JP5575369B2 - Ｘ線システムにおける線量率の制御 - Google Patents

Description

本発明は、一般にＸ線画像化システムにおいてＸ線管の線量率を制御する方法及び装置に関する。

非侵襲医療診断分野では、放射線で画像化されるべき被験体の放射線画像を得ることと、画像化されるべき被験体を通って透過される放射線の強度分布を検出することとが、広く知られる。

図面の図１を参照すると、複数の光電変換素子を持つＸ線画像検出センサユニット３を有する典型的なＸ線システムが概略的に図示される。Ｘ線源２は、高電圧発生器５を有するＸ線発生器により給電され、被験体を通ってセンサユニット３に透過されるＸ線を発生し、このセンサユニットの光電変換素子は、被験体４を通って透過される放射線の強度分布を代表する画像信号を発生する。画像信号は、制御ユニット６内のデジタル画像処理手段に供給され、それから結果の画像が表示される。

従来のシステムでは、人体及び人体の器官のＸ線検査のために、検査区域の最適な照射を達成するように、Ｘ線発生器についての多くのプリセット操作を実行することが必要とされる。これは、身体の様々な器官又は部位の密度がそれ自体非常に異なり、一人一人でも、すなわち画像化されるべき被験体の身長及び体重に依存して異なるという事実のためである。より詳細には、特に以下のパラメータが、各場合において所望の照射を達成するために調整され得る。

一方、Ｘ線管の線量率（すなわち、実質的に照射ｋＶ電圧）は、画像化される対象のコントラスト及びコントラスト範囲を決定する。一方、放射線量は、画像の信号対雑音比を決定し、照射時間が画像の鮮明さを決定し、これら全てが理想的には、できる限り安全な被験体の検査を保証するために、できる限り小さい放射線量を加えながら、画像化されるべき被験体に最適化される（すなわち画像化されるべき被験体の厚みを考慮する）べきである。

典型的なＸ線システムでは、ユーザは、検査タイプ、例えば臀部、頭蓋骨の軸等の様々な組合せ及び患者の厚みに基づいて、上記パラメータをプリセットするために多くのオプションを提供される。数百もあり得る各プリセットオプションは、各検査の最高の画質を達成しようとして選択されたオプションに対する管電圧及び管電流を含む、自身に関連付けられたデータセットを有する。しかしながら、より多くのオプションが利用可能であれば、誤ったものを選択する機会も増加し、結果として最適でない画質となる、及び／又は、患者が不必要に多い線量の放射線にさらされる。

米国特許出願公開ＵＳ６７５４３０７は、自動照射制御装置を含むＸ線発生器を記載し、Ｘ線管に対する最大照射時間及び照射ｋＶ開始電圧がプリセットされ、一度Ｘ線照射が開始されると、照射は、Ｘ線吸収を測定することにより、自動的に制御され得、もしＸ線吸収がいくつかの所定の閾値よりも大きいと分かれば、照射ｋＶ開始電圧は、最大照射時間に調整され、もしＸ線吸収が上記閾値よりも低く決定されるならば、一定の照射ｋＶ開始電圧を維持する間に照射時間が調整される。

ある時間枠の中でプリセット管電圧を調整するこのシステムの変形例が知られる。オペレータは、基礎をなす管電圧及び電流を与えるために、検査タイプを選択する。オペレータが解除ボタンを押すとき、照射は、プリセット管電圧及び電流設定で予想されるように開始するだろう。しかしながら、照射の最初の１又は２ミリ秒以内に、システムが、線量率を測定し、予想される長さの照射を見積もる。もし照射時間が長すぎるか又は短すぎると分かれば、管電圧は、必要に応じてそれぞれ上向き又は下向きに調整されるだろう。

したがって、従来のＸ線システムでは、管電圧はユーザインタフェースを介してプリセットされ、非常に多くのプリセットの組合せがシステムにより提供される。上記の知られたシステムは、ある範囲への照射時に管電圧を調整するが、該電圧は、プリセット値付近に維持され、その結果、初期のプリセットの組合せの選択において誤りがなされる場合に、効果的には補正されない。

したがって、本発明の目的は、患者又は検査タイプのいかなるプリセットの知識もなく、単一の照射で、全ｋＶ範囲（例えば４０から１５０ｋＶ）の間のいかなる患者の厚み（例えば１から５０ｃｍ）に対しても線量率（すなわち照射ｋＶ（管）電圧）を調整するために使用され得るＸ線システムの制御器を提供することである。

本発明によると、Ｘ線放射を生成するＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過されるＸ線放射の強度分布を検出する手段とを有するＸ線システム用の制御器を設けられ、該制御器が、前記Ｘ線放射が発生される実際の線量率を決定し、前記実際の線量率を前記被験体の厚みに依存する所定の最適線量率と比較し、前記実際の線量率を前記最適線量率にほぼ一致するように調整する手段を有する。

