RU2397623C2 - Регулирование мощности дозы в рентгенографической системе - Google Patents
Регулирование мощности дозы в рентгенографической системе Download PDFInfo
- Publication number
- RU2397623C2 RU2397623C2 RU2007133799/28A RU2007133799A RU2397623C2 RU 2397623 C2 RU2397623 C2 RU 2397623C2 RU 2007133799/28 A RU2007133799/28 A RU 2007133799/28A RU 2007133799 A RU2007133799 A RU 2007133799A RU 2397623 C2 RU2397623 C2 RU 2397623C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- dose rate
- ray
- tube
- voltage
- actual
- Prior art date
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 18
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 6
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 claims 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 230000009021 linear effect Effects 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 238000011045 prefiltration Methods 0.000 description 2
- 240000006240 Linum usitatissimum Species 0.000 description 1
- 235000004431 Linum usitatissimum Nutrition 0.000 description 1
- 210000000683 abdominal cavity Anatomy 0.000 description 1
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 1
- 239000012141 concentrate Substances 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000009022 nonlinear effect Effects 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
- 210000000689 upper leg Anatomy 0.000 description 1
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
- A61B6/544—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure dependent on patient size
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
- H05G1/30—Controlling
- H05G1/32—Supply voltage of the X-ray apparatus or tube
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Surgery (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Toxicology (AREA)
- X-Ray Techniques (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Использование: для регулирования мощности дозы в рентгенографической системе. Сущность заключается в том, что производят регулирование мощности дозы в рентгенографической системе, содержащей рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект, подлежащий рентгеносъемке, осуществляя этапы, на которых определяют фактическую мощность дозы упомянутого рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект, определяют оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту, сравнивают упомянутую фактическую мощность дозы с упомянутой оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта, и подстраивают упомянутую фактическую мощность дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы. Технический результат: обеспечение возможности подстройки мощности дозы для любой толщины пациента без какого-либо предварительно заданного знания о пациенте или типе исследования. 3 н. и 7 з.п. ф-лы, 9 ил.
Description
Настоящее изобретение в целом относится к способу и устройству, предназначенным для регулирования мощности дозы рентгеновской трубки в системе формирования рентгеновского изображения.
В области бесконтактного медицинского диагностирования является широко известным получение радиографического изображения подлежащего обследованию объекта с помощью излучения и детектирование распределения интенсивности излучения, которое пропускалось через подлежащий обследованию с помощью излучения объект.
Что касается фиг.1 чертежей, на ней схематично иллюстрируется типичная рентгенографическая система, которая содержит устройство 3 датчика детектирования рентгеновского изображения, имеющее множество элементов фотоэлектрического преобразования. Рентгеновский источник 2, питаемый посредством рентгеновского генератора, содержащий генератор 5 высокого напряжения, генерирует рентгеновское излучение, которое передается через объект 4 на устройство 3 датчика, элементы фотоэлектрического преобразования которого генерируют сигнал изображения, представляющий интенсивность распределения излучения, пропущенного через объект 4. Сигнал изображения подается на средство обработки цифрового изображения в пределах устройства 6 управления и затем отображается результирующее изображение.
В традиционных системах рентгеновского исследования тела человека и его органов необходимо выполнить ряд операций предварительной установки в отношении рентгеновского генератора, чтобы достичь оптимального экспонирования зоны исследования. Это связано с тем фактом, что плотность различных органов или областей тела является весьма различной сама по себе, а также отличается от одного человека к другому, то есть в зависимости от размера и веса объектов, подлежащих рентгеносъемке. Более конкретно, в частности нижеследующие параметры могут настраиваться с тем, чтобы достигать требуемой экспозиции в каждом случае.
С одной стороны, мощность дозы рентгеновской трубки (то есть по существу экспозиционное кВ напряжение) задает контрастность и диапазон контрастности исследуемых объектов. С другой стороны, доза облучения задает отношение сигнал-шум изображения и время экспонирования задает резкость изображения, все они должны быть идеально оптимизированы для объекта, подлежащего съемке (то есть учитывать толщину объектов, подлежащих съемке), при применении при этом как можно меньшей дозы облучения, чтобы гарантировать насколько возможно большую безопасность объекту исследования.
