专利名称：基于校准信息控制电子束运动的方法和设备的制作方法
技术领域：
一般地说，本发明涉及医疗诊断成像系统的校准。具体地说，本发明涉及基于多针模型的检测器位置和源运动的重建校准。
背景技术：
医疗诊断成像系统包括许多成像形式，比如x-射线系统、计算机断层成像(CT)系统、超声系统、电子束断层成像(EBT)系统、磁共振(MR)系统等。医疗诊断成像系统例如通过将对象(比如患者)暴露在能量源(比如穿过患者的x-射线)中产生该对象的图像。所产生的图像可以用于许多目的。例如，可以检测在对象中的内部缺陷。此外，可以确定内部结构的变化或定位。也可以表示在对象内部的流体流。从医疗诊断成像中获得的信息在许多方面具有应用，包括医药和制造业。
为了有助于确保获得可靠的医疗诊断图像，有利的是校准医疗诊断成像系统。由于下述的几种原因成像系统的校准很重要，包括图像质量和系统性能。较差的图像可能妨碍可靠的图像分析。例如，图像对比度质量的降低可能导致图像无法在临床上应用。医疗成像系统的校准有助于产生对象的清晰可用的图形表示。
从安全方面考虑校准医疗诊断系统也很重要。例如，暴露在过高的x-射线能量等级中可能对健康产生危害。基于健康的原因，已经建立了使用x-射线系统的政府标准。由x-射线系统所发射的x-射线能量等级可以根据辐射剂量进行测量。X-射线系统和其它的医疗诊断成像系统的校准可以确保目标所受到的辐射剂量不超过临床标准。
在医疗诊断成像系统参数(比如图像质量和辐射剂量)的校准中可以使用的一个装置称为模型。已经提出了许多类型的模型。例如，模型可以是对目标(比如人体部位)成像的物理复制品。另一种类型的模型实例是物理模型。物理模型可能包括固定到公共基底的不同的结构。物理模型的结构可以具有不同的特征，比如形状、尺寸、密度、成分和排列。此外，物理模型可以由不同的材料构成，包括金属和塑料。
物理模型的结构可以影响穿透物理模型的能量源的特性，比如x-射线。例如，金属结构可以阻挡x-射线。此外，塑料结构可能仅减小接收的x-射线的能量等级。通过接收的x-射线的能量等级的变化模式(pattern)可以表示在x-射线图像中。由于在所接收的x-射线能量等级的差所产生的因素(比如对比度)，因此可以容易地检测并分析在x-射线图像中得到的模式。
模型可以起多种目的。例如，模型可以用于成像目标的实际定位。此外，模型可以用于测试医疗成像系统的参数。此外，模型可以用于对通过医疗诊断成像系统发射的辐射剂量进行计量。此外，模型可以用于校准和图像质量评价。但是，对于精确定位和系统校准，常规的模型较昂贵并且在制造的过程中要求较高的精度。因此，需要一种精确并容易确定在医疗诊断成像系统中的部件位置的模型。需要一种可以用于校准医疗诊断成像系统的低廉的模型，这种医疗诊断成像系统在制造或使用的过程中不要求较高的精度。
例如，在CT成像系统中，以来自多个角度的x-射线照射对象比如患者或模型以产生一组x-射线投影。在成像系统中多个检测器中的每个检测器多次采样x-射线信号，并且在来自每个检测器的集合(aggregatedata)数据集合有在一个轴上的采样数和在另一个上的检测器数据时，将该结果称为窦腔X线照相(sinogram)。例如，如果在CT系统中有1728个检测器并且每个检测器采样864次，则窦腔X线照相为864×1728个x-射线衰减值的矩阵。术语“窦腔X线照相”源自存在固体目标比如针的窦状隙阴影。CT成像系统从窦腔X线照相数据中计算或“重建”二维图像数据。
在CT成像系统中的不精确性可能导致模糊、产生条纹或在所得到的图像中产生幻象或假像。例如，如果检测位置或医疗成像系统的中心不精确，则以不正确的角度投影x-射线并在所得到的图像中产生误差。因此，需要一种用于医疗诊断成像系统的更精确校准的方法和设备。
当前的校准方法通常涉及时间紧张或复杂的程序。要求经常校准以确保一致的图像质量。此外，已有的校准方法依赖于已经精确地定位并设置的系统部件比如检测器。即，常规的系统依赖于制造者所述的检测器和能量束源相对于成像系统的中心的位置。达到较高精度可能比较费时，并且难以实现，而且制造者的定位误差可能在图像中产生条纹。此外，当前的校准方法要求模型的精确定位以正确地校准成像系统。因此，需要一种快速且容易的系统校准的方法和设备。此外还需要一种使用低精度模型的成像系统校准。
