专利名称：计算机断层扫描系统的x射线管能量水平自适应调制方法
技术领域：
本发明涉及计算机断层扫描(CT，computed tomography)图像；更具体地说，涉及一种方法，该方法在计算机断层扫描(CT)图像过程中可以减少辐射到患者身上的X射线束的X射线量。并且不会明显增加最终图像中的噪音。
一般地，一传统的计算机断层扫描系统的主要元件包括一X射线源；一系列X射线检测器和病人台。X射线源和一系列检测器放在一围绕病人台转动的台架上。通常，病人台可以相对台架移动。X射线源产生一平行的，扇形X射线束。该X射线束经过正在成象的目标(如一正躺在病人台上的病人)的一个切片，照射到一系列X射线检测器上。在CT成象过程中，X射线束和病人身体切片的夹角和病人台相对于台架可能的位置是不断变化的。
照射到一系列X射线检测器上的X射线强度取决于经过病人的X射线的衰减。所以，一系列检测器中的每个检测器产生一电压信号，该电压信号是从X射线源向下到各个检测器之间身体整体透明度的测量。X射线源相对于病人的具体位置所需要的各检测器电压信号(即衰减数据)称为“投影”，在台架绕病人旋转时，在不同台架位置上摄下的各投影称为“扫描”。另外，一系列检测器的一监视器检测器为每个投影测量未衰减的X射线束强度，它用来校正检测器电压信号的电压值和建立整体衰减。为了根据沿病人身体的一两维截面或三维图像来构造一图像，CT系统需要X射线源相对于病人身体不同位置的许多投影，在本领域中，从所要的衰减数据中重构图像的盛行的方法称为过滤反向投影技术。
重构的病人身体切片的图像质量首先受量子噪音的影响，量子噪音和用于获得衰减数据的X射线量以及病人的衰减特性有关。如果从一系列X射线检测器处测得的X射线强度由于作用的X射线量太低或X射线束被病人身体高度衰减而降至较低水平，由于噪音，图像中人为因素将增加。为了使检测器电压信号每个投影时都高于噪音，X射线管的瞬时X射线功率水平必须足够大，以使作用到病人身上，然后又离开病人身体到达一系列检测器的X射线束的最小强度大于检测器的噪音水平。然而，考虑到对病人身体的曝光总量，X射线管的X射线能量水平要尽可能低。这也是在获取病人投影数据的过程中为什么必须调节X射线能量水平的原因，其中，调节X射线管的X射线能量水平也就是要调节X射线管发射出的X射线束的强度。
迄今为此，在CT扫描时，调节X射线能量水平使之适应于病人实际将要检查的组织区域的大多数方法，为了获得关于病人身体切片的衰减轮廓的一些信号，必须进行预扫描，其中，衰减轮廓是每个投影的最大衰减，它是台架角度的函数。为了计算并存储完整切片的衰减轮廓，预扫描是以恒定X射线强度来进行的。该信息用于下一个连续切片的能量调节过程。这种方法适应用螺旋式探测方法，也就是台架多次转动，同时朝着基本上垂直于CT系统的扇形X射线束的平面方向移动病人台，当连续切片非常接近时，一个切片和下一切片的衰减轮廓被认为是基本相同，但是缺点是作用在病人身上的X射线量增大。然而，当移动病人台速度很高时，或当连续切片之间的距离很大时，该过程不够精确。为了建立一能量调节轮廓，在传统的CT系统的单个切片探测方式中，如美国专利No.45,379,333中介绍的方法通常至少需要进行两个病人身体切片的正交投影(预扫描)。另外，这些方法还有许多缺点-由于获得预投影需要曝露额外的X射线，所以X射线量增加；-由于两个正交投影不足以发现最大切片的衰减，计算的衰减轮廓不能很好地吻合实际衰减轮廓，特别是涉及采用对比介质的检查；-由于衰减轮廓和实际衰减轮廓不吻合，所以需要额外的X射线量，并且图像中出现不均匀的噪音；-在预扫描和最终扫描之间，病人和/或呼吸运动改变衰减轮廓，所以产生额外误差。
