專利名稱:動(dòng)態(tài)調(diào)整成像系統(tǒng)中元件的系統(tǒng)的制作方法
本發(fā)明通常涉及計(jì)算機(jī)層析X射線攝影法(CT)成像，尤其涉及調(diào)整供給CT成像系統(tǒng)的X射線源的X射線管電流。
發(fā)明背景在至少一種已知的CT系統(tǒng)構(gòu)造中，一個(gè)X射線源發(fā)射出一扇形射線束，該射線束被校準(zhǔn)后落在通常稱之為“成像平面”的笛卡爾坐標(biāo)系的一個(gè)X-Y平面中。X射線束透過(guò)成像物體如病人。該射線束被物體衰減后，照射到輻射探測(cè)器陣列上。在探測(cè)器陣列處接收到的衰減后的X射線束的輻射強(qiáng)度，依賴于物體對(duì)X射線束的衰減作用。陣列的每個(gè)探測(cè)器元件都產(chǎn)生一個(gè)獨(dú)立的電信號(hào)，該信號(hào)是探測(cè)器位置處射線束衰減的測(cè)量結(jié)果。分別獲得來(lái)自所有探測(cè)器的衰減測(cè)量結(jié)果，以產(chǎn)生一個(gè)透射斷面。
在已知的第三代CT系統(tǒng)中，X射線源和探測(cè)器陣列和成像平面內(nèi)的臺(tái)架一起繞待成像的物體轉(zhuǎn)動(dòng)，使得X射線束與物體相交的角度不停地改變。一組來(lái)自位于某個(gè)臺(tái)架角度的探測(cè)器陣列的X射線衰減測(cè)量結(jié)果，即發(fā)射數(shù)據(jù)，被稱之為一個(gè)“視圖”。對(duì)物體的一次“掃描”包含X射線源和探測(cè)器的一周循環(huán)中在不同臺(tái)架角度得到的一組視圖。在一次軸向掃描中，對(duì)發(fā)射數(shù)據(jù)進(jìn)行處理以建立一個(gè)對(duì)應(yīng)于穿過(guò)對(duì)象得到的二維切片的圖像。一種用于從一組發(fā)射數(shù)據(jù)中再現(xiàn)圖像的方法在現(xiàn)有技術(shù)上被稱為濾波過(guò)的背投影技術(shù)。這個(gè)過(guò)程將來(lái)自一次掃描的減弱測(cè)量結(jié)果轉(zhuǎn)換成稱之為“CT指數(shù)”或“Hounsfield單位”的整數(shù)，用于控制陰極射線管顯示屏上對(duì)應(yīng)象素的亮度。
為減少多個(gè)切片所需的總的掃描時(shí)間，可以進(jìn)行螺旋掃描。為進(jìn)行螺旋掃描，在獲取規(guī)定數(shù)量的切片的數(shù)據(jù)同時(shí)，病人被移動(dòng)。這樣一個(gè)系統(tǒng)從一個(gè)扇形束螺旋掃描中產(chǎn)生一個(gè)單螺旋。由扇形束映射出來(lái)的螺旋得到發(fā)射數(shù)據(jù)，由這個(gè)數(shù)據(jù)可再現(xiàn)每個(gè)預(yù)定的切片中的圖像。在1995年5月9日申請(qǐng)的美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)08/436,176中，描述了可用來(lái)從經(jīng)螺旋掃描得到的數(shù)據(jù)中再現(xiàn)圖像的圖像再現(xiàn)算法，并被分發(fā)給現(xiàn)代理人。
已經(jīng)知道，某些掃描參數(shù)如X射線管電流(“mA”)、X射線管供電電壓(“kV”)、切片厚度、掃描時(shí)間以及螺旋坡度將會(huì)影響圖像的質(zhì)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(guān)。例如，較高的X射線管電流可提高圖像的質(zhì)量但也增加了病人的輻射劑量。傳統(tǒng)X射線管電流被固定以提供一個(gè)可接受的圖像質(zhì)量和較低的病人輻射劑量。
關(guān)于圖像質(zhì)量，如上解釋過(guò)的那樣，較高的X射線管電流等級(jí)通常地產(chǎn)生較低噪聲的圖像。相反，已經(jīng)知道，較低的X射線管電流等級(jí)會(huì)在圖像中導(dǎo)致嚴(yán)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(jí)使圖像的噪聲降低，這樣高的X射線管電流等級(jí)使病人受到較高的X射線輻射劑量，并可能使CT系統(tǒng)的元件過(guò)載。特別是，X射線管電流的設(shè)定影響X射線管發(fā)出的。X射線輻射通量大小。在固定的一段時(shí)間內(nèi)，未經(jīng)加熱的X射線管所發(fā)出的X射線的輻射通量通常是有限制的。當(dāng)超過(guò)這個(gè)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(lái)。還知道，較高的X射線管電流等級(jí)還會(huì)使CT系統(tǒng)的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(DAS)超過(guò)量程，從而導(dǎo)致嚴(yán)重的陰影人工干擾。