此外，EBT系统利用电子能量束来撞击目标并产生辐射要成像的对象的x-射线。电子撞击目标的点称为“束点”。偶极子、四极子和聚焦线圈都可以用于沿着目标偏转电子以产生x-射线。电子束的运动必需“调谐”以使束运动最佳并更精确地产生束点。
当前调谐EBT扫描器的方法包括在“w”形导线(“W-导线”)上扫描电子束并评价束点形状和位置作为时间函数。但W-导线昂贵。因此，需要一种“调谐”或校准电子束的低廉的方法。此外，在当前的EBT系统中，仅仅较小数量的W-导线才可能适合(例如，在当前的扫描器中15根导线)，这减小了调谐校准的精度。因此，需要一种更精确的调谐电子束运动的系统。此外，在当前的系统中，W-导线与扫描目标分离。因此，目前，需要一种使该束从W-导线目标运动到扫描目标的理论传递函数。因此，需要一种在扫描目标本身上而不是在W-导线上精确测量调谐的方法。还需要基于实际的成像x-射线对电子束电流进行直接测量和修正。
发明概述本发明的一些实施例涉及一种校准成像系统的方法和设备。一些实施例涉及校准成像系统的方法，该成像系统具有相对于参考位置设置的检测器元件阵列和以一模式运动以辐射检测器元件阵列的能量源。该方法包括开始估计的用于检测器元件阵列的检测器位置和估计的用于能量源的运动模式。相对于在成像系统中的参考位置确定估计的检测器位置和运动模式。该方法也包括扫描一模型，该模型具有在其中的位置上设置的针。该方法进一步包括基于至少一个估计的检测器位置和运动模式计算相对于参考位置在该模型中针的估计的针位置，并基于估计的检测器位置、运动模式和针位置中的至少两个修正估计的检测器位置和针位置中的至少一个。该方法也包括基于估计的检测器位置和针位置中的至少一个确定运动模式的变化并基于该变化调整能量源的运动模式。
一些实施例涉及用于成像系统的校准的系统。该系统包括相对于参考点设置的检测器元件阵列、以一模式运动以照射检测器元件阵列的能量源、计算估计的检测器位置和估计的能量源的运动模式的数据采集系统、基于随着时间半径离理想的半径的变化校正能量源的运动模式的半径的径向束校正模块和基于随着时间运动模式偏离理想位置的位置变化调整运动模式的角度的角度束调整模块。该系统也包括在确定半径、位置和运动模式的角度中至少一个的过程中使用的多针模型。该系统进一步包括用于随着时间存储偏转值的偏转缓冲器，以确定在运动模式的半径、位置和角度变化中至少一个，和聚焦和偏转线圈，用于校正运动模式的半径和角度。径向束校正模块增加或降低线圈电流以校正运动模式的半径。角度束调整模块线性地组合在不同的时间上的线圈电流量以调节运动模式的角度。
附图的几个视图的概述附
图1所示为根据本发明的一种实施例使用的EBT成像系统。
附图2所示为根据本发明的一种实施例形成的多针模型。
附图3所示为根据本发明的一种实施例校准医疗诊断成像系统的方法的流程图。
附图4所示为根据本发明的一种实施例使用的射线轨迹。
附图5所示为根据本发明的一种实施例使用最小二乘法分析的射线组。
附图6所示为根据本发明的一种实施例使用的在一维情况下在理论参数值、实际参数值和每个参数要改变的量之间的关系。
附图7所示为根据本发明的一种实施例使用的电子束调谐系统。
附图8所示为根据本发明的一种实施例调节电子束的方法的流程图。
结合附图可以更好地理解前述的概述以及本发明的某些实施例的下文的详细描述。为说明本发明，在附图中示出了某些实施例。但是，应该理解的是，本发明并不限于在附图中所示的这些结构和手段。
本发明的详细描述仅为了说明的目的，下文的详细描述参考电子束断层(EBT)成像系统的某些实施例。应该理解的是，本发明可以使用其它的成像系统(比如计算机断层系统和其它的成像系统)。
附图1示出了根据本发明的一种实施例形成的EBT成像系统100。系统100包括电子源110、聚焦线圈120、偏转线圈130、目标环140-143、数据采集系统(DAS)150、重建系统155、检测器阵列160和对象定位器170。如下文进一步描述，电子源110产生发射到聚焦线圈120的电子束。在聚焦线圈120中，电子束聚焦以在目标环140-143上产生窄的椭圆束点。在偏转线圈130上，偏转电子束以沿着目标环140-143中的一个目标环进行扫描。
