用于自适应减少计算机X射线断层造影系统中的剂量的方法

摘要

一种用于对计算机X射线断层造影系统的剂量进行自适应减少的方法,其中根据由计算出的减弱值外推出的减弱值调节各次投影的剂量,从而实现对剂量的调节。

说明书

本发明涉及一种通过对X射线功率的调制减少由一计算机X射线断层造影系统(CT)加在患者身上的X射线剂量的方法，所述X射线断层造影系统具有一个设置在以一转速旋转的台架上的X射线源、调节X射线源的X射线功率的器件和一用于检测由X射线源射出的X射线的检测系统。

在US 5379 333中对这样一种计算机X射线断层造影系统已作了描述。

通常计算机X射线断层造影(CT)系统具有一个X射线源，该X射线源的准直的、扇状X射线束穿透患者，对准检测X射线束的检测器的串形台。射线源以及(视CT-系统的结构)检测器设置在一个台架上，该台架围绕患者旋转。患者固定台可在台架内推移或移动。X射线束穿透人体的角度和位置由于台架的旋转始终在变化。每个检测器产生一个信号，该信号指示从射线源至检测器路径上的人体总透射的量度。X射线源在某位置时获得的检测器输出信号组被称作投影。所述的扫描包含在不同的台架位置或台位置获得的一组投影。在台架围绕患者旋转360°时，CT系统摄取有多个投影，以便建立透过人体的两维截面图像，该两维图像也被称作断层。一些较新式的CT系统同时可建立多个断层，其中这些系统采用多列检测器。一个监视检测器或基准检测器对每次投影测量X射线未减弱的强度。

目前有两种制式不同的方法来接收患者的产生CT图像必要的数据。

在惯用的“逐层”扫描方法中，当患者位于一固定位置时，接收台架旋转一周时的数据并因此拍摄下一个断层。在摄取连续的断层之间患者将被移至一新的位置，在该位置将对下一个断层进行扫描。该过程将持续进行，直至所有的在检查前确定的断层被扫描完毕。

在螺旋扫描方法中，带有X射线源的台架围绕患者旋转，同时患者台持续地被台架运载。X射线管以患者为基准进行螺旋轨迹的运行，直至检查前确定的体积被扫描完毕。

在上述两种扫描方式的任何一种中，量子噪声对图像质量都会造成不利的影响。为了使噪声低于一定的量值，X射线功率的瞬时量值对每次投影必须充分的高，从而保证穿透人体出来的并到达检测器的射线的最低强度高于噪声电平。所以大多数迄今采用的在CT扫描时调节X射线功率X射线功率图形，即作为台架角位置的函数的方法需要两个正交的内存储信息图(US4174481)或“检测图”(US 5 379 333)，以便获得有关作为台架角位置的函数的患者减弱图形，即最大减弱值的变化的特定信息。由内存储信息图的每条线的减弱信息，对每个断层求出一正弦X射线功率图形。但这些方法具有许多缺点：

-由于X射线功率图形对实际的减弱图形适配不充分，因而会出现附加的图像噪声。由两个相互正交的内存储信息图不能确保产生某层的最大减弱值和最小减弱值。

-由于X射线功率图形与实际的减弱图形不相符，因而会出现不均匀的图像噪声。

-在摄取内存储信息图和实际CT扫描间出现患者的移动或由于患者呼吸造成的移动，将会改变减弱图形并导致附加的误差。

-为获得内存储信息图，必须采用附加的X射线剂量。

本发明的目的在于，通过剂量调节，即通过X射线功率调节减少在检查时加给患者的总剂量，并且通过减少在诸如肩部和骨盆等特定的人体部位由噪声造成的线，又不致在最终产生的图像中显著增加噪声，并改善可视图像质量。

本发明的目的是这样实现的，即提供一种用于自适应减少由计算机X射线断层造影系统加在患者身上的X射线剂量的方法，所述计算机X射线断层造影系统具有一个设置在以一转速旋转的台架上的X射线源、用于调节X射线源的射线功率的器件和一个用于对X射线源射出的X射线进行检测的检测系统，包括以下步骤：

