專利名稱：為產生x射線斷層造影圖像自動設置x射線劑量的方法
技術領域：
本發明涉及一種為通過X射線CT設備產生斷層造影圖像而自動設置X射線劑量的方法。
背景技術：
在計算機斷層造影系統中產生檢查對象圖像時，不可避免的是在圖像中出現一定電平的噪聲。通常，噪聲電平可以通過增加管電流、從而增加X射線劑量而降低。然而這不能不加選擇地進行，因為必須避免使檢查對象過度地暴露在X射線中。
此外，由于各自不同的組織和物理尺寸，人體檢查對象的不同部位表現出不同的衰減。特別是在掃描身體較大部分的計算機斷層造影檢查中，該身體的較大部分可能包括上述不同尺寸的身體區域，從圖像質量的觀點來看不希望對整個掃描選擇一種且僅僅一種管電流/X射線劑量，因為該劑量可能適合于掃描對象的一部分，但可能不適合于掃描該對象的其它部分。如果對于整個掃描采用單一的劑量，則必須選擇一個折衷值。
已經進行了不同的研究，用于分析在CT圖像中的噪聲電平和各種與產生CT圖像有關的各種參數的相應值之間的關系。這種研究的一個例子是文章“Noise Due To Photon Counting Statistics in Computed X-Ray Tomography”，Chesler等人，Journal of Computed Assisted Tomography，Volume 1，No.1(1977)，64-74頁。
發明內容
本發明要解決的技術問題是，提供一種用于在產生計算斷層造影圖像時調節X射線劑量的方法，其中，在沒有將檢查對象過度暴露在X射線中的條件下產生具有恒定圖像質量的全圖像。
上述技術問題是根據本發明的原則通過一種方法實現的，其中，在仍然保證適當的圖像質量的同時，將管電流自動限制在檢查對象衰減的較高電平上。最好是安裝在CT設備的支架上的管負載計算機，采用在對于不同衰減值的參考測量中獲得的值，并且根據所測量的衰減和正在被檢查的特定器官或身體區域對管電流進行適當的限制。參考測量可以利用水模型獲得。在具有不同衰減的水模型的基礎上確定所希望的圖像噪聲、管電流、對象的最大衰減和探測器電壓的相互關系。這些值被存放在一個用于特定管電壓和斷層厚度的表格中。該表格由負載計算機查閱，并通過從該表格中選擇出其衰減最近似于被檢查的器官或區域的衰減的水模型的參數，為該特定器官或身體區域的檢查設置工作參數。
圖1是一臺用于解釋本發明方法的CT設備的示意圖，圖2是說明在CT圖像中噪聲來源的流程圖，圖3是顯示對于CT設備的不同操作模式的探測器電壓的圖形，圖4是顯示作為衰減函數的實際管電流與參考管電流的比率的圖形，圖5是顯示作為對象衰減函數的噪聲的圖形，圖6示出用于本發明方法中的取決于衰減的管電流，圖7示意地說明根據本發明為掃描不同身體區域對管電流的調節。
具體實施例方式
首先歸納測量系統、吸收和噪聲之間理論上的相互關系并用于在Plus 4上的測量。下面，對自動劑量過程進行討論。
在測量投影和漸顯斷層h期間，由管發射的量子數N0取決于管高壓kV，管電流I管、預濾波V和楔形濾波器WN0＝N0(kV，I管，h，V，W) (1)對于圖1所示的系統，預濾波可以假設為常數。楔形濾波器引起量子N0的依賴于探測器信道的變化。高壓以及預濾波和楔形濾波器確定了X射線頻譜的頻譜能量分布。
N與高壓U、管電流I和斷層厚度h的下列函數關系成立N=N0*(UU0)2.26*(II0)*(hh0)---(2)]]>可以看出N～I，N～h和N～U2.26。如果U＝常數，h＝常數，則量子數按線性關系取決于管電流I。
在穿過具有厚度d和吸收μ的均勻介質之后，下列關系對于量子數N成立N＝N0·e-μd(3)給出對象衰減A為A＝N0/N (4)N是撞擊在探測器上并在該探測器信道中產生信號UDet的量子數UDet＝c·N (5)常數c是描述量子吸收和量子轉換為電信號(信號/量子)的探測器特性。c取決于X射線頻譜的頻譜能量分布和探測器的頻譜靈敏度。如果沒有吸收體，則使用N0代替在公式(5)中的N。
由于量子噪聲使得根據公式(5)的探測器信號變化。此外，必須考慮電子噪聲UE。因此對于探測器信號成立UDet＝UQuanten+UE(6)量子噪聲是以泊松統計為基礎的，從而下式成立UQuanten=c*(N‾±N)=c*N---(7)]]>結合公式(4)，對于經過具有衰減A的對象后的量子噪聲UQ下式成立UQ=c*N0A=U0A*N0---(8)]]>按照公式(5)，U0是沒有吸收體時的探測器信號。從公式(8)可以看出存在衰減A0，在該衰減下量子噪聲等于電子噪聲A0＝(U0/UE)2/N0＝(c/UE)2*N0(9)公式(6)可以變換為UDer=c*N0/A+c*N0/A+UE---(10)]]>因此，探測器信號取決于對于掃描器的所有工作模式都相同的、針對系統的量(預濾波、楔形濾波器、探測器常數c)，以及由用戶選擇的量(kV，I管，h)，自然也取決于測量對象的衰減A。除了通過線積分進入再現的測量信號的噪聲之外，還必須考慮再現本身產生的噪聲，如圖2所示。
