专利名称：X射线ct装置和x射线管电流确定方法
技术领域：
本发明涉及一种X射线CT装置和一种X射线管电流确定方法，更具体而言，本发明涉及一种当心脏被X射线CT (计算机断层)装置成像或拍摄时确定X射线管的管电流的技术。
背景技术：
配置X射线CT装置，该X射线CT装置被人们称为VCT (Volume CT), MDCT (多行检测器CT)或多切片CT等等，以便借助具有64行到256行的多行检测器来检测从X射线管放射的锥面光束X射线。通过关注体轴方向的覆盖尺寸以及从中获得的螺旋扫描的效率水平或程度，来使用这种类型的X射线CT装置，着重在于心脏或循环系统的3D图像摄影(例如，参考日本未审查专利公开号No. 2002-330961 (第0038 — 0042段和图14))。当螺旋扫描的范围在体轴方向上是长的时候，就像例如主动脉系统从其主要部分到其末端被成像或拍摄的情况一样，根据螺旋扫描的前进以这样的方式动态地调整X射线管的管电流，即，甚至在体轴的任一位置都优化X射线的剂量。对管电流的调整是基于图像噪声的指数进行的(例如，参考日本未审查专利公开号No. 2006-116137(第0040 — 0065段和图5))。这种管电流调整也被称为“ automA，，或“ smartmA”。如果，采取了 automA和 smartmA，那么无论患者的体型等如何，图像噪声都变得恒定，且图像质量稳定。
发明内容
存在上述管电流调整不适合用于心脏成像的情况。也就是说，这是因为由于心脏成像的情况下心脏运动等等引起要被成像和拍摄区域的尺寸发生变化，很难为心脏成像建立图像噪声相关指数和用于获得该图像噪声相关指数的管电流之间的对应关系。因此，因为心脏成像通常是在恒定管电流下进行的，因此图像噪声受到患者体型等的影响，甚至受到拍摄者的技术影响。因此，图像质量并不稳定，很难进行精确的X射线图解。因此，本发明的问题在于实现一种X射线CT装置、和一种当心脏被X射线CT装置成像或拍摄时确定管电流的X射线管电流确定方法，通过这种方式，图像噪声变得恒定。在第一方面，用于解决该问题的本发明提供了一种X射线CT装置，该装置包括具有X射线管的X射线放射/检测设备，和检测从X射线管施加的X射线的X射线检测器，和 X射线管电流设置单元，所述X射线管电流设置单元设置基于图像噪声相关指数和受检者的BMI确定的X射线管电流。在第二方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第一方面描述的X射线CT装置，其中所述X射线管电流设置单元在受检者的心脏成像时设置X射线管电流。在第三方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第二方面描述的X射线CT装置，其中所述噪声位于上升主动脉的中央部分。在第四方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第一到第三方面中任何一个方面描述的X射线CT装置，其中X射线管电流是使用BMI作为变量的函数来计算的。在第五方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第四方面描述的X射线CT装置，其中所述函数作为BMI的多项式方程给出。在第六方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第五方面描述的X射线CT装置，其中多项式方程的每个系数是指数函数。在第七方面，用于解决该问题的本发明提供了一种X射线CT装置，该装置包括具有X射线管的X射线放射/检测设备；检测从X射线管施加的X射线的X射线检测器；测量通过受检者的初步成像获得的图像噪声的噪声测量单元，所述受检者的初步成像是在受检者的实际成像之前进行的；和设置在实际成像时X射线管电流的X射线管电流设置单元，该实际成像时X射线管电流是基于在初步成像时的X射线管电流、和在初步成像时的噪声测量值与每个图像噪声相关指数之间的比率而确定的。在第八方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第七方面描述的X射线CT装置，其中X射线管电流设置单元设置在受检者的心脏被成像时的X射线管电流。在第九方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第八方面描述的X射线CT装置，其中X射线管电流设置单元设置在执行受检者的心脏血管造影术成像时的X射线管电流。在第十方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第八方面描述的X射线CT装置，其中该噪声位于上升主动脉的中央部分。