DE19500732A1 - Röntgendiagnostikeinrichtung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Vorrichtung zur Bestimmung der mittleren Parenchymdosis (MPD).

Die MPD ist als die für das Strahlenrisiko relevante Größe anerkannt. Bei Röntgendiagnostikeinrichtungen für die Mammo­ graphie ist es bekannt, eine Kalibrierung mit einem dem untersuchten Gewebe, nämlich dem Mammagewebe, äquivalenten Phantom durchzuführen. Die Genauigkeit des Meßergebnisses hängt also von der tatsächlichen Gewebeäquivalenz des Phan­ toms ab. Beim Stand der Technik wird außerdem ein einheit­ licher Umrechnungsfaktor von Ionendosis in Energiedosis ver­ wendet. Es wird also nicht nach der Gewebezusammensetzung differenziert. Hieraus resultiert beim Stand der Technik des­ halb ein MPD-Wert, der gegenüber den tatsächlichen Verhält­ nissen zu hoch ist, so daß das Strahlenrisiko nie unter­ schätzt wird.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Röntgen­ diagnostikeinrichtung der eingangs genannten Art so auszubil­ den, daß ein Phantom für die Kalibrierung der Röntgeneinrich­ tung nicht erforderlich ist, und daß außerdem die Gewebe­ zusammensetzung über ein Transparenzsignal des Belichtungs­ automaten berücksichtigt wird.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruches.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand eines in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispieles näher erläutert.

In der Zeichnung ist eine Röntgenröhre 1 mit zwei Brenn­ fleckbahnen Mo und W dargestellt, die einen Patienten 2, der auf einer Lagerplatte 3 ruht, durchstrahlt. In Strahlenrich­ tung gesehen hinter der Lagerplatte 3 liegt ein Sekundär­ strahlungsraster 4 sowie ein Film-Folien-System 5. Hinter dem Film-Folien-System 5 sind zwei Strahlendetektoren 6 und 7 nebeneinander angeordnet. Die Strahlendetektoren 6, 7 können jedoch auch hintereinander angeordnet sein. Vor dem Strahlen­ detektor 7 liegt ein Strahlenfilter 8, z. B. eine dünne Kup­ ferfolie. Sind die Detektoren 6, 7 hintereinander angeordnet, liegt das Strahlenfilter 8 zwischen den Detektoren 6, 7. Fer­ ner ist im Primärstrahlengang vor dem Patienten 2 noch eine z. B. drehbare Filterscheibe 9 angeordnet. Die Filterscheibe 9 trägt mehrere Strahlenfilter, z. B. aus Mo, Ru, Rh, die ein­ zeln in den Strahlengang eingeschwenkt werden können.

Die Ausgangssignale S1 und S2 der Detektoren 6 und 7 werden einem Quotientenbildner 10 zugeführt, dessen Ausgangssignal in einem Vergleicher 11 mit einer einem Speicher 13 über einen Analog-Digital-Wandler 12 entnommenen Information für eine Normdicke und Dichte verglichen wird. Das der Differenz seiner Eingangssignale entsprechende Ausgangssignal des Ver­ gleichers 11 wird über einen Analog-Digital-Wandler 14 einem Korrekturspeicher 15 zugeführt, der zu jedem Differenzsignal ein Korrektursignal liefert. Die sich ergebende Ausgangs­ information des Korrekturspeichers 15 bestimmt die Abschalt­ dosis eines Röntgenbelichtungsautomaten mit und wird deshalb über einen Digital-Analog-Wandler 16 einer Schaltstufe 17 eines Belichtungsautomaten zugeführt, die an ihrem Ausgang 18 ein Abschaltsignal liefert, wenn eine vorbestimmte Strahlen­ dosis am Röntgenfilm erreicht ist. Der Belichtungsautomat enthält noch eine Integrationsstufe 19.

Im Speicher 13 sind für alle vorgesehenen Aufnahmewerte die in Abhängigkeit der Strahlentransparenz und Dicke zugeordne­ ten Transparenzinformationen gespeichert. Der Aufruf des je­ weils erforderlichen Wertes erfolgt über Signale an den Ein­ gängen 20, 21 und 22, wobei am Eingang 20 ein der gewählten Röntgenröhrenspannung entsprechendes Signal, am Eingang 21 ein dem gewählten Filter 9 entsprechendes Signal und am Ein­ gang 22 ein der gewählten Brennfleckbahn entsprechendes Signal liegt. Die im Speicher 13 vorhandenen Werte wurden vorher mit einer Eichmessung ermittelt. Der Angleich an die verschiedenen Film-Folien-Systeme 5 erfolgt durch eine Infor­ mation, die einem Vorwiderstand 23 des Vergleichers 11 zuge­ führt wird und die Verstärkung des als Differenzverstärker ausgebildeten Vergleichers 11 entsprechend beeinflußt.