В типичной рентгенографической системе пользователя снабжают рядом опций, чтобы предварительно задать вышеупомянутые параметры на основании различных комбинаций типа исследования, например осевых размеров бедра, черепа и т.д., и толщины пациента. Каждая предварительно заданная опция, которых могут быть сотни, связана к тому же с набором данных, включая в них напряжение трубки и ток трубки для выбранной опции, с целью достичь максимального качества изображения для каждого исследования. Однако, чем больше количество доступных опций, тем выше шанс выбора неправильного, результатом которого является неоптимальное качество изображения и/или подвергание пациента излишне высокой дозе облучения.
В патенте США №6754307 описывается рентгеновский генератор, который включает в состав устройство автоматической регулировки экспозиции, в котором задаются максимальное время экспозиции и начальное экспозиционное кВ напряжение для рентгеновской трубки, и затем, как только начинается рентгеновское экспонирование, экспонирование может автоматически регулироваться согласно измерению поглощения рентгеновских лучей: если обнаруживается, что поглощение рентгеновских лучей больше некоторого заранее установленного порогового значения, начальное экспозиционное кВ напряжение настраивается на максимальное время экспозиции и, если определяется, что поглощение рентгеновских лучей меньше вышеупомянутого порогового значения, время экспозиции настраивается на поддержание, пока поддерживается постоянным начальное экспозиционное кВ напряжение.
Является известной разновидность этой системы, которая подстраивает заранее заданное напряжение трубки в пределах определенного «окна». Оператор выбирает тип исследования, чтобы задать основное напряжение на трубке и ток. Когда оператор нажимает пусковую кнопку, экспонирование начнется, как ожидается, с предварительно заданными установочными параметрами напряжения и тока для трубки. Однако в пределах первых одной или двух миллисекунд экспонирования система измеряет мощность дозы и оценивает ожидаемую длительность экспонирования. Если оказывается, что время экспонирования будет слишком длительным или слишком коротким, напряжение на трубке будет повышаться или понижаться соответственно, если требуется.
Таким образом, в традиционных рентгенографических системах напряжение на трубке предварительно задается посредством пользовательского интерфейса и большого количества существующих комбинаций, обеспечиваемых системой. Вышеупомянутая известная система подстраивает напряжение трубки во время экспонирования до некоторой степени, но напряжение будет удерживаться близким к предварительно заданному значению, так что оно не осуществляет эффективной компенсации для случая, когда была сделана ошибка в выборе исходной предварительно заданной комбинации.
Таким образом, задача настоящего изобретения состоит в том, чтобы обеспечить контроллер для рентгенографической системы, который может использоваться для подстройки мощности дозы (то есть экспозиционного кВ напряжения (трубки)) для любой толщины пациента (например, от 1 до 50 см) в пределах полного кВ диапазона (например, от 40 до 150 кВ) в пределах одиночного экспонирования, без какого-либо предварительно заданного знания о пациенте или типе исследования.
В соответствии с настоящим изобретением предусматривается контроллер рентгенографической системы, содержащей рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, упомянутый контроллер содержит средство для определения фактической мощности дозы, при которой генерируется упомянутое рентгеновское излучение, сравнения упомянутой фактической мощности дозы с заранее установленной оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта, и подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы существенно совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
Также в соответствии с настоящим изобретением предусматривается способ регулирования мощности дозы в рентгенографической системе, содержащей рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, упомянутый способ содержит этапы определения фактической мощности дозы, при которой генерируется упомянутое рентгеновское излучение, сравнения упомянутой фактической мощности дозы с заранее установленной оптимальной мощностью дозы в зависимости от толщины упомянутого объекта и подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
Таким образом, настоящее изобретение эффективно обеспечивает автоматическое регулирование напряжения трубки, что дает возможность получения оптимального качества изображения по отношению к каждому исследованию при минимальной дозе облучения, оставляя радиологу возможность свободно концентрироваться на диагностировании.
Предпочтительно, фактическая мощность дозы подстраивается посредством регулировки экспозиционного кВ напряжения упомянутого рентгеновского генератора.
Могут быть предусмотрены средство хранения заранее установленных значений оптимальной мощности дозы на единицу тока трубки в виде функции от напряжения трубки и средство умножения фактического тока трубки, подводимого на упомянутую рентгеновскую трубку посредством упомянутого рентгеновского генератора, чтобы задавать оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту. Может быть определено значение разности между упомянутой оптимальной мощностью дозы и упомянутой фактической мощностью дозы, и значение разности может подаваться на модуль (например, PID пропорционально-интегрально-дифференциального регулирования, ПИД), выходной сигнал которого используется, чтобы регулировать экспозиционное кВ напряжение упомянутой рентгеновской трубки. В одном типичном варианте осуществления фактическую мощность дозы, по существу равную упомянутой оптимальной мощности дозы для упомянутого объекта, получают путем минимизации упомянутого значение разности. Оптимальная мощность дозы может быть компенсирована в зависимости от расстояния от источника до изображения (РИИ, SID).
