本发明要求 2013年 04月 27日向中国国家知识产 提交的、 申请 号为 201310151760.8名称为 "X射线滤过器、 X射线滤过系统及移动 CT 扫描仪" 的中国专利申请的优先权。

技术领域

本发明涉及医疗设备领域， 具体涉及一种 X射线滤过器、 X射线滤 过系统及移动 CT扫描仪。

背景技术

滤过器的主要作用是减少对 CT成像无用的低能 X光子的辐射剂量 对被检人体的伤害。在 X射线管和人体之间放置滤过器是 CT系统设计所 必须采取的基本安全措施。

目前还没有一种性能优异的 X射线滤过器。

发明内容

在下文中给出了关于本发明的简要概述，以便 提供关于本发明的某些 方面的基本理解。 应当理解， 这个概述并不是关于本发明的穷举性概述。 它并不是意图确定本发明的关键或重要部分， 也不是意图限定本发明的范 围。其目的仅仅是以简化的形式给出某些概念 ， 以此作为稍后论述的更详 细描述的前序。 本发明实施例的目的是针对上述现有技术的缺 陷， 提供一种性能优 异的 X射线滤过器。

为了实现上述目的， 本发明采取的技术方案是：

一种 X射线滤过器， 包括方形本体， 所述方形本体的上端面沿其长 度延长方向上开设有凹槽，以在所述方形本体 上形成中心对称的楔形部。

本发明还提供一种 X射线滤过系统， 包括： X射线源， 所述 X射线 源的 X射线出射光路上设有上述的 X射线滤过器。 本发明提供的另一种方案： 一种移动 CT扫描仪， 包括上述的 X射 线滤过系统。

与现有技术相比， 本发明的有益效果是：

本发明的 X射线滤过器的性能更优异， 能够很好发挥 X射线滤过器 的功能， 防止 X射线对被检人体的伤害， 可以用于 X射线滤过系统及移 动 CT扫描仪上。

通过以下结合附图对本发明的最佳实施例的详 细说明，本发明的这些 以及其它的优点将更加明显。

附图说明

本发明可以通过参考下文中结合附图所给出的 描述而得到更好的理 解，其中在所有附图中使用了相同或相似的附 图标记来表示相同或者相似 的部件。所述附图连同下面的详细说明一起包 含在本说明书中并且形成本 说明书的一部分，而且用来进一步举例说明本 发明的优选实施例和解释本 发明的原理和优点。 在附图中：

图 1为本发明实施例提供的 X射线滤过器的结构示意图；

图 2为本发明实施例提供的 X射线滤过器的剖面结构示意图； 图 3为本发明实施例提供的 X光子与 20cm厚^作用后反射、 沉 积和透射的能量份额图；

图 4为本发明实施例提供的材料为铜的滤过器的� �噪比计算结果（能 量积分模式） 图；

图 5为本发明实施例提供的材料为铝的滤过器的� �噪比计算结果（能 量积分模式） 图；

图 6为本发明实施例提供的 120keV的 X光子透过不同厚度铜板的能 量份额图。

附图标记：

1-方形本体；

2-凹槽， 20中心平面区域， 21边缘圆弧区域。

本领域技术人员应当理解，附图中的元件仅仅 是为了简单和清楚起见 而示出的， 而且不一定是按比例绘制的。 例如， 附图中某些元件的尺寸可 能相对于其他元件放大了， 以便有助于提高对本发明实施例的理解。

具体实施方式

在下文中将结合附图对本发明的示范性实施例 进行详细描述。为了清 楚和简明起见， 在说明书中并未描述实际实施方式的所有特征 。 然而， 应 该了解，在开发任何这种实际实施例的过程中 必须做出很多特定于实施方 式的决定， 以便实现开发人员的具体目标， 例如， 符合与系统及业务相关 的那些限制条件，并且这些限制条件可能会随 着实施方式的不同而有所改 变。 此外， 还应该了解， 虽然开发工作有可能是非常复杂和费时的， 但对 得益于^开内容的本领域技术人员来说，这种� �发工作仅仅是例行的任 务。

在此，还需要说明的一点是，为了避免因不必 要的细节而模糊了本发 明，在附图和说明中仅仅描述了与根据本发明 的方案密切相关的装置结构 和 /或处理步骤， 而省略了对与本发明关系不大的、 本领域普通技术人员 已知的部件和处理的表示和描述。

参见图 1和图 2, 一种 X射线滤过器， 包括方形本体 1， 方形本体 1 上端面沿其长度延长方向上开设有凹槽 2, 以在方形本体 1上形成中心 对称的楔形部。