本発明によると、Ｘ線放射を発生させるためにＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過されるＸ線放射の強度分布を検出する手段とを有するＸ線システムにおいて線量率を制御する方法が提供され、該方法は、前記Ｘ線放射が発生される実際の線量率を決定するステップと、前記実際の線量率を前記被験体の厚みに依存する所定の最適線量率と比較するステップと、前記実際の線量率を前記最適線量率とほぼ一致するように調整するステップとを有する。

したがって、本発明は、どの検査に関しても最適な画質が最小の放射線量で自動的に得られ、放射線科医が自由に診断に集中することを可能にする自動管電圧制御を効果的に提供する。

好ましくは、実際の線量率は、前記Ｘ線発生器の照射ｋＶ電圧を調整することにより調整される。

管電圧の関数として管電流当たりの最適線量率の所定の値を記憶する手段と、前記被験体に関する最適線量率を決定するために、前記Ｘ線発生器により前記Ｘ線管に給電される実際の管電流を増倍する手段とが設けられ得る。前記最適線量率と前記実際の線量率との間の差分値が決定され得、該差分値が、（例えばＰＩＤ）モジュールに供給され得、該モジュールの出力は、前記Ｘ線管の照射ｋＶ電圧を制御するために使用される。１つの例となる実施例では、前記被験体の前記最適線量率に実質的に等しい実際の線量率は、前記差分値を最小化することによって得られる。

最適線量率は、ＳＩＤ（焦点フィルム間距離）に対して補正され得る。

制御器は、更にＸ線線量制御手段を有し得る。

画像化されるべき被験体の厚みは、その水当量に基づき得る。

本発明は、Ｘ線を発生するためにＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過されるＸ線放射の強度分布を検出する手段とを有し、上で規定されるような制御器を含むＸ線システムに拡張する。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載された実施例から明らかであり、該実施例を参照して明らかにされるだろう。

本発明の一実施例は、例のみによって、添付の図面を参照して記載されるだろう。

上で言及されたように、各患者の厚み及び検査タイプに対して最適管電圧が存在するということが、以下の本発明の例となる実施例の目的のために仮定される。最高の画質及び最小の患者線量という観点で、前記値が最適化される。多くの検査タイプが、骨、胸部、腹部、放射線不透過材料等のグループに分類され得る。グループ内では、検査タイプは、患者の厚みのみで変化し、従って図にプロットされ得る。最適な管電圧を知っていることは、逆にも使用され、すなわち所与の管電圧が、特定の患者の厚みに対してのみ最高の画質を生成する。

図２は、左では、最適な管電圧の２つの原則的な例を示す。検査のタイプに依存して、カーブの形状が変化し得る。例えば、胸部検査は、骨に関心のある場合の検査よりも、より高い電圧を必要とする。患者が密度において変化するので、データは、患者の厚みの代わりに水当量に対してプロットされる。図２の右側の図は、左側のものの逆数である。該図は、所与の管電圧が最高の画質をもたらすことに対応する患者の厚みを描写する。

患者の厚み、管電圧及び管電流の関数として患者の後ろの線量率を評価することができる。線量率が管電流に比例するので、患者の厚み及び管電圧の関数としての管電流当たりの線量率を評価することのみが必要である。再び、患者の厚みは、水当量という観点で扱われるべきである。図３は、２つの管電圧に対する管電流当たりの線量率を示す。原則のデータは、０ｃｍでの線量率に規格化される。

図２及び図３のカーブは、まとめてグラフにされ、管電圧の関数として最適な厚みを持つ患者の後ろの管電流当たりの線量を示す。図２の左の図の一点は、管電圧及び患者の厚みの対を与える。これらの２つの値は、図３における入力として、患者の後ろの管電流当たりの線量率を得るために使用され得る。図４は、この図の一例を示す。管電圧Ｖ_Ｉでのこのカーブの点は、Ｖ_Ｉが最適な電圧である厚みを持つ患者の後ろの管電流当たりの線量率を与える。

このカーブは、本発明の例となる実施例による管電圧制御機構に対する主要な入力である。

図５は、本発明の例となる実施例による、管電圧を最適に調整するための制御器のブロック図を示す。上の行の４つのブロックは、前進経路の要素を図示する。発生器１０は、ある管電圧に対する要求を受信し、Ｘ線管１２にこの電圧を供給する。Ｘ線管１２は、多くのフォトンを患者１４に送り、該フォトンのいくつか（及びいくつかの二次フォトン）は、患者から反対側に離れるだろう。線量率センサ１６は、透過されたフォトンを検出し、患者１４の後ろの線量率に比例する電圧を生成する。