所以，本发明的一个目的是为计算机断层扫描系统提供一种方法。在这种方法中，在获取病人投影数据时，辐射到病人身上的X射线束的X射线量保持得尽可能低，而在最终图像中不会明显增加噪音成份，这种方法可以适合于所有通用扫描方式螺旋式、连续式、转动式、甚至断层扫描法。本发明的目的是根据获取的衰减信息对X射线能量水平进行连续调制的方法来实现的。测量病人身体切片的投影，建立每个投影的最大衰减水平值。每个投影的所有或一些建立的数据被存储起来，根据至少一个(或多个)这些存储值来为下一个投影预测最大衰减水平值。根据这个最大衰减水平预测值为下一个投影建立CT系统的X射线管的能量水平，据此来进行调节，使辐射到病人和到达计算机断层扫描系统的检测元件的X射线束的最小强度大于检测元件的量子噪音。也就是，避免了预扫描的所有缺点。所以，在获取每个投影的病人投影数据过程中，辐射到病人身上的X射线束的X射线量减少，在整个检查过程中，曝露于病人身上的X射线总量减少。
本发明的另一目的是为预测下一个投影的最大衰减水平值提供一相对快且简单的方法。为了为下一个投影寻找最期望的最大衰减水平值，该方法利用前一个投影的最大衰减水平。最简单的也是最优选的方法是称为一阶预测方法，它假设下一个投影的最大衰减水平值接近于上一个投影的最大衰减水平值Amax_pred(t)＝Amax_real(t-1)，其中Amax_pred(t)是下一投影的最大衰减水平预测值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰减水平的建立值和存储值。
另外，可以用称为二阶线性预测的方法。该方法仅利用上两个投影的最大衰减水平，来预测下一投影的最大衰减水平值；Amax_pred(t)＝2Amax_real(t-1)-Amax_real(t-2)其中Amax_pred(t)是下一投影的最大衰减水平的预测值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰减水平的建立值和存储值；Amax_real(t-2)是倒数第二个投影的最大衰减水平建立值和存储值。
这意味着在一个或二个投影以后，立即进行能量水平调节过程，通常，是在台架的转动角度少于1度时进行，例如，在一种操作方式的西门子SOMATOM Plus 4 CT系统中，台架转动时间为750ms，分辨率为每转动1度约进行3个投影。
本发明更具体的目的是确定能量调制策略。该方法使用两个输入参数所需的能量密度(ρ)和扫描过程中允许的最大能量水平。能量密度是对最终图像质量进行最佳控制的参数。一较高的能量密度在最终图像中将产生较好的信噪比率，从而得到较好的图像质量。根据最大衰减水平的预测值、能量密度和一个投影的X射线管最大允许能量水平来建立X射线能量水平，使辐射到病人身上和到达计算机断层扫描系统检测元件上的X射线束的最小强度大于检测元件的量子噪音，并限制在最大允许能量范围内。为了得到好的最终图像质量需要选择能量水平调制所依据的能量密度值。为各个投影建立X射线管的能量水平的优选方法是Pest＝(Amax_pred(t))-1ρ如果(Pest＞Pmax)则 Pest＝Pmax其中，Pest是将进行调节的下一投影的X射线管能量水平建立值；Pmax是一个投影X射线管的最大允许能量水平；ρ是所需的能量密度；和Amax_pred(t)是下一投影的最大衰减水平的预测值。