在第十一方面，用于解决该问题的本发明提供了一种设置X射线CT装置的X射线管电流的方法，该方法包括以下步骤设置基于图像噪声相关指数和受检者的BMI确定的X 射线管电流。在第十二方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十一方面描述的方法， 还包括在受检者的心脏成像时设置X射线管电流的步骤。在第十三方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十二方面描述的方法， 其中所述噪声位于上升主动脉的中央部分。在第十四方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十一到第十三方面中任何一个方面描述的方法，其中X射线管电流是使用BMI作为变量的函数来计算的。在第十五方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十四方面中描述的方法，其中所述函数作为BMI的多项式方程给出。在第十六方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十五方面中描述的方法，其中多项式方程的每个系数是指数函数。在第十七方面，用于解决该问题的本发明提供了一种设置X射线CT装置的X射线管电流的方法，该方法包括以下步骤测量通过受检者的初步成像获得的图像噪声，所述受检者的初步成像是在受检者的实际成像之前进行的；设置在实际成像时的X射线管电流， 该实际成像时的X射线管电流是基于在初步成像时的X射线管电流、和在初步成像时的噪声测量值与每个图像噪声相关指数之间的比率而确定的。在第十八方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十七方面中描述的方法，还包括在受检者的心脏被成像时设置X射线管电流的步骤。在第十九方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十八方面中描述的方法，还包括在执行受检者的心脏血管造影术成像时设置X射线管电流的步骤。在第二十方面，用于解决该问题的本发明提供了一种在第十八方面中描述的方法，其中该噪声位于上升主动脉的中央部分。根据本发明，基于与图像噪声相关的每个指数和受检者BMI而确定的X射线管电流是在设置X射线CT装置的X射线管电流的方法中被设置的。因此，X射线CT装置进行的心脏成像时的管电流可以被确定，这样图像噪声变得稳定。因为噪声位于上升主动脉的中央部分，因此适合于为心脏成像获得每个噪声指数。因为使用BMI作为变量的函数来执行管电流的确定，因此可以获得适合于患者的构造或体型的管电流。因为所述函数作为BMI的多项式方程给出，因此容易将所述函数存储到存储器中。因为多项式方程的每个系数是指数函数，因此可以确定适合于指数的管电流。根据本发明，在一种设置X射线CT装置的X射线管电流的方法中，测量通过受检者的初步成像获得的图像噪声，所述受检者的初步成像是在受检者的实际成像之前进行的，并且设置在实际成像时的X射线管电流，该实际成像时的X射线管电流是基于在初步成像时的X射线管电流、和初步成像时的噪声测量值与每个图像噪声相关指数之间的比率而确定的。因此，可以确定X射线CT装置进行的心脏成像时的管电流，这样图像噪声变得稳定。因为成像对应于血管造影术成像，因此可以获得冠状图像。因为噪声位于上升主动脉的中央部分，因此适合于为心脏成像获得每个噪声指数。
图1是显示X射线CT装置的结构图，该X射线CT装置使用对应于执行本发明的最佳实施例的其中一个实例的管电流确定方法。图2是说明X射线CT装置的结构图，该X射线CT装置使用对应于执行本发明的最佳实施例的其中一个实例的管电流确定方法。图3是描述了 X射线放射/检测设备的结构图。图4是显示X射线检测器的X射线入射平面的结构图。
具体实施例方式以下将参考附图来阐述执行本发明的最佳实施例。顺带说明，本发明并不限于用于执行本发明的最佳实施例。X射线CT装置的一个典型构造如图1所示。在该装置中使用了用于执行本发明的最佳实施例的一个示例性实例的管电流确定方法。