在聚焦的电子束撞击到目标环140-143中的一个时，所接触的目标环140-143发射扇形x-射线束。来自电子束的电子偏转在目标环140上的点称为“束点”，并且起成像x-射线源的作用。在某些实施例中，例如可能是单个的目标环140或多个目标环140-143。在某些实施例中，目标环140-143由钨形成。电子束可能沿着210度弧线扫描以在每个点上沿着该弧线形成扇形x-射线束。
从目标环140-143中发射出的x-射线通过位于对象定位器170上的对象比如患者。该对象定位器170例如可以是工作台、支架、壁bucky或其它的可移动或不可移动的定位器。然后x-射线撞击到检测器阵列160上。检测器阵列160包括至少一行检测器元件。检测器阵列160的检测器元件响应撞击的x-射线产生信号。将这些信号从检测器阵列160发射到DAS 150。DAS 150采集该数据并将该数据发送给重建系统155。重建系统155分析该信号并通过从检测器阵列160中所获得的数据产生医疗诊断图像。重建系统155也可以将该数据存储到或将该数据发射到例如外部处理器或存储器中。重建系统155例如可以以软件和/或硬件的方式实现。
检测器阵列160沿着该束扫描的弧线从几个角度接收x-射线以产生一组x-射线投影。通过DAS 150接收该投影数据，来自一次扫描的全部数据以称为窦腔X线照相的矩阵形式设置。在窦腔X线照相内，每行包含一个检测器元件的所有的投影数据，并且每列包含用于该检测器元件的一定的采样数的数据。从投影数据的二维窦腔X线照相中，重建系统155可以重建二维图像，典型地，该二维图像的特征在于成像的对象的轴向片层。反向投影或其它的重建技术可以用于重建二维图像。但是，所得的图像可能包含由系统100的缺陷或不精确性和系统100的部件的位置引起的条纹或图像假像(比如幻象)。不精确性的实例包括检测器位置误差或束点的运动的错误特征化。系统100的校准有助于减小或消除条纹或图像假像以改善图像的质量。例如，也可以使用模型来校准系统100以改善图像质量和精度。
附图2所示为根据本发明的一种实施例用于系统几何校准的多针模型200。多针模型200包括泡沫或其它类似的材料块210。多针模型200也包括设置在块210上或其中的多个针。多针使得模型200能够对系统100的部件比如检测器阵列160和检测器阵列160的单个检测器和电子束成三角形测量，并实现附加的测量(比如半径、运动和位置)。在某些实施例中，多针模型200包括针220-227。这些针可以包括金属比如钨。针220-227大致成圆形地放置并沿检测器阵列160的轴线排列。针220-227可以包围在保护塑料的圆柱体中。多针模型200可以连接到更小的圆柱体上以允许多针模型200安装在对象定位器170的中心固定件上。
附图3所示为根据本发明的一种实施例校准医疗诊断成像系统100的方法的流程图300。在简要概述之后，下文进一步详细描述该方法的步骤。首先，在步骤310中，预先加载检测器阵列160的元件的位置、能量束或源运动的系数和其它的制造信息。然后，在步骤320中，多针模型200放置在对象定位器170上，并采集扫描。接着，在步骤330中，分析模型针位置。使用元件在检测器阵列160中的理论位置和束点沿着目标环140-143的理论运动，大致估计针220-227在模型200中的位置。然后，在步骤340中，假设检测器元件在它们的理想位置，在计算中精化针220-227的位置和束点沿着目标环140-143的运动。在步骤350中，使用经精化的针位置和束点运动来精化检测器元件的位置。在步骤360中，计算称为“簇误差”(在下文中定义)的质量度量并用于确定检测器元件和束点位置的测量是否充分。如果测量不够，则继续精化，重复上述的过程。