Контроллер может дополнительно содержать средство регулирования дозы рентгеновского облучения. Толщина подлежащих рентгеносъемке объектов может основываться на водном эквиваленте таковых.
Настоящее изобретение распространяется на рентгенографическую систему, содержащую рентгеновский генератор, питающий рентгеновскую трубку для генерирования рентгеновского излучения, средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через подлежащий съемке объект, и включающую в состав контроллер согласно определению выше.
Эти и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны из описанного в документе варианта осуществления и поясненного со ссылками на него.
Далее вариант осуществления настоящего изобретения будет описан лишь в качестве примера и со ссылкой на сопроводительные чертежи, на которых:
фиг.1 - принципиальная схема, иллюстрирующая типичную рентгенографическую систему;
фиг.2 - графическая иллюстрация примера оптимальных напряжений на трубке относительно водного эквивалента пациента и обратный этому график;
фиг.3 - иллюстрация типичных мощностей доз в зависимости от толщины пациента для двух напряжений на трубке;
фиг.4 - графическая иллюстрация мощности дозы на единицу тока трубки в зависимости от толщины пациента, для которой данное напряжение трубки является оптимальным значением;
фиг.5 - принципиальная блок-схема, иллюстрирующая контроллер в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения;
фиг.6 - графическая иллюстрация, в качестве примера, оптимального напряжения трубки в виде функции от толщины пациента для костных тканей;
фиг.7 - графическая иллюстрация, в качестве примера, мощности дозы на единицу тока трубки относительно воды;
фиг.8 - графическая иллюстрация, в качестве примера, мощности дозы на единицу тока трубки позади пациента в зависимости от оптимальной толщины пациента в виде функции от напряжения трубки; и
фиг.9 - принципиальная блок-схема части контроллера по фиг.5, включая в состав компенсацию в зависимости от расстояния от источника до изображения (SID).
Как упомянуто, с целью нижеследующего типичного варианта осуществления настоящего изобретения полагается, что имеется оптимальное напряжение трубки для всякой толщины пациента и типа исследования. Значения являются оптимизированными в терминах максимального качества изображения и минимальной дозы облучения пациента. Большое количество типов исследования может быть разделено на группы, предназначенные для костных тканей, грудной клетки, брюшной полости, рентгенонепроницаемого материала и т.д. В пределах группы типы исследования различаются только по толщине пациента, и следовательно, могут быть представлены графически в виде графика. Знание оптимального напряжения трубки может также использоваться обратным путем: заданное напряжение трубки генерирует наилучшее качество изображения только для конкретной толщины пациента.
На фиг.2 показаны слева два принципиальных примера оптимального напряжения трубки. В зависимости от типа исследования форма кривых может изменяться. Например, исследование грудной клетки требует намного более высокого напряжения, чем исследование, где интерес представляют костные ткани. Поскольку пациенты различаются по плотности, данные графически представлены в зависимости от водного эквивалента вместо толщины пациента. Правый график на фиг.2 является обратным к левому. Он иллюстрирует толщину пациента, соответствие которой заданному напряжению трубки, привело бы к наилучшему качеству изображения.
Является возможным вычислять мощность дозы позади пациента в виде функции от толщины пациента, напряжения трубки и тока трубки. Поскольку мощность дозы пропорциональна току трубки, является необходимым вычислять только мощность дозы на единицу тока трубки в виде функции от толщины пациента и напряжения трубки. Кроме того, значение толщины пациента должно быть обработано в терминах водного эквивалента. На фиг.3 показаны мощности дозы на единицу тока трубки для двух напряжений трубки. Принципиальные данные нормированы по отношению к мощности дозы на 0 см.
Кривые на фиг.2 и фиг.3 могут быть соединены в график, показывающий мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента с оптимальной толщиной в виде функции от напряжения трубки. Точка на левом графике на фиг.2 задает пару из напряжения трубки и толщины пациента. Эти два значения могут использоваться в качестве входных на фиг.3, чтобы получить мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента. На фиг.4 показан пример такого графика. Точка этой кривой при напряжении трубки VI задает мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента с толщиной, согласно которой VI является оптимальным напряжением.