如图1所示，本发明的装置具有起重机架100，工作台200和操作员控制台300。起重机架100借助X射线放射/检测设备110来扫描由工作台200支撑的受检者10，以便搜集或采集多个视图的投影数据并将该数据输入到操作员控制台300。操作员控制台300基于从起重机架100输入的投影数据执行图像重建，并在显示器302上显示重建的图像。该图像重建是由位于操作员控制台300中的专用计算机执行的。操作员控制台300设置X射线管的管电流。该X射线管电流是由位于操作员控制台300中的对应专用计算机(X射线管电流设置单元301)设置的。顺带说明，X射线管电流的设置细节将在下面介绍。操作员控制台300还控制起重机架100和工作台200的操作。它们的控制是由位于操作员控制台300中的专用计算机执行的。起重机架100在操作员控制台300的控制下根据预定扫描条件执行扫描，工作台200执行受检者10的定位以便扫描预定区域。受检者10的定位是借助于内置位置调整机械装置、通过调整工作台顶部202的高度以及支架204在水平方向上在工作台顶部移动的距离而进行的。轴向扫描可以通过在支架204已经停止的状态下通过执行扫描而完成。电影扫描可以通过连续执行轴向扫描而进行。螺旋扫描可以通过当支架204连续移动时连续执行多次扫描而进行的。簇扫描可以通过当支架204间歇地移动时每次停止位置执行扫描而完成。对工作台顶部202的高度的调整是通过围绕支撑柱206到基底208的附连部分来摆动支撑柱206而执行的。工作台顶部202通过支撑柱206摆动而被垂直和水平放置。支架204沿着水平方向在工作台顶部202上移动，以便抵偿工作台顶部202的水平位移。根据扫描条件，在起重机架100已经倾斜的状态中完成扫描。起重机架100的倾斜是由内置倾斜机械装置实施的。顺带说明，工作台200可以是基于其中工作台顶部202相对于基底208上下移动的系统的工作台，如图2所示。工作台顶部202的上升是由内置提升机械装置实施的。在工作台200中并没有出现使用其提升机械装置的工作台顶部202的水平移动。X射线放射/检测设备110的结构通常如图3所示。该X射线放射/检测设备110 通过使用X射线检测器150检测从X射线管130的焦点132放射的X射线134。X射线134通过未示出的准直器形成，并且假设为锥面光束或扇形射束X射线。X 射线管130的管电流由操作员控制台300控制。X射线检测器150具有X射线入射平面152，X射线入射平面152以2维为基础、 对应于X射线的扩展而展开。X射线入射平面152弯曲以便构成圆柱体的一部分。圆柱体的中心轴穿过焦点132。X射线放射/检测设备110围绕着拍摄或成像的中心(即，等角点0的中心轴)而旋转。中心轴平行于由X射线检测器150形成的局部圆柱体的中心轴。假设旋转的中心轴方向作为ζ方向，等角点0和焦点132连接的方向作为y方向， 垂直于ζ和y的方向作为χ方向。这些x，y和ζ轴成为了以ζ轴作为中心轴的旋转坐标系统的三个轴。X射线检测器150的X射线入射平面152的平面图通常如图4所示。X射线入射平面152包括2维安排于χ和ζ方向的检测维小格154。也就是说，X射线入射平面152被配置为检测小格154的2维阵列。顺带说明，当使用扇形X射线时，X射线入射平面152可以被配置为检测小格154的1维阵列。每个单独的检测小格154构成了 X射线检测器150的检测通道。因此，X射线检测器150起到多通道X射线检测器的作用。例如，检测小格154由闪烁器和光电二极管的结合构成。替换地，检测小格154由两个表面具有电极的半导体组成。例如，CZT (碲化镉锌) 被用作半导体。顺带说明，检测小格154并不限于这些，CdT (碲化镉)或HgI2 (碘化汞)也可以用作半导体。通过使用这样的半导体，每个光子可以被有效地转换成电信号。将使用实施例来解释在由本装置进行的心脏成像时X射线管电流设置单元301的管电流确定过程。[实施例1]
本实施例将解释使用BMI确定管电流的实例。管电流作为电流的时间产物给出，并且其单位以mAs表达。作为管电流确定标准，图像噪声相关指数是相对于重建图像而定义的。 该指数对应于专用于心脏成像的指数。该指数下文中被成为“心脏图像噪声指数=CINI”。 该指数也简单地被称为“噪声指数cmi”。该噪声指数cmi例如由每个像素值的标准偏差
坐坐全A屮
寸寸 口 QQ O确定管电流，以便假设该电流使得能够拍摄具有与对应噪声指数cmi相一致噪声的图像。要被记录下的图像噪声对应于在上升主动脉的中央部分的图像噪声。通过该中央部分的图像噪声与噪声指数cmi —致的方式来确定管电流。基于预定关系表达式执行管电流的确定。该关系表达式是从心脏成像的过去实际数据中递规方式确定的。也就是说，图像噪声与期望的噪声指数cmi —致的分组是从许多通过过去成像获得的心脏图像中提取的，并且确定了患者的组织或体型与管电流之间的关系。下文中，该期望的噪声指数CINI也称为“期望的噪声指数(DNI)”。身体质量指数(BMI) 用作患者体型的指数。该BMI对应于通过将以千克表达的重量除以以米表达的身高平方所获得的值。BMI和管电流之间的关系将用以下多项式方程表达。
ffAs = aC + βΙμΒΜΙ + 32μ3Κ1Λ2 + β3μ3ΚΙΛ3 + …Π)在该多项式方程中每一项的系数ai (其中i=l，2，3…)通过拟和(fitting)等指定。当多个期望的噪声指数DOT被定义时，BMI和管电流之间的相关性分别相对于期望的噪声指数DNI确定。因此，获得如下概括的BMI的多项式方程