现在更加详细地描述该校准方法。首先，在步骤310中，预先加载理论(或理想的)部件位置数据。理论数据可以是检测器阵列160和在检测器阵列160中的单个检测器元件的中心的预期位置，也可以是描述由能量源110所产生的束点的径向和角运动的系数。所需的数据的预先加载可以在空扫描之后以便考虑EBT成像系统100中的背景或噪声。然后，在步骤320中，扫描多针模型200。多针模型200可以放置在对象定位器170上，而不管多针模型200的精确位置。
接着，在步骤330中，在检测器阵列160中的检测器的位置和电子束的运动“冻结”在假设或理论值。执行带有多针模型200的扫描。从通过辐射比如x-射线从多针模型200的目标环140-143的照射中产生窦腔X线照相。作为举例，在检测器阵列160中可以包括每个带有864个采样的864个检测器元件，8个针220-227可以包括在多针模型200中。在本实例中，从检测器阵列160中获得的窦腔X线照相为864×864的窦腔X线照相。
接着，通过窦腔X线照相形成针220-227的轨迹以识别针220-227在窦腔X线照相中的位置。假设高的衰减的区域为针220-227的阴影，并且其特征在于它们的中点并通过窦腔X线照相跟踪。针220-227的位置重叠并删除其它的数据。例如，每40微秒可以获得一个采样。检测针220-227的中心的时间可以是一小数采样数，比如采样数1.25。应用864个检测器元件和8个针，结果是按针数排序的针220-227采样的864×8的表(在下文中称为针采样表)。通过对应于获得采样的时间(例如，观测针220-227的中心的时间)的采样数识别针220-227。
然后，在步骤340中，检测器阵列160的位置“冻结”或保持在步骤330中计算的值上恒定。从在前述的步骤中获得的值中精化描述在目标环140-143和针220-227上的束点的运动的系数的新值。在下文中详细描述这种精化的数学方法。
接着，在步骤350中，电子源110和针220-227的位置“冻结”或保持在步骤340中计算的值上恒定，并且精化检测器阵列160的位置。以与针220-227的位置精化步骤340类似的方式继续检测器位置精化。实际上，针220-227的位置和电子束或电子源110可以用于对在检测器阵列160中的每个检测器位置进行三角形测量。
然后，在步骤360中，估计描述系统100的一组方程的自兼容性。在针采样表中的每个项可以变成从检测器元件到目标环140-143的假设射线。通过检测器元件的位置限定检测器目标射线的一端，同时在检测器元件看见针220-227时通过束点的位置确定另一端。
附图4所示为根据本发明的一种实施例的射线轨迹400。在射线轨迹400中，射线从检测器元件465延伸到目标环140。针220的实际位置可能是未知的。
在确定了给定的针220-227的所有的检测器目标射线之后，计算射线的形心。该形心定义为在最小二乘法意义上使每个射线最接近形心的距离最小的空间位置。然后，在随后的计算中假设形心为针220-227的位置。
使用最少二乘法解决具有比未知变量更多的方程的方程组。因此，所获得的答案不是精确的解，而是使残差的平方和最小的解。
附图5所示为根据本发明的一种实施例使用的最少二乘法分析的射线簇500。在附图5中，从检测器元件到目标环140-143的多个射线叠加以形成在实际的针区中的形心。在射线之间的变化可以用于确定描述针位置、检测器元件和束运动的方程的系统的精度。
一旦已经确定了所有的针的形心，则可以计算“簇误差”。它被定义为一平均距离，所述距离是每个检测器目标射线错过它本身的形心的距离。在一种完美的系统中，簇误差可以是零。在实际中，例如5微米的簇误差通常用于表示无条纹图像的足够的自相一致的解。
在步骤370中，如果簇误差高于某一阈值，则继续精化检测器元件和针220-227的位置以及作为时间函数的源110的运动。根据上述的步骤(例如在步骤340中开始的步骤)继续精化。例如，如果射线错过针220-227的形心的平均距离超过10微米，则继续迭代精化。每次迭代精化可以更加精确地确定位置和特征。如果簇误差低于某一阈值(例如10微米)，则针220-227、检测器阵列160和源110的计算足够，系统100的操作(例如，成像)可以继续。即，在通过例如反向投影或其它的成像方法重建医疗诊断成像的过程中可以使用检测器位置和源110的运动。