本发明的另一目的是为X射线管的阳极电流调节提供一不同的过程，用以调节CT系统中X射线管的能量水平。以前的方法为了间接调节阳极电流进而调节X射线的能量水平，采用加热子温度调制。它会产生一十分慢的响应，所以，对X射线管能量水平的调节也很慢，并且不允许跟上实际衰减轮廓所需的速度。这需要有附加的速度矫正过程。它会带来下面三个缺点额外的计算时间；额外的X射线量和噪音的不均匀性。当台架速度较高时，这些缺点更为明显。为了避免这些缺点，本发明使用了一X射线管，它带有一作为电子栅的第三电极。通过根据建立的X射线能量水平调节栅极和阴极之间的电势，从而使X射线能量水平即使在高台架转速下仍能满足连续预测衰减轮廓的需要，而不会产生任何滞后。
图1是一简图，示出了用于建立病人身体切片的截面图像的CT图像系统的一部分；图2是一方框简图，示出了用于实现本发明方法的CT成象系统；图3a是病人身体切片一个方向的一系列检测器上测得的信号的典型信号轮廓图；图3b是病人身体切片一个方向的X射线衰减信号轮廓图；图4a是一典型的衰减轮廓图，它是通过台架围绕病人肩部区域旋转一周得到的；
图4b是断面扫描照片的衰减轮廓图；图5是二阶线性预测方法的图解。
图1示出了称为第三代CT成像系统的一部分的简图，该CT成像系统包括一X射线源-X射线管1，它向一系列检测器3(如768个)发射一扇形X射线束2。X射线管1和这一系列检测器3都装在一台架4上，该台架可以绕一病人P连续地转动，病人躺在病人台上，病人台伸入台架4内，它在图1中没有示出。台架4在图1所示的直角座标系X，Y，Z的X-Y平面内转动。病人台可以沿直角座标系的Z轴移动。
图2示出了图1所示的第三代CT成像系统的另一示意图。图2是一方框简图，示出了用于实现本发明方法的反馈系统的各系统部件，在获取病人投影数据过程中，本发明的方法用于自适应调节X射线管1的能量水平，从而快速调节和减少通过病人P辐射的X射线束2的X射线量。该反馈系统包括一硬件低限检测器5；一伺服控制器6和一能量调制器7。反馈系统的反馈回路是闭环的，它包括X射线管1；病人P；一系列检测器3；一数据测量系统9和一高速数据链10。X射线管1带有一栅极12，用于快速调制辐射到病人P上的X射线束2的X射线量。一高压发生器8为X射线管1提供约120kV的高压。一图像计算机11用于根据获得的病人投影数据来重构病人P的身体切片的截面图像。
在操作CT成像系统时，从X射线管1发射出的扇形X射线束2通过病人P的一身体切片，并照射到一系列检测器3上。这些检测器3在768个不同的检测器通道中产生电压信号，它们通过数据测量系统9来进行采样。具体的获取X射线管1相对于病人P的位置的这套检测器电压信号称为一个投影。图3a示出了一个投影的典型信号轮廓，其中，检测器电压信号的幅度在任意单元中为检测器数量的函数。事实上，为了可以利用过滤反向投影技术来重构病人P身体切片的截面图像，CT成像系统中病人P周围台架4的每次旋转获取许多投影，即多达1000个投影或更多。过滤反向投影技术对本领域的人是很熟悉的，它基本上是由图像计算机11来执行的。重构的图像通常出现在一与图像计算机11相连的监视器上(图2中未显示)。
对于每个投影，在获得病人投影数据的过程中，一系列检测器3中接受最低X射线强度的检测器记录投影的最小电压信号并从而记录最大的衰减。该检测器的输出电压信号对量子和电子噪音是最敏感的。为了保持该检测器的输出电压信号处于噪音水平之上，所以，必须为各个投影设定X射线管1的能量水平，使之对各投影来说都足够大，从而使到达一系列检测器3的最小X射线密度大于所述水平，以保证代表最小X射线强度的检测器输出电压信号处于噪音水平之上。只有在这种情况下，测量到的检测器电压信号对重构病人P的无噪音截面图像是有用的。
CT成像系统还包括一参考检测器(监视器通道或监视器检测器)，它为每个投影检测未衰减的X射线强度，在该检测器上测量到的电压信号用于在一系列检测器3的其它检测器上建立整体衰减。
