CS262871B1

CS262871B1 - Device for radiography automatic control

Info

Publication number: CS262871B1
Application number: CS869710A
Authority: CS
Inventors: Josef Ing Pohanka; Jiri Ing Hamouz
Original assignee: Josef Ing Pohanka; Jiri Ing Hamouz
Priority date: 1986-12-22
Filing date: 1986-12-22
Publication date: 1989-04-14
Also published as: PL155335B1; FR2608416A1; DE3734585A1; HUT45678A; HU200059B; DD276418A3; PL268196A1; CS971086A1

Description

Vynález se týká zařízení automatického řízení rentgenového snímkování, které představuje rentgenový diagnostický komplet, sestávající z kazety, detektoru záření s vyhodnocením expoziční rychlosti, rentgenky a rentgenového multipulsního přístroje.BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to an automatic X-ray imaging control apparatus, which is an X-ray diagnostic assembly comprising a cassette, a radiation detector with an exposure rate evaluation, an X-ray tube, and an X-ray multipulse apparatus.

Pro zjednodušení obsluhy rentgenových přístrojů, zejména při rutinním snímkován^ se v současné době používají tzv. expoziční automaty, které vyhodnocují dávku záření, prošlého pacientem, Obsluha musí nastavit předpokládanou hodnotu snímkovacího napětí, kterou musí předem odhadnout. Při dosažení nastavené hodnoty dávky záření automat ukončí snímek.In order to simplify the operation of X-ray machines, especially in routine imaging, so-called exposure machines are currently used which evaluate the dose of radiation passed through the patient. The operator must set the expected value of the imaging voltage which he must estimate in advance. When the set radiation dose value is reached, the dispenser ends the image.

Klinické zkušenosti s používáním těchto automatů nejsou dobré. Chybný odhad snímkovacího napětí vyvolá buš extrémně časově dlouhý snímek s vysokou pohybovou neostrostí, nebo není dosaženo optimálního zčernání snímku.Clinical experience with using these machines is not good. Incorrect estimation of the frame voltage causes either an extremely long frame with high motion blur, or an optimal blackening of the frame is not achieved.

Při snímkování téhož orgánu ve dvou rovinách - např. čelné a bočně - je к dosažení optimálního zčernání obou snímků nutno nastavit nejen odlišná snímkovací napětí, ale i různý stupe'ň zčernání na expozičním automatu.When imaging the same organ in two planes - for example, frontal and lateral - to achieve optimal blackening of both images, it is necessary to set not only different frame voltages, but also different degrees of blackening on the exposure automat.

Dále jsou známa řešení, kdy typické snímkovací hodnoty - kV, mAs, nebo má a čas - pro požadovaný druh vyšetření a průměrného pacienta, uložené v paměti rentgenového přístroje, se vyvolají tzv, orgánovou volbou a korigují se dle zjištěné hmotnosti pacienta, skutečného rozměru snímkovaného orgánu a zvolené vzdálenosti mezi ohniskem rentgenky a kazetou.Furthermore, solutions are known where typical imaging values - kV, mAs, or has and time - for the desired type of examination and the average patient stored in the X-ray memory are called by organ selection and corrected according to the detected patient weight, the actual size of the imaging organ and the selected distance between the X-ray focus and the cassette.

262 871262 871

- 2 Je známou skutečností, že stejně hmotní pacienti, se stejně rozměrným orgánem se značně liší v celkově absorpci záření podle individuálního podílu objemu skeletu, měkkých tkání a podkožního tuku. Mimo to výpočet nerespektuje skutečný stav zářivé výtěžnosti rentgenky.It is a known fact that patients of the same mass, with an organ of the same size, vary considerably in overall radiation absorption according to the individual proportions of skeletal volume, soft tissue and subcutaneous fat. In addition, the calculation does not respect the true state of the radiant X-ray yield.