虽然在上文的校准中获得的答案可能不是完美的，但是该过程可以迭代以使解收敛。在某些实施例中，校准迭代收敛到这样的答案平均射线错过它的针的形心不超过大约3微米。在这种校准之后产生的图像实际上没有几何误差产生的条纹。迭代的校准也提供了束点沿目标环140-143运动的半径和角度的精确描述。
下文讨论用于精化系统100的参数和部件构造的数学方法。例如，首先考虑在附图6中表示的一维情况。假设一变量参数“x”和基于参数x的理论函数“f”。对于观测的经验值f(x0)，可以确定值x0使函数f产生观测的经验值f(x0)。分析以最初猜测的值x1开始，在通过理论函数计算时，该猜测值产生了值f(x1)。如果可以计算函数“f”的导数，则绕点x1展开泰勒级数，f(x0)=f(x1)+h·dfdx|x1+12h2·d2fd2x|x1+...(1)]]>由于f(x0)已知，因此求解“h”的经验值可以揭示x1变化多少以形成未知量x0。但是，求解h是不实际的，因此简化级数以忽略第二阶和更高阶的项。所得的方程为f(x0)≅f(x2)=h1·dfdx|x1---(2)]]>方程(2)可以求解h1，得到改善的“x1”的近似解，x2＝x1+h1。
继续这种方式，可以精化近似以形成x3、x4等，它们每个都更加接近理想值x0。即，可以精化输入参数直到基于输入函数的理论函数形成理想的观测值。
但是，不简单求解一维“x”，而是可以同时使多个参数最佳化以形成与在多针模型200的窦腔X线照相中可见的几千个检测器针“事件”的紧密的理论匹配。该参数包括每个针220-227的位置、在检测器阵列160中的检测器元件的位置和例如以半径和角度描述电子束源的运动的傅立叶级数的系数。因此，对于给定的检测器元件d和给定的针p，误差(在理论的采样预测qs和所测量的采样数qm之间的差值)可以表述如下qmd,p-qsd,p≈∂qd,p∂Rp|s·▿Rp+∂qd,p∂θp|s·▿θp+Σjncoefs∂qd,p∂rcj|s·▿rcf+Σjncoefs∂qd,p∂acj|s·▿acj---(4),]]>
这里Rp表示针p的半径，θp表示针的角度，rcj表示束运动的jth半径系数，以及acj表示束运动的jth角度系数。
换句话说，在检测器元件d中所测量的针p的采样值大致等于理论值加上采样函数对于针p的半径时间R的导数、加上对于针p的角度时间θ的导数、加上乘以源系数项的增量的导数，等。计算的理想结果是使在所测量的针采样值和通过将系统模型(“f”)应用到参数值(即，针位置、束运动系数等)获得的理论值之间的差值最小的增量值()。
虽然方程(4)是带有多个未知数的方程，用于通过在检测器阵列160中的所有检测器元件看见的所有的针220-227形成的联立方程得到了比未知数更多的方程。通过在线性方程组中求解，可以使用奇异值分解(SVD)确定参数的调整(矢量h表示)。在最小二乘法的意义上，SVD使在理论采样值和经验测量值不同最小化。因此，方程(4)可以归一化为由下述式表示的方程系E→=h→·P---(5),]]>这里，E表示在每个检测器针组合的测量值和理论值之间的差值或误差，而矢量 表示产生更精确的理论采样值的单个参数的调整值或增量，以及P表示每个检测器针采样相对于单个的参数的偏导数的矩阵。
误差矢量E可以表示如下检测器1检测器2 … 检测器nE→=[e11,e21,e31,...,enpins1,e22,e32,...,enpins2,...,e1n,e2n,e3n,...,enpinsn]---(6),]]>这里，epd表示在经验数据和在通过检测器d可见的针p的采样数中理论之间的差值。参数矢量的变化可以表示如下h→=[ΔRp1,Δθp1,ΔRp2,Δθp2,...,Δrc1,Δrc2,Δrc3,...,Δac1,Δac2,Δac3,...]---(7),]]>这里，ΔRp表示针p的半径的变化，Δθp表示针p的角度的变化，Δrc表示径向源的系数的变化，以及Δac表示角源系数的变化。导数P的矩阵如下。实际上，针位置交叉项可以设置为零，因为一个针位置的位置偏差对另一针位置仅具有二阶效应。 针位置半径系数 角系数 (8)矩阵P包括许多行，该行数等于在系统100中的检测器阵列160中的检测器元件数n乘以针220-227数n。矩阵P的列数等于针220-227的数量n的两倍(每个半径的一项，每个角度的一项)加上源系数的数量。列的第一组表示针位置的导数项，该导数项根据采样数改变每个针的半径和角度。列的第二组改变源电子束的半径系数。列的第三组改变源的角系数。
