專利名稱：用于數控減影血管造影術的設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及根據專利權利要求1特征部分的設備。
從DE3517101 C1已經了解了這種設備。為了證實對冠狀動脈是否被血凝塊急性阻塞的擔心而使用該設備來檢查心臟。為此，將碘造影劑注射到病人的手臂靜脈，同時用兩條線性準直的X射線束逐行地照射病人，一條X射線束具有剛好低于33KeV的碘吸附邊緣的能量E1。另一條X射線束具有剛好高于碘吸附邊緣的能量E2。兩束X射線聚焦在病人的心臟上并撞擊到心臟后面的探測器上，該探測器有兩個彼此隔開一定距離平行排列的計數池，通過電荷敏感的A/D轉換器將探測器的信號轉換成數字信號并傳送到計算機，然后按每種情況組成能量E1的圖象和能量E2的圖象，并用對數算法相互減去另一個能量的圖象。在監視器上顯示所得到的圖象。
DE3901837A1公開了一種輻射探測器，該探測器能夠在較短的記錄次數內以高精度、寬動態范圍和高靈敏度測量高射束強度的局部分布。這些應用在于例如用于快速移動部分(冠狀動脈)的瞬時記錄的醫療診斷。脈動的輻射源用于該探測器，在比例計數池中將屬于一束脈沖的各個量子的信號相加，由此獲得的每個輻射源脈沖的這些單個信號，或是已表示所需強度的信號，或是對許多輻射源脈沖用電子學方法按每個圖象點相加。此外，DE3901837A1提供了這種探測器的結構。然而，該探測器的缺點在于與常規放大器和轉換器電路一起使用不能得到所需的圖象分辨率。
本發明的目的是將上述類型的設備改善到使所得到圖象的分辨率更好的程度，以便尤其是可更清楚地顯示冠狀動脈。
用具有專利權利要求1的特征的設備實現該目的。
該設備包括一個高靈敏度放大器和具有很高動態的模擬數字轉換器，利用該設備可以以線性形式顯示碘充填體中的高吸附差異。這樣，盡管被碘充填的心室覆蓋，該設備能夠顯示所有三條冠狀動脈。
就此而言，它指出，由于一方面心臟不停地跳動，而另一方面造影劑進入了心室和冠狀動脈，因此很難使冠狀動脈成像。
因此，為實現該目的，需要以電流或電荷數字轉換器的形式開發使用適當部件的電子電路，該數字轉換器具有至少18比特的動態范圍，以便在顏色或對比度方面以差分形式得到足夠好的分辨率。
下面借助附圖更詳細地說明本發明；其中
圖1以該設備在同步加速器的X輻射束路徑中的形式示出該設備的示意圖；圖2以在根據圖1的設備中使用的探測器的形式示出側視圖；和圖3示出圖1和2的探測器中使用的電子電路的電路圖。
圖1示出X輻射源，例如存儲環可由申請人提供作為DORIS。這樣，自旋的正電子束e+通過磁極對近似地以所示的方式在所謂的擺動磁體的磁極之間在一個平面中向后和向前偏離，該磁極對相互串聯，但極性相反，導致同步加速器以劇烈形式輻射。該同步加速器輻射是多色或″白色″光束7，通過準直儀和光闌系統(未示出)射到單色儀1上。在DORIS的情況下，單色儀1距擺動磁體2約15到36m，形成輻射的源點。在其源點附近，″白色″射束7具有近似橢圓的截面，其短軸約2mm長，位于水平的長軸的長度約4mm。由于射束光闌和自然發散，在單色儀1的位置，射束7的水平寬度約為100mm，高度約為2.5mm。利用雙單色儀1，形成具有能量E1和E2的兩條單色射束。在其工作期間，單色射束E1和E1通過其路線上病人的心臟到達探測器3的輸入端。在探測器3的輸入端，它們具有1.5mm的間隔和通常水平寬度為120mm，并且在所有情況中高度為1.0mm。