-为每次投影或每第n次投影计算最大减弱值并存储台架的上一个半圆旋转的相应的角减弱图形；

-根据测出的台架的上一个半圆旋转的角减弱图形为台架的下一个半圆旋转外推角减弱图形；

-以如下方式调节X射线功率：根据外推出的角减弱图形的所属的减弱值为下一次投影调节X射线功率。

在采用本发明的CT-成像技术时，在自适应过程的基础上连续地对X射线功率加以调节。由于采用了此调节方法，因而减少了在成像时加给患者身上的剂量并且改善了图像质量，确切地说，是采用如下方式实现的，将瞬时X射线功率并随之的瞬时输送剂量持续地与瞬时存在的减弱值适配。计算出并存储每次投影的最大减弱值。作为台架角位置函数的每次投影的最大减弱值被称做角减弱图形。采用外推计算出的角减弱图形为台架的下一个半圆的旋转计算出必要的X射线功率。相应的外推法采用了台架前一个半圆旋转的减弱值和有时已有的有关X射线管的动态功率的信息，以便使作为台架角位置函数的X射线功率的变化与患者的角减弱图形适配。

其中外推法简单地基于下列假设：台架的下一个半圆旋转的角减弱图形至少近似于台架的上一个半圆旋转的角减弱图形。这意味着，在扫描了一个半圆旋转后，调节过程才开始，其中就扫描而言可以是螺旋扫描，或者是逐层扫描。

本发明的下述实施方式涉及的是扫描过程中在剂量调节时中如何计算减弱值的方式。

在成像时采用了患者，即被检测物的减弱值A_obj，该减弱值根据下式推导出： $>{{{{{}_{}^{}}_{}^{}}_{}^{}}_{}^{}}_{}$_detector表示由某检测器输出的输出信号并且U_monitor表示监视检测器的输出信号。附加的上标air表示在仅有空气、没有减弱的检测物时的X射线管与检测器间测量的输出信号。上标obj表示一患者检查时位于X射线管和检测器之间时的连续测量。

与成像相反，对用于剂量调节的总减弱值A_g是根据下式确定的： $>{{{}_{}^{}}_{}^{}}_{}$

该定义可在扫描过程中实现对减弱值较为迅速的计算。另外，在用低的X射线功率工作以便对减弱值小的断层扫描时，避免了诸如作为采用精密的滤波器的效应可能会出现的、与量子噪声无关的不均匀的噪声和噪声的出现。

本发明的另一特殊的实施方式涉及剂量调节时采取的策略。表示调节深度的调节指数受限并取决于台架的转速。角减弱图形被伸展及下降，以便使其与X射线功率的允许的调节范围适配。

在进行剂量调节时采用了对X射线管的灯丝温度的控制，以便实现对阳极电流并随之X射线功率的控制。本发明的教导是，调节指数受灯丝冷却时间的限制。冷却特性决定X射线管并随之辐射剂量的指数的下降。关键的时间常数不取决于剂量的额定值(扫描时最大可能的X射线管电流)。在转速较高时，剂量下降缘的指数下降对调节指数起制约作用。

以下结合附图描述本发明的一个实施例。其中：

图1为CT系统，用于产生患者的断层图；

图2示出在CT系统的检测器台上对一个投影测得的典型信号；

图3示出图2所示投影的减弱值；

图4示出围绕患者肩部旋转一周时的典型的角减弱图形；

图5为带有部分方框图的图1所示系统的计算机X射线断层造影机；

图6为外推法的图示。

图1中示出的第三代CT系统具有一个X射线源11，该X射线源向检测器台12发射一个准直的、扇状X射线束14。X射线源11和检测器台12设置在旋转的台架13上，该台架可持续地围绕患者10旋转。

X射线束14穿透患者10的一个断层并由在图1中未示出的数据采集和测量系统的通道采集在检测器台12的各个检测器1至m上产生的输出信号，以便建立一个投影。

图2示出一个投影的典型的信号图形，其中图2示出各个检测器1至m的输出信号的振幅U_detector^obj并且图3示出所属的减弱值A_g与检测器1至m的关系。

对每次投影，检测器台22的某个接收到最低辐射电平的检测器输出具有最小振幅U_detector^obj的输出信号并随之输出该投影的最大减弱值A_g。该检测器的输出信号对量子噪声和电噪声是最敏感的。为了使噪声低于一定的电平，对每次投影X射线功率选择得正好如此之大，使到达一个检测器的最小的辐射电平大于预定的电平。此X射线功率被称做必要的X射线功率。

对每次投影，在附图中未示出的附加的监视检测器以已知的方式测出未减弱的，位于未穿透患者10的X射线束14的范围内的X射线强度。在本发明中采用了监视检测器输出信号的振幅U_monitor^obj以便对如上所述的检测器台12中的每个其它的检测器计算出总减弱值A_g。作为台架13的角位置的函数的各次投影的最大减弱值形成所谓的角减弱图形。图4示出对患者肩部范围的典型的减弱图形。