可以在数值上实现导数项的计算。一旦建立了方程E＝h*P，则求解包括使用奇异值分解(SVD)算法来解h。矢量h的值可以加入到初始参数以提供针220-227的位置和源110的系数的更精确的列表。也可以计算改善的检测器元件位置。对于现行的计算机，通过将检测器元件位置加入到方程系中求解检测器元件的位置导致了太大的解空间。因此，可以使用分离的“分簇”方法，在该方法中分别求解检测器元件位置。对于每个检测器元件，在看见每个针针220-227时估计源系数(产生源110的位置)。通过针220-227从目标环140-143引出射线。计算收敛点。将检测器元件位置更新到收敛点，由此排除了误差或不可能的结果。然后重复建立方程系、求解该方程系和检测器元件的分组过程直到获得足够的答案。
在某些实施例中，能量束的运动和特性可以基于上述的校准方法进行修改。例如，如上文参考附图1、2和3所述，执行检测器阵列160和能量源110的迭代校准。然后，使用束点运动信息以调节施加到偏转线圈130的线圈的电流。一次扫描的全组线圈电流称为一次“调谐”。
附图7所示为根据本发明的一种实施例形成的电子束调谐系统700。系统700包括径向束校正模块780和角度束调整模块790。径向束校正模块780和角度束调整模块790可以是分离单元或者可以组合在单个单元中。径向束校正模块780和角度束调整模块790可以以软件和/或硬件的方式实现。系统700可以与电子源710、聚焦线圈720、偏转线圈730、目标环740-743、DAS 750、重建系统755、检测器阵列760、对象定位器770和多针模型775结合使用。电子源710、聚焦线圈720、偏转线圈730、目标环740-743、DAS 750、重建系统755、检测器阵列760、对象定位器770和多针模型775都与在附图1和附图2中所描述的相应的部件类似。
在操作中，调谐类似于上文所述的校准。多针模型775放置在对象定位器770上，而不特别关心精度。采集扫描。然后执行前述的迭代计算以提取沿目标环140-143的束点运动的特征。
一旦已经确定了束点和/或电子束运动，可以调整线圈电流以使束点和/或电子束运动最佳化。偏转线圈的线圈电流作为一系列偏转更新块(DUB)存储。DUB表示发送给每个偏转线圈的线圈电流的单个“量(quantum)”。在某些实施例中，每20微秒存储一个DUB。因此，单个的偏转缓冲器可以包含几千个DUB。
在沿目标环140-143校准束点运动的径向波动的过程中，在每个DUB时检查束点的半径。如果半径太大(太大的偏转)，通过与理想的调谐偏离的大小成比例的比例系数减小偏转线圈的偶极子电流。如果半径太小(偏转不够)，通过与理想的调谐偏离的大小成比例的比例系数增加偏转线圈的偶极子电流。通过每个DUB运行和缩放偶极子电流，可以获得比原始调谐更加接近理想调谐并且实质上是平整器的调谐。上述的过程可以迭代(以新的调谐重新扫描多针模型775，重做多针模型775的校准并重新校正偏转缓冲器)以形成具有理想半径平整度的一组线圈电流。
使用来自多针模型775的信息也可以调整电子束的角运动。最佳调谐产生了以恒定的角速度运动的束点。初始调整可能具有角加速度和减速度。与理想的角速度的偏差可以一个DUB一个DUB地平掉。每个DUB对应于特定的时间；因此已知了每个DUB的束点的理想的角度位置。在给定的时间上的实际角度位置包含在使用多针模型775计算的束点位置文件中。虽然束点经过了所有的正确的角度，但是在该正确的时间上该束点可能不在该正确的角度上。
通过检索已有的DUB和束点位置文件，可以找到在任何给定的DUB的理想位置上放置电子束的线圈电流。然后将这些电流内插并装入最佳化的DUB中。例如，假设在25毫秒上的DUB是最佳的一个DUB。在这时束点的理想位置可能是6点钟的位置。但是，在不同的时间例如t＝24.985ms上实际的束点位置也可能是6点钟的位置。在这种情况下，在跨越24.985ms的两个DUB中的线圈电流可能线性插值并放置于在25ms上的DUB中。线性插值或组合将有助于确保束点在25ms的6点钟位置处于扫描。