為減少病人的輻射劑量，系統(tǒng)操作員可以手動(dòng)改變X射線的劑量。X射線劑量可作為切片位置和發(fā)射角的函數(shù)即X射線源與被X射線輻照的對(duì)象的相對(duì)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(jīng)驗(yàn)。手動(dòng)選擇作為切片位置的函數(shù)的X射線輻射劑量常常是不準(zhǔn)確的，即使有經(jīng)驗(yàn)豐富的操作員，病人輻射劑量過(guò)多和病人輻射劑量不足的情況都有可能發(fā)生。此外，類似對(duì)象的掃描可能因進(jìn)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(jīng)知道在掃描過(guò)程中自動(dòng)地改變作為發(fā)射角函數(shù)的X射線管電流，例如，在題為“在CT掃描過(guò)程中通過(guò)調(diào)整X射線管電流的可變輻射劑量的應(yīng)用”的美國(guó)專利號(hào)5379333中就描述了這樣一種方法，該文已被轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人。該方法要求操作員在數(shù)據(jù)采集之前拍攝兩個(gè)觀察圖像。這兩個(gè)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(chǔ)上得到的。在一次掃描中，X射線管電流被控制以符合預(yù)定的電流波形。
盡管這個(gè)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(fèi)時(shí)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(fā)射角函數(shù)而作改變，在一次掃描中可能會(huì)在不同切片位置的相同發(fā)射角處導(dǎo)致過(guò)多的輻射劑量。例如，在掃描人體軀干時(shí)，肩部和肺部都會(huì)受到X射線輻射劑量。在X射線管和探測(cè)器沿兩個(gè)肩骨的取向排列的發(fā)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(lái)產(chǎn)生高質(zhì)量的圖像。然而，在掃描肺部即新的切片位置時(shí)，在相同的發(fā)射角，因?yàn)榉尾康乃p特性與肩骨的衰減特性相對(duì)比較小，這樣高的X射線劑量可能會(huì)過(guò)量。
希望既產(chǎn)生高質(zhì)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(gè)發(fā)射角和掃描位置避免不足和(或)過(guò)度的病人輻射劑量。
發(fā)明概述這些和其它目的可在一個(gè)實(shí)施方案中的一個(gè)系統(tǒng)中獲得，該系統(tǒng)在掃描過(guò)程中改變X射線管電流和產(chǎn)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(yīng)不同的衰減特性。特別是在一個(gè)實(shí)施方案中，根據(jù)所產(chǎn)生的圖像中所期望的噪聲等級(jí)，X射線管電流被作為切片位置和發(fā)射角的函數(shù)而改變或調(diào)整。在這個(gè)實(shí)施方案中，X射線管電流被利用比例因子s來(lái)調(diào)整，s定義為 其中 ξ＝期望的平均光子讀數(shù)； ε＝期望的最小光子讀數(shù)；以及ηi＝實(shí)際的最小光子讀數(shù)。
在進(jìn)行一次掃描之前，操作員選擇所期望的(或可接收的)將要產(chǎn)生的圖像的噪聲等級(jí)。接著，期望的平均光子讀數(shù)ξ和期望的最小光子讀數(shù)ε由系統(tǒng)利用選定的噪聲等級(jí)來(lái)確定。在掃描過(guò)程中，實(shí)際光子讀數(shù)即掃描過(guò)程中所接收的信號(hào)強(qiáng)度，被與期望的光子讀數(shù)進(jìn)行比較以產(chǎn)生比例因子S。比例因子S與X射線管電流值相乘產(chǎn)生一個(gè)新的電流值，X射線管電流被調(diào)節(jié)到與新電流的數(shù)值相同的數(shù)值。
通過(guò)上述根據(jù)所期望的圖像中的噪聲等級(jí)來(lái)調(diào)整X射線管電流，減少了圖像的輻射劑量同時(shí)保持了圖像的質(zhì)量。此外，通過(guò)減少這些與較低衰減特性有關(guān)的發(fā)射的X射線管電流，即使在不同切片的相同的發(fā)射角，病人的輻射劑量減少了，或者至少不會(huì)過(guò)量。另外，這種調(diào)整不需要任何附加的觀察圖像。
附圖簡(jiǎn)述
圖1是一個(gè)CT成像系統(tǒng)的示圖。
