Рентгенотерапевтический аппарат Советский патент 1983 года по МПК H05G1/30 A61B6/00 

(54) РЕНТГЕНОТЕРАПЕВТИЧЕСКИ0 АППАРАТ

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским аппаратам терапевтического назначения.

В рентгеновских аппаратах терапевтического назначения важное значение имеет правильная установка напряжения на рентгеновском излучателе для получения заданной жесткости рентгеновского излучения в первичном пучке и анодного тока для получения при заданном напряжении требуемой мощности дозы.

Известны рентгеновские аппараты терапевтического назначения, в которых анодное напряжение измеряют косвенным образом путем подключения электромагнитного вольтметра к выводам первичной обмотки главного трансформатора, а анодный ток измеряют с помощью миллиамперметров, включенных в высоковольтнунз цепь последовательно с рентгеновской трубкой и между сглаживающими конденсаторамиС.

В этом аппарате имеет место визуальное считывание информации с пульта и осуществляется ручная регулировка тока и напряжения., Наиболее близким к предлагаемому является рентгенотерапевтический

аппарат, содержащий рентгеновскую трубку, подключенные к трубке регулируемые источник выоокого напряжения и источник тока накала, набор полупроводниковых детекторов, содержащий две группы детекторов, обладающие при регистрации излучения противоположным ходом с жесткостью ; и установленный с возможностью введения в первичный пучок рентгеновской трубки, подключенные к детекто рам набора схему получения сигнала мощности дозы, выход которой подклкичен к входу регулирования источника тока накала, и схему получения сигнала эффективной энергии излучения,. выход которой подключен к входу регулирования источника высокого напряжения Г2 .

