專利名稱：用于自適應(yīng)減少計(jì)算機(jī)x射線斷層造影系統(tǒng)中的劑量的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種通過對(duì)X射線功率的調(diào)制減少由一計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)(CT)加在患者身上的X射線劑量的方法，所述X射線斷層造影系統(tǒng)具有一個(gè)設(shè)置在以一轉(zhuǎn)速旋轉(zhuǎn)的臺(tái)架上的X射線源、調(diào)節(jié)X射線源的X射線功率的器件和一用于檢測(cè)由X射線源射出的X射線的檢測(cè)系統(tǒng)。
在US 5379 333中對(duì)這樣一種計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)已作了描述。
通常計(jì)算機(jī)X射線斷層造影(CT)系統(tǒng)具有一個(gè)X射線源，該X射線源的準(zhǔn)直的、扇狀X射線束穿透患者，對(duì)準(zhǔn)檢測(cè)X射線束的檢測(cè)器的串形臺(tái)。射線源以及(視CT-系統(tǒng)的結(jié)構(gòu))檢測(cè)器設(shè)置在一個(gè)臺(tái)架上，該臺(tái)架圍繞患者旋轉(zhuǎn)?；颊吖潭ㄅ_(tái)可在臺(tái)架內(nèi)推移或移動(dòng)。X射線束穿透人體的角度和位置由于臺(tái)架的旋轉(zhuǎn)始終在變化。每個(gè)檢測(cè)器產(chǎn)生一個(gè)信號(hào)，該信號(hào)指示從射線源至檢測(cè)器路徑上的人體總透射的量度。X射線源在某位置時(shí)獲得的檢測(cè)器輸出信號(hào)組被稱作投影。所述的掃描包含在不同的臺(tái)架位置或臺(tái)位置獲得的一組投影。在臺(tái)架圍繞患者旋轉(zhuǎn)360°時(shí)，CT系統(tǒng)攝取有多個(gè)投影，以便建立透過人體的兩維截面圖像，該兩維圖像也被稱作斷層。一些較新式的CT系統(tǒng)同時(shí)可建立多個(gè)斷層，其中這些系統(tǒng)采用多列檢測(cè)器。一個(gè)監(jiān)視檢測(cè)器或基準(zhǔn)檢測(cè)器對(duì)每次投影測(cè)量X射線未減弱的強(qiáng)度。
目前有兩種制式不同的方法來接收患者的產(chǎn)生CT圖像必要的數(shù)據(jù)。
在慣用的“逐層”掃描方法中，當(dāng)患者位于一固定位置時(shí)，接收臺(tái)架旋轉(zhuǎn)一周時(shí)的數(shù)據(jù)并因此拍攝下一個(gè)斷層。在攝取連續(xù)的斷層之間患者將被移至一新的位置，在該位置將對(duì)下一個(gè)斷層進(jìn)行掃描。該過程將持續(xù)進(jìn)行，直至所有的在檢查前確定的斷層被掃描完畢。
在螺旋掃描方法中，帶有X射線源的臺(tái)架圍繞患者旋轉(zhuǎn)，同時(shí)患者臺(tái)持續(xù)地被臺(tái)架運(yùn)載。X射線管以患者為基準(zhǔn)進(jìn)行螺旋軌跡的運(yùn)行，直至檢查前確定的體積被掃描完畢。
在上述兩種掃描方式的任何一種中，量子噪聲對(duì)圖像質(zhì)量都會(huì)造成不利的影響。為了使噪聲低于一定的量值，X射線功率的瞬時(shí)量值對(duì)每次投影必須充分的高，從而保證穿透人體出來的并到達(dá)檢測(cè)器的射線的最低強(qiáng)度高于噪聲電平。所以大多數(shù)迄今采用的在CT掃描時(shí)調(diào)節(jié)X射線功率X射線功率圖形，即作為臺(tái)架角位置的函數(shù)的方法需要兩個(gè)正交的內(nèi)存儲(chǔ)信息圖(US4174481)或“檢測(cè)圖”(US 5 379 333)，以便獲得有關(guān)作為臺(tái)架角位置的函數(shù)的患者減弱圖形，即最大減弱值的變化的特定信息。由內(nèi)存儲(chǔ)信息圖的每條線的減弱信息，對(duì)每個(gè)斷層求出一正弦X射線功率圖形。但這些方法具有許多缺點(diǎn)-由于X射線功率圖形對(duì)實(shí)際的減弱圖形適配不充分，因而會(huì)出現(xiàn)附加的圖像噪聲。由兩個(gè)相互正交的內(nèi)存儲(chǔ)信息圖不能確保產(chǎn)生某層的最大減弱值和最小減弱值。
