專利名稱：調整x射線管電流的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發明通常涉及計算機層析X射線攝影法(CT)成像，尤其涉及調整供給CT成像系統的X射線源的X射線管電流。
背景技術：
在至少一種已知的CT系統構造中，一個X射線源發射出一扇形射線束，該射線束被校準后落在通常稱之為“成像平面”的笛卡爾坐標系的一個X-Y平面中。X射線束透過成像物體如病人。該射線束被物體衰減后，照射到輻射探測器陣列上。在探測器陣列處接收到的衰減后的X射線束的輻射強度，依賴于物體對X射線束的衰減作用。陣列的每個探測器元件都產生一個獨立的電信號，該信號是探測器位置處射線束衰減的測量結果。分別獲得來自所有探測器的衰減測量結果，以產生一個透射斷面。
在已知的第三代CT系統中，X射線源和探測器陣列和成像平面內的臺架一起繞待成像的物體轉動，使得X射線束與物體相交的角度不停地改變。一組來自位于某個臺架角度的探測器陣列的X射線衰減測量結果，即發射數據，被稱之為一個“視圖”。對物體的一次“掃描”包含X射線源和探測器的一周循環中在不同臺架角度得到的一組視圖。在一次軸向掃描中，對發射數據進行處理以建立一個對應于穿過對象得到的二維切片的圖像。一種用于從一組發射數據中再現圖像的方法在現有技術上被稱為濾波過的背投影技術。這個過程將來自一次掃描的減弱測量結果轉換成稱之為“CT指數”或“Hounsfield單位”的整數，用于控制陰極射線管顯示屏上對應象素的亮度。
為減少多個切片所需的總的掃描時間，可以進行螺旋掃描。為進行螺旋掃描，在獲取規定數量的切片的數據同時，病人被移動。這樣一個系統從一個扇形束螺旋掃描中產生一個單螺旋。由扇形束映射出來的螺旋得到發射數據，由這個數據可再現每個預定的切片中的圖像。在1995年5月9日申請的美國專利申請序列號08/436,176中，描述了可用來從經螺旋掃描得到的數據中再現圖像的圖像再現算法，并被分發給現代理人。
已經知道，某些掃描參數如X射線管電流(“mA”)、X射線管供電電壓(“kV”)、切片厚度、掃描時間以及螺旋坡度將會影響圖像的質量。另外，X射線管電流一般直接與病人的X射線輻射劑量有關。例如，較高的X射線管電流可提高圖像的質量但也增加了病人的輻射劑量。傳統X射線管電流被固定以提供一個可接受的圖像質量和較低的病人輻射劑量。
關于圖像質量，如上解釋過的那樣，較高的X射線管電流等級通常地產生較低噪聲的圖像。相反，已經知道，較低的X射線管電流等級會在圖像中導致嚴重的條紋狀人工干擾。這種條紋通常是由于X射線的光子不足引起的。
盡管較高的X射線管電流等級使圖像的噪聲降低，這樣高的X射線管電流等級使病人受到較高的X射線輻射劑量，并可能使CT系統的元件過載。特別是，X射線管電流的設定影響X射線管發出的。X射線輻射通量大小。在固定的一段時間內，未經加熱的X射線管所發出的X射線的輻射通量通常是有限制的。當超過這個限制后，X射線管必須被冷卻以防止管子損壞。因此，如果使用了較高的X射線管電流，掃描就可能不得不被中斷，以便X射線管能夠冷卻下來。還知道，較高的X射線管電流等級還會使CT系統的數據采集系統(DAS)超過量程，從而導致嚴重的陰影人工干擾。
為減少病人的輻射劑量，系統操作員可以手動改變X射線的劑量。X射線劑量可作為切片位置和發射角的函數即X射線源與被X射線輻照的對象的相對角向位置而改變。通常地，X射線輻射劑量的選擇非常依賴于操作員的經驗。手動選擇作為切片位置的函數的X射線輻射劑量常常是不準確的，即使有經驗豐富的操作員，病人輻射劑量過多和病人輻射劑量不足的情況都有可能發生。此外，類似對象的掃描可能因進行這些掃描的操作員的不同而各異。
為更加一致地減少病人的劑量，已經知道在掃描過程中自動地改變作為發射角函數的X射線管電流，例如，在題為“在CT掃描過程中通過調整X射線管電流的可變輻射劑量的應用”的美國專利號5379333中就描述了這樣一種方法，該文已被轉讓給本發明的受讓人。該方法要求操作員在數據采集之前拍攝兩個觀察圖像。這兩個觀察圖像是在互相垂直的方向獲得的，最終的X射線管電流波形是在觀察圖像的衰減比例的基礎上得到的。在一次掃描中，X射線管電流被控制以符合預定的電流波形。