對于線性插值，在測量場中心的均勻水盤的圖像噪聲σ計算如下σ=500μwaD3NEQqr---(11)]]>
相對噪聲系數qr考慮了再現算法的噪聲。根據定義，對于線性插值的Shepp-Logan的中心原子核qr＝1。aD是由探測器確定的并相對于旋轉中心的掃描光柵。對于噪聲等效的量子NEQ下式成立NEQ=Ng*N0aD*A---(12)]]>NR是每次掃描的讀次數(投影數*讀次數，例如，1.5秒1056個投影·2)。從公式(11)和(12)可以看出量子數(劑量)、對象衰減和圖像噪聲之間的關系。
N0=AaD2*NR*(500μW*σ*qr)2---(13)]]>下表顯示在Plus 4(UFC探測器)模式(質量/噪聲)對20cm水模型的測量結果
因此，利用公式(13)可以計算出N0(aD＝0.34mm)N0＝1.68·106。為了確定電子噪聲
由上面的值，UE＝32.93μV。
為了確定探測器信號的強度
由上面的值，U0＝4460736μV。
因此，從公式(8)利用測量可以為每個衰減確定量子噪聲和探測器常數c，如果假設衰減為12000倍，則得到UQ＝41μV。
從方程(5)，利用測量到的U0和確定的N0值，可以確定常數c為c＝2.65μV/量子。
按照公式(10)對于沒有噪聲成分的探測器信號，UDet＝c*N/A成立。N可以根據方程(2)計算。轉動時間Tl可以沒有問題地加入到該公式中。已經為Plus 4 UFC探測器確定了常數c。在圖3中示出了對于各種對象衰減(水模型)和測量記錄的探測器信號的強度。顯然，對于以4000的對象衰減(對應于直徑為40cm的水模型)開始的1mm斷層，電子噪聲比探測器信號大。肩部的衰減值可以達到10000。圖3示出了對于不同模式的探測器電壓。
可以從前面提到的圖2中看出，噪聲由兩部分組成來自測量系統的噪聲(量子和電子噪聲)和來自圖像再現的噪聲。后者取決于對象特性(A，μw)、系統參數(aD)、記錄參數(NR，N0)和圖像再現的參數(插值，原子核[qr])。對象特性和系統參數不能被影響；圖像再現的參數通常由所使用的器官模式確定，因此，N0即管電流保持為可變的量，它必須在測量期間在線地優化。在旋轉過程中將管電流與最大對象衰減進行匹配是必要的。
對象衰減的確定已經是劑量調制的一部分并且可以采用。對于單線(或行)探測器，這涉及到1.對原始數據的偏移校正2.對投影的平滑(例如，滑動[或可變、靈活的]平均)3.數據(U顯示器/Uk)的規范化，Uk＝第k個探測器信道的信號)4.計算所有探測器信道的最大值。
最佳劑量是通過參考測量確定的。由于公式(11)用于計算圓形、同質的水模型，因此首先僅僅需要考慮這樣的模型。在具有不同衰減的水模型的基礎上確定了期望的圖像噪聲σ、管電流IRef、對象的最大衰減A和探測器電壓UDet之間的相互關系。這些值UDet(A，σ，I)被存放在一個用于特定管電壓UkV和斷層厚度h的表格中。
如果σ被固定地預先確定，即原子核沒有改變，則考慮探測器信號UDet就足夠。從公式(6)和(7)中得出下式UDet=c*N0A+UE---(14)]]>對于可以接受的圖像質量，電子噪聲必須是可以忽略的。根據衰減A預先確定最小管電流I，使得c*N0/A＞UE成立。這樣UDet被簡化為UDet=c*N0A---(15)]]>UDetRef，σ，N0Ref，ARef是用于具有衰減A的模型的參考測量的參數，使得對于給定的劑量N0產生圖像噪聲σ和探測器信號UDet。如果此時測量一個具有不同衰減Aact，即不同直徑的對象，則必須改用N0act使得下式成立
UDetRef,σ=UDetact---(15)]]>應用公式(2)和(15)得到下式AactAREf=(UactkVURefkV)2.26*(IactIRef)*(hacthRef)---(16)]]>此外，公式(16)考慮了管電壓和斷層厚度。如果這些未被修改，則可以計算出新的管電流IactIact=AactARef*IRef---(17)]]>圖4是對應于公式(17)計算的，其中直徑為20cm的圓形水模型(A＝46.5)用作參考，而對于IRef＝146mA進行規范化。顯然，對于直徑大于25cm(對應于122的衰減)的模型，不能再設置所需要的管電流！在肩部區域，衰減大于10000！因此隨著衰減增加必須允許更高程度的噪聲。在圖5中，在管電流保持為常數和管電流按照圖4增加的情況下，相對于該衰減描繪出了噪聲。