图3b示出了为一测量到的投影建立的整体衰减的典型信号轮廓。其中，建立的整体衰减值是检测器数量的函数。一系列检测器3中一个检测器的衰减值0表示没有X射线投射到该检测器上。
相反，每个投影所建立的最大衰减是台架角度的函数，它称作衰减轮廓(attenuation profile)。图4a示出了病人P肩部区域的典型衰减轮廓。对断面扫描模式，图4b所示的衰减轮廓表示每个投影的最大衰减是病人在Z轴上的位置的函数。
本发明的方法的目的是在获得病人投影数据过程中对所得到的数值根据数值基准连续地预测衰减轮廓(例如，如图4所示)，当然，所预测的衰减轮廓至少大约等于根据检测器电压信号所建立的衰减轮廓。所以，根据各自的下一个投影的最大衰减水平的预测值，建立下一个投影的X射线管1的能量水平，并据此来调节X射线管的能量水平使之适应将由下一个投影来检查的病人的组织区域。
如上所述，由768个检测器产生的每个投影的各电压信号由数据测量系统9来采样。低限检测器5用高速数据链10来分析每个投影从一系列检测器3中的检测器所接受的电压信号。对每个投影，低限检测器5分析检测器的电压信号，并确定投影的最低电压信号的电压值Uchannel_min。低限检测器5也建立监视检测器电压信号的电压值Umonitor，并为伺服控制器6提供两个电压值。伺服控制器6使用监视器检测的电压信号的电压值Umonitor和投影的最小电压信号的电压值Uchannel_min，从而通过计算来建立投影的最大衰减值Amax_realAmax_real＝Uchannel_min/Umonitor
该值存储在伺服控制器6的存储器中，以便在预测时用来调节X射线管1的能量水平，使之达到下一个投影所需的水平。允许存储多少这种值Amax -real取决于用来预测下一个投影的最大衰减值所使用的方法。
如果使用一阶线性预测方法，下一个投影最希望的衰减水平可以从下式中得到Amax_pred(t)＝Amax_real(t-1)其中，Amax_real(t-1)是根据所得到的病人投影数据的前一投影的最大衰减水平的存储值；Amax_pred(t)是下一个投影的最大衰减水平预测值。在只存储一个Amax_real值时，它将被下一个建立值Amax_real+1改写。一般地，只有当越来越多的前面投影的最大衰减水平建立值存储在伺服控制器6的存储器中时，才能满足预测下一个值的需要。
根据本发明的一个优选实施例，使用二阶线性预测方法为下一个投影寻找最期望的衰减水平，该预测的结果由下面等式给出，其中，只有最后两个投影的最大衰减水平被存储起来，以供下一个预测用。
Amax_pred(t)＝2Amax_real(t-1)-Amax_real(t-2)其中Amax_pred(t)是一个投影的最大衰减水平的预测值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰减水平的建立值和存储值；Amax_real(t-2)是倒数第二次投影的最大衰减水平的建立和存储值。
如图5中的曲线所示，二阶线性预测方法使用衰减轮廓的斜率的连续性来估计下一个投影的最大衰减水平最希望的值。
不同的预测方法适合于不同的扫描模式。
需要指出的是在不离开本发明的精神的前提下，可以利用许多其它预测方法。例如，线性预测理论所覆盖的方法有基于多项式近似、泰勒级数、样条插值法(spline interpolation)、一阶，二阶，…，n阶导数连续性等的外推算法。
根据下一个投影的最大衰减水平的预测值，伺服控制器6按下列公式通过计算建立X射线管1的能量水平，使之足够高，以满足下一个投影的需要。