圖2是圖1所示的系統(tǒng)的方塊原理圖。
圖3表示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案進(jìn)行一次掃描所執(zhí)行的步驟的順序。
附圖詳速參照?qǐng)D1和與2，計(jì)算機(jī)層析X射線攝影(CT)成像系統(tǒng)10被表示為包括代表“第三代”CT掃描器的臺(tái)架12。臺(tái)架12有一個(gè)X射線源或沿著正對(duì)探測(cè)器陣列18的X-Y平面發(fā)射X射線束的管子14，探測(cè)器陣列18在臺(tái)架12的對(duì)邊。探測(cè)器陣列18是由一起檢測(cè)透過(guò)治療病人22的發(fā)射的X射線的探測(cè)器元件20組成的。每個(gè)探測(cè)器元件20產(chǎn)生一個(gè)信號(hào)電平代表照射的X射線束強(qiáng)度的電信號(hào)，以及此后透過(guò)病人22后X射線束的衰減。在一次獲取X射線發(fā)射數(shù)據(jù)的掃描過(guò)程中，臺(tái)架12和安在其上的元件繞轉(zhuǎn)動(dòng)中心24旋轉(zhuǎn)。
臺(tái)架12的轉(zhuǎn)動(dòng)及X射線源14的操作是由CT系統(tǒng)10的控制機(jī)構(gòu)26來(lái)管理的?？刂茩C(jī)構(gòu)26包括一個(gè)向X射線源14提供能量和定時(shí)信號(hào)的X射線控制器28以及控制臺(tái)架12的轉(zhuǎn)動(dòng)速度和位置的臺(tái)架馬達(dá)控制器30?？刂茩C(jī)構(gòu)26中的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(DAS)32從來(lái)自探測(cè)器元件20的模擬數(shù)據(jù)中采樣并將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，供以后處理。一個(gè)圖像再現(xiàn)器34接收來(lái)自DAS32的采樣并數(shù)字化的X射線數(shù)據(jù)，并進(jìn)行高速圖像再現(xiàn)。再現(xiàn)的圖像被作為計(jì)算機(jī)36的輸入，計(jì)算機(jī)36將圖像儲(chǔ)存在大容量存儲(chǔ)設(shè)備38中。
計(jì)算機(jī)36還通過(guò)帶有鍵盤的控制臺(tái)40接收來(lái)自操作員的命令和掃描參數(shù)。相聯(lián)的陰極射線管顯示器42使操作員能夠看到再現(xiàn)的圖像和其它來(lái)自計(jì)算機(jī)36的數(shù)據(jù)。操作員提供的命令和參數(shù)被計(jì)算機(jī)36用來(lái)向DAS 32、X射線控制器28及臺(tái)架馬達(dá)控制器30提供控制信號(hào)和信息。另外，計(jì)算機(jī)36還操縱一工作臺(tái)馬達(dá)控制器44，它控制馬達(dá)帶動(dòng)的工作臺(tái)46以便將病人固定在臺(tái)架12中。特別地，工作臺(tái)46將病人22的各部分移經(jīng)臺(tái)架的開(kāi)口48。
本X射線管電流調(diào)整并不限于在任何特定的CT系統(tǒng)中使用，而且這樣的調(diào)整也不限于任何特定的圖像再現(xiàn)算法。與此類似，本X射線管電流調(diào)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(yīng)該懂得，該電流調(diào)整的算法可在，例如計(jì)算機(jī)36中執(zhí)行，以控制X射線控制器28，來(lái)向X射線管14(圖2)提供所期望的電流。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，X射線管電流是在信號(hào)強(qiáng)度和選定的噪聲等級(jí)的基礎(chǔ)上進(jìn)行調(diào)整的。對(duì)于噪聲等級(jí)，已經(jīng)知道，當(dāng)探測(cè)器元件讀數(shù)的方差主要取決于由量子噪聲時(shí)，它與在探測(cè)器元件20處所測(cè)量的信號(hào)成正比。特別是σ2＝α其中α是測(cè)量的信號(hào)；σ是信號(hào)的標(biāo)準(zhǔn)偏差。