在偏转缓冲器中对每个DUB中执行线性组合。通过线性组合，使角度偏差“平整”，并接近恒定的角速度。在某些实施例中，重复平整过程以接近理想的角速度。连同角度变化执行的偏转线圈730和聚焦线圈720的物理限制和前文描述的径向修改的效果可以产生在迭代中。
附图8所示为调整根据本发明的一种实施例使用的电子束的方法的流程图800。首先，根据上文描述的步骤310-370通过估计和精化确定针位置、检测器元件位置和电子束运动参数。在已经计算了检测器元件位置和电子束运动之后，可以如下调整电子束。
电子束和束点运动参数以及其它的参数比如针位置和检测器元件位置可以存储在文件中。在步骤375中，文件(比如束点运动文件)可以装入系统700中以便在调整电子束的过程中使用。
在步骤380中，偏转线圈730的电流从一系列偏转更新块DUB中载入。然后，在步骤385中，在每个DUB的时间时检查电子束点的半径。如果该半径太大(例如表明偏转太大)，则通过与理想线圈电流或调整的偏差的大小成比例的比例系数减小偏转线圈的偶极子电流。如果该半径太小(例如表明偏转不够)，则通过与理想调谐的偏差的大小成比例的比例系数增加偶板子电流。
接着，在步骤390中，调整DUB以作为时间函数将束置于适当的角度。使用上文描述的检索和插值法，修改线圈电流以使束点以正确的恒定的角速度沿目标环140-143扫描。
最后，在步骤395中，存储经调整的线圈电流值。经调整的线圈电流感应并聚焦在电磁聚焦线圈20和偏转线圈730中的电子束以在所需的时间上撞击在目标环740-743上的所需位置。上述的步骤可以根据需要重复以调整电子束。
虽然参考某些实施例已经描述了本发明，但是本领域技术人员应该理解的是在不脱离本发明的范围的前提下可以等效替换或作出各种修改。此外，在不脱离本发明的范围的前提下根据本发明的教导可以根据特定的情况或材料作出许多变型。因此，并不希望将本发明限制于所公开的特定的实施例，而是本发明还包括落在附加的权利要求的范围内的所有的实施例。
权利要求
1.一种校准成像系统(700)的方法，该成像系统(700)具有相对于参考位置设置的检测器元件阵列(760)和以某一模式运动以辐射检测器元件阵列(760)的能量源(710)，所说的方法包括以检测器元件阵列(760)的估计的检测器位置和能量源(710)的估计的运动模式开始，相对于在成像系统(700)中的参考位置限义所说的估计的检测器位置和运动模式；扫描模型(775)，该模型具有在该模型(775)中的位置上设置的针(320)；基于所说的估计的检测器位置和运动模式中的至少一个，相对于参考位置计算在该模型(775)中的针的估计的针位置(330)；基于所说的估计的检测器位置、运动模式和针位置中的至少两个修正所说的估计的检测器位置和针位置中的至少一个(340，350)；基于所说的估计的检测器位置和针位置中的至少一个确定运动模式的变化；以及基于所说的变化调整能量源(710)的所说的运动模式(385，390)。
2.权利要求1所述的方法，其中所说的变化包括所说的运动模式的半径的变化。
3.权利要求1所述的方法，其中所说的确定变化的步骤包括使用随时间的线圈电流确定所说的运动模式的半径的变化。
4.权利要求1所述的方法，其中所说的变化包括所说的运动模式的角度的变化。
5.权利要求1所述的方法，其中所说的确定变化的步骤包括使用线圈的随时间的电流确定所说的运动模式的角度的变化。
6.权利要求1所述的方法，其中所说的调整步骤包括基于所说的变化调整所说的运动模式的半径。
7.权利要求1所述的方法，其中所说的调整步骤包括基于所说的变化调整所说的运动模式的角度。
8.权利要求1所述的方法，其中所说的调整步骤进一步包括通过至少与该变化成比例地增加或减小能量束源(710)的偶板子电流基于偏离所需半径值的半径变化调整所说的运动模式的半径。