Vyřešení plně automatického řízení, které respektuje skutečnou absorpci záření pacientem a všechny vlivy celého snímkovacího řetězce, vyžaduje použití detektoru s vyhodnocením expoziční rychlosti. Zařízení s tímto detektorem, uvedené v АО 233963 Zařízení automatického řízení rtg snímkování a prohlížení, splňuje uvedené požadavky.. Je vhodné zejména pro vyšetřovny se střídavým provozem automatického prohlížení a snímkování vybraných orgánů, např. hrudníku a plic, kdy zvolené doby snímků dávají v obvyklém rozsahu absorpce snímkovací hodnoty, které jsou pro tato vyšetření typické.A fully automatic control solution that respects the patient's actual absorption of radiation and all the effects of the entire imaging chain requires the use of a detector with exposure rate evaluation. The device with this detector, listed in АО 233963 Automatic X-ray Scanning and Scanning Control Equipment, meets the above requirements. It is especially suitable for examinations with an alternating automatic scan and scanning operation of selected organs, eg chest and lungs, the extent of absorption of the scan values that are typical of these examinations.

Při použití uvedeného zařízení v širokém rozsahu absorpce, např. u končetin nebo u obézních pacientů, vybočují snímkovací hodnoty značně od dosud obvyklých hodnot. Tím v těchto případech dochází ke změně obvyklé struktury odstupňování zčernání snímků, na kterou jsou kliničtí pracovníci z dosavadní praxe navyklí.When using the device over a wide range of absorption, e.g. in limbs or obese patients, the imaging values deviate significantly from those previously known. As a result, in these cases, the usual structure of image blackening gradation that clinicians are accustomed to in practice has been changed.

Všechny uvedené nedostatky odstraňuje zařízení podle vynálezu umožňující v celém rozsahu absorpce, při všech druzích vyšetření provádět automatické snímkování v dosud používaných snímkovacích hodnotách, jehož podstata spočívá v tom, že výstup detektoru je spojen současně s nápěíovým vstupem integrátoru a vstupem prahového komparátoru,i jehož výstup je spojen s časovým vstupem vzorkovacího zesilovače· Napěťový vstup vzorkovacího zesilovače je současně spojen s měřící svorkou vstupem třetí nelinearity, výstup vzorkovacího zesilovače je spojen se vstupem první nelinearity, výstup první nelinearity je spojen s nápěíovým vstupem prvního spínacího stupně, blokovací vstup prvního spínacího stupně je současně spojen se svorkou startu snímku spínačem startu snímku a s nulovacím vstupem integrátoru. Výstup prvního spínacího stupně je spojen se řídicí svorkou, výstup integrátoru je spojen s prvním vstupem dávkového komparátoru, druhý vstup dávkového komparátoru je spojen a výstupem násobičky, výstup dávkovéhoAll the above mentioned drawbacks are eliminated by the device according to the invention which enables to perform automatic imaging at all imaging values used so far in the whole range of absorption, in which the output of the detector is connected simultaneously with the input of the integrator and the input of the comparator is connected to the time input of the sampling amplifier · The voltage input of the sampling amplifier is simultaneously connected to the measuring terminal with the third non-linearity input, the output of the sampling amplifier is connected to the first non-linearity input, the first non-linearity output is connected to the voltage input of the first switching stage; simultaneously connected to the frame start terminal with the frame start switch and the integrator reset input. The output of the first switching stage is connected to the control terminal, the integrator output is connected to the first batch comparator input, the second batch comparator input is connected to the multiplier output, the batch output

- 3 282 871 komparátoru je spojen se vstupem druhého spínacího stupně, výstup druhého spínacího stupně je spojen se svorkou ukončení snímku. Ks první vstup násobičky je připojena ovládací svorka zčernání a na druhý vstup násobičky je připojen výstup třetí nelinearity. Další varianta spočívá v tom, že výstup vzorkovacího zesilovače je zapojen na vstup druhé nelinearity, jejíž výstup je яроjen s prvním vstupem jasového komparátoru. Druhý vstup jasového komparátoru je spojen s napěťovým vstupem prvního spínacího stupně.- 3 282 871 of the comparator is connected to the input of the second switching stage, the output of the second switching stage is connected to the terminal of the image. The blacking control terminal is connected to the first multiplier input and the third non-linearity output is connected to the second multiplier input. Another variant is that the output of the sampling amplifier is connected to the second non-linearity input whose output is matched to the first input of the luminance comparator. The second input of the luminance comparator is connected to the voltage input of the first switching stage.