對(duì)于一級(jí)近似最終圖像的方差與測(cè)量信號(hào)的方差成正比，因?yàn)閷游鯴射線照相法的再現(xiàn)過(guò)程基本上是線性的。因此，為了在最終的圖像中達(dá)到期望的噪聲等級(jí)，發(fā)射中信號(hào)的等級(jí)可以被識(shí)別出來(lái)。如上所示，信號(hào)的等級(jí)與當(dāng)透過(guò)病人時(shí)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(hào)等級(jí)和X射線電流在最終的圖像中產(chǎn)生期望的噪聲等級(jí)。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(tǒng)操作員“猜”出來(lái)，或者操作員進(jìn)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(cè)器以基本恒定的速度繞病人轉(zhuǎn)動(dòng)。臺(tái)架在每次臺(tái)架轉(zhuǎn)動(dòng)中移動(dòng)一個(gè)螺旋坡度。螺旋坡度是工作臺(tái)在X射線源的一次轉(zhuǎn)動(dòng)中的位移與由X射線源的瞄準(zhǔn)儀決定的切片寬度的比例。通常，在采用1∶1的螺旋坡度時(shí)，在兩次轉(zhuǎn)動(dòng)或切片之間，病人的組織基本保持恒定。特別是，在第一次轉(zhuǎn)動(dòng)中的衰減特性或切片將與隨后的第二次轉(zhuǎn)動(dòng)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(méi)有作為發(fā)射角的函數(shù)而迅速改變。特別是，在第一個(gè)發(fā)射角的衰減特性與在第一個(gè)發(fā)射角鄰近的第二個(gè)角度的衰減特性基本相似。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，X射線管電流是根據(jù)測(cè)得的衰減特性而作動(dòng)態(tài)調(diào)整的。特別是，在一個(gè)實(shí)施方案中，測(cè)得的衰減特性即X射線光子的讀數(shù)被用來(lái)產(chǎn)生X射線管電流的比例因子S，用以調(diào)整X射線管電流。更為特別的是，X射線通量的數(shù)據(jù)，如平均X射線光子讀數(shù)和最小X射線光子讀數(shù)是從探測(cè)器18獲得并被用來(lái)產(chǎn)生比例因子S，從而調(diào)整X射線管電流。
圖3圖示了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案的執(zhí)行步驟，以便調(diào)整X射線管電流。特別是，在開(kāi)始掃描50后，感興趣的對(duì)象的邊界被定位52。邊界的定位影響到探測(cè)器18的通道20上物體的平均光子讀數(shù)。例如，如果邊界沒(méi)有被定位且掃描的對(duì)象的y尺寸比較窄、x尺寸比較寬，當(dāng)X射線管14和探測(cè)器18沿X-Y平面的x軸排列時(shí)，將只有幾個(gè)探測(cè)器元件或通道20接收衰減的信號(hào)。相反，沒(méi)有對(duì)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(cè)器通道20的平均光子讀數(shù)將比較高，這就導(dǎo)致過(guò)度的估計(jì)。因此，邊界被識(shí)別且被用來(lái)減少這類過(guò)度估計(jì)。可利用已知的手段來(lái)給邊界定位，例如，利用簡(jiǎn)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(gè)實(shí)施方案中，對(duì)象邊界內(nèi)的最小和平均X射線光子值被確定54。已經(jīng)知道，簡(jiǎn)單的矩形波串平滑濾波可用來(lái)減少光子噪聲的影響。最小和平均光子值可參照定位過(guò)的邊界內(nèi)部的通道20的一部分來(lái)確定。例如，最小和平均光子值可使用探測(cè)器陣列18的通道20的每1/2、1/3、1/4甚至1/n來(lái)計(jì)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(gè)映射函數(shù)被用來(lái)識(shí)別期望的X射線管電流讀數(shù)。在一個(gè)實(shí)施方案中，映射函數(shù)被用來(lái)根據(jù)期望的(可接收的)噪聲等級(jí)產(chǎn)生期望的X射線管電流讀數(shù)。該噪聲等級(jí)可以是用于特定類型研究的默認(rèn)圖像質(zhì)量指標(biāo)、一組推薦的參數(shù)、系統(tǒng)操作員的選擇或任何其它的輸入。期望的噪聲等級(jí)為X射線曝光建立了基礎(chǔ)。特別是對(duì)于期望的噪聲等級(jí)，所期望的為獲得該圖像質(zhì)量所需的平均X射線光子讀數(shù)，可根據(jù)式(1)計(jì)算出來(lái)。與此相似，所期望的預(yù)定噪聲等級(jí)下確保沒(méi)有條紋的圖像的最小X射線光子讀數(shù)，可根據(jù)式(1)計(jì)算出來(lái)。最小X射線光子讀數(shù)和平均X射線光子讀數(shù)可被存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)36的存儲(chǔ)器中。