フィードバックループは、３つの信号、測定された線量率６、実際の管電流２、及び管電圧１を必要とする。左側の関数ブロック１８は、実際の管電圧１を管電流当たりのいわゆる最適線量率４に変換し、この電圧に最適な厚みをもつ患者がこの線量を生成するだろう（図４も参照）。もし管電流当たりの最適線量率４が実際の管電流２により掛けられるならば、最適線量率５が得られる。最適線量率５と前進経路から測定された線量率６との間の差異は、デルタ線量率３である。デルタ線量率は、管電圧１を調整するために、ＰＩＤモジュール２０を通過する。ＰＩＤモジュール２０は、比例、積分及び微分部分を有する。また、一次又は二次の遅れ要素が、整流ループを安定させる及び加速させるために必要とされ得る。簡素化されたモデルのＰＩＤモジュール２０は、簡素な積分器である。

もし患者が実際の管電圧に対して非常に厚みがある場合は、測定された線量率６は、予想されたものよりも低くなり、デルタ線量率３は、正であり、管電圧１を増加させるだろう。一方、もし所与の管電圧に対して患者がやせすぎである場合、測定された線量率６は、所望のものよりも高くなり、デルタ線量率３が負となり、したがって管電圧１が減少するだろう。

照射の開始時に、所望される管電圧は、７５ｋＶのような平均値ではなく、選択された検査タイプの可能な最も低い値に設定されるべきであり、例えば骨に対して４０ｋＶ、肺に対して８０ｋＶである。これは、非常にやせた患者（小児患者）に対して線量が非常に小さく、線量の最初の１０％のうちに管電圧を落として調整するための十分な時間がないためである。厚みのある患者に対して全体の線量は高く、電圧を上げて調整するための十分な時間がある。

以下の記載は、最適な患者の厚みに対する線量率カーブにまずフォーカスし（図４参照）、続いて調整ループのタイミングが簡潔に議論される。

一例として、図６の左側に描写されたような最適化カーブを仮定する。このカーブは、もし放射線科医が骨の柔らかい部分に関心があるならば、実際のものになり得る。１０ｃｍ以下の厚みを持つ患者又は体の部分に対しては、推奨される管電圧は４０ｋＶであり、４３ｃｍより上では、１５０ｋＶである。１０ｃｍと４３ｃｍとの間のギャップは、線形補間により埋められる。

図６の左のグラフは、逆に読まれ得る。すなわち、所与の管電圧が最高の画質をもたらす最適な患者の厚みは何か。図６の右のグラフは、左のグラフの単なる逆数である。

検査タイプと独立して、患者の後ろの管電流当たりの線量率を、管電圧及び患者の厚みの関数として評価することができる。これは、所与の形状及び規定されたフィルタセットに対して実際どおりである。ＳＩＤの増加は、二次的な影響を有し、プレフィルタの変化は、データの新たな評価を必要とする。図７のグラフは、外部プレフィルタを持たず、ＳＩＤが１ｍの典型的なＸ線管（ＳＲＯ３３１００−ＲＯＴ３５０）のシミュレーションに基づく。

グラフは、最適な患者の厚みに対する、患者の後ろの管電流当たりの線量率を、管電圧の関数として得るために一緒にされ得る。図８参照。

図５の調整ループの前進経路は、ある時間遅れを持つ。もし発生器が管電圧を増加させるために要求されるならば、管電圧が実際にこの電圧になるまでの遅れが存在する。Ｘ線管の遅れ及び患者を通るフォトンの透過は、ナノ秒の範囲内にあり、したがって無視され得る。しかし、線量率センサは、再び遅れる。

目標は、デルタ線量率３（図５参照）を非常に短い時間内にゼロに調整することである。それゆえ、前進経路は、ＰＩＤモジュールの最適化のための入力を得るために、全面的に検査されなければならない。

前進経路は線形ではなく、従って最適なＰＩＤモジュールも非線形である。現代のシステムでは、線量制御ループは、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）により制御される。このようなシステムでは、前進経路の非線形効果を補正することができる。

全体の線量制御は、管電圧制御のみを描写した図５のブロック図には示されない。該線量制御は、標準的な態様、例えばイメージ増強部の後ろのアンプリマート（ａｍｐｌｉｍａｔ）チャンバ又はフォトダイオードで実現されるだろう。

点源の強度は、逆二乗の法則によって、距離に依存する。可変形状を有するシステムでは、ＳＩＤは考慮されなければならない。１ｍのＳＩＤに対する線量信号を計算し、それから線量値を実際のＳＩＤの二乗で割る態様である。図９は、ＳＩＤの影響を含む図５のブロック図の一部を示す。