Das Ausgangssignal des Digital-Analog-Wandlers 16, das aus dein Differenzsignal zwischen der tatsächlichen Strahlen­ transparenz und der mittleren Strahlentransparenz bei den ge­ wählten Aufnahmewerten gebildet worden ist, beeinflußt den Sollwert der Abschaltdosis in Abhängigkeit von der tatsäch­ lichen Strahlentransparenz des Aufnahmeobjektes.

Festzuhalten ist, daß mit Hilfe der beiden bei dem Ausfüh­ rungsbeispiel nebeneinanderliegenden Detektoren 6 und 7, von denen einer durch das Filter 8 abgedeckt ist, ein Signal ge­ bildet wird, das der tatsächlichen Transparenz bzw. Dicke des Aufnahmeobjektes entspricht, und daß dieses Signal den Be­ lichtungsautomaten im Sinne einer Festlegung des Sollwertes der Abschaltdosis auf einen optimalen Wert steuert. Die dar­ gestellte Röntgendiagnostikeinrichtung eignet sich besonders für Mammographieaufnahmen, bei denen eine weiche Röntgen­ strahlung mit Röntgenröhrenspannungen zwischen 25 und 40 kV angewandt wird, weil sich dort unterschiedliche Strahlen­ durchlässigkeiten der Aufnahmeobjekte bei Verwendung unter­ schiedlicher Film-Folien-Systeme besonders stark auf die je­ weils erforderliche Abschaltdosis auswirken.

Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist vor einem der Detektoren, und zwar vor dem Detektor 7, das Strahlenfilter 8 angeordnet, während ein entsprechendes Filter vor dem Detek­ tor 6 fehlt. Dadurch ist bewirkt, daß auf den Strahlenwegen der Detektoren 6, 7 eine unterschiedliche Strahlenschwächung erfolgt, so daß aus den Detektor-Ausgangssignalen die Strah­ lentransparenz bzw. Dicke des Aufnahmeobjektes ermittelt wer­ den kann.

In der Zeichnung ist noch eine Kompressionsplatte 24 zur Kom­ pression des Patienten 2, insbesondere einer auf der Lager­ platte 3 aufliegenden Mamma, dargestellt, die in Richtung des Doppelpfeiles 25 verstellbar ist. Ferner ist ein Speicher 27 für einen Satz von Aufnahmeparametern entsprechend unter­ schiedlichen Kompressionsdicken und damit Dicken des Patien­ ten 2 vorhanden. Der Speicher 27 erhält über die Leitung 26 ein der Kompressionsdicke entsprechendes Signal.

Prinzipiell besteht kein eindeutiger Zusammenhang zwischen Kompressionsdicke und Strahlentransparenz der Mamma. Durch Messung der Kompressionsdicke kann jedoch der von der Ob­ jektdicke abhängige gesamte Belichtungsbereich eingeengt wer­ den. Es wird folgendermaßen vorgegangen: Im Speicher 27 wird nach erfolgter Kompression ein der Kompressionsdicke zugeord­ neter Satz an Aufnahmeparametern (Mo- oder W-Anode; kV; Fil­ ter) vorgewählt und voreingestellt. Die Zuordnung der Aufnah­ meparameter (im Speicher 27) zu Objektdickenbereichen kann vom Radiologen bestimmt werden.

Nach Auslösen der Aufnahme und Einschwingen der Hochspannung wird im Quotientenbildner 10 der S2/S1-Istwert bestimmt und im Vergleicher 11 mit dem Sollwert verglichen. Bei Überein­ stimmung wird die Röntgenaufnahme beendet, wobei über den Ausgang des Korrekturspeichers 15 das entsprechende Korrek­ tursignal für den Transparenzangleich des Belichtungsauto­ maten vorgesehen wird.

Bei Abweichung von Soll- und Istwert wird über eine Rückfüh­ rung 28 des Differenzsignals zum Speicher 13 die richtige Strahlenqualität bestimmt. Ein erforderlicher Brennfleck- oder Filterwechsel würde nun eine Unterbrechung der Aufnahme erforderlich machen. Das Ziel des vorliegenden Vorschlages ist aber, ohne Testschuß und ohne Unterbrechung der laufenden Aufnahme auszukommen. Es wird deshalb während der Aufnahme nur die Röhrenspannung angehoben oder abgesenkt, um eine ent­ sprechende Strahlenqualität zu erreichen. Nach erfolgter Spannungsänderung wird das Korrektursignal für den Trans­ parenzangleich erneut bestimmt und die Aufnahme zu Ende ge­ führt.