Na obr. 1 je zjednodušeně uveden příklad konkrétního provedení zařízení podle vynálezu. Na obr. 2 je graficky uveden příklad užívaného vztahu mezi absorpcí záření a používanými snímkovacími hodnotami pro orgánové skupiny P a H.Fig. 1 shows a simplified example of a specific embodiment of the device according to the invention. Figure 2 shows graphically an example of the relationship used between radiation absorption and used imaging values for organ groups P and H.

Rentgenový přístroj 5 je připojen napájecí svorkou 55 na rozvodnou síí, kladnou výstupní svorkou 56 na anodu rentgenky 4» zápornou výstupní svorkou 57 na katodu rentgenky 4 a je dále opatřen řídicí svorkou 6. měřicí svorkou 7 , svorkou 8 ukončení snímku a svorkou 9 startu snímku.The X-ray apparatus 5 is connected to the power supply terminal 55, the positive output terminal 56 to the X-ray anode 4, a negative output terminal 57 to the X-ray cathode 4, and is further provided with control terminal 6. .

Výstup detektoru 2 je spojen současně s napěťovým vstupem 172 integrátoru 17 a vstupem prahového komparátoru 10> jehož výstup je spojen s časovým vstupem 111 vzorkovacího zesilovače 11. Napěťový vstup 112 vzorkovacího zesilovače 11 je současně spojen s měřicí svorkou 7 a vstupem třetí nelinearity 22 · Výstup vzorkovacího zesilovače 11 je spojen se vstupem první nelinearity 12 , její výstup je spojen s napěíovým vstupem 131 prvního spínacího stupně 13 · Blokovací vstup 132 prvního spínacího stupně 13 je současně spojen se svorkou 9 startu snímku, se spínačem 16 startu snímku a s nulovacím vstupem 171 integrátoru 17. Výstup prvního spínacího stupně 13 je spojen s řídicí svorkou 6 . Výstup integrátoru 17 je spojen s prvním vstupem 181 dávkového komparátoru 18 , druhý vstup 182 dávkového komparátoru 18 je spojen s výstupem násobičky 21 . Výstup dávkového komparátoru 18 je spojen se vstupem druhého spínacího stupně 19 · Výstup druhého spínacího stupně 19 je spojen se svorkou 8 ukončení snímku. Na první vstup 211 násobičky 21 je připojena ovládací svorka 20 zčernání, naThe output of the detector 2 is connected simultaneously to the voltage input 172 of the integrator 17 and the input of the threshold comparator 10 whose output is connected to the time input 111 of the sampling amplifier 11. The voltage input 112 of the sampling amplifier 11 is simultaneously connected to the measuring terminal 7 and the sampling amplifier 11 is connected to the first non-linearity input 12, its output is connected to the voltage input 131 of the first switching stage 13. The blocking input 132 of the first switching stage 13 is simultaneously connected to the frame start terminal 9, the frame start switch 16 and the integrator reset input 171. 17. The output of the first switching stage 13 is connected to the control terminal 6. The output of the integrator 17 is connected to the first input 181 of the dose comparator 18, the second input 182 of the dose comparator 18 is connected to the output of the multiplier 21. The output of the batch comparator 18 is connected to the input of the second switching stage 19. The output of the second switching stage 19 is connected to the terminal 8 of the image termination. The blacking control terminal 20 is connected to the first input 211 of the multiplier 21 at