盡管這個方法有助于減少總的射線管的使用率，但必須拍攝額外的觀察圖像。獲得額外的觀察圖像費時且麻煩，并使病人受到額外的輻射劑量。此外，僅僅將X射線管電流作為發射角函數而作改變，在一次掃描中可能會在不同切片位置的相同發射角處導致過多的輻射劑量。例如，在掃描人體軀干時，肩部和肺部都會受到X射線輻射劑量。在X射線管和探測器沿兩個肩骨的取向排列的發射角和切片位置，病人的衰減特性非常高，這就需要較高的X射線劑量來產生高質量的圖像。然而，在掃描肺部即新的切片位置時，在相同的發射角，因為肺部的衰減特性與肩骨的衰減特性相對比較小，這樣高的X射線劑量可能會過量。
希望既產生高質量的圖像又減少病人的輻射劑量。此外還希望消除額外的觀察圖像的必要，并在每個發射角和掃描位置避免不足和(或)過度的病人輻射劑量。
發明概述這些和其它目的可在一個實施方案中的一個系統中獲得，該系統在掃描過程中改變X射線管電流和產生的X射線通量，以便即使在相似的視角處，在不同的切片之間更好地適應不同的衰減特性。特別是在一個實施方案中，根據所產生的圖像中所期望的噪聲等級，X射線管電流被作為切片位置和發射角的函數而改變或調整。在這個實施方案中，X射線管電流被利用比例因子s來調整，s定義為
其中
ξ＝期望的平均光子讀數；
＝實際的平均光子讀數；ε＝期望的最小光子讀數；以及ηi＝實際的最小光子讀數。
在進行一次掃描之前，操作員選擇所期望的(或可接收的)將要產生的圖像的噪聲等級。接著，期望的平均光子讀數ξ和期望的最小光子讀數ε由系統利用選定的噪聲等級來確定。在掃描過程中，實際光子讀數即掃描過程中所接收的信號強度，被與期望的光子讀數進行比較以產生比例因子S。比例因子S與X射線管電流值相乘產生一個新的電流值，X射線管電流被調節到與新電流的數值相同的數值。
通過上述根據所期望的圖像中的噪聲等級來調整X射線管電流，減少了圖像的輻射劑量同時保持了圖像的質量。此外，通過減少這些與較低衰減特性有關的發射的X射線管電流，即使在不同切片的相同的發射角，病人的輻射劑量減少了，或者至少不會過量。另外，這種調整不需要任何附加的觀察圖像。
附圖簡述
圖1是一個CT成像系統的示圖。
圖2是圖1所示的系統的方塊原理圖。
圖3表示根據本發明的一個實施方案進行一次掃描所執行的步驟的順序。
附圖詳述參照圖1和與2，計算機層析X射線攝影(CT)成像系統10被表示為包括代表“第三代”CT掃描器的臺架12。臺架12有一個X射線源或沿著正對探測器陣列18的X-Y平面發射X射線束的管子14，探測器陣列18在臺架12的對邊。探測器陣列18是由一起檢測透過治療病人22的發射的X射線的探測器元件20組成的。每個探測器元件20產生一個信號電平代表照射的X射線束強度的電信號，以及此后透過病人22后X射線束的衰減。在一次獲取X射線發射數據的掃描過程中，臺架12和安在其上的元件繞轉動中心24旋轉。
臺架12的轉動及X射線源14的操作是由CT系統10的控制機構26來管理的。控制機構26包括一個向X射線源14提供能量和定時信號的X射線控制器28以及控制臺架12的轉動速度和位置的臺架馬達控制器30。控制機構26中的數據采集系統(DAS)32從來自探測器元件20的模擬數據中采樣并將數據轉換為數字信號，供以后處理。一個圖像再現器34接收來自DAS32的采樣并數字化的X射線數據，并進行高速圖像再現。再現的圖像被作為計算機36的輸入，計算機36將圖像儲存在大容量存儲設備38中。
計算機36還通過帶有鍵盤的控制臺40接收來自操作員的命令和掃描參數。相聯的陰極射線管顯示器42使操作員能夠看到再現的圖像和其它來自計算機36的數據。操作員提供的命令和參數被計算機36用來向DAS 32、X射線控制器28及臺架馬達控制器30提供控制信號和信息。另外，計算機36還操縱一工作臺馬達控制器44，它控制馬達帶動的工作臺46以便將病人固定在臺架12中。特別地，工作臺46將病人22的各部分移經臺架的開口48。