Эта кривая представляет основные входные данные для механизма регулировки напряжения трубки в соответствии с типичным вариантом осуществления изобретения.
На фиг.5 показана блок-схема контроллера в соответствии с типичным вариантом осуществления настоящего изобретения для подстройки напряжения трубки до его оптимума. Четыре блока в верхнем ряду иллюстрируют элементы прямой цепи. Генератор 10 принимает запрос на некоторое напряжение трубки и запитывает на рентгеновскую трубку 12 этим напряжением. Рентгеновская трубка 12 посылает большое количество фотонов в направлении пациента 14, и некоторые из них (плюс некоторые вторичные фотоны) выйдут из пациента с другой стороны. Датчик 16 мощности дозы детектирует пропущенные фотоны и генерирует напряжение, которое является пропорциональным мощности дозы позади пациента 14.
Контур обратной связи требует трех сигналов: измеренной мощности (6) дозы, фактического тока (2) трубки и напряжения (1) трубки. Функциональный блок 18 на левой стороне преобразовывает фактическое напряжение (1) трубки в так называемую оптимальную мощность дозы на единицу тока (4) трубки, которую пациент с толщиной, оптимальной для этого, произведет (см. также фиг.4). Если оптимальную мощность дозы на единицу тока (4) трубки затем умножают на фактический ток (2) трубки, получают оптимальную мощность (5) дозы. Разность между оптимальной мощностью (5) дозы и измеренной мощностью (6) дозы по прямой цепи является дельтой мощности (3) дозы. Дельта мощности дозы проходит через PID-модуль 20, чтобы подстроить напряжение (1) трубки. PID-модуль 20 имеет пропорциональную, интегральную и дифференциальную части. Также может требоваться элемент задержки первого или второго порядка, чтобы стабилизировать и ускорять контур регулирования. В упрощенной модели PID-модуль 20 является простым интегратором.
Если пациент является слишком «толстым» для фактического напряжения трубки, измеренная мощность (6) дозы будет меньше ожидаемой, а дельта мощности дозы (3) будет положительной, что приведет к повышению напряжения (1) трубки. С другой стороны, если для данного напряжения трубки пациент является слишком «тонким», измеренная мощность дозы (6) будет выше требуемой и дельта мощности дозы (3) будет отрицательной, следовательно, напряжение трубки (1) понизится.
В начале экспонирования требуемое напряжение трубки не следует устанавливать на среднее значение подобно 75 кВ, а предпочтительнее на самое возможно низкое значение для выбранного типа исследования, например 40 кВ для костной ткани и 80 кВ для легких. Это является следствием того, что для очень «тонких» пациентов (педиатрических) дозы являются настолько малыми, что не будет достаточного времени для регулирования напряжения трубки на понижение в пределах первых 10% дозы. Принимая во внимание, что для «толстых» пациентов общая доза является более высокой, имеется достаточное время, чтобы подстроить напряжение на повышение.
Нижеследующее описание сосредотачивается сначала на кривой мощности дозы для оптимальной толщины пациента (см. фиг.4), следом за которой кратко обсуждается синхронизация контура регулирования.
В качестве примера кривая оптимизации полагается, как проиллюстрировано на фиг.6 слева. Эта кривая может быть подходящей, если радиолог интересуется какой-либо проницаемостью костной ткани. Для пациентов или частей тела толщиной ниже или равной 10 см рекомендуемым напряжением трубки тогда будет 40 кВ, а более 43 см - 150 кВ. Промежуток между 10 и 43 см заполняется согласно линейной интерполяции.
Левый график на фиг.6 может читаться другим образом: какова оптимальная толщина пациента, согласно которой заданное напряжение трубки ведет к максимальному качеству изображения? Правый график на фиг.6 является просто обратным для левого графика.
Независимо от типа исследования является возможным вычислять мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента в виде функции от напряжения трубки и толщины пациента. Это является справедливым для заданной геометрии и заданной установки фильтра. Увеличение расстояния от источника до изображения SID будет иметь воздействие второго порядка, поскольку изменение предварительного фильтра требует новой оценки данных. График на фиг.7 основан на имитационном моделировании типичной рентгеновской трубки (SRO 33100-ROT 350) без дополнительного предварительного фильтра и с SID в 1 м.