9.权利要求1所述的方法，其中所说的调整步骤进一步包括通过线性地组合能量束源(710)的偏转线圈(730)的电流量基于角度与所需角度值的变化调整所说的运动模式的角度以在所需的时间上获得所需的电子束位置。
10.一种校准成像系统(700)的系统，所说的系统包括相对于参考点设置的检测器元件阵列(760)；以一模式运动以辐射所说的检测器元件阵列(760)的能量源(710)；计算估计的检测器位置和所说的能量源(710)的估计的运动模式的重建系统(755)；基于所说的半径偏离所需半径的变化随着时间校正所说的能量源(710)的所说的运动模式的半径的径向束校正模块(780)；以及基于所说的运动模式偏离所需位置的位置的变化随着时间调整所说的运动模式的角度的角度束调整模块(790)。
11.权利要求10所述的系统，进一步包括在确定所说的运动模式的所说的半径、所说的位置和所说的角度中至少一个的过程中使用的多针模型(775)。
12.权利要求10所述的系统，进一步包括随着时间存储偏转值的偏转缓冲器，所说的偏转值用于实现所说的运动模式的所说的半径、所说的位置和所说的角度中至少一个的变化。
13.权利要求10所述的系统，进一步包括用于校准所说的运动模式的所说的半径的聚焦线圈(720)和偏转线圈(730)中的至少一个。
14.权利要求10所述的系统，进一步包括用于调整所说的运动模式的所说的角度的聚焦线圈(720)和偏转线圈(730)中的至少一个。
15.权利要求10所述的系统，进一步包括获得所说的半径和角度数据的重建系统(755)。
16.权利要求10所述的系统，其中所说的径向束校正模块(780)增加或减小线圈电流以校正所说的运动模式的所说的半径。
17.权利要求10所述的系统，其中角度束调整模块(790)在不同的时间线性地组合线圈电流量以调整所说的运动模式的所说的角度。
18.权利要求10所述的系统，其中所说的重建系统(755)基于所说的估计的检测器位置、运动模式和在多针模型(775)中的针位置中的至少两个进一步修正所说的估计的检测器位置和估计的运动模式中的至少一个。
19.权利要求18所述的系统，其中所说的重建系统(755)通过计算误差矢量E＝h*P来修正所说的估计的检测器位置和运动模式中的至少一个，其中E表示与所说的估计的检测器位置、运动模式和针位置中至少一个相关的误差，h代表产生更加精确的估计的检测器位置、运动模式和针位置的调整值，以及P表示相对于所说的检测器位置、运动模式和针位置的检测器模型针采样的导数矩阵。
20.一种在x-射线系统中调谐电子束的方法(800)，所说的方法包括基于在多个时间间隔上电子束的束点半径的变化校正电子束的半径波动(385)；以及基于在多个时间间隔上电子束的位置的变化调整电子束的角偏差(390)。
21.一种在x-射线系统中调谐电子束的方法，所说的方法包括使用多针模型(775)测量x-射线系统几何参数以获得所测量的参数值；校正所说的测量参数和一组所需参数值之间的变化以产生校准的参数值；以及基于所说的校正的参数值修正电子束的线圈电流。
全文摘要
一些实施例涉及校准成像系统的方法，该成像系统具有相对于参考位置设置的检测器元件阵列(760)和以一模式运动以辐射检测器元件阵列(760)的能量源(710)。该方法包括以估计的检测器元件阵列(760)的检测器位置和估计的能量源(710)的运动模式开始，相对于在成像系统中的参考位置确定估计的检测器位置和运动模式。该方法也包括扫描一模型(775)，该模型具有在该模型的中的位置上设置的针。该方法进一步包括基于至少一个估计的检测器位置和运动模式计算相对于参考位置在该模型中针的估计的针位置，并基于估计的检测器位置、运动模式和针位置中的至少两个修正估计的检测器位置和针位置中的至少一个。该方法也包括基于估计的检测器位置和针位置中的至少一个确定运动模式的变化并基于该变化调整能量源(710)的运动模式。
文档编号G01R31/305GK1443512SQ0310705
公开日2003年9月24日 申请日期2003年2月25日 优先权日2002年2月25日
发明者E·彻尔, J·库克, P·马努森 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司