262 871 druhý vstup 212 násobičky 21 je připojen výstup třetí nelinearity 22 · Obr. 1 uvádí ještě - čárkovaně» druhou variantu zařízení podle vynálezu» kdy výstup vzorkovacího zesilovače 11 je zapojen na vstup druhé nelinearity 14 » jejíž výstup je spojen e prvním vstupem 151 jasového komparátoru 15 · Druhý vstup 152 jasového komparátoru 15 je připojen na výstup detektoru 2 a výstup jasového komparátoru 15 je spojen s napěťovým vstupem 131 prvního spínacího stupně 13 ·262 871 the second input 212 of the multiplier 21 is connected to the output of the third non-linearity 22. 1 shows, in dotted lines, a second variant of the device according to the invention, wherein the output of the sampling amplifier 11 is connected to the second non-linearity input 14, the output of which is connected to the first input 151 of the brightness comparator 15. the output of the luminance comparator 15 is connected to the voltage input 131 of the first switching stage 13;

Zařízení funguje takto :Here's how the device works:

Sepnutím spínače 16 startu snímku, tedy po skončení přípravy» dojde к vynulování integrátoru 17 íů^éoicoVacího vstupu 132 prvního spínacího stupně 13 je převedeno přes nezřtázorniíný rezistor na výstup prvního spínacího stupně 13 a na řídicí svorku 6 a rentgenový přístroj 5 » ten počne zvyšovat napětí rentgenky 4 · Souběžně s nárůstem napětí rentgenky 4 se počne zvyšovat expoziční rychlost záření» až její hodnota U_m po průchodu pacientem 3 vyvolá na výstupu detektoru 2 zvolenou prahovou hodnotu signálu expoziční rychlost D^When the switch 16 starts the image, after the completion of preparation »occurs к resetting the integrator 17 IU ^Star oicoVacího input 132 of the first switching stage 13 is transferred through nezřtázorniíný resistor to the output of the first switching stage 13 and to the control terminal 6 and the X-ray device 5» one starts to increase the voltage X-ray tubes 4 · At the same time as the X-ray tube voltage 4 increases, the exposure speed of the radiation begins to increase »up to its value U _m after passing through the patient 3 at the output of the detector 2

V tomto okamžiku vyšle prahový komparátor 10 impuls» řádové délky několika yus do časového vstupu 111 vzorkovacího zesilovače 11 » který okamžité převede měřenou hodnotu napětí rentgenky U_mz napěťového vstupu 112 vzorkovacího zesilovače 11 na jeho výstup a vstup první nelinearity 12 .At this time transmits a pulse threshold comparator 10 »the order of several lengths yus time to input 111 of the sampling amplifier 11» which immediately converts the measured voltage value U _m x-ray tube voltage input of 112 sampling amplifier 11 on the output and input of the first nonlinearity 12th

Pro snímkování dané skupiny orgánů je již praxí zaveden vztah mezi absorpcí záření dané skupiny orgánů a používanými snímkovaoími hodnotami.For the imaging of a given group of organs, a relationship between the radiation absorption of a given group of organs and the imaging values used has already been established in practice.

Ha obr. 2 je uveden graficky příklad užívaného vztahu mezi absorpcí záření a používanými snímkováními hodnotami pro orgánové skupiny P a H·Fig. 2 shows graphically an example of the used relationship between radiation absorption and used imaging values for organ groups P and H.

Na vodorovné ose je uveden útlum záření v logaritmickém měřítku, v horní části výkresu je uvedena závislost snímkovacího náboje Q v logaritmickém měřítku» ve spodní části je uveden průběh snímkovacího napětí U_fl.The horizontal axis shows the attenuation of radiation in a logarithmic scale, in the upper part of the drawing the dependence of the charge charge Q in a logarithmic scale is shown »in the lower part the waveform of the scanning voltage U _fl .

IAND

282 871282 871

První nelinearita 12 vytváří z měřené hodnoty napětí U_m na svém výstupu signál U_g , pro řízení snímkováčího napětí rentgenky v hodnotě právě odpovídající změřené absorpci záření a dané skupině orgánů.The first non-linearity 12 generates a signal U _g from its measured voltage value U _m at its output to control the X-ray imaging voltage at a value just corresponding to the measured radiation absorption and to a given group of organs.