Allgemein ist demgemäß festzuhalten, daß bei der beschriebe­ nen Röntgendiagnostikeinrichtung mit Hilfe des Quotienten­ bildners 10 ein Transparenzsignal für das Untersuchungsobjekt 2 gebildet wird. Im Speicher 27 ist ein Satz von Auf­ nahmeparametern entsprechend unterschiedlichen Dicken des Untersuchungsobjektes 2 (Sollwerte) gespeichert. Der Verglei­ cher 11 vergleicht zu Beginn einer Röntgenaufnahme das Trans­ parenzsignal (Istwert) des Quotientenbildners 10 mit den aus dem Speicher 27 in Abhängigkeit von der aktuellen Dicke des Untersuchungsobjektes 2 abgefragten Aufnahmeparametern (Sollwert). Die Röntgenröhrenspannung wird ohne Aufnahme­ unterbrechung im Sinne eines Soll-Istwert-Angleiches beein­ flußt.

Dem Speicher 27 ist ein Datenspeicher 29 für die Abnahmeprü­ fung zugeordnet, der an einer Stufe 30 sowie an einem Rechner 31 angeschlossen ist. Der Rechner 31 bewirkt die Anzeige der MPD bzw. deren Ausdruck mit Hilfe einer Anzeigevorrichtung 32.

Die Stufe 30 erhält am Eingang 33 ein dem nach einer Aufnahme erzielten mAs-Produkt entsprechendes Signal, sowie am Eingang 34 ein der Dosis/mAs entsprechendes elektrisches Signal. Der Datenspeicher 29 liefert dem Rechner 31 am Eingang 35 ein der jeweiligen Halbwertschichtdicke (HVL) entsprechendes Signal, während die Stufe 30 am Eingang 36 ein der Einfalldosis ent­ sprechendes Signal liefert. Am Eingang 37 des Rechners 31 liegt ein Transparenzsignal.

Bei der beschriebenen Röntgendiagnostikeinrichtung ist kein Phantom erforderlich und es wird die Gewebezusammensetzung berücksichtigt. Es sind demgemäß genaue Aussagen über die MPD möglich.

Entscheidend für die resultierende MPD ist die Strahlenquali­ tät. Bei der Bestimmung der MPD reicht die Halbwertschicht­ dicke (HVL) zur eindeutigen Beschreibung der Strahlenqualität jedoch nicht aus, Anodenmaterial, Filtermaterial und Röhren­ spannung müssen ebenfalls bekannt sein. Wird bei der Inbe­ triebnahme einer Röntgendiagnostikeinrichtung die Dosisaus­ beute (µGy/mAs) frei Luft bei den verschiedenen Röhrenspan­ nungswerten gemessen, und werden entsprechende HVL-Werte be­ stimmt, stehen alle Daten zur Bestimmung der MPD zur Ver­ fügung. Die Messung der Dosisausbeute und die Bestimmung der HVL erfolgt heute zum Teil schon im Rahmen einer Abnahmeprü­ fung, die Daten müssen nur im Datenspeicher 29 abgelegt wer­ den.

Nach einer Röntgenaufnahme wird die Bestimmung der MPD mit folgenden Daten durchgeführt:

Mit Hilfe der bekannten Aufnahmeparameter und dem gemessenen HVL-Wert kann aus Tabellen der Umrechnungsfaktor entnommen werden und durch Multiplikation mit der Einfalldosis die MPD berechnet werden. Tabellen mit Um­ rechnungsfaktoren stehen derzeit für verschiedene Anoden-Fil­ terkombinationen in der Literatur zur Verfügung.

Die obengenannten Tabellen stehen für folgende Gewebezusam­ mensetzungen zur Verfügung: 100% Drüsengewebe, 50% Drüsenge­ webe + 50% Fettgewebe, 100% Fettgewebe. Mit Hilfe des Trans­ parenzsignals ist es möglich nach Gewebezusammensetzungen zu differenzieren, wenn die Abhängigkeit des Transparenzsignals von der Gewebezusammensetzung bei konstanter Kompressions­ dicke bekannt ist. In diesem Fall kann mit Hilfe des Transpa­ renzsignals die richtige Umrechnungstabelle (100% Drüsenge­ webe, 50% Drüsengewebe + 50% Fett oder 100% Fett) ausgewählt werden bzw. zwischen den Tabellenwerten sogar interpoliert werden. Eine Kalibrierung der Anlage ist mit einem Kunst­ stoffgefäß möglich, das nacheinander mit 100% Wasser, 50% Wasser + 50% Alkohol und 100% Alkohol gefüllt wird.

Claims (1)

1. Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Vorrichtung zur Be­ stimmung der mittleren Parenchymdosis (MPD), bei der Mittel (29) zur Bestimmung der Dosisausbeute frei Luft bei verschie­ denen Röhrenspannungswerten und zur Bestimmung der Halbwert­ schichtdicke (HVL) und ein Rechner (31) zur Berechnung der MPD aus der Einfalldosis frei Luft, ermittelt aus Signalen, die der Dosisausbeute und Aufnahmeparametern sowie der Kom­ pressionsdicke entsprechen, vorhanden ist.