因為最大管電流Imax是由系統預先確定的，有必要保證Iact＜Imax繼續成立。然而，在臨床應用中形勢不象按照圖4和5所看來的那樣消極。并不期望利用腹部測量的低度噪聲來檢查肩部。
通過隨著衰減的增加而減少瞬間管電流變化的梯度，可以限制管電流。在圖6中，這通過將衰減區域劃分為三個具有下降梯度的段而實現。與圖4的比較顯示出管電流的增加從系數120降低到系數5。衰減的劃分可以在另一個具有相應不同梯度的區域中進行，使得從公式(17)得到Iact=g(organ,Aorgan)AactARef*fuser*IRef---(18)]]>如果最大衰減例如由存儲圖(topogram)測量已知，則g(organ，Aorgan)是根據器官模式和最大衰減預先確定的。
fuser是一個系數，它允許用戶將參考電流IRef調節到其希望的值，以便達到較低的噪聲程度或者更多節省的劑量。該系數應該一次性調整完畢然后保持不變。
如在劑量調制中的那樣，在自動劑量中在測量的同時也在線地改變管電流。與在本實施中僅僅減少管電流的調制相反，在自動劑量中有必要增加電流。
圖7中示出了一種方法，其中，對應于本發明的自動控制被標為“自動”。如同前面同樣的情況，管負載計算機考慮由用戶選擇器官程序所需要的額定電流，并且交互地執行優化過程以避免冷卻中斷。如果利用規定的掃描記錄沒有實現最大熱管負載，則負載計算機模擬可能的最大極限。按照這種方法，所有掃描的額定電流可以成比例增加，或者電流增加的幅度按照針對器官的方式進行。這些極限為了控制目的被下載，并預先確定管電流的最大變化范圍。
下表描述了圖7所示的掃描
Iautoi(旋轉)＜＝ITLCmaxii＝掃描號碼 (18)監視測量中的管負載并限制瞬間管電流的在線管負載計算機可以設置在支架上，從而可以按“合理”的管電流測量所有計劃的掃描。應當避免例如下列的情況利用最佳管電流測量三個螺線中的兩個，而對于第三個則必須非常強烈地減小該電流。
在使用造影劑的檢查中，一個掃描區域被測量兩次。控制單元注意到最大衰減和調制函數并在第二掃描中利用它們。如果必要可以在z方向上進行內插。
最大衰減預先從兩個正交的存儲圖中確定。利用同樣在控制單元中用于衰減和管電流之間相互關系的算法，可以提前產生對所要求的管電流的良好估計。
盡管本領域的技術人員可以提出修改和變動，發明者試圖將所有變動和修改對現有技術的貢獻包括在這里保證的專利的范圍內是合理和適當的。
權利要求
1.一種為通過計算機斷層造影產生圖像而自動控制X射線劑量的方法，包括下列步驟在計算機斷層造影設備中使用可由管電流操作的X射線管，利用來自所述X射線管的X射線照射多個分別具有不同輻射衰減的模型以產生每個模型的計算機斷層造影圖像，從而獲得多個參考測量；對于每個所述模型的每個圖像，設置所述X射線管的管電流，該管電流在代表可接受的圖像質量的該模型的圖像中產生預定的噪聲電平；和隨后利用所述計算機斷層造影設備，通過用來自所述X射線管的X射線照射檢查對象來產生該檢查對象的計算機斷層造影圖像，并且，對于表現出與至少一個所述模型的衰減相似的衰減的所述檢查對象的有關區域，根據對于該至少一個模型的參考測量，自動限制該X射線管的管電流，以便在所述檢查對象的該至少一個區域的圖像中獲得與該模型圖像中的噪聲電平和圖像質量相似的噪聲電平和圖像質量。
2.根據權利要求1所述的方法，包括采用水模型作為所述模型。
3.根據權利要求2所述的方法，包括將對于每個模型的每個參考測量的值存放在一個用于不同負載電流的表格中，并且在照射所述檢查對象的同時，利用一臺連接到該X射線管并可以訪問所述表格的管負載計算機自動調節所述管電流。
全文摘要
本發明涉及一種為通過計算機斷層造影產生圖像而自動控制X射線劑量的方法。為了在CT設備中在對檢查對象進行掃描時自動控制或調節X射線劑量，首先通過獲得具有不同衰減的各模型的CT圖像進行一系列的參考測量。將對于每個模型的管電流存放在一個表格中，該管電流產生該模型的具有可接受噪聲電平并因此而具有可接受圖像質量的圖像。在對檢查對象的后續CT掃描中，如果照射其衰減與模型之一的衰減相似的對象的一個區域，則自動調整管電壓，以便在照射該檢查對象時采用為該相似模型產生可接受質量的圖像的管電流。
文檔編號H05G1/50GK1593342SQ20041007525
公開日2005年3月16日 申請日期2004年9月13日 優先權日2003年9月11日
發明者迪特馬·亨特謝爾, 斯蒂芬·波普斯卡, 克里斯托弗·薩斯, 海科·沃爾夫 申請人:西門子公司