Vztah mezi hodnotami U_fl a U_m lze zjednodušeně vyjádřit tThe relation between the values U _fl and U _m can be expressed simply by t

_f kde D* je expoziční rychlost záření při snímku a D_m je prahová expoziční rychlost záření. _f where D * is the exposure speed of the image and D _m is the exposure threshold.

kdy je skončena změření napětí U_m vzorkovacím zesia je převedeno první nelinearltou 12 na vstup prvníwhen the voltage measurement U _{m of the} sampling amplifier is terminated, the first non-linear 12 is converted to the first input

V okamžiku, lovečem 11 ho spínacího stupně 13 jako napětí U , první spínací stupen 0 sníží svoji výstupní impedanci a převede vstupní napětí U_e na svůj výstup a na řídicí svorku 6 .At the moment the hunter 11 ho of the switching stage 13 as a voltage U, the first switching stage 0 decreases its output impedance and converts the input voltage U _e to its output and to the control terminal 6.

Nyní rentgenový přístroj 5 bude dále zvyšovat j|apětí rentgenky 4Now the X-ray machine 5 will further increase the X-ray tube 4

I jen do hodnoty Ug.I only up to Ug.

Potřebnou expoziční rychlost záření D* pro provedení snímku určíme ze vztahu , kde D je dávka záření nutná к požadované mu zčernání snímku Dor * t_ft je doba exp oz i c e snímku >The required exposure speed D * for the image is determined from the relation, where D is the dose of radiation necessary to the required blackening of the image Dor * t _ft is the exposure time of the image>

Má-li rentgenka 4 pro dané napětí U proud I , pak pro spině0 ní požadavků na danou hodnotu náboje Q je nutná doba snímkuIf the X-ray tube 4 has current I for a given voltage U, then the frame time is necessary to switch the requirements for a given charge value Q.

z tohoof which

Potřebný průběh proudu I je možné dosáhnout volbou režimu řízení proudu I rentgenky 4 v závislosti na snímkovacím napětí U_e· Pro některé případy může být výhodnější nepřímé nastavení snímkovacího napětí U , které je na obr. 1 znázorněno čárkovaně.The required current waveform I can be achieved by selecting the current control mode I of the X-ray tube 4 as a function of the scanning voltage U _e .

V tomto případě je měřené napětí U_m z výstupu vzorkovacího zeIn this case, the measured voltage U _{m is} from the output of the sampling z

silovače 11 přivedeno na vstup druhé nelinearity 14 , stup dává signál požadované hodnoty expoziční rychlosti snímku, pro který platí zjednodušeně vztah :of the silencer 11 connected to the input of the second non-linearity 14, the step gives a signal of the desired value of the exposure speed of the image, for which the relation is simply:

Protože výstup druhé nelinearity 14 je přiveden na první vstup 151 jasového komparátoru 15 , na jehož druhý vstup 152 je přivedena skutečná hodnota expoziční rychlosti záření z detektoru 2,dojde po převedení výstupu jasového komparátoru 15 přes první spínací stupen 13 na řídicí svorku 6 к uzavření zpětné vazby řízení. Nyní jasový komparátor 15 zvýší snímkovací napětí rentgenky na hodnotu U , kdy výstup druhé nelinearity 14 bude právě shodný se skutečnou hodnotou expoziční rychlosti t.j. D_ a budou opět platit předchozí vztahy.Since the output of the second non-linearity 14 is applied to the first input 151 of the brightness comparator 15, to the second input 152 of which the actual value of the radiation exposure speed from the detector 2 is brought. linkage management. Now, the luminance comparator 15 will increase the X-ray imaging voltage to U, where the output of the second non-linearity 14 will be exactly equal to the actual value of the exposure rate i.e. D_ and the previous relationships will again apply.