利用映射函數(shù)，比例因子S可通過(guò)將期望的平均光子讀數(shù)和期望的最小光子讀數(shù)與實(shí)際獲得的平均光子讀數(shù)和實(shí)際的最小光子讀數(shù)進(jìn)行比較而產(chǎn)生。比例因子S被用來(lái)調(diào)整X射線管電流和將X射線管電流調(diào)節(jié)到一個(gè)新的X射線管電流，以便使實(shí)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(shù)； ε＝期望的最小光子讀數(shù)；以及ηi＝實(shí)際的最小光子讀數(shù)。
調(diào)整過(guò)的X射線管電流可利用下面式子來(lái)確定調(diào)整過(guò)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(yīng)給X射線源14的電流。為實(shí)現(xiàn)這樣的調(diào)整，計(jì)算機(jī)36可以向X射線控制器發(fā)出一個(gè)X射線管電流調(diào)節(jié)命令。于是，X射線管電流在掃描過(guò)程中作為切片位置和調(diào)節(jié)角度的函數(shù)而被調(diào)整。
比例因子S可在每次測(cè)量過(guò)后產(chǎn)生并被存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)36的存儲(chǔ)器中。然而，比例因子S可以不經(jīng)常地產(chǎn)生，即每N個(gè)切片或臺(tái)架每旋轉(zhuǎn)x度產(chǎn)生一次。另外，為減少X射線管電流調(diào)節(jié)的緊迫的時(shí)間要求，從以前的切片導(dǎo)出的比例因子可以與當(dāng)前的切片一起被用于電流調(diào)整。因此，系統(tǒng)可以有1秒以上的時(shí)間來(lái)確定和進(jìn)行所期望的調(diào)節(jié)。
X射線管電流還可被調(diào)整以盡可能減少DAS的超量程。特別是，已經(jīng)知道，DAS32的動(dòng)態(tài)范圍如果被超過(guò)的話，會(huì)在產(chǎn)生的圖像上導(dǎo)致嚴(yán)重的陰影人工干擾。DAS的動(dòng)態(tài)范圍與X射線管電流產(chǎn)生的輻射通量直接有關(guān)。為鑒別DAS的超量程，整個(gè)探測(cè)器18的最大光子讀數(shù)被確定下來(lái)。比例因子與最大光子讀數(shù)相乘，以產(chǎn)生成比例的DAS最大值。如果成比例的DAS最大值超過(guò)了DAS32的動(dòng)態(tài)范圍，比例因子S被減少，以防止調(diào)整過(guò)的X射線管電流使DAS超量程。特別是，比例因子S在根據(jù)式(4)調(diào)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(tài)的通道20的數(shù)量可以被鑒別出來(lái)。如果有大量的通道20處于超量程狀態(tài)，那么再現(xiàn)的圖像可能會(huì)有與超量程有關(guān)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(fā)生。例如，如果較大的病人22在肩部區(qū)域作偏心掃描，一些直接暴露于X射線源14的通道20將經(jīng)歷超量程，而其它被病人的肩骨擋住的通道20則經(jīng)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(zhì)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(méi)有超量程的通道，不如m個(gè)超量程的通道也是可接受的。如果超量程通道的數(shù)量比較少，相信圖像的人工干擾不會(huì)嚴(yán)重。因此，比例因子S可選擇為在一個(gè)發(fā)射視圖中產(chǎn)生不超過(guò)m個(gè)超量程通道的最高值。
上述調(diào)整被認(rèn)為在維持了整體圖像質(zhì)量的同時(shí)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(fā)射角的函數(shù)而被動(dòng)態(tài)調(diào)整的。另外，對(duì)操作員的經(jīng)驗(yàn)的依賴減少了，這就產(chǎn)生了更一致的圖像質(zhì)量。此外，不需要附加的觀察圖像來(lái)調(diào)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(shù)用于X射線管調(diào)整方面。其它的X射線通量參數(shù)，如通量波形的形狀或通量的標(biāo)準(zhǔn)偏差，可類似地用于這樣的調(diào)整。另外，與其調(diào)整X射線管電流，X射線流量不如于控制X射線源的瞄準(zhǔn)儀的瞄準(zhǔn)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(gè)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(tǒng)能夠向操作員發(fā)出警告或在掃描過(guò)程中當(dāng)需要時(shí)動(dòng)態(tài)地改變瞄準(zhǔn)儀孔徑。
