它们各自沿盘12的圆周方向相互间隔地配置，以便当盘12在一个转动驱动装置14的驱动下绕轴转动一个适当的转角时，这些滤光部件13、13a、13b……13n中必有一个适当的部件正好处于X射线源11的下方。这些滤光部件13、13a、13b……13n被做成彼此各不相同，它们分别对应有不同于X射线源11的各种能谱分布，因此相应有与X射线源11不同的各种X射线强度，并被如此配置以便使由射线源发出的X射线的有效能量的任何波动能受到扼制而限制在±10％以内。

X射线源11和用以使滤光器盘12转动的转动驱动装置14分别可由X射线控制器15和滤光器控制器16进行控制，而控制器15和16两者互相联动，以便配置相应一个具有有效的X射线辐射能量的滤光部件。穿过转动滤光器盘12的X射线照射到放置在工作台17上的物体OJ上以摄取该物体的X射线图象，而该图象是由放置在工作台17下面的胶片盒18中的X光胶片拍摄下来的。

如果须要，也可以用一个配置在工作台17下面的I、I、摄象机19拍摄X射线穿过时的该物体，摄象机19耦合到一台摄象机控制器20上，由I、I摄象机19拍摄的X射线图象通过控制器20而提供给一个图象处理装置21，于是，一个可见图象(see-through)就由与图象处理装置21相连的阴极射线管(CRT)22作为其输出而获得。

在上述系统10中，X射线是由X射线源11发出的，其X射线的辐射能量则是受X射线控制器15调整的。如此射出的X射线再穿过由转动滤光器盘12的旋转而指定的滤光部件13、13a、13b……13n中的一个滤光部件，于是就使X射线的有效能量的波动被限制在±10％范围之内。这个例子中转动滤光器盘12的旋转，是依据X射线控制器15对X射线源11的输出，通过接有滤光器控制器16的转动驱动装置14而实现的。X射线穿过转到被指定的滤光部件之后照射到欲成象的物体上，于是物体OJ的可见图象就可由胶片盒18中的X光胶片显出(即所谓直接成象程序)，或者借助I、I、摄象机19经摄象机控制器20，图象处理装置21和阴极射线管22而变成可见。

例1：

利用本发明的X射线摄象方法对叠置的铝板作了实验。从0毫米到10.0毫米分5步逐渐改变作为本方法成象目标的板的厚度，其X射线能谱分布则利用一个纯锗(Ge)半导体检测器和一台波高分析仪(wave-height analyzer)来测定，其结果示于图2。由图2可见，在有效能量分布中，没有出现倾斜，随叠置物体厚度变化而呈现的能谱分布的中心值如一条连接这些中心值的虚线P1所示，基本上是一条垂直的直线。因此可以断定，按照本发明的X射线摄象法，“辐射束凝结现象”的影响基本上得以避免，同时清晰度得以改善。在这个实例中，作为X射线源11的X射线管的管电压和管电流，在本方法中是采用120KV和50μA进行实验的。

对照例1：

除了不用转动滤光器盘之外，基本上与上述例1的X射线摄象方法相同。其X射线能谱分布是利用同样的纯锗(Ge)半导体检测器和波高分析仪对类似方法叠置的Al板进行测定的，叠置厚度则从0毫米到2.0毫米分4步改变，其结果示于图3a。由图3a可见，对于各不同的厚度，有效能量分布出现了倾斜。也就是，连接各有效能量中心值的直的虚线P2是倾斜的，表明受到了“辐射束凝结现象”的影响，其有效能量的波动宽度达到约±22％，因而清晰度下降。

对照例2：

除了不用转动滤光器盘之外，基本上与前述例1的X射线摄象方法相同。其X射线能谱分布是利用同样的纯Ge半导体检测器和波高分析仪而对作为目标的叠置的银(Ag)板进行测定的，叠置厚度则从0毫米到0.2毫米分5步改变，其测定结果示于图3b。同图3b可见，连接各有效能量中心值的直的虚线P3有明显的倾斜，有效能量的波动宽度达到约±31％，因而清晰度变得更差。