-由于X射線功率圖形與實(shí)際的減弱圖形不相符，因而會(huì)出現(xiàn)不均勻的圖像噪聲。
-在攝取內(nèi)存儲(chǔ)信息圖和實(shí)際CT掃描間出現(xiàn)患者的移動(dòng)或由于患者呼吸造成的移動(dòng)，將會(huì)改變減弱圖形并導(dǎo)致附加的誤差。
-為獲得內(nèi)存儲(chǔ)信息圖，必須采用附加的X射線劑量。
本發(fā)明的目的在于，通過劑量調(diào)節(jié)，即通過X射線功率調(diào)節(jié)減少在檢查時(shí)加給患者的總劑量，并且通過減少在諸如肩部和骨盆等特定的人體部位由噪聲造成的線，又不致在最終產(chǎn)生的圖像中顯著增加噪聲，并改善可視圖像質(zhì)量。
本發(fā)明的目的是這樣實(shí)現(xiàn)的，即提供一種用于自適應(yīng)減少由計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)加在患者身上的X射線劑量的方法，所述計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)具有一個(gè)設(shè)置在以一轉(zhuǎn)速旋轉(zhuǎn)的臺(tái)架上的X射線源、用于調(diào)節(jié)X射線源的射線功率的器件和一個(gè)用于對(duì)X射線源射出的X射線進(jìn)行檢測(cè)的檢測(cè)系統(tǒng)，包括以下步驟-為每次投影或每第n次投影計(jì)算最大減弱值并存儲(chǔ)臺(tái)架的上一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的相應(yīng)的角減弱圖形；-根據(jù)測(cè)出的臺(tái)架的上一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的角減弱圖形為臺(tái)架的下一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)外推角減弱圖形；-以如下方式調(diào)節(jié)X射線功率根據(jù)外推出的角減弱圖形的所屬的減弱值為下一次投影調(diào)節(jié)X射線功率。
在采用本發(fā)明的CT-成像技術(shù)時(shí)，在自適應(yīng)過程的基礎(chǔ)上連續(xù)地對(duì)X射線功率加以調(diào)節(jié)。由于采用了此調(diào)節(jié)方法，因而減少了在成像時(shí)加給患者身上的劑量并且改善了圖像質(zhì)量，確切地說，是采用如下方式實(shí)現(xiàn)的，將瞬時(shí)X射線功率并隨之的瞬時(shí)輸送劑量持續(xù)地與瞬時(shí)存在的減弱值適配。計(jì)算出并存儲(chǔ)每次投影的最大減弱值。作為臺(tái)架角位置函數(shù)的每次投影的最大減弱值被稱做角減弱圖形。采用外推計(jì)算出的角減弱圖形為臺(tái)架的下一個(gè)半圓的旋轉(zhuǎn)計(jì)算出必要的X射線功率。相應(yīng)的外推法采用了臺(tái)架前一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的減弱值和有時(shí)已有的有關(guān)X射線管的動(dòng)態(tài)功率的信息，以便使作為臺(tái)架角位置函數(shù)的X射線功率的變化與患者的角減弱圖形適配。
其中外推法簡單地基于下列假設(shè)臺(tái)架的下一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的角減弱圖形至少近似于臺(tái)架的上一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的角減弱圖形。這意味著，在掃描了一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)后，調(diào)節(jié)過程才開始，其中就掃描而言可以是螺旋掃描，或者是逐層掃描。