從上述本發(fā)明的各種實(shí)施方案中，本發(fā)明的目的顯然達(dá)到了。盡管本發(fā)明已經(jīng)詳細(xì)的敘述和圖示，可以清楚地懂得，僅用圖示和實(shí)例也可達(dá)到同樣的目的，并且可不受限制。例如，這里敘述的CT系統(tǒng)是“第三代”系統(tǒng)，其中X射線源和探測(cè)器都隨臺(tái)架轉(zhuǎn)動(dòng)?？梢允褂迷S多其它CT系統(tǒng)，包括探測(cè)器為全環(huán)靜止的探測(cè)器且只有X射線源隨臺(tái)架轉(zhuǎn)動(dòng)的”第四代“系統(tǒng)。因此，本發(fā)明的思想和范圍只受所附權(quán)利要求
的條款的限制。
權(quán)利要求
1.一種用于動(dòng)態(tài)地調(diào)整計(jì)算機(jī)層析X射線攝影法成像系統(tǒng)中的至少一個(gè)元件的系統(tǒng)，該成像系統(tǒng)包括一個(gè)具有帶一孔徑的瞄準(zhǔn)儀的X射線源，該動(dòng)態(tài)調(diào)整系統(tǒng)被設(shè)置用于確定將被成像的對(duì)象的邊界；在確定的邊界內(nèi)，監(jiān)視至少一個(gè)X射線管通量參數(shù)，包括最小X射線光子值和平均X射線光子值中的至少一個(gè)值；識(shí)別在監(jiān)視X射線管通量參數(shù)的基礎(chǔ)上對(duì)成像系統(tǒng)元件所作的調(diào)節(jié)；以及使參數(shù)在被識(shí)別出的調(diào)節(jié)的基礎(chǔ)上被調(diào)節(jié)。
2.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中被動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)的元件是X射線源瞄準(zhǔn)儀的孔徑。
3.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中被動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)的元件是加在X射線源上的電壓。
4.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中被動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)的元件是X射線源的電流。
5.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中為了監(jiān)視至少一個(gè)X射線管通量參數(shù)，該動(dòng)態(tài)調(diào)整系統(tǒng)被設(shè)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(gè)值。
6.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中為了監(jiān)視至少一個(gè)X射線管通量參數(shù)，該動(dòng)態(tài)調(diào)整系統(tǒng)被設(shè)置用于監(jiān)視X射線通量的波形。
7.根據(jù)權(quán)利要求
1的系統(tǒng)，其中為了監(jiān)視至少一個(gè)X射線管通量參數(shù)，該動(dòng)態(tài)調(diào)整系統(tǒng)被設(shè)置用于監(jiān)視X射線通量的標(biāo)準(zhǔn)偏差。
專利摘要
本發(fā)明是一種系統(tǒng)，用于調(diào)整在計(jì)算機(jī)層析X射線攝影(CT)系統(tǒng)中的作為臺(tái)架角度和切片位置的函數(shù)的X射線管電流。在一個(gè)實(shí)施方案中，最終圖像的期望的噪聲等級(jí)被選定，并且期望的最小X射線光子讀數(shù)和期望的平均X射線光子讀數(shù)被鑒別用于根據(jù)期望的噪聲等級(jí)來(lái)產(chǎn)生圖像。在掃描過(guò)程中，實(shí)際的X射線光子讀數(shù)與期望的平均X射線光子讀數(shù)和期望的最小X射線光子讀數(shù)一起用來(lái)產(chǎn)生一個(gè)X射線調(diào)整因子。然后這個(gè)調(diào)整因子用來(lái)調(diào)整X射線管電流。
文檔編號(hào)H05G1/34GKCN1289036SQ200410005068
公開(kāi)日2006年12月13日 申請(qǐng)日期1997年9月5日
發(fā)明者J·思 申請(qǐng)人:通用電氣公司導(dǎo)出引文BiBTeX, EndNote, RefMan