由上述两个作为对照的例子1和2可清楚地看出，较大原子序数的物体受到“辐射束凝结现象”的影响较大。因此，如果还考虑到作为参数之一的欲成象物体的原子序数，则转动滤光器盘上被指配的一个滤光部件应选择成适于避免出现“辐射束凝结现象”，也就是应使连接不同物体厚度的有效X射线能量中心值的连线不出现倾斜，从而有可能获得与被照射物体类型或种类无关的极佳图象。在对照例1和2中，这种有效能量的波动与被照物体的类型和原子序数有关；而在本发明的例1中，如图6所示它与物体的类型或原子序数无关，因此可以实现对被照物体的定性和定量测定。

另一方面，虽然在本发明的摄取该图象的方法中，有效能量也会因射线源的电压、射线源电流、室温、湿度等条件变化而波动，但是，通过对这种波动加以扼制可使有效能量的波动平稳下来，即当有效能量低于100KeV时，限制其波动在±10KeV之内，而当有效能量超过100KeV时，限制其波动在±10％范围之内。换句话说，就是X射线在射出之后立即被滤光，使得如图2中所示的直的虚线P1，即连接各有效能量中心值的连线的倾斜度能受到有效地扼制，使其有效能量的波动限制在±10％范围之内，最好是接近±0％。

例2：

本发明的摄取X射线图象的方法被用于摄取一个由Al板逐渐叠置而成的物体的图象。通过I、I、摄象机用阴极射线管来检测其黑度，直至该叠置板的中心部分的图象因黑度增加而看不见但最高叠层Al板的轮廓线仍存在时为止，于是，就可测出尚可看见和辨认出的作为被测定目标Al板的最小厚度。进而，将一个厚0.6毫米的环形铜线放置在一叠Al板上作为摄象目标，并通过I、I摄象机用阴极射线管来检测目标的X射线图象的黑度，逐渐增加Al板的数量使其叠置起来，直至被检测图象上的铜线环因叠加Al板使黑度增加而看不见为止，于是就可测出作为被测目标仍可看见和辨认出的叠置的Al板的最大厚度。本例中该摄象法是在X射线源的射线管电压为80KV和管电流为1mA条件下完成的。

对照例3：

除了不用转动滤光器盘之外，采用了与例2相同的摄象方法，并以倒2中同样的方式测量叠置的Al板的最小厚度和最大厚度。

例2和对照例3中Al板的叠置厚度与图象黑度之间的关系示于图4；而依据图4，Al板的可见范围(聚焦深度)和叠置的Al板厚度的斜度则示于图5中。结果是，在本发明的例2中所需的辐射剂量被确定为54毫伦琴/分(mR/min)，这表明，在与对照例3所需的辐射剂量R2为2020mR/min。相比之下，合乎理想地减少至其2.7％[(R1/R2)×100％]。再有，由于变黑而使最上面的Al板的中心部分成为不可见的情况下的叠置Al板的最小厚度T1为2.4cm；而在对照例3中，使最上面的Al板的中心部分已变成不可见的情况下的叠置Al板的同一最小厚度T2为4.0cm，于是尽管合乎理想的辐射剂量的减少至1/37，最小厚度的减少仍可限制到约60％[(T1/T2)×100％]。还有，在例2中，叠置A1板的上部放有铜线环的欲成象的叠置Al板的最大厚度T3为7.4cm；而在对照例3中，同一最大厚度T4为8.6cm，于是最大厚度的增加可限制到约86％[(T3/T4)×100％]。因此，可求得例2中的Al板的X射线图象可见的区域Z1是5.0cm(T3-T1)，而在对照例3中的可见区域z2是4.6cm(T4-T2)，于是可知例2中的可见区域比对照例3中的可见区域有所扩大，为其109％[(Z1/Z2)×100％。

例3-7：

在物体的X射线图象中，辐射剂量和物体的可见区域均是用与例2中相同的方式测定的，只是欲摄象的目标和管电压是按下表1所示改变的，其中滤光器部件也如下表1所示是适当变化的。