Недостаток известного аппарата , обусловлен тем, что в реальных ycaioвиях на облучае«лй объект воздейе ., ствует не только излучение прямого пучка, но и рассеянное излучение, что, с одной стороиы, приводит к ошибкам в регулировании величины мощности дозы и, с другой dTopoHu, к ошибкам в поддержании требуемой эффективной энергии излучения. Эти ошибки связаны с основными принци7 Намиf положенными в основу получени .сигнсшов, несущих информацию об ука занных выше параметрах. Цель изобретения повышение точ ности поддержания требуемых условий облучения. i Поставленная цель достигается те что в рентгенотерапевтическом аппар те, содержащем рентгеновскую трубку родклгоченные к трубке регулируемые источник высокого напряжения и исто ник тока накала, набор полупроводни .новых детекторов, содержащий две труппы детекторов , обладагпщие при регистрации излучения противоположным ходом с жесткостью, и установ ленный с возможностью введения в первичный пучок рентгеновской трубк подключенные к-.детекторам набора сх му получения сигнала мощности дозы, выход которой подключен к входу регулирования источника тока накала, и схему получения сигнала эффективной энергии излучения, выход которой подключен к входу регулирования источника высокого напряжения, набор детекторов выполнен в виде зеркальн симметричной сборки для регистрации прямого и обратнорассеянного излучения при зеркально-симметричной установке детекторов каждой группы, схема получения сигнала мощности дозы .выполнена в виде сумматора, к входам которого подключены все детекторы набора, а схема получения сигнала эффективной энергии излучения выполнена в виде схемы деления, к каждому входу которой подключены детекторы одной группы. На фиг. 1 показана схема ректгенотерапевтического аппарата; на фиг, 2 кривые, поясняющие работу измерителя мощности дозы и эффективной энергии рентгеновского излучения Рентгенотерапевтический аппарат содержит рентгеновский излучатель 1 подключенные к нему регулируемые источник 2 высокого напряжения и источ ник 3 тока пакала, измеритель 4 мощности дозы и эффективной энергии рентгеновского излучения, установленный с возможностью введения в первич ный пучок 5 излучения излучателя 1, например в его нерабочую часть. Измеритель 4 содержит четыре полупроводниковых детектора 6-9,. попарно обращенных друг к другу бaзoвы /1И плоскостями (базовые плоскости услов но показаны основанием, а чувствител ные поверхности - зубцами),сцинтилля тор 10 и два компенсирующих фильтра 11 и 12. Сцинтиллятор 10 установлен между обращенными чувствительными по . верхностями друг к другу детекторами 7 и 8, а фильтры 11 и 12 - соответст венно между детекторами б, 7 и 8,9. Кроме того, аппарат содержит сум j Top 13 и схему 14 деления, к входам которых подключены обший выход двух крайних детекторов б и 9 и общий выход двух средних детекторов 7 и 8. Выход сумматора 13 подключен к одному входу схемы 15 сравнения, к другому входу которой подключенисточник 16 опорного напряжения, являющийся задатчиком мощности дозы излуча1;еля 1. Выход схемы 15 сравнения под слючен к регулирующему входу источника 3 тока накала. Выход схемы 14 деления подключен к входу схемы 17 сравнения, к другому входу которой подключен источник 18 опорного напряжения, являющийся задатчиком высокого напряжения на излучателе 1. . Аппарат работает следующим образом. Перед сеансом облучения пациента 19 или непосредственно в начале сеанса с помощью измерителя 4 осуществляют автоматическую регулировку мощности дозы и эффективной энергии рентгеновского излучения излучателя 1. Это регулирование основано на следующем. При показанном на фиг. 1 выполнении измерителя 4 суммарный сигнал крайних детекторов 6, 9 имеет ход с жесткостью, противоположный ходу с жесткос1ью суммарного сигнала средних детекторов 7, 8, регистрирующих возникающее под действием излучения свечение сцинтиллятора 10 (кривые 20 и 21 на фиг. 2). Суммарный сигнал всех детекторов 6-9. является мерой мощности дозы рентгеновского излучения и практически нечувствителен к длине волны (кривая 22 на фиг. 2), Точность поддержания указанной нечувствительности равна +3% и обеспечивается благодаря использованию компенсирующих фильтров 11 и 12, например оловянных. Регулирование нелинейности осуществляют сначала подбором толщины фильтров 11 и 12, причем для фильтров, выполненных из олова, эта толщина варьируется примерно в пределах 0,3-0,6 мм, либо подбором плоского сцинтиллятора в пределах 0,5-1 мм для сцинтиллятора CsJ(Tl), Окончательную подгонку этого параметра осуществляют перфорированием фильтров 11 и 12, причем площаль перфорированной части фильтра может колебаться в пределах 0-10% всей площади фильтра. Измеритель 4 является зеркально-симметричным, т..е. в нем при измерении мощности дозы учитывается и влияние рассеянного излучения. Для определения эффективной энергии излучения используют отношение суммарных сигналов - крайних детекторов б, 9 и средних детекторов 7, 8. По этому отношению, получаемому с помощью сзсемл 14 деления, осуществля/ют регулировку высокого напряжения на излучателе 1 с помощью сигнала рассогласования на выходе схеки 17 сравнения между опорным сигналом истОчника 18 и сигналбм схемы 14 деления. Этот сигнал рассогласования поступает на регулируювдй вход источни ка 2 высокого напряжения, который изменяет напряжение на излучателе 1 до совпадения сигналов источника 18 опорного напряжения и схемы 14 деле«ия. Регулирование мсвдности дозы осуществляется вследствие изменения ток накала источника 3 по сигналу рассог ласования на выходе схемы 15 сравнения между сигналом сумматора 13 и источника 16 опорного напряжения. Таким образом, на аппарате автома тически устанавливаются требуемые значения мощности дозы и эффективной энергии излучения.. Во время сеанса облучения измеритель 4 может быть выведен за пределы рабочего пуч|:а. В этом случае отключение ai.ajp j;:aосуществляют с по--. мощьюрейчё. вТ ёмени. В другом варианте исполнения измеритель 4 может быт установлен в периферической части .ра бочего ..aS-5, не-участвующей Bf облучении пациента 19. В этом случае может быть осуществлена непрерывная стабилизация мощности дозы и эффективной длины волны во время сеанса, а также измерение дозы и отключение аппарата по достижении требуемой дозы. Изобретение обеспечивает повышени .эффективности терапевтического возде icTBHH благодаря повышению точности регулирования мощности дозы и эффективной энергии рентгеновского- излу. чения. Формула изобретения Рентгенотерапевтический аппарат содержсоций рентгеновскую трубку, подключенные к трубке регулируемге источник высокого напряжения и источник тока накала, набор полущтоводниковых детекторов, содержащий две группы детекторов, обладакиане при регистрации излучения противоположным ходом с жесткостью, и установленный с возможностью, .введения в первичный пучок рентгеновской трубки , подключенные к детекторам набора схему получения сигнала мощности дозы, выход которой подключен к входу регулирования источника тока накала, и схему получения сигнала эффективной энергии излучения, выход которой подключен к входу регулирования источника высокого напряжения, отличающийся тем, что, с целью повыиения точности поддержания требуемых условий облучения, набор детекторов выполнен в виде зеркально-симметричной сборки для p sгистрации прямого и обратнорассеянного излучения при. зеркально-симметричной установке детекторов каждой группы, схема папучения сигнала мощности дозы выполнена в виде сумматора , к входам которого подключены все детекторы набора, а схема получения сигнала эффективной энергии излучения выполнена в виде схемы деления к каждому входу которой подключены детекторы одной группы. Источники информации, принятые во внимание при экспертизе 1.Байза К. и др. Рентгенотехника. Будапешт, АН Венгрии, 1973, с. 226-227. 2.Авторское свидетельство СССР по заявке № 3227338/18-25, кл. Н 05 G 1/30, 1980 (прототип).

Ji

..,-о

i: :г.

,/ ---с. ..„,,.

- 2/

Фчг-. 2