もし最適な患者に対する線量率４が１ｍのＳＩＤに対して計算されるならば、その結果は、現在の設定に対する線量率を得るために、ｍ^２の実際のＳＩＤの二乗７により割られなければならない。

全体のｋＶ範囲に渡る自動電圧制御は、単照射のすべての医療用Ｘ線システム（典型的に、Ｘ線写真システムだけでなく、汎用Ｘ線写真、蛍光透視鏡、及び外科システム、並びに心臓及び血管システム）に適用され得る。しかしながら、線量率信号が必要とされる。これは、より最近開発された平面検出器に想定されるように、画像増強器の後ろのフォトダイオード、アンプリマットチャンバ、又は内蔵された線量センシング層であり得る。

上記の実施例が本発明を制限するのではなく説明していること、及び当業者が請求項に規定された本発明の範囲から逸脱することなく、多くの代替となる実施例を設計することが可能だろうということは、留意されるべきである。請求項において、括弧内に位置されたいかなる参照符号も、請求項を制限するものとして解釈されるべきではない。「有している」及び「有する」等の言葉は、請求項又は明細書に全体としてリストにされた以外の要素又はステップの存在を排除しない。要素の単数の表記は、そのような要素の複数の存在を排除せず、逆も同様である。本発明は、いくつかの異なる要素を含むハードウェアによって、及び適切にプログラムされたコンピュータによって実現され得る。いくつかの手段を列挙した装置の請求項において、これらの手段のいくつかは、ハードウェアの同一の部品により実施され得る。相互に異なる従属請求項において、ある手段が繰り返されるという単なる事実は、これらの手段の組合せが有利に使用され得ないということを示すわけではない。

図１は、典型的なＸ線システムを描写する概略図である。 図２は、患者の水当量に関する一例の最適管電圧及びその逆数を、グラフを用いて説明する。 図３は、２つの管電圧に対して、患者の厚みに対する典型的な線量率を図示する。 図４は、所与の管電圧が最適である患者の厚みに対して、管電流当たりの線量率を、グラフを用いて説明する。 図５は、本発明の例となる実施例による制御器を描写する概略的なブロック図である。 図６は、骨に対する患者の厚みの関数としての最適管電圧を、例によってグラフを用いて説明する。 図７は、水に対する管電流当たりの線量率を、例によって、グラフを用いて説明する。 図８は、管電圧の関数として、最適な患者の厚みに対する患者の後ろの管電流当たりの線量率を、例によりグラフを用いて描写する。 図９は、ＳＩＤの補正を含む、図５の制御器の一部の概略的なブロック図である。

Claims (10)

1. Ｘ線放射を発生させるためにＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過される前記Ｘ線放射の強度分布を検出する手段とを有するＸ線システム用の制御器であって、発生させるＸ線放射の実際の線量率を決定し、前記実際の線量率を被験体の厚みに依存した所定の最適線量率と比較し、前記実際の線量率を前記最適線量率とほぼ一致するように調整する手段を有する制御器。
2. 前記実際の線量率が前記Ｘ線発生器の照射ｋＶ電圧を調整することにより調整される、請求項１に記載の制御器。
3. 管電圧の関数として管電流当たりの最適線量率の所定値を記憶する手段と、前記被験体についての最適線量率を決定するために、前記Ｘ線発生器により前記Ｘ線管に給電される実際の管電流を増加させる手段とを有する、請求項１に記載の制御器。
4. 前記最適線量率と前記実際の線量率との間の差分値が決定され、前記差分値がモジュールに供給され、該モジュールの出力が前記Ｘ線管の前記照射ｋＶ電圧を制御するために使用される、請求項１に記載の制御器。
5. 前記被験体の前記最適線量率にほぼ等しい実際の線量率が、前記差分値を最小化することにより得られる、請求項４に記載の制御器。
6. 前記最適線量率がＳＩＤに対して補正される、請求項１に記載の制御器。
7. Ｘ線線量制御手段を更に有する、請求項１に記載の制御器。
8. 前記被験体の前記厚みが、該厚みの水当量に基づく、請求項１に記載の制御器。
9. Ｘ線放射を発生させるためにＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過される前記Ｘ線放射の強度分布を検出する手段とを有するＸ線システムにおいて線量率を制御する方法であって、発生させるＸ線放射の実際の線量率を決定するステップと、前記実際の線量率を、被験体の厚みに依存する所定の最適線量率と比較するステップと、前記実際の線量率を前記最適線量率とほぼ一致するように調整するステップとを有する方法。
10. Ｘ線放射を発生させるためにＸ線管に給電するＸ線発生器と、画像化されるべき被験体を通って透過されるＸ線放射の強度を検出する手段とを有し、請求項１に記載の制御器を更に有するＸ線システム。

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