探測器3有兩個與檢測電路51、52連接的電離室31、32。從探測器3的檢測電路51、52輸出的信號經引線511、512傳送到計算機系統6，計算機系統6通過在所有情況下從能量E2的第二圖象減去能量E1的圖象并在監視器20上顯示得到的圖象以自身已知的方式，例如根據DE3517101 C1來控制圖象的評估。
在根據本發明的設備的工作期間，病人坐在用液壓系統控制方式可上下移動的凳子9上。該運動由雙箭頭指示。在一個實施例中，凳子9進行約40cm的向上移動，前10cm用于凳子9的加速并且病人坐在上面，接下來的20em以50cm/秒的恒定速度在其路徑上移動，最后10cm用于減速。結果是，使病人待檢查的器官，例如心臟10在250毫秒的周期內移過兩個單色射束E1和E2。從而連續地用射束E1和射束E2對同一人和相同的檢查位置迅速成像，以在計算機系統6中可很容易地對兩個射束的圖象作減法運算。
根據圖1，仍是在兩個射束E1、E2的交叉點前，因此也是在待檢查的心臟10之前，在單色儀1和探測器3之間的兩束X射線的射束路徑中設置安全系統8，該安全系統具有極快射束的擋板，能夠阻擋低于10毫秒的X射線束E1和E2。這種安全系統在我們的同步加速器工作過程中已經采用了許多年。
凳子9也是由計算機系統6控制，在圖中未被單獨表示。然而，控制該液壓系統(未示出)以便通過計算機系統6升高和降低凳子9對本領域技術人員來說并不困難。
圖2表示圖1的探測器3的完整垂直截面，該探測器由各帶有板條311和312的兩個電離室31、32和共用漂移陰極313構成。
由基本上為矩形并且在一側上具有固定法蘭的外殼33封閉兩個電離室31、32。約10mm高、150mm寬和約30mm長的入口通道37通過外殼33的壁，并在其自由端上裝有本身已知的準直儀34，兩束射束E1、E2可通過該準直儀34進入。通道37的里端由碳纖維窗口(35)封閉。
外殼33的內部是填充有如氪或氙之類的電離氣體，和壓力在10至20巴以下的猝熄氣體，例如二氧化碳的中空空間。電離氣體與猝熄氣體的分壓力比為90∶10。
如已提到的，每個電離室32具有相互間隔約9mm排列的玻璃纖維強化板條311、312。在板條311、312相互面對的一側上安裝有鍍金的銅帶作為陽極帶，陽極帶在射束方向延伸并排列在400μm的格柵中。在圖2的右手部分，放大表示以點劃循環線突出的板條311、312的部分。從該圖可以看出，在裝有陽極帶的板條311、312之間安裝著共用漂移陰極313，在從漂移陰極313到第一和第二板條311、312的空間中安裝位于更靠近板條311、312的所謂的＂Frisch格柵″。在一個實施例中，漂移陰極313的厚度為1.0mm，漂移陰極313與每個板條311、312之間的距離是4.0mm。然后，在距離板條311、312為1.0mm的地方各安裝兩個Frisch格柵，因此，在所有情況下與漂移陰極313的表面間隔3.0mm。Frisch格柵由間隔0.5mm的特種導線制成，Frisch格柵為陽極帶屏蔽了在電離室中所形成的離子。
第一和第二板條311、312在射束方向伸出探測器3的外殼33，并分別在其端部連接到檢測電路51、52。很明顯，必須靠近探測器3的外殼33，以便封閉電離氣體和猝熄氣體。為此，在板條311、312之間安裝一個擋塊38，以氣密方式與兩個板條311、312相互連接，例如粘結到板條311、312。兩個板條311、312也以氣密方式，例如也通過粘結連接到外殼33的壁。