Теперь графики могут быть соединены, чтобы получить мощность дозы на единицу тока трубки позади пациента для оптимальной толщины пациента в виде функции от напряжения трубки, см. фиг.8.
Прямая цепь контура регулирования по фиг.5 имеет некоторую временную задержку. Если генератор запрашивают для повышения напряжения трубки, имеется задержка до тех пор, пока трубка действительно не будет иметь это напряжение. Задержка рентгеновской трубки и пропускания фотонов через пациента лежит в диапазоне наносекунд и, следовательно, ею можно пренебречь. Но затем датчик мощности дозы снова имеет задержку.
Цель состоит в том, чтобы отрегулировать дельту мощности (3) дозы (см. фиг.5) в нуль за очень короткое время. Следовательно, прямая цепь должна быть исследована полностью, чтобы усилить входной сигнал для оптимизации PID-модуля.
Прямая цепь не является линейной, следовательно, оптимальный PID-модуль также является нелинейным. В современных системах контуры регулирования дозы управляются посредством цифровых процессоров сигналов (ЦПС, DSP). В таких системах является возможным компенсировать нелинейный эффект прямой цепи. Общее регулирование дозы не показано на блок-схеме фиг.5, которая иллюстрирует только регулирование напряжения трубки. Регулирование дозы будет осуществлено обычным образом, например с помощью amplimat-камеры или фотодиода позади электронно-оптического преобразователя.
Интенсивность точечного источника зависит от расстояния согласно закону обратных квадратов. Для систем с переменной геометрией должно учитываться SID. Способ состоит в вычислении сигнала дозы для значения SID в 1 м и затем делении значения дозы на квадрат фактического SID. На фиг.9 показана часть блок-схемы по фиг.5, включая влияние расстояния от источника до изображения.
Если мощность дозы для оптимального пациента (4) была вычислена для SID в 1 м, то результат должен быть разделен на квадрат фактического SID в м2 (7), чтобы получить мощность дозы для текущего регулирования.
Автоматическая регулировка напряжения по полному кВ диапазону может применяться для всех медицинских рентгенографических систем однократного облучения (обычно радиографических систем, но также и универсальных радиографических, рентгеноскопических и хирургических систем, а также сердечных и сосудистых систем). Однако требуется сигнал мощности дозы. Это может быть фотодиод позади электронно-оптического преобразователя, amplimat-камера или интегрированный чувствительный к дозе слой, как предусмотрено для разработанных более недавно плоских детекторов.
Следует отметить, что вышеупомянутые варианты осуществления предпочтительно иллюстрируют, а не ограничивают изобретение, и что специалисты в данной области техники будут способны спроектировать многие альтернативные варианты осуществления без выхода за пределы объема изобретения, определенного в соответствии с прилагаемой формулой изобретения. В формуле изобретения любые ссылочные символы, помещенные в круглых скобках, не должны рассматриваться в качестве ограничения формулы изобретения. Слово "содержащий", "содержит" и т.п. не исключает наличие элементов или этапов, отличных от таковых, приведенных в любом пункте формулы изобретения или описания в целом. Одиночная ссылка на элемент не исключает множественную ссылку на такие элементы и наоборот. Изобретение может быть осуществлено посредством аппаратных средств, содержащих несколько отдельных элементов, и посредством соответственно запрограммированного компьютера. В относящемся к устройству пункте, перечисляющем несколько средств, несколько из этих средств могут быть исполнены посредством одного и того же элемента аппаратных средств. Простой факт, что некоторые средства, изложенные во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означают, что для пользы не может использоваться комбинация этих средств.
Claims (10)
1. Контроллер, предназначенный для рентгенографической системы, содержащий рентгеновский генератор (10), питающий рентгеновскую трубку (12) для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14), подлежащий рентгеносъемке, упомянутый контроллер содержит:
средство (16) для определения фактической мощности дозы упомянутого рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14),
средство (18) для определения оптимальной мощности дозы по отношению к упомянутому объекту (14),
средство для сравнения упомянутой фактической мощности дозы с упомянутой оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта (14), и
средство для подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
средство (16) для определения фактической мощности дозы упомянутого рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14),
средство (18) для определения оптимальной мощности дозы по отношению к упомянутому объекту (14),
средство для сравнения упомянутой фактической мощности дозы с упомянутой оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта (14), и
средство для подстройки упомянутой фактической мощности дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
2. Контроллер по п.1, в котором упомянутая фактическая мощность дозы подстроена посредством регулировки экспозиционного кВ напряжения упомянутого рентгеновского генератора (10).