nástupem signálu expoziční rychlosti detektoru 2 počne integrátor 17 integrovat dávku záření. Narůstající napětí na výstupu integrátoru 17 , přivedené na první vstup 181 dávkového komparátoru 1Д je srovnáváno se signálem požadované dávky U* druhého vstupu 182 , který je dán součinem ^u. - % · 7^e by the onset of the exposure speed signal of the detector 2, the integrator 17 begins to integrate the radiation dose. The increasing voltage at the output of the integrator 17 applied to the first input 181 of the dose comparator 1Д is compared with the desired dose signal U * of the second input 182, which is given by the product ^u . -% · 6 ^e

kde je signál požadovaného zčernání filmu na ovládací svorce 20 zčernání a prvním vstupu 211 násobičky 21 a ^s je relativní spektrální účinnost použité kombinace zesilovací fólie, film v kazetě 1 při snímkovacím napětí U_g » , kde D_s je dávka záření nutná к dosažení požadovaného zčernání při snímkovacím napětíwhere the signal is the desired darkening of the film to the control terminal 20 of blackening and the first input 211 of the multiplier 21 and? s is the relative spectral efficacy of the combination of intensifying screens, the film cartridge 1 when framing voltage U _{g ",} where _D is the dose of radiation needed к achieve the desired blackening at the scanning voltage

D a je dávka záření nutná к dosažení téhož zčernání při snímkovacím napětí 80 kV.D a is the radiation dose required to achieve the same blackening at a scanning voltage of 80 kV.

Součin : U* · provádí násobička 21 , na prvním vstupu 211 je přiveden ze svorky 20 signál , na druhý vstupThe product: U * · is performed by the multiplier 21, at the first input 211 a signal is applied from terminal 20 to the second input

- 7 262 871 212 je přiveden signál hodnoty ^Zs * který je vytvářen třetí nelinearitou 22 v závislosti na hodnotě snímkovacího napětí U_g . Zařízení podle vynálezu umožňuje provádět automatické snímkování v celém rozsahu absorpce záření pacientem v tabulkově používaných hodnotách snímkování při respektování skutečných hodnot absorpce včetně respektování skutečné hodnoty zářivé výtěžnosti rentgenky 4 · Nevyžaduje žádné zadávané korekce na hmotnost pacienta* rozměr snímkovaného orgánu a vzdálenost rentgenka - kazeta.7 262 871 212, a signal of the value of Zs * is provided which is generated by the third non-linearity 22 depending on the value of the scanning voltage U _g . The device according to the invention makes it possible to perform automatic imaging over the entire radiation absorption range of the patient at the table imaging values while respecting the actual absorption values, including respecting the true radiant X-ray yield value.

Claims

262 871

1 · An automatic X-ray control device consisting of a cassette »detector with an exposure speed evaluation, an X-ray tube and an X-ray multipulse apparatus, the power terminal of which is connected to the distribution power, positive output terminal of the X-ray anode, negative output terminal of X-ray cathode. that the output of the detector (2) is coupled simultaneously to the voltage input (172) of the integrator (17) and the input of the threshold comparator (10), the output of which is coupled to the time input (111) of the sampling amplifier (11) the amplifier (11) is simultaneously connected to the measuring terminal (7) and the input of the third non-linear (22), the output of the sampling amplifier (11) is connected to the input of the first non-linearity (12), ) of the first switching stage (13), the blocking input (132) of the first switching stage (13) is simultaneously connected to the terminal (9) the image start switch (16) and the reset input (171) of the integrator (17), the output of the first switching stage (13) is connected to the control terminal (6), the output of the integrator (17 is connected to the first input (181) of the batch comparator 18), the second input (182) of the batch comparator (18) is connected to the output of the multiplier (21), the output of the batch comparator (18) is connected to the input of the second switching stage (19), a blackout control terminal (20) is connected to a first input (211) of the multiplier (21), a third non-linearity output (22) is connected to the second input (212) of the multiplier (21).

An automatic X-ray control device according to claim 1, characterized in that the output of the sampling amplifier (11) is connected to the second non-linearity input (14), the second non-linearity output (14) is connected to the first input (151) of the luminance comparator (15). , the second input (152) of the luminance comparator (15) is at *

262 871 connected to the output of the detector (2), the output of the luminance comparator (15) is connected to the voltage input (131) of the first switching stage (13) ·