如已提到的，在400μm的格柵中作為鍍金銅帶安裝在相互面對的板條311、312側面上的陽極伸出探測器3的外殼33，特別是以約0.3mm的間隔安裝并各具有約0.4mm寬度的336個平行帶的形式伸出探測器3的外殼33。每個板條311、312的長度約230mm，而電離室31、32的長度約等于60mm。
在電離室31、32內部，陽極帶沿約56mm的長度平行延伸，而在電離室31、32的外部，特別是探測器3的外殼33的外部，陽極帶展寬到一定間隔，以使根據圖3的電子電路50可連接到檢測電路51和52中的每個陽極帶。在一個實施例中，兩個檢測電路51和52因此包括2×336=672個具有圖3所示結構的電子電路50。
圖3示出2×336個電子電路50中的一個，電子電路的輸入端IN連接到板條3或312的2×336個陽極帶中的一個。電子電路50的輸入端IN連到運算放大器OPA的負輸入端，其正輸入端接地。運算放大器OPA是Burr-Brown生產的OPA 129 UB型號。它通常以±15V工作并且是噪聲非常低的運算放大器。
運算放大器OPA的輸出端與晶體管T的發射極連接，具體地是通過5.1KΩ的第一電阻R1連接到其發射極。晶體管T的基極位于提供-4V正向電壓的恒壓源。晶體管T的集電極位于點P，P點的電壓在工作期間從0至約90V。為此，晶體管T是用作基極電路的穩壓晶體管。晶體管T的集電極通過點P和150KΩ的第二電阻R2耦合回到運算放大器OPA的負輸入端。
把100V或更高的高正向電壓施加到電子電路50的點P，具體地是通過例如43KΩ的第三電阻R3。
運算放大器OPA保持其輸入端的差動電壓實際上為零伏，以使輸入信號的電流is經電阻R2流到點P，并由此經30MΩ的第四電阻R4流到模擬數字轉換器ADC。模擬數字轉換器是由Burr-Brown生產的具有20比特分辨率的DDC 101 U型部件。該芯片是專為從光電二極管讀取而設計的，從中讀出正電荷或空穴。因此，在其單極操作中，可僅用其將正電荷信號轉換成20比特的信號。在雙極操作中確實也可采用芯片DDC 101 U，但這樣把輸出減少到19比特。在該操作中，芯片的噪聲非常高以致于不能將其用于現有的成像情況。
因此，對于本申請，僅可以進行芯片DDC 101 U的單極操作，不過這就存在一個難題即該芯片僅能處理正電荷(空穴)，而只有負電荷(即電子)能從電離室31、32經陽極傳送。所以，對于本發明，必須由達到運算放大器OPA的輸入端的負電荷來生成正電荷，后者可以用專用的DDC 101 U的模擬-數字轉換器ADC處理。因此，使專用的DDC 101 U型模擬數字轉換器ADC從到達運算放大器OPA輸入端的負電荷中處理正電荷對本發明來說是必需的。為此，首先需要使位于模擬數字轉換器輸入端的電阻R4＞20MΩ，因為用小于20MΩ的電阻將使芯片DDC 101 U產生比電阻噪聲大的噪聲，也稱為奈奎斯特噪聲。然而，如果已產生了4比特的噪聲，僅有剩余的16比特用于成像，這對成像來說太少了，以致不能達到所要求的圖象分辨率。
然而，如果選擇電阻R4大于20MΩ，在點P需要對應的更高的驅動電壓，以便在約0.2毫秒內將DDC 101 U充電到20比特。例如，如果選擇電阻R4為30MΩ，點P的控制電壓必須能升高到90伏或更高。這樣高的驅動電壓可能導致運算放大器OPA損壞，因為其最大可容許20至36伏的電壓。
為此，穩壓晶體管T位于運算放大器OPA和點P之間的基極電路中。正如所知道的，基極電路使電壓放大，將晶體管T正好控制在使第二電阻R2上的電壓降確保運算放大器OPA的輸入端電壓差為零或為虛零的范圍。這樣的結果在于到達運算放大器OPA輸入端的電荷也到達模擬數字轉換器的輸入端，特別是由于選擇電阻R2是電阻R4的五倍，電荷被放大五倍。實際上，在優選實施例中，R2=150MΩ，R4=30MΩ。