3. Контроллер по п.1, содержащий средство (18) для хранения заранее установленных значений оптимальной мощности дозы на единицу тока трубки в виде функции от напряжения на трубке и средство для умножения фактического тока трубки, подводимого на упомянутую рентгеновскую трубку (12) посредством упомянутого рентгеновского генератора (10), чтобы задавать оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту (14).
4. Контроллер по п.1, в котором определяют значение разности между упомянутой оптимальной мощностью дозы и упомянутой фактической мощностью дозы, и упомянутое значение разности подают на модуль (20), выходной сигнал которого используют, чтобы регулировать экспозиционное кВ напряжение для упомянутой рентгеновской трубки (12).
5. Контроллер по п.4, в котором фактическую мощность дозы, по существу равную упомянутой оптимальной мощности дозы для упомянутого объекта, получают путем минимизации упомянутого значения разности.
6. Контроллер по п.1, в котором упомянутая оптимальная мощность дозы скомпенсирована в зависимости от расстояния (SID) от источника до изображения.
7. Контроллер по п.1, дополнительно содержащий средство регулирования дозы рентгеновского облучения.
8. Контроллер по п.1, в котором упомянутая толщина упомянутого объекта (14) основывается на водном эквиваленте такового.
9. Способ регулирования мощности дозы в рентгенографической системе, содержащей рентгеновский генератор (10), питающий рентгеновскую трубку (12) для генерирования рентгеновского излучения, и средство детектирования распределения интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14), подлежащий рентгеносъемке, упомянутый способ содержит этапы, на которых:
определяют фактическую мощность дозы упомянутого рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14),
определяют оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту (14),
сравнивают упомянутую фактическую мощность дозы с упомянутой оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта (14), и
подстраивают упомянутую фактическую мощность дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
определяют фактическую мощность дозы упомянутого рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14),
определяют оптимальную мощность дозы по отношению к упомянутому объекту (14),
сравнивают упомянутую фактическую мощность дозы с упомянутой оптимальной мощностью дозы, зависящей от толщины упомянутого объекта (14), и
подстраивают упомянутую фактическую мощность дозы, чтобы по существу совпадать с упомянутой оптимальной мощностью дозы.
10. Рентгенографическая система, содержащая рентгеновский генератор (10), питающий рентгеновскую трубку (12) для генерирования рентгеновского излучения, средство детектирования интенсивности рентгеновского излучения, которое пропускалось через объект (14), подлежащий рентгеносъемке, и дополнительно содержащий контроллер по п.1.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP05101011.4 | 2005-02-11 | ||
EP05101011 | 2005-02-11 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2007133799A RU2007133799A (ru) | 2009-03-20 |
RU2397623C2 true RU2397623C2 (ru) | 2010-08-20 |
Family
ID=36702709
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2007133799/28A RU2397623C2 (ru) | 2005-02-11 | 2006-02-02 | Регулирование мощности дозы в рентгенографической системе |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7545915B2 (ru) |
EP (1) | EP1850754B1 (ru) |
JP (1) | JP5575369B2 (ru) |
CN (1) | CN101115442B (ru) |
RU (1) | RU2397623C2 (ru) |
WO (1) | WO2006085247A2 (ru) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU180039U1 (ru) * | 2017-11-13 | 2018-05-31 | Андрей Викторович Васильев | Устройство контроля рентгеновского аппарата |