本發(fā)明的下述實(shí)施方式涉及的是掃描過程中在劑量調(diào)節(jié)時(shí)中如何計(jì)算減弱值的方式。
在成像時(shí)采用了患者，即被檢測(cè)物的減弱值A(chǔ)obj，該減弱值根據(jù)下式推導(dǎo)出Aobj=UdetectorairUdetectorobj·UmonitorobjUmonitorair]]>其中Udetector表示由某檢測(cè)器輸出的輸出信號(hào)并且Umonitor表示監(jiān)視檢測(cè)器的輸出信號(hào)。附加的上標(biāo)air表示在僅有空氣、沒有減弱的檢測(cè)物時(shí)的X射線管與檢測(cè)器間測(cè)量的輸出信號(hào)。上標(biāo)obj表示一患者檢查時(shí)位于X射線管和檢測(cè)器之間時(shí)的連續(xù)測(cè)量。
與成像相反，對(duì)用于劑量調(diào)節(jié)的總減弱值A(chǔ)g是根據(jù)下式確定的Ag=UmonitorobjUdetectorobj]]>該定義可在掃描過程中實(shí)現(xiàn)對(duì)減弱值較為迅速的計(jì)算。另外，在用低的X射線功率工作以便對(duì)減弱值小的斷層掃描時(shí)，避免了諸如作為采用精密的濾波器的效應(yīng)可能會(huì)出現(xiàn)的、與量子噪聲無關(guān)的不均勻的噪聲和噪聲的出現(xiàn)。
本發(fā)明的另一特殊的實(shí)施方式涉及劑量調(diào)節(jié)時(shí)采取的策略。表示調(diào)節(jié)深度的調(diào)節(jié)指數(shù)受限并取決于臺(tái)架的轉(zhuǎn)速。角減弱圖形被伸展及下降，以便使其與X射線功率的允許的調(diào)節(jié)范圍適配。
在進(jìn)行劑量調(diào)節(jié)時(shí)采用了對(duì)X射線管的燈絲溫度的控制，以便實(shí)現(xiàn)對(duì)陽極電流并隨之X射線功率的控制。本發(fā)明的教導(dǎo)是，調(diào)節(jié)指數(shù)受燈絲冷卻時(shí)間的限制。冷卻特性決定X射線管并隨之輻射劑量的指數(shù)的下降。關(guān)鍵的時(shí)間常數(shù)不取決于劑量的額定值(掃描時(shí)最大可能的X射線管電流)。在轉(zhuǎn)速較高時(shí)，劑量下降緣的指數(shù)下降對(duì)調(diào)節(jié)指數(shù)起制約作用。
以下結(jié)合附圖描述本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例。其中

圖1為CT系統(tǒng)，用于產(chǎn)生患者的斷層圖；圖2示出在CT系統(tǒng)的檢測(cè)器臺(tái)上對(duì)一個(gè)投影測(cè)得的典型信號(hào)；圖3示出圖2所示投影的減弱值；圖4示出圍繞患者肩部旋轉(zhuǎn)一周時(shí)的典型的角減弱圖形；圖5為帶有部分方框圖的圖1所示系統(tǒng)的計(jì)算機(jī)X射線斷層造影機(jī)；圖6為外推法的圖示。
圖1中示出的第三代CT系統(tǒng)具有一個(gè)X射線源11，該X射線源向檢測(cè)器臺(tái)12發(fā)射一個(gè)準(zhǔn)直的、扇狀X射線束14。X射線源11和檢測(cè)器臺(tái)12設(shè)置在旋轉(zhuǎn)的臺(tái)架13上，該臺(tái)架可持續(xù)地圍繞患者10旋轉(zhuǎn)。
X射線束14穿透患者10的一個(gè)斷層并由在圖1中未示出的數(shù)據(jù)采集和測(cè)量系統(tǒng)的通道采集在檢測(cè)器臺(tái)12的各個(gè)檢測(cè)器1至m上產(chǎn)生的輸出信號(hào)，以便建立一個(gè)投影。
圖2示出一個(gè)投影的典型的信號(hào)圖形，其中圖2示出各個(gè)檢測(cè)器1至m的輸出信號(hào)的振幅Udetectorobj并且圖3示出所屬的減弱值A(chǔ)g與檢測(cè)器1至m的關(guān)系。