根據本發明的電子電路50的要件在于包括下列措施1．將負電荷轉換成正電荷，以便能夠由芯片DDC 101 U處理。
2．為ADC芯片選擇的驅動電壓高達90伏或更高。
3．由基極電路將ADC的高驅動電壓與運算放大器隔開。
結果是，得到了300，000∶1的信號∶噪聲比，使圖象對診斷醫生來說足夠清晰。此外，從電離室31、32提供給陽極帶的信號電流位于100fA或更低的區域，也就是說，imax100×10-16A。這些電流低到使它們對應于單個的33keV的光子。
權利要求
1．一種能量相減模式的數控減影血管造影術設備，具有用于產生兩個單色X射線束(E1、E2)的單色儀(1)；具有極快射束的擋板的安全系統(8)；由液壓系統驅動的線掃描設備，在液壓系統上安裝有可上下移動以便定位病人的凳子(9)；雙線探測器(3)；用于控制系統，數據捕獲和圖象處理的計算機系統(6)；其特征在于探測器(3)由兩個局部分解的電離室(31、32)形成，電離室填充有電離氣體并具有特定數量的陽極帶(311、312)；共用漂移陰極(313)用于兩個電離室(31、32)；每個電離室(31、32)連接到一個單獨的檢測電路(51、52)，每個檢測電路具有用于每個陽極帶(311、312)的電子電路(50)，陽極帶在0伏和175伏之間作為信號轉換器線性地工作；每個電子電路(50)在其輸入端具有一個運算放大器(OPA)，向運算放大器的負輸入端施加來自陽極帶(311、312)的輸入信號，而其正輸入端接地；運算放大器(OPA)的輸出端通過第一電阻(R1)連接到晶體管(T)的發射極，晶體管的基極位于恒壓源(S)，晶體管的集電極通過點(P)和第四電阻(R4)連接到模擬/數字轉換器(ADC)的輸入端；第四電阻(R4)大于20MΩ；把輸入信號電流(is)最終傳送到模擬/數字轉換器(ADC)的第二電阻(R2)位于運算放大器(OPA)的輸入端與點(P)之間；和所有電子電路(50)的輸出被作為比特字通過總線系統(511、512)傳送到計算機系統(6)。
2．根據權利要求1所述的設備，其特征在于模擬/數字轉換器(ADC)是20比特的電荷-數字轉換器。
3．根據權利要求1或2所述的設備，其特征在于第四電阻(R4)為30兆歐，第二電阻(R2)為150兆歐。
4．根據權利要求1所述的設備，其特征在于第一電阻(R1)為5.1千歐，第三電阻(R3)為43千歐。
5．根據權利要求4所述的設備，其特征在于第三電阻(R3)離點(P)遠的一側處在約+145V的正向電壓。
6．根據權利要求1-5中任何一個所述的設備，其特征在于作為基極電路工作的晶體管(T)是穩壓高達約200V的晶體管。
7．根據權利要求6所述的設備，其特征在于恒壓源(S)向晶體管(T)的基極施加小于-1V的正向電壓。
8．根據權利要求1-7中任何一個所述的設備，其特征在于運算放大器(OPA)由difet電路構成。
9．根據權利要求1所述的設備，其特征在于探測器(3)對每個能量(E1、E2)具有336個信號引線。
全文摘要
本發明涉及利用特定的電子電路以能量相減模式進行數控減影血管造影術的設備。
文檔編號G01T1/29GK1284171SQ98813448
公開日2001年2月14日 申請日期1998年12月14日 優先權日1997年12月22日
發明者漢斯·于爾根·貝施, 米凱爾·勒曼 申請人:德意志電子同步加速器Desy