RU2704752C1 (ru) * | 2016-09-16 | 2019-10-30 | Сакми Кооператива Мекканичи Имола Сочьета' Кооператива | Способ и установка для формования изделий из уплотненного порошка |
Families Citing this family (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4944667B2 (ja) * | 2007-05-07 | 2012-06-06 | キヤノン株式会社 | X線撮影装置 |
JP5568232B2 (ja) * | 2008-11-17 | 2014-08-06 | 富士フイルム株式会社 | 断層画像撮影装置 |
JP2010119507A (ja) * | 2008-11-18 | 2010-06-03 | Fujifilm Corp | 断層画像撮影装置 |
US8755490B2 (en) * | 2009-04-07 | 2014-06-17 | Shimadzu Corporation | X-ray imaging device |
JP2011172847A (ja) * | 2010-02-25 | 2011-09-08 | Fujifilm Corp | 放射線画像生成装置及び放射線画像生成方法 |
DE102010033609B3 (de) * | 2010-08-06 | 2011-12-22 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Schätzung einer Strahlendosis einer Röntgenstrahlung und zugehörige Röntgenvorrichtung |
CN102478742B (zh) * | 2010-11-26 | 2014-03-05 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种数字放射成像曝光参数自适应修正的方法及系统 |
DE102011110615A1 (de) * | 2011-08-16 | 2013-02-21 | Carl Zeiss Meditec Ag | Erzeugung einer definierten Strahlungsdosisleistungskurve |
CN102949193B (zh) * | 2011-08-22 | 2015-06-10 | 上海联影医疗科技有限公司 | 荧光检查设备及其降低荧光检查剂量的方法 |
JP5902923B2 (ja) * | 2011-11-11 | 2016-04-13 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
CN103505232A (zh) * | 2012-06-19 | 2014-01-15 | 深圳市蓝韵实业有限公司 | X光机及其曝光参数调节方法 |
CN103279060B (zh) * | 2013-05-26 | 2016-06-29 | 山东蓝孚高能物理技术有限公司 | 自修正式电子束扫描输出系统 |
CN104287768A (zh) | 2014-09-30 | 2015-01-21 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种ct扫描剂量控制方法及系统 |
CN107374659B (zh) * | 2015-08-10 | 2021-05-18 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | Aec模式下曝光截止剂量校正方法及装置 |
CN106231768A (zh) * | 2016-07-08 | 2016-12-14 | 南昌泛泰医疗设备有限公司 | x射线装置多组管电压组合作用的加载方法 |
CN110090031A (zh) * | 2018-01-30 | 2019-08-06 | 上海西门子医疗器械有限公司 | 用于x光机的自动曝光剂量调节方法、存储介质及x光机 |
US10582905B2 (en) * | 2018-02-09 | 2020-03-10 | General Electric Company | Systems and method for x-ray imaging |
KR101964003B1 (ko) * | 2018-06-08 | 2019-03-29 | 인제대학교 산학협력단 | 멀티형 직교 센서를 이용한 방사선원 위치 검증 및 방사선량 분포 검출 장치 및 방법 |
CN109451643B (zh) * | 2018-09-27 | 2020-05-08 | 苏州博思得电气有限公司 | 管电流的控制方法、装置及电子设备 |
CN111097106B (zh) * | 2018-10-25 | 2023-06-02 | 锐珂(上海)医疗器材有限公司 | 确定剂量面积乘积的系统及方法 |
CN111603187B (zh) * | 2019-02-25 | 2024-02-13 | 上海西门子医疗器械有限公司 | 自适应图像质量优化方法和装置、存储介质和医疗设备 |
CN110974269A (zh) * | 2019-12-06 | 2020-04-10 | 深圳康桥软件技术有限公司 | 一种x射线成像曝光剂量调整方法和系统 |
CN115811822A (zh) * | 2022-11-24 | 2023-03-17 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种x射线成像电压的控制方法、装置和x射线成像系统 |
Family Cites Families (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2855405A1 (de) | 1978-12-21 | 1980-07-10 | Siemens Ag | Roentgendiagnostikapparat zur durchleuchtung und aufnahme |
DE3143157A1 (de) * | 1981-10-30 | 1983-05-11 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Zahnaerztliche roentgendiagnostikeinrichtung |
JPS5882499A (ja) * | 1981-11-12 | 1983-05-18 | Toshiba Corp | X線制御装置 |
JPS62226599A (ja) * | 1986-03-28 | 1987-10-05 | Toshiba Corp | X線tv寝台装置における自動露出制御方法 |
JPS6362197A (ja) * | 1986-08-30 | 1988-03-18 | Shimadzu Corp | X線シネ自動撮影装置 |
JP2597588B2 (ja) * | 1987-07-16 | 1997-04-09 | 株式会社東芝 | X線透視装置 |
US4980905A (en) * | 1989-02-16 | 1990-12-25 | General Electric Company | X-ray imaging apparatus dose calibration method |
JPH0410398A (ja) * | 1990-04-27 | 1992-01-14 | Hitachi Medical Corp | X線透視撮影台 |
JP2979520B2 (ja) * | 1992-05-31 | 1999-11-15 | 株式会社島津製作所 | X線診断装置 |
WO1999000054A1 (en) | 1997-06-26 | 1999-01-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Adjustable computer tomography device |