表1

例：对照例：摄象物体 3 4 5 6 7 4 5 6 7 8

丙烯酸类铝铝铝丙烯酸类铝铝铝滤光器部件(用于) 60KV 80KV 60KV 100KV 120KV -- -- -- -- --管电压(KV) 60 80 60 100 120 60 80 60 100 120管电流(mA) 1 1 1 1 1 1 1 1 1 1辐射剂量(mR/min) 56.4 54.0 56.4 30.4 71.7 1600 2020 1600 2120 2370比率(％) 3.5 2.7 3.5 1.4 3.0 -- -- -- -- --X射线穿透程度：最大厚度(cm) 21 26 4.4 7.8 9.4 25 31 5.2 10.2 11.2最小厚度(cm) 6 10 1.2 2.4 5.0 11 17 2.2 5.8 7.4可见区域(cm) 15 16 3.2 5.4 4.4 14 14 3.0 4.4 3.8

对照例4-8：

欲摄象的物体和X射线管电压也按表1所列的改变，而辐射剂量和物体的可见区域是以与对照例3相同的方式测定的。

由例3-7和对照例4-8的测定结果可知，在以本发明的摄取X射线图象的方法来获得测量结果情况下，用于摄象所需的辐射剂量急剧下降到1/8至1/25，最终病人、医生和工作人员不得不承受的辐射剂量就能减至最低，并且可获得满意的清晰度。因此本方法在医疗诊断中是极为有用的，被照目标的图象清晰度大为改善，可见区域范围更大，从而能获得可靠的高品质的X射线图象。图8示出用本发明摄取X射线图象的方法(射线管电压为65KV，管电流为100mA)对膝关节所拍摄的X射线照片。图9示出用已知方法(管电压为53KV，管电流为100mA)对同一膝关节所拍摄的另一张X光照片。两者相比可清楚地看出，用本发明的方法能获得比用已知方法更高质量的X光照片。

再有，按照本发明的X射线摄象法，用市场上任何可用的X光胶片都能获得极高质量的X光图象。甚至在通常的摄象条件下将管电压提高10％到20％，仍能使辐射剂量显著减少。

例8和9：

如下表2所示，用市售X光胶片，在普通摄象条件下使管电压增加20％来摄取X射线的图象，结果所获得的X射线图象可比图8所示的更为清晰。在表2中，将各例中的辐射剂量与一般摄象条件下的辐射剂量作了比较。

表2

例：对照例：

8 9 10 9 10 11滤光器部件(用于) 60KV 60KV 80KV 80KV 100KV 100KV 100KV 60KV 80KV 100KV管电压(KV) 60 72 80 96 100 110 120 60 80 100管电流(mA) 100 100 100 100 100 100 100 100 100 100辐射剂量(mR/min) 2382 5034 2760 7626 2304 3744 5682 20700 37710 62106比率(％) 11.5 24.3 7.3 20.2 3.7 6.0 9.1 100 100 100

例10：

用与例8和9相同的方式，使管电压相对于普通摄象条件下的管电压增加10％和20％来获取X图象。在表2中，将各种管电压下的辐射剂量与一般摄象条件下的辐射剂量作了比较。

对照例9、10和11：

除了不用转动式滤光器盘之外，X射线图象是以与上述例8、9和10相同的方式获取的。其辐射剂量也示于表2中。

例8-10和对照例9-11，其管电流都是恒定的100mA。另外，在表2中，各例8-10的辐射剂量相对于各对照例9-11的比值(以对照例本身设为100％)分别被示出。

由表2中示出的例8-10和对照例9-11的结果可明显看出，尽管管电压增加了10％或20％，而辐射剂量却急剧下降1/4至1/11。

概括来说，按照本发明可知，由于各有效能量中心值的连线紧靠一条垂直线，因此X射线的较低能量侧(也就是图2中所示的能量低于50KeV一侧)被消除，因而与已知方法中的辐射剂量相比，本发明中较低能量级的辐射剂量能被有效切除，于是通常被认为是由低能量X射线照射而引起的放射疾患出现的几率就降低了，而人体就可有效地免受X射线的伤害。

Claims

1.医疗系统中用的一种X射线摄象法，其中从X射线源发出的X射线先穿过一个滤光器，然后穿过欲摄取其图象的物体，在穿过该物体后再由一个摄象装置接收，其特征在于，所述从X射线源发出的X射线在上述滤光器上受到扼制，使其有效的X射线能量的任何波动，限制在从该X射线源发出的有效能量的±10％范围之内。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，其中所述X射线的有效能量中的低能量级部分在穿过所述滤光器后被除掉。