對(duì)每次投影，檢測(cè)器臺(tái)22的某個(gè)接收到最低輻射電平的檢測(cè)器輸出具有最小振幅Udetectorobj的輸出信號(hào)并隨之輸出該投影的最大減弱值A(chǔ)g。該檢測(cè)器的輸出信號(hào)對(duì)量子噪聲和電噪聲是最敏感的。為了使噪聲低于一定的電平，對(duì)每次投影X射線功率選擇得正好如此之大，使到達(dá)一個(gè)檢測(cè)器的最小的輻射電平大于預(yù)定的電平。此X射線功率被稱做必要的X射線功率。
對(duì)每次投影，在附圖中未示出的附加的監(jiān)視檢測(cè)器以已知的方式測(cè)出未減弱的，位于未穿透患者10的X射線束14的范圍內(nèi)的X射線強(qiáng)度。在本發(fā)明中采用了監(jiān)視檢測(cè)器輸出信號(hào)的振幅Umonitorobj以便對(duì)如上所述的檢測(cè)器臺(tái)12中的每個(gè)其它的檢測(cè)器計(jì)算出總減弱值A(chǔ)g。作為臺(tái)架13的角位置的函數(shù)的各次投影的最大減弱值形成所謂的角減弱圖形。圖4示出對(duì)患者肩部范圍的典型的減弱圖形。
參照?qǐng)D5，用于X射線源11的本發(fā)明的自適應(yīng)的功率控制是一種反饋系統(tǒng)，該反饋系統(tǒng)具有一個(gè)例如以硬件實(shí)現(xiàn)的最小值檢測(cè)器31、一個(gè)劑量調(diào)節(jié)件27和一個(gè)劑量調(diào)節(jié)器26。反饋回路由帶有高壓發(fā)電機(jī)32的X射線源25、患者20、檢測(cè)器臺(tái)22、數(shù)據(jù)采集和測(cè)量系統(tǒng)28和高速數(shù)據(jù)連接線30的連接而成。
對(duì)每次攝取的投影，最小值檢測(cè)器31分析檢測(cè)器臺(tái)22的檢測(cè)器的輸出信號(hào)并以下述方式計(jì)算出某投影的最小輸出信號(hào)首先由一預(yù)處理器模件對(duì)監(jiān)視檢測(cè)器的以及檢測(cè)器臺(tái)22的其它的檢測(cè)器的輸出信號(hào)進(jìn)行補(bǔ)償修正。然后由一數(shù)字低通濾波器對(duì)每次投影由檢測(cè)器的輸出信號(hào)推導(dǎo)出滑動(dòng)平均值(gleitende Mittelwert)?；瑒?dòng)平均值的周期由檢測(cè)器臺(tái)22的檢測(cè)器數(shù)量決定。
在帶有多行檢測(cè)器的檢測(cè)器臺(tái)的一個(gè)CT系統(tǒng)中該過程以兩維方式進(jìn)行。
接著，劑量調(diào)節(jié)件27采用監(jiān)視檢測(cè)器的輸出信號(hào)和根據(jù)平均值的最小輸出信號(hào)Uproj_min以便計(jì)算出瞬時(shí)投影的最大減弱值A(chǔ)proj_maxAproj_max=UmonitorU-proj_min]]>臺(tái)架23半圓旋轉(zhuǎn)的最大減弱值A(chǔ)proj_max即在臺(tái)架23半圓旋轉(zhuǎn)時(shí)攝取的投影的最大減弱值aproj_max被存儲(chǔ)，以用于外推過程。
如圖6結(jié)合圖4所示，該外推法充分利用了在臺(tái)架23旋轉(zhuǎn)完全一周時(shí)角減弱圖形的周期性，以便采用外推法在通過測(cè)量確定出過去的半圓旋轉(zhuǎn)時(shí)的角減弱圖形的基礎(chǔ)上確定臺(tái)架下一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)時(shí)的減弱值，其中當(dāng)然在進(jìn)行檢查時(shí)的第一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)時(shí)缺少外推的基礎(chǔ)。這就是在圖6中所示方式的X射線源以X射線功率的額定值，即以額定劑量工作的原因。緊接第一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)，在外推角減弱圖形的基礎(chǔ)上開始劑量調(diào)節(jié)。