JP3763967B2 (ja) * | 1998-04-17 | 2006-04-05 | 株式会社日立メディコ | X線装置 |
US6233310B1 (en) * | 1999-07-12 | 2001-05-15 | General Electric Company | Exposure management and control system and method |
JP2001035687A (ja) * | 1999-07-23 | 2001-02-09 | Canon Inc | X線検出装置、x線曝射制御信号発生装置及びx線曝射制御信号発生方法 |
EP1151645B1 (en) * | 1999-11-23 | 2011-10-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray examination apparatus with exposure control |
JP4519254B2 (ja) * | 2000-04-03 | 2010-08-04 | 株式会社日立メディコ | X線ct装置 |
DE10122041A1 (de) * | 2001-05-07 | 2002-11-14 | Philips Corp Intellectual Pty | Verfahren und Vorrichtung zur Belichtung von Röntgenaufnahmen |
US6810109B2 (en) * | 2001-07-13 | 2004-10-26 | Medtronic Ave, Inc. | X-ray emitting system and method |
DE10163583A1 (de) * | 2001-12-21 | 2003-07-03 | Philips Intellectual Property | Verfahren und Vorrichtung zur Belichtung von Röntgenaufnahmen |
-
2006
- 2006-02-02 WO PCT/IB2006/050354 patent/WO2006085247A2/en active Application Filing
- 2006-02-02 CN CN2006800045824A patent/CN101115442B/zh active Active
- 2006-02-02 JP JP2007554696A patent/JP5575369B2/ja active Active
- 2006-02-02 EP EP06710813.4A patent/EP1850754B1/en active Active
- 2006-02-02 US US11/815,666 patent/US7545915B2/en active Active
- 2006-02-02 RU RU2007133799/28A patent/RU2397623C2/ru not_active IP Right Cessation
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2704752C1 (ru) * | 2016-09-16 | 2019-10-30 | Сакми Кооператива Мекканичи Имола Сочьета' Кооператива | Способ и установка для формования изделий из уплотненного порошка |
US11345060B2 (en) | 2016-09-16 | 2022-05-31 | Sacmi Cooperativa Meccanici Imola Societa' Cooperativa | Method and apparatus for forming compacted powder products |
RU180039U1 (ru) * | 2017-11-13 | 2018-05-31 | Андрей Викторович Васильев | Устройство контроля рентгеновского аппарата |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2006085247A2 (en) | 2006-08-17 |
CN101115442A (zh) | 2008-01-30 |
EP1850754B1 (en) | 2013-11-06 |
US7545915B2 (en) | 2009-06-09 |
JP2008530750A (ja) | 2008-08-07 |
US20080253532A1 (en) | 2008-10-16 |
WO2006085247A3 (en) | 2006-10-19 |
CN101115442B (zh) | 2011-01-19 |
RU2007133799A (ru) | 2009-03-20 |
JP5575369B2 (ja) | 2014-08-20 |
EP1850754A2 (en) | 2007-11-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2397623C2 (ru) | Регулирование мощности дозы в рентгенографической системе | |
US6459765B1 (en) | Automatic exposure control and optimization in digital x-ray radiography | |
JP4406533B2 (ja) | X線照射制御のための方法及び装置 | |
US6754307B2 (en) | Method and device for X-ray exposure control | |
US7519155B2 (en) | Device and method for adjusting imaging parameters of an X-ray apparatus | |
JP4907757B2 (ja) | 被曝量管理/制御システム | |
EP2427113B1 (en) | Method of acquiring an x-ray image and x-ray image acquisition device comprising automatic wedge positioning | |
US6553095B2 (en) | Automatic exposure control for dental panoramic and cephalographic x-ray equipment | |
US5694449A (en) | Method and system for detecting and correcting erroneous exposures generated during x-ray imaging | |
US7391843B2 (en) | Systems and methods for adjusting noise in a medical imaging system | |
JP2001043993A (ja) | 管電流調節方法および装置並びにx線ct装置 | |
JP3402776B2 (ja) | X線診断装置 | |
US6987834B2 (en) | Optimized record technique selection in radiography and fluoroscopy applications | |
EP0648466B1 (en) | Radiographic imaging apparatus | |
JP2000261724A (ja) | X線装置及び撮影条件設定方法 | |
US7286641B2 (en) | Method and device for exposing x-ray images | |
JPH04366598A (ja) | 自動露出機構付きx線撮影装置 | |
JP2000306694A (ja) | X線透視撮影装置 | |
JPH02265199A (ja) | X線撮影装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20180203 |