Pest＝(Amax_pred(t)-1ρ
如果(Pest＞Pmax)则Pest＝Pmaxρ是能量密度。该参数越大，X射线管1的能量水平越高，到达各检测器的X射线的强度越大，最终图像的信噪比越大。如果必要可选择该参数，以从所得到的病人投影数据中重构高质量的病人截面图像。Pmax是一个投影的最大允许能量值。如果计算的能量水平Pest高于最大允许能量水平Pmax，那么待调整的能量水平将等于最大允许能量水平Pmax。
各自建立的能量水平由能量调制器7来调节，它从伺服控制器6处接受一相应的信号，并控制X射线管1的栅极电压。通过对X射线管1能量水平的调制来调节作用在病人P身上的X射线量，根据预测方法，保证作用在病人身上的X射线量最小。使用带有一栅极12的X射线管1是十分有利的，因为和传统的X射线管相比，栅极12允许在短时间内有较大的能量变动。对一均匀的椭圆形水影象(homogenous，elliptical water phantom)(40cm×14cm)的研究表明，在包括带有栅极12的X射线管1的SOMATOM plus4 CT系统台架的750ms转动时间内记录的供给X射线管1的电能最大能量速度是1,8kW/ms，比不带栅极的传统X射线管的能量速度将近大6倍，这种传统的X射线管运用公知的热温调制(heater temperature modulation)，从而间接地调节阳极电流。本发明所用的带有栅极12的X射线管1工作原理类似于电子三极管。和通常一样，加热电流控制最大可得到的阳极电流，但是瞬时阳极电流是受栅极-阴极电压的控制。它允许有快速的响应和好的能量转换效率。加速的高电压电子区域通常是恒定的，它使到达阳极的电子能量恒定。从而保持X射线管1的辐射光谱。
用本发明方法的其它测验研究是用SOMATON Plus 4CT系统对病人的实测衰减数据的记录来进行的。该记录包括26382个图像。台架绕病人转动25次。该CT系统的构成如下-台架的转动时间0.75秒-X射线管的高压 120kV-X射线管的电流 170mA-Z轮廓 SLIM-病人身体切片的宽度8mm-螺线长度 122mm
-病人的组织区域纵隔(Mediastinum)-肺将完整扫描的实测衰减轮廓和用二阶线性预测方法对26382个投影的预测衰减轮廓进行比较，结果，在26382个投影中产生最大预测误差的只有3.98％。这表明本发明预测方法的性能非常好。而且，该误差还可以通过预先设定一较大的能量密度ρ来得到适当补偿。
和传统的X射线管能量调制概念相比较，本发明的自适应能量调制方法有三个决定性优点-不需要预扫描或探测扫描；-没有由于假设存在两个连续切片的衰减轮廓相同而引起的更大的潜在误差；-对所有通用扫描方式螺旋式的、连续的、转动的甚至是断层扫描(tomogram)，该预测方法同样应用。
所述操作方式定义如下(a)螺旋式扫描方式-通过不断地沿Z轴低速移动病人，同时转动台架4，为病人建立许多连续的截面图像。
(b)连续扫描方式-在每次台架4完成转动后，沿Z轴将病人移动一步，从而为病人建立许多连续的截面图像。
(c)转动扫描方式-是垂直于Z轴、经过病人的一横向截面。在这种方式中，病人P是不动的，台架4绕Z轴至少转动180°，摄下许多连续的投影，以为图像重构收集足够的衰减数据。
(d)断层扫描方式-在这种方式中，台架4保持静止，一般地，让X射线管1位于一垂直或成水平位置，载有病人P的病人台不断地沿Z轴运动，通过扇形的静止X射线束2。连续的投影建立一类似于传统的X射线阴影图像的两维图像，它表示对X射线辐射的整体透明性。