為減少外推誤差，劑量調(diào)節(jié)件27分別在一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)結(jié)束時(shí)對(duì)測(cè)出的角減弱圖形產(chǎn)生滑動(dòng)平均值。滑動(dòng)平均值的周期取決于某CT系統(tǒng)的類型(時(shí)間觸發(fā)或投影角觸發(fā))和旋轉(zhuǎn)時(shí)間。
由下式確定臺(tái)架23下一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)時(shí)的調(diào)節(jié)指數(shù)，即調(diào)節(jié)深度μ。μ=1-(AminAmax)q]]>其中Amax＝max{A()}，且屬于臺(tái)架23的前一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的值域；Amin＝min{A()}，且屬于臺(tái)架23的前一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的值域；-＝臺(tái)架23的角位置；-q＝由使用者調(diào)節(jié)的優(yōu)化參數(shù)。
但調(diào)節(jié)深度μ作為臺(tái)架23的旋轉(zhuǎn)速度及旋轉(zhuǎn)時(shí)間的函數(shù)將受到限制如(μ＞μmax)則μ＝μmax在本發(fā)明的一種特殊的實(shí)施方式中，對(duì)調(diào)節(jié)深度μmax的最大值將按下表根據(jù)臺(tái)架23的轉(zhuǎn)速及旋轉(zhuǎn)時(shí)間選擇
在采用外推法得到的角減弱值的情況下，劑量調(diào)節(jié)件27為下一個(gè)半圓的旋轉(zhuǎn)推導(dǎo)出必要的X射線功率，其中劑量調(diào)節(jié)件使角減弱圖形與如下的允許的調(diào)節(jié)深主度相適應(yīng)
其中-Dnominal＝X射線功率額定值(沒有劑量調(diào)節(jié))，-A()＝臺(tái)架23的前一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的平均值。
其中最優(yōu)化參數(shù)q＝
。通過該最優(yōu)化參數(shù)按如下方式調(diào)整劑量調(diào)節(jié)的有效率
q＝1最小X射線功率，即最大的劑量節(jié)省，q＝0.5對(duì)給定的X射線功率具有最小噪聲。
用劑量調(diào)節(jié)器26相應(yīng)控制X射線源25的燈絲21的電流，可實(shí)現(xiàn)對(duì)必要的X射線功率的調(diào)整。
在掃描開始時(shí)或必要時(shí)，圖像計(jì)算機(jī)29輸出一個(gè)同步信號(hào)，該信號(hào)促使劑量調(diào)節(jié)件27重新開始外推過程。接著的劑量調(diào)節(jié)的起始階段持續(xù)一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)。在該起始階段，劑量調(diào)節(jié)器26采用額定劑量。
與上述不同的是，也可以不為每次投影，而僅為每第n次投影，例如每第三次投影推導(dǎo)出最大減弱值并存儲(chǔ)上一個(gè)的半圓旋轉(zhuǎn)的相應(yīng)的角減弱圖形。當(dāng)對(duì)一個(gè)待栓查的范圍逐個(gè)投影之間最大的減弱值僅有微弱變化時(shí)，這樣一種方式尤為適用。
根據(jù)本發(fā)明也可以采用與上述外推法不同的方法。例如可以為某下一個(gè)旋轉(zhuǎn)外推出旋轉(zhuǎn)一周的角減弱圖形。
上面以第三代CT系統(tǒng)為例對(duì)本發(fā)明做了說明。但本發(fā)明也可以用于第四代的CT系統(tǒng)。