本X射線管電流調整并不限于在任何特定的CT系統中使用，而且這樣的調整也不限于任何特定的圖像再現算法。與此類似，本X射線管電流調整并不限于與任何特定的掃描類型如螺旋和軸向掃描一起使用。此外還應該懂得，該電流調整的算法可在，例如計算機36中執行，以控制X射線控制器28，來向X射線管14(圖2)提供所期望的電流。
根據本發明的一個實施方案，X射線管電流是在信號強度和選定的噪聲等級的基礎上進行調整的。對于噪聲等級，已經知道，當探測器元件讀數的方差主要取決于由量子噪聲時，它與在探測器元件20處所測量的信號成正比。特別是σ2＝α其中α是測量的信號；σ是信號的標準偏差。
對于一級近似最終圖像的方差與測量信號的方差成正比，因為層析X射線照相法的再現過程基本上是線性的。因此，為了在最終的圖像中達到期望的噪聲等級，發射中信號的等級可以被識別出來。如上所示，信號的等級與當透過病人時射線束的衰減成比例。因此，如果病人的衰減特性是已知的，那么，可以利用期望的信號等級和X射線電流在最終的圖像中產生期望的噪聲等級。然而，在掃描之前，病人的衰減特性通常是未知的。利用已知的方法，病人的減弱特性被系統操作員“猜”出來，或者操作員進行觀察掃描以確定病人的衰減特性。
在螺旋掃描中，X射線管和探測器以基本恒定的速度繞病人轉動。臺架在每次臺架轉動中移動一個螺旋坡度。螺旋坡度是工作臺在X射線源的一次轉動中的位移與由X射線源的瞄準儀決定的切片寬度的比例。通常，在采用1∶1的螺旋坡度時，在兩次轉動或切片之間，病人的組織基本保持恒定。特別是，在第一次轉動中的衰減特性或切片將與隨后的第二次轉動中的衰減特性或切片基本相似。與此類似，病人的衰減特性沒有作為發射角的函數而迅速改變。特別是，在第一個發射角的衰減特性與在第一個發射角鄰近的第二個角度的衰減特性基本相似。
根據本發明的一個實施方案，X射線管電流是根據測得的衰減特性而作動態調整的。特別是，在一個實施方案中，測得的衰減特性即X射線光子的讀數被用來產生X射線管電流的比例因子S，用以調整X射線管電流。更為特別的是，X射線通量的數據，如平均X射線光子讀數和最小X射線光子讀數是從探測器18獲得并被用來產生比例因子S，從而調整X射線管電流。
圖3圖示了根據本發明的一個實施方案的執行步驟，以便調整X射線管電流。特別是，在開始掃描50后，感興趣的對象的邊界被定位52。邊界的定位影響到探測器18的通道20上物體的平均光子讀數。例如，如果邊界沒有被定位且掃描的對象的y尺寸比較窄、x尺寸比較寬，當X射線管14和探測器18沿X-Y平面的x軸排列時，將只有幾個探測器元件或通道20接收衰減的信號。相反，沒有對象的衰減作用，大部分通道20將直接暴露于X射線源14。因此，所有探測器通道20的平均光子讀數將比較高，這就導致過度的估計。因此，邊界被識別且被用來減少這類過度估計。可利用已知的手段來給邊界定位，例如，利用簡單的臨界值方法。
一旦邊界被定位，X射線通量的值就被確定了。在這個實施方案中，對象邊界內的最小和平均X射線光子值被確定54。已經知道，簡單的矩形波串平滑濾波可用來減少光子噪聲的影響。最小和平均光子值可參照定位過的邊界內部的通道20的一部分來確定。例如，最小和平均光子值可使用探測器陣列18的通道20的每1/2、1/3、1/4甚至1/n來計算。
使用上述X射線通量值，就可以確定所期望的X射線管電流56。特別是，一個映射函數被用來識別期望的X射線管電流讀數。在一個實施方案中，映射函數被用來根據期望的(可接收的)噪聲等級產生期望的X射線管電流讀數。該噪聲等級可以是用于特定類型研究的默認圖像質量指標、一組推薦的參數、系統操作員的選擇或任何其它的輸入。期望的噪聲等級為X射線曝光建立了基礎。特別是對于期望的噪聲等級，所期望的為獲得該圖像質量所需的平均X射線光子讀數，可根據式(1)計算出來。與此相似，所期望的預定噪聲等級下確保沒有條紋的圖像的最小X射線光子讀數，可根據式(1)計算出來。最小X射線光子讀數和平均X射線光子讀數 可被存儲在計算機36的存儲器中。