在该多项式方程中，系数bi (DNI)成为期望的噪声指数DNI的函数。
这种关系表达式已经被存储在操作员控制台300的存储器中。操作员控制台300 使用该关系表达式在心脏成像时确定管电流。也就是说，操作员控制台300从由操作员输入的每个患者的身体高度和重量来计算身体质量指数BMI，并将BMI以及由操作员指定的期望噪声指数IMI代入到关系表达式中，从而计算管电流。操作员控制台300对管电流的计算值影响着与扫描条件(诸如扫描速度、螺旋螺距等等)对应的缩放比率，以便确定适用于扫描条件的管电流并使用该管电流执行心脏成像。在该管电流下拍摄或成像的图像在图像噪声中变得恒定，即使对于患者的任何体型都是如此。因此可以将每个图像的质量稳定并容易且精确地执行X射线诊断解释。[实施例2]
本实施例将解释基于初步成像的噪声测量结果而确定管电流的实例。当实施冠状血管造影术成像时，在实际成像之前执行使用少量造影剂的初步成像，以便为了对比的目的检查定时等等。在该情况下，可以使用初步成像的结果来确定管电流。利用初步成像的结果来确定管电流是使用下面的等式执行的
irAs <c = k (pitch) * (Nb/Nc| Λ2* (Τ (b) /T (c) ■ fb} ... !3)
其中Nb 由初步成像获得的图像噪声，Tb 初步成像时的切片厚度，mAs(b)初步成像时的管电流。此外，Nc表示由实际成像获得的图像的期望噪声指数，Tc表示在实际成像时的切片厚度，mAs(c)表示实际成像时的管电流。k(pitch)表示扫描模式系数并用来执行在电影扫描中执行的初步成像和在螺旋扫描中执行的实际成像之间的转换。顺带说明，图像噪声就是造影剂浓度达到峰值时的状态下的噪声。如本等式所表达的，实际成像时的管电流mAs(c)是将初步成像时的管电流 mAs(b)乘以扫描模式系数k(pitch)，再乘以由初步成像获得的图像噪声的测量值Nb和由实际成像获得的图像噪声相关指数Nc之间的比率的平方，再乘以初步成像时的切片厚度 Tb和实际成像时的切片厚度Tc之间的比率而确定的。在这样的管电流下拍摄或成像的图像在图像噪声中变得恒定，即使对于患者的任何体型都是如此。因此可以将每个图像的质量稳定并容易、精确地执行X射线诊断解释。
权利要求
1.一种X射线CT装置，包括具有X射线管的X射线放射/检测设备，和检测从X射线管施加的X射线的X射线检测器；噪声测量单元，所述噪声测量单元测量通过受检者的初步成像获得的图像噪声，所述受检者的初步成像是在受检者的实际成像之前进行的；和设置在实际成像时X射线管电流的X射线管电流设置单元，该实际成像时X射线管电流是基于在初步成像时的X射线管电流、和在初步成像时的噪声测量值与图像噪声相关指数之间的比率这二者确定的。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其中所述X射线管电流设置单元设置在对受检者的心脏成像时的X射线管电流。
3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其中所述X射线管电流设置单元设置在执行受检者的心脏血管造影成像时的X射线管电流。
4.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其中该噪声位于上升主动脉的中央部分。
5.一种设置X射线CT装置的X射线管电流的方法，该方法包括以下步骤测量通过受检者的初步成像获得的图像噪声，所述受检者的初步成像是在受检者的实际成像之前进行的；和设置在实际成像时的X射线管电流，该实际成像时的X射线管电流是基于在初步成像时的X射线管电流、和在初步成像时的噪声测量值与图像噪声相关指数之间的比率这二者确定的。
6.根据权利要求5所述的方法，还包括在受检者的心脏成像时设置X射线管电流的步马聚ο
7.根据权利要求6所述的方法，还包括在执行受检者的心脏血管造影成像时设置X射线管电流的步骤。
8.根据权利要求6所述的方法，其中该噪声位于上升主动脉的中央部分。
全文摘要
本发明确定由X射线CT装置进行心脏成像时的管电流，以这样的方式，图像噪声变得恒定。当心脏被X射线CT装置成像时，一旦确定了X射线管的管电流，就基于图像噪声相关指数和受检者的BMI来确定管电流。该噪声位于上升主动脉的中央部分。使用BMI作为变量的函数来确定管电流。该函数以BMI多项式方程的形式给出。该多项式方程的每个系数都是指数函数。
文档编号A61B6/03GK102512191SQ20111033363
公开日2012年6月27日 申请日期2007年12月28日 优先权日2007年12月28日
发明者李剑颖 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司