盡管以醫(yī)療應(yīng)用為例對(duì)本發(fā)明做了說明，但它也可以在非醫(yī)療領(lǐng)域加以應(yīng)用。
權(quán)利要求
1.一種用于自適應(yīng)減少由計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)加在患者身上的X射線劑量的方法，所述計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)具有一個(gè)設(shè)置在以一轉(zhuǎn)速旋轉(zhuǎn)的臺(tái)架(23)上的X射線源(25)、用于調(diào)節(jié)X射線源(25)的射線功率的器件(26、27)和一個(gè)用于對(duì)X射線源(25)射出的X射線進(jìn)行檢測(cè)的檢測(cè)系統(tǒng)(22)，包括以下步驟-為每次投影或每第n次投影計(jì)算最大減弱值并存儲(chǔ)臺(tái)架(23)的上一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的相應(yīng)的角減弱圖形；-根據(jù)測(cè)出的臺(tái)架(23)的上一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)的角減弱圖形為臺(tái)架(23)的下一個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)外推角減弱圖形；-以如下方式調(diào)節(jié)X射線功率根據(jù)外推出的角減弱圖形的所屬的減弱值為下一次投影調(diào)節(jié)X射線功率。
2.按照權(quán)利要求1所述的方法，其中以如下方式調(diào)節(jié)X射線功率對(duì)每次投影調(diào)節(jié)保持預(yù)定所需的信/噪比必要的X射線功率。
3.按照權(quán)利要求1或2所述的用于CT系統(tǒng)的方法，所述CT-系統(tǒng)具有一個(gè)監(jiān)視檢測(cè)器，由X射線源(25)射出的X射線未減弱地?fù)糁斜O(jiān)視檢測(cè)器，其中采用檢測(cè)器系統(tǒng)(22)和監(jiān)視檢測(cè)器的輸出信號(hào)求出減弱值。
4.按照權(quán)利要求1至3中任一項(xiàng)所述的方法，其中對(duì)測(cè)出的角減弱圖形加以存儲(chǔ)并在每個(gè)半圓旋轉(zhuǎn)后進(jìn)行更新。
5.按照權(quán)利要求1至4中任一項(xiàng)所述的方法，其中通過對(duì)測(cè)出的角減弱圖形的低通濾波避免了外推誤差。
6.按照權(quán)利要求1至5中任一項(xiàng)所述的方法，其中通過優(yōu)化參數(shù)實(shí)現(xiàn)對(duì)X射線功率調(diào)節(jié)的控制，該優(yōu)化參數(shù)可實(shí)現(xiàn)最小X射線功率與最小噪聲間的優(yōu)化。
7.按照權(quán)利要求1至6中任一項(xiàng)所述的方法，其中利用一調(diào)節(jié)指數(shù)進(jìn)行X射線功率的調(diào)節(jié)，該調(diào)節(jié)指數(shù)依賴于臺(tái)架(23)的轉(zhuǎn)速而受到限制。
8.按照權(quán)利要求7所述的方法，其中為適配各自的調(diào)節(jié)指數(shù)使角減弱圖形就其減弱值的振幅而言下降或伸展。
全文摘要
一種用于對(duì)計(jì)算機(jī)X射線斷層造影系統(tǒng)的劑量進(jìn)行自適應(yīng)減少的方法,其中根據(jù)由計(jì)算出的減弱值外推出的減弱值調(diào)節(jié)各次投影的劑量,從而實(shí)現(xiàn)對(duì)劑量的調(diào)節(jié)。
文檔編號(hào)A61B6/03GK1195504SQ9810600
公開日1998年10月14日 申請(qǐng)日期1998年3月4日 優(yōu)先權(quán)日1997年3月4日
發(fā)明者斯蒂芬·波普斯卡, ?？啤の譅柗? 迪特馬·亨切爾, 卡爾－厄恩斯特·斯特勞斯 申請(qǐng)人:西門子公司