利用映射函數，比例因子S可通過將期望的平均光子讀數 和期望的最小光子讀數 與實際獲得的平均光子讀數 和實際的最小光子讀數 進行比較而產生。比例因子S被用來調整X射線管電流和將X射線管電流調節到一個新的X射線管電流，以便使實際X射線通量更接近地符合期望的X射線通量。例如，比例因子可表示為
其中
且ξ＝期望的平均光子讀數；
＝實際的平均光子讀數；ε＝期望的最小光子讀數；以及ηi＝實際的最小光子讀數。
調整過的X射線管電流可利用下面式子來確定調整過的X射線管電流＝S×提供的X射線管電流，(4)這里，提供的X射線管電流是X射線控制器28供應給X射線源14的電流。為實現這樣的調整，計算機36可以向X射線控制器發出一個X射線管電流調節命令。于是，X射線管電流在掃描過程中作為切片位置和調節角度的函數而被調整。
比例因子S可在每次測量過后產生并被存儲在計算機36的存儲器中。然而，比例因子S可以不經常地產生，即每N個切片或臺架每旋轉x度產生一次。另外，為減少X射線管電流調節的緊迫的時間要求，從以前的切片導出的比例因子可以與當前的切片一起被用于電流調整。因此，系統可以有1秒以上的時間來確定和進行所期望的調節。
X射線管電流還可被調整以盡可能減少DAS的超量程。特別是，已經知道，DAS32的動態范圍如果被超過的話，會在產生的圖像上導致嚴重的陰影人工干擾。DAS的動態范圍與X射線管電流產生的輻射通量直接有關。為鑒別DAS的超量程，整個探測器18的最大光子讀數被確定下來。比例因子與最大光子讀數相乘，以產生成比例的DAS最大值。如果成比例的DAS最大值超過了DAS32的動態范圍，比例因子S被減少，以防止調整過的X射線管電流使DAS超量程。特別是，比例因子S在根據式(4)調整X射線管電流之前就被減少了。
與此相似，處于超量程狀態的通道20的數量可以被鑒別出來。如果有大量的通道20處于超量程狀態，那么再現的圖像可能會有與超量程有關的陰影人工干擾。因此，比例因子S被減少以減少通道的超量程。
在許多情況下，DAS超量程和在量程以下在同一視圖中都可能發生。例如，如果較大的病人22在肩部區域作偏心掃描，一些直接暴露于X射線源14的通道20將經歷超量程，而其它被病人的肩骨擋住的通道20則經歷低于量程。在這種情況下，可采取折衷的方法，以確保總體最佳的圖像質量。例如，可以放寬超量程的要求。為放寬超量程的要求，與其沒有超量程的通道，不如m個超量程的通道也是可接受的。如果超量程通道的數量比較少，相信圖像的人工干擾不會嚴重。因此，比例因子S可選擇為在一個發射視圖中產生不超過m個超量程通道的最高值。
上述調整被認為在維持了整體圖像質量的同時顯著減少了X射線的劑量。此外，X射線電流是作為切片和發射角的函數而被動態調整的。另外，對操作員的經驗的依賴減少了，這就產生了更一致的圖像質量。此外，不需要附加的觀察圖像來調整X射線管電流。
如上所示，平均及最少X射線光子值X射線通量參數用于X射線管調整方面。其它的X射線通量參數，如通量波形的形狀或通量的標準偏差，可類似地用于這樣的調整。另外，與其調整X射線管電流，X射線流量不如于控制X射線源的瞄準儀的瞄準儀孔徑尺寸和控制X射線管電壓。例如操作員可能選擇了一個太薄的切片厚度，使得X射線光子不足。利用上述通量的信息，系統能夠向操作員發出警告或在掃描過程中當需要時動態地改變瞄準儀孔徑。
從上述本發明的各種實施方案中，本發明的目的顯然達到了。盡管本發明已經詳細的敘述和圖示，可以清楚地懂得，僅用圖示和實例也可達到同樣的目的，并且可不受限制。例如，這里敘述的CT系統是“第三代”系統，其中X射線源和探測器都隨臺架轉動。可以使用許多其它CT系統，包括探測器為全環靜止的探測器且只有X射線源隨臺架轉動的”第四代“系統。因此，本發明的思想和范圍只受所附權利要求的條款的限制。
權利要求