必须指出的是，在开始执行本发明方法的扫描中，图像计算机11发出一同步信号，它指导伺服控制器6重新启动预测过程。预测过程启动周期将占一段时间，它和执行预测所需投影数的时间相同。在启动过程中，伺服控制器6使用标称能量或使用一分析深度较浅的预测来调节X射线管1的能量水平。
尽管本领域的技术人员可以对本发明进行变化或修改，但是本发明还包括在权利要求范围内的各种修改和变化。
权利要求
1.一种自适应调制计算机断层扫描系统的X射线管能量水平的方法，用于减少在获得病人身体切片的投影过程中通过病人和达到所述计算机断层扫描系统检测元件上的X射线束的X射线量，该方法包括以下步骤从各个投影所得到的病人投影数据为各个投影建立最大衰减水平值；存储建立的数据；根据至少一个所述存储的数据，为下一个投影预测最大衰减水平值；根据各个预测的值，为下一个投影建立所述X射线管的能量水平，使到达所述检测元件的所述X射线束最小强度大于所述检测元件的量子噪音；和根据所述X射线管的所述建立的能量水平，为下一个投影调节所述X射线管的能量水平。
2.如权利要求1所述的方法，其中，为下一个投影预测最大衰减水平值步骤是建立在一阶线性预测方法基础之上，其中，下一个投影的最大衰减水平的预测值是基于建立的和存储的上一个投影的最大衰减水平值。
3.如权利要求2所述的方法，其中，所述一阶线性预测方法由下式表征Amax_pred(t)＝Amax_real(t-1)其中Amax_peal(t)是一个投影的最大衰减水平的预测值；Amax_real(t-1)是上一投影的最大衰减水平的建立和存储值。
4.如权利要求1所述的方法，其中，为下一个投影预测最大衰减水平值的步骤是建立在二阶线性预测方法基础之上，其中，下一个投影的最大衰减水平预测值是基于建立的和存储的上两个投影的最大衰减水平值。
5.如权利要求4所述的方法，其中，所述二阶线性预测方法由下式表征Amax_pred(t)＝2Amax_real(t-1)-Amax_real(t-2)其中Amax_peal(t)是一个投影的最大衰减水平的预测值；Amax_real(t-1)是上一投影的最大衰减水平的建立的和存储的值；Amax_real(t-2)是倒数第二次投影的最大衰减水平的建立和存储的值。
6.如权利要求1所述的方法，其中，建立所述X射线管能量水平这一步是建立在下一个投影的最大衰减水平预测值；一预定最小能量密度(ρ)和一预定最大允许能量水平之上。
7.如权利要求6所述的方法，其中，建立所述X射线管的能量水平的步骤由下式表征Pest＝(Amax_pred(t))-1ρ如果(Pest＞Pmax)，则Pest＝Pmax其中Pest是建立的要调节的所述X射线管能量水平；Pmax是一个投影的所述X射线管的最大允许能量水平；ρ是能最密度，和Amax_prel(t)是下一个投影的最大衰减水平的预测值。
8.如权利要求1所述的方法，其中，所述X射线管包括一电压控制电极，用于调节所述X射线管能量水平，所述调节所述X射线管的能量水平的步骤包括控制施加到所述电压控制电极上的电压的步骤，从而达到各自建立的能量水平。
全文摘要
一种自适应调节计算机断层扫描(CT)系统的X射线管能量水平的方法,该方法可以减少通过病人和达到CT系统检测元件上的X射线束的X射线量。在此方法中,每个投影的最大衰减水平值是从每个投影所需的病人投影数据中建立的,并存储在存储器中。下一个投影的最大衰减水平值是根据至少一个最大衰减水平的存储值来预测的,从而建立下一个投影的X射线管的各自能量水平,最后据此调节下一个投影的X射线管的各自能量水平。
文档编号A61B6/03GK1197961SQ98105978
公开日1998年11月4日 申请日期1998年4月1日 优先权日1997年4月1日
发明者斯蒂芬·波普斯库 申请人:西门子公司