通过设置本发明的 X射线滤过器，能够防止 X射线对被检人体的伤 害。

具体地，基于上述实施例， 凹槽 2包括： 中心平面区域 20以及对接 中心平面区域 20两侧的边缘圆弧区域 21。

凹槽的侧壁为弧形， 设计合理， 仅在上端面设置凹槽， 下端面为一 平面， 便于加工， 且性能优异。

凹槽上述形状的设置， 使得本发明 X射线滤过器的性能增强。

具体地， 基于上述实施例， 方形本体 1的材料为铜或铝， 提升了滤 过器的性能。

具体地， 基于上述实施例， 参见图 1和图 2， 中心平面区域 20的厚 度 H为 0.4-0.6mm。

通过设置凹槽的中心平面区域厚度 H为 0.4-0.6mm， 提升了滤过器 的性能。 具体地， 基于上述实施例， 边缘圆弧区域 21 的最大厚度 为

8-12mm。

通过设置边缘圆弧区域的厚度， 达到提高滤过器的性能的目的。

具体地， 作为优选， 中心平面区域 20的厚度为 0.5mm， 和 /或， 边缘圆弧 区域 21的最大厚度为 10mm。 滤过器主要有两个功能，一是吸收低能 X射线，降低人体吸收的剂量， 二是调整探测器所接收到的 X射线束流的均匀性，同时有效降低人体边缘 区域皮肤表面的有效剂量， 本发明为了实现滤过器的两大功能， 需要对 滤过器的三个参数进行计算： 材料、 中心平面区域的厚度 H、 边缘圆弧区 域的厚度 H _{1 (>} 其中， 材料和中心平面区域的厚度 H是头部 CT扫描仪的滤 过器优化设计的关键。 采用铜的性能优于铝的性能。

具体地， 基于上述实施例， 方形本体 1下端面也设有凹槽， 下端面 的凹槽与上端面的凹槽相对称。 凹槽的两侧均有开口。 本发明的 X射线 滤过器可以采用蝶形， 同样能够起到防止 X射线伤害人体的作用。

滤过器的过滤过程比较复杂。 虽然低能 X光子穿过滤过器， 大部分 能够被直接吸收， 但是部分高能 X光子穿过滤过器时会发生散射。 这些 散射 X光子， 即使它们的能量是在成像所需要的能量区间， 也只能当着 噪声处理。因为 CT成像是利用焦点和探测器单元的连线来提供 X光子的 空间路径信息， 从而实现图像重建。 发生散射的 X光子丢失了焦点的位 置信息， 故无法用于图像重建。 因此， 直接模拟电子束打靶产生的 X光 子穿过不同参数的滤过器， 通过观察过滤后的 X光子的能傳来比较滤过 器的优劣的方法，无法真实反映真正有助于 CT成像的 X光子的数量。另 夕卜， 直接通过剂量仪来测试经过不同滤过器的 X光子束在穿过体模前后 的剂量值来选择滤过器也是不准确的， 甚至误差更大， 因为散射光子的 影响同样没有剔除， 而且其误差通过测试过程被放大。

为了解决上述问题， 从信噪比的角度出发， 本发明提供一个计算公 式和模拟计算方法用于滤过器的优化设计。 材料和中心平面区域厚度值 可用该式来设计。 计算公式见下式：

通过下述公式设计确定滤过器方形本体的材料 和中心平面区域厚 度： 其中， E为 X光子的能量， M为滤过器的材料， H为滤过器中心平面区 域的厚度； ^Ρ ( ^{£ Μ} )表示能量为 Ε的 X光子穿过材料为 Μ、厚度为 Η的滤过 器后未发生散射的比例；

s( ^{£ M i} )表示能量为 E的 X光子穿过材料为 M、 厚度为 H的滤过器后 发生散射的比例；

表示电子打靶产生的 X光子数目的能谱密度分布， 其在整个能量区 间的积分值为 1 ;

E0为能谱中的能量最小值， E2为能讲中的能量最大值， E1为能量截至 点， 即能量在 [E0, E 1]区间的 X光子都是滤过器的过滤对象；

Β _Ε = Β χ Έ , 为本底辐射和探测器噪声之和与入射光子数的 相对比例， E 为与本底辐射和探测器噪声相等效的 X光子的平均能量。 Β和 可以通过实 验测量得到。

下面为模拟了 X光子穿过 20cm厚水层的物理过程， 统计了反射、 沉积和 透射的能量比例， 计算结果见图 3。 从图中可以看出， 随着能量的降低， 在水 模中沉积的能量越来越高。 当能量降至 30keV时，从 中透射出的 X光子的 能量比值接近于 0。 因此， 30keV以下能量的 X光子对人体的断层成像基本没 有贡献， 只是增加了人体的吸收剂量， 需要用滤过器将其滤掉。 图 3中， □ ——反射份额； Δ——沉积份额； 〇——透射份额。