1.一種用于調整供應給一個成像系統的X射線源的X射線管電流的方法，該成像系統使用探測器單元接收到的衰減數據來再現被該系統掃描對象的圖像，該方法包含下列步驟監視至少一個X射線管的通量參數；在監視的X射線管通量參數的基礎上產生一個X射線管電流的比例因子；以及利用所產生的X射線管電流的比例因子調整X射線管電流。
2.根據權利要求1的方法，其中，監視至少一個X射線管通量參數包括確定最小X射線光子值和平均X射線光子值中的至少一個值的步驟。
3.根據權利要求1的方法，其中，所產生的X射線管電流比例因子S是
其中
ξ＝期望的平均光子讀數；
＝實際的平均光子讀數；ε＝期望的最小光子讀數；以及ηi＝實際的最小光子讀數。
4.根據權利要求1的方法，其中，成像系統還包括一個數據采集系統，且該方法還包含這些步驟鑒別數據采集系統的超量程；以及利用鑒別出來的數據采集系統的超量程來調整X射線管電流。
5.根據權利要求1的方法，其中，成像系統還包括帶存儲器的計算機，并且該方法還包括將期望的最小X射線光子讀數和期望的平均X射線光子讀數存儲在計算機存儲器中的步驟。
6.根據權利要求5的方法，還包含將X射線管電流比例因子存儲在計算機存儲器中的步驟。
7.一種用于調整供應給一個成像系統的X射線源的X射線管電流的系統，該調整系統被設置用于監視至少一個X射線管通量參數；在所監視的X射線管通量參數的基礎上產生一個X射線管電流比例因子；以及利用所產生的X射線管電流比例因子來調整X射線管電流。
8.根據權利要求7的系統，其中它監視至少一個X射線管通量參數，該系統被設置用于確定最小X射線光子值和平均X射線光子值中的至少一個值。
9.一種根據權利要求7的系統，其中所產生的X射線管電流比例因子為
其中
ξ＝期望的平均光子讀數；
＝實際的平均光子讀數；ε＝期望的最小光子讀數；以及ηi＝實際的最小光子讀數。
10.根據權利要求7的系統，其中成像系統還包括一個數據采集系統，該系統還被設置用來鑒別數據采集系統的超量程；以及利用鑒別出來的數據采集系統的超量程來調整X射線管電流。
11.根據權利要求7的系統，其中成像系統還包括帶存儲器的計算機，該系統被進一步設置用于將期望的最小X射線光子讀數和期望的平均X射線光子讀數存儲在計算機存儲器中。
12.根據權利要求11的系統，還被設置用于將X射線管電流比例因子儲存在計算存儲器中。
13.一種用于動態地調整計算機層析X射線攝影法(CT)成像系統中的至少一個元件的系統，該成像系統還包括一個具有一定孔徑的瞄準儀的X射線源，該動態調整系統被設置用于監視至少一個X射線管通量參數；識別在監視X射線管通量參數的基礎上對成像系統元件所作的調節；使參數在被識別出的調節的基礎上被調節。
14.根據權利要求13的系統，其中被動態調節的元件是X射線源瞄準儀的孔徑。
15.根據權利要求13的系統，其中被動態調節的元件是加在X射線源上的電壓。
16.根據權利要求13的系統，其中被動態調節的元件是X射線源的電流。
17.根據權利要求13的系統，用于監視至少一個X射線管通量參數，該系統被設置用于確定最小X射線光子值和平均X射線光子值中的至少一個值。
18.根據權利要求13的系統，用于監視至少一個X射線管通量參數，該系統被設置用于監視X射線通量的波形。
19.根據權利要求13的系統，用于監視至少一個X射線管通量參數，該系統被設置用于監視X射線通量的標準偏差。
全文摘要
本發明是一種系統,用于調整在計算機層析X射線攝影(CT)系統中的作為臺架角度和切片位置的函數的X射線管電流。在一個實施方案中,最終圖象的期望的噪聲等級被選定,并且期望的最小X射線光子讀數和期望的平均X射線光子讀數被鑒別用于根據期望的噪聲等級來產生圖像。在掃描過程中,實際的X射線光子讀數與期望的平均X射線光子讀數和期望的最小X射線光子讀數一起用來產生一個X射線調整因子。然后這個調整因子用來調整X射線管電流。
文檔編號H05G1/44GK1180292SQ9711794
公開日1998年4月29日 申請日期1997年9月5日 優先權日1996年9月5日
發明者J·思 申請人:通用電氣公司