参照图5，用于X射线源11的本发明的自适应的功率控制是一种反馈系统，该反馈系统具有一个例如以硬件实现的最小值检测器31、一个剂量调节件27和一个剂量调节器26。反馈回路由带有高压发电机32的X射线源25、患者20、检测器台22、数据采集和测量系统28和高速数据连接线30的连接而成。

对每次摄取的投影，最小值检测器31分析检测器台22的检测器的输出信号并以下述方式计算出某投影的最小输出信号：

首先由一预处理器模件对监视检测器的以及检测器台22的其它的检测器的输出信号进行补偿修正。然后由一数字低通滤波器对每次投影由检测器的输出信号推导出滑动平均值(gleitende Mittelwert)。滑动平均值的周期由检测器台22的检测器数量决定。

在带有多行检测器的检测器台的一个CT系统中该过程以两维方式进行。

接着，剂量调节件27采用监视检测器的输出信号和根据平均值的最小输出信号U_{proj_min}以便计算出瞬时投影的最大减弱值A_{proj_max}： $>{{{}_{}}_{}}_{}$

台架23半圆旋转的最大减弱值A_{proj_max}即在台架23半圆旋转时摄取的投影的最大减弱值a_{proj_max}被存储，以用于外推过程。

如图6结合图4所示，该外推法充分利用了在台架23旋转完全一周时角减弱图形的周期性，以便采用外推法在通过测量确定出过去的半圆旋转时的角减弱图形的基础上确定台架下一个半圆旋转时的减弱值，其中当然在进行检查时的第一个半圆旋转时缺少外推的基础。这就是在图6中所示方式的X射线源以X射线功率的额定值，即以额定剂量工作的原因。紧接第一个半圆旋转，在外推角减弱图形的基础上开始剂量调节。

为减少外推误差，剂量调节件27分别在一个半圆旋转结束时对测出的角减弱图形产生滑动平均值。滑动平均值的周期取决于某CT系统的类型(时间触发或投影角触发)和旋转时间。

由下式确定台架23下一个半圆旋转时的调节指数，即调节深度μ。 $>>\mu >=>1>->>>(>{{}_{}}_{}$_max＝max{A()}，且属于台架23的前一个半圆旋转的值域；

A_min＝min{A()}，且属于台架23的前一个半圆旋转的值域；

-＝台架23的角位置；

-q＝由使用者调节的优化参数。

但调节深度μ作为台架23的旋转速度及旋转时间的函数将受到限制：

        如(μ＞μ_max)则μ＝μ_max

在本发明的一种特殊的实施方式中，对调节深度μ_max的最大值将按下表根据台架23的转速及旋转时间选择：

    旋转时间[S]    μ_max    2.0    0.9    1.5    0.8    1.0    0.7    0.75    0.6

在采用外推法得到的角减弱值的情况下，剂量调节件27为下一个半圆的旋转推导出必要的X射线功率，其中剂量调节件使角减弱图形与如下的允许的调节深主度相适应：其中：

-D_nominal＝X射线功率额定值(没有剂量调节)，

-A()＝台架23的前一个半圆旋转的平均值。

其中最优化参数q＝[0.5至1]。通过该最优化参数按如下方式调整剂量调节的有效率：

q＝1最小X射线功率，即最大的剂量节省，

q＝0.5对给定的X射线功率具有最小噪声。

用剂量调节器26相应控制X射线源25的灯丝21的电流，可实现对必要的X射线功率的调整。

在扫描开始时或必要时，图像计算机29输出一个同步信号，该信号促使剂量调节件27重新开始外推过程。接着的剂量调节的起始阶段持续一个半圆旋转。在该起始阶段，剂量调节器26采用额定剂量。

与上述不同的是，也可以不为每次投影，而仅为每第n次投影，例如每第三次投影推导出最大减弱值并存储上一个的半圆旋转的相应的角减弱图形。当对一个待栓查的范围逐个投影之间最大的减弱值仅有微弱变化时，这样一种方式尤为适用。

根据本发明也可以采用与上述外推法不同的方法。例如可以为某下一个旋转外推出旋转一周的角减弱图形。

上面以第三代CT系统为例对本发明做了说明。但本发明也可以用于第四代的CT系统。

尽管以医疗应用为例对本发明做了说明，但它也可以在非医疗领域加以应用。