滤过器的信噪比计算结果见

图 4为本发明实施例提供的材料为铜的滤过器的� �噪比计算结果（能 量积分模式） 图；

图 5 为本发明实施例提供的材料为铝的滤过器的信 噪比计算结果 (能量积分模式）图； 和图 5。 从图中可以看出， 滤过器中心平面区域的厚 度是存在最优厚度值的， 而且铜的信噪比要优于铝的信噪比。 但是， 最优厚 度值对本底辐射和探测器噪声很敏感。 随着 BE值的增加， 不但信噪比下降 f艮 快， 而且最优厚度值也随之减小。 这说明当 BE值增加时， 只有采用让透过滤 过器的有用光子数的绝对数值增加的方式才能 获取相对较高的信噪比。同理， 还可以推断， 如果 CT的束流强度减弱， 则滤过器中心平面区域的最优厚度值 也会随之变小。 因为辐射本底和探测器噪声近似为常数， 如果束流强度减弱， 则噪声就相对增强， 也必须采用让透过滤过器的有用光子数的绝对 数值增加 的方式才能获取相对较高的信噪比。

图 4和图 5中： Δ——电子能量 140keV, 过滤阈值 40keV, 噪声为 0;

V——电子能量 140keV, 过滤阈值 50keV, 噪声为 0;

〇—— 电子能量 140keV， 过滤阈值 40keV， 噪声 0.01 x 60keV;

*—— 电子能量 lOOkeV, 过滤阈值 40keV， 噪声 0.01 x 60keV。

从图中还可以看出， 随着入射电子能量的降低， 信噪比下降很快， 不 过滤过器中心平面区域的最优厚度值变化不大 。随着能量阈值的增大， 最 优厚度值也随之增大， 此时的信噪比减幅很大。 这说明当过滤的 X光子 的能量越大时， 需要的滤过器就越厚，但是此时通过滤过器的 有用光子份 额将显著减少。

根据上面的计算结果分析可知，在满足滤过器 的第一个功能时，铜比 铝更合适， 因此采用铜来计算滤过器边缘的厚度值。 由于 X光子的透过 比例和能量密切相关， 能量越高， 透过的比例越高， 所以我们计算了

120keV的 X光子透过不同厚度铜板的能量比值， 结果见错误！ 未找到引 用源。。

计算结 ^^明， 当 Cu厚度为 10mm时， 120keV的 X光子透过的能 量份额已经小于 10 %了。 由于能量在 lOOkeV以上的 X光子数目 艮少， 滤过器外围还有前准直器过滤探测器接受范围 外的 X光子， 为了减少此 处所占用的空间， 因此， 10mm可以作为滤过器边缘厚度的设计参考值。 这再次说明，用铜做滤过器材料将优于铝， 因为它能够使滤过器设计的更 小巧。

综合上面的计算结果， 滤过器设计方案如下： 材料为铜， 边缘厚度 10mm , 即为边缘圆弧区域的厚度， 中心平面区域厚度取 0.5mm， 用于头 部 CT成像。滤过器的具体形状将根据 X线管的焦点离窗口的距离和离旋 转中心的距离以及装蜩的便利性来确定。 优选楔形或蝶形。

本发明还提供一种 X射线滤过系统， 包括： X射线源， 所述 X射线 源的 X射线出射光路上设有上述的 X射线滤过器。 X射线滤过器用于放 置在 X射线源和被检人体之间， 防止 X射线源对被检人体的伤害。

本发明提供的另一种方案： 一种移动 CT扫描仪， 包括上述的 X射 线滤过系统。 本发明的 X射线滤过器用于移动 CT扫描仪上， 防止 X射 线对于被检人体的伤害。

虽然已经详细说明了本发明及其优点，但是应 当理解在不脱离由所附 的权利要求所限定的本发明的精神和范围的情 况下可以进行各种改变、替 代和变换。

最后， 还需要说明的是， 在本文中， 诸如第一和第二等之类的关系术 语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体 或操作区分开来，而不一定 要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这 种实际的关系或者顺序。而 且， 术语"包括"、 "包含"或者其任何其他变体意在涵盖非排他性� ��包含， 从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品 或者设备不仅包括那些要素， 而且还包括没有明确列出的其他要素， 或者是还包括为这种过程、 方法、 物品或者设备所固有的要素。 在没有更多限制的情况下， 由语句 "包括一 个 ...... "限定的要素， 并不排除在包括所述要素的过程、 方法、 物品或者 设备中还存在另外的相同要素。

以上虽然结合附图详细描述了本发明的实施例 ，但^ ί当明白，上面 所描述的实施方式只是用于说明本发明， 而并不构成对本发明的限制。对 于本领域的技术人员来说，可以在不偏离本发 明的精神和范围的情况下对 上述实施方式作出各种修改和变更。 因此，本发明的范围仅由所附的权利 要求及其等效内容来限定。