專利名稱：計算機斷層掃描系統(tǒng)的x射線管能量水平自適應(yīng)調(diào)制方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及計算機斷層掃描(CT，computed tomography)圖像；更具體地說，涉及一種方法，該方法在計算機斷層掃描(CT)圖像過程中可以減少輻射到患者身上的X射線束的X射線量。并且不會明顯增加最終圖像中的噪音。
一般地，一傳統(tǒng)的計算機斷層掃描系統(tǒng)的主要元件包括一X射線源；一系列X射線檢測器和病人臺。X射線源和一系列檢測器放在一圍繞病人臺轉(zhuǎn)動的臺架上。通常，病人臺可以相對臺架移動。X射線源產(chǎn)生一平行的，扇形X射線束。該X射線束經(jīng)過正在成象的目標(biāo)(如一正躺在病人臺上的病人)的一個切片，照射到一系列X射線檢測器上。在CT成象過程中，X射線束和病人身體切片的夾角和病人臺相對于臺架可能的位置是不斷變化的。
照射到一系列X射線檢測器上的X射線強度取決于經(jīng)過病人的X射線的衰減。所以，一系列檢測器中的每個檢測器產(chǎn)生一電壓信號，該電壓信號是從X射線源向下到各個檢測器之間身體整體透明度的測量。X射線源相對于病人的具體位置所需要的各檢測器電壓信號(即衰減數(shù)據(jù))稱為“投影”，在臺架繞病人旋轉(zhuǎn)時，在不同臺架位置上攝下的各投影稱為“掃描”。另外，一系列檢測器的一監(jiān)視器檢測器為每個投影測量未衰減的X射線束強度，它用來校正檢測器電壓信號的電壓值和建立整體衰減。為了根據(jù)沿病人身體的一兩維截面或三維圖像來構(gòu)造一圖像，CT系統(tǒng)需要X射線源相對于病人身體不同位置的許多投影，在本領(lǐng)域中，從所要的衰減數(shù)據(jù)中重構(gòu)圖像的盛行的方法稱為過濾反向投影技術(shù)。
重構(gòu)的病人身體切片的圖像質(zhì)量首先受量子噪音的影響，量子噪音和用于獲得衰減數(shù)據(jù)的X射線量以及病人的衰減特性有關(guān)。如果從一系列X射線檢測器處測得的X射線強度由于作用的X射線量太低或X射線束被病人身體高度衰減而降至較低水平，由于噪音，圖像中人為因素將增加。為了使檢測器電壓信號每個投影時都高于噪音，X射線管的瞬時X射線功率水平必須足夠大，以使作用到病人身上，然后又離開病人身體到達一系列檢測器的X射線束的最小強度大于檢測器的噪音水平。然而，考慮到對病人身體的曝光總量，X射線管的X射線能量水平要盡可能低。這也是在獲取病人投影數(shù)據(jù)的過程中為什么必須調(diào)節(jié)X射線能量水平的原因，其中，調(diào)節(jié)X射線管的X射線能量水平也就是要調(diào)節(jié)X射線管發(fā)射出的X射線束的強度。
迄今為此，在CT掃描時，調(diào)節(jié)X射線能量水平使之適應(yīng)于病人實際將要檢查的組織區(qū)域的大多數(shù)方法，為了獲得關(guān)于病人身體切片的衰減輪廓的一些信號，必須進行預(yù)掃描，其中，衰減輪廓是每個投影的最大衰減，它是臺架角度的函數(shù)。為了計算并存儲完整切片的衰減輪廓，預(yù)掃描是以恒定X射線強度來進行的。該信息用于下一個連續(xù)切片的能量調(diào)節(jié)過程。這種方法適應(yīng)用螺旋式探測方法，也就是臺架多次轉(zhuǎn)動，同時朝著基本上垂直于CT系統(tǒng)的扇形X射線束的平面方向移動病人臺，當(dāng)連續(xù)切片非常接近時，一個切片和下一切片的衰減輪廓被認(rèn)為是基本相同，但是缺點是作用在病人身上的X射線量增大。然而，當(dāng)移動病人臺速度很高時，或當(dāng)連續(xù)切片之間的距離很大時，該過程不夠精確。為了建立一能量調(diào)節(jié)輪廓，在傳統(tǒng)的CT系統(tǒng)的單個切片探測方式中，如美國專利No.45,379,333中介紹的方法通常至少需要進行兩個病人身體切片的正交投影(預(yù)掃描)。另外，這些方法還有許多缺點-由于獲得預(yù)投影需要曝露額外的X射線，所以X射線量增加；-由于兩個正交投影不足以發(fā)現(xiàn)最大切片的衰減，計算的衰減輪廓不能很好地吻合實際衰減輪廓，特別是涉及采用對比介質(zhì)的檢查；-由于衰減輪廓和實際衰減輪廓不吻合，所以需要額外的X射線量，并且圖像中出現(xiàn)不均勻的噪音；-在預(yù)掃描和最終掃描之間，病人和/或呼吸運動改變衰減輪廓，所以產(chǎn)生額外誤差。
所以，本發(fā)明的一個目的是為計算機斷層掃描系統(tǒng)提供一種方法。在這種方法中，在獲取病人投影數(shù)據(jù)時，輻射到病人身上的X射線束的X射線量保持得盡可能低，而在最終圖像中不會明顯增加噪音成份，這種方法可以適合于所有通用掃描方式螺旋式、連續(xù)式、轉(zhuǎn)動式、甚至斷層掃描法。本發(fā)明的目的是根據(jù)獲取的衰減信息對X射線能量水平進行連續(xù)調(diào)制的方法來實現(xiàn)的。測量病人身體切片的投影，建立每個投影的最大衰減水平值。每個投影的所有或一些建立的數(shù)據(jù)被存儲起來，根據(jù)至少一個(或多個)這些存儲值來為下一個投影預(yù)測最大衰減水平值。根據(jù)這個最大衰減水平預(yù)測值為下一個投影建立CT系統(tǒng)的X射線管的能量水平，據(jù)此來進行調(diào)節(jié)，使輻射到病人和到達計算機斷層掃描系統(tǒng)的檢測元件的X射線束的最小強度大于檢測元件的量子噪音。也就是，避免了預(yù)掃描的所有缺點。所以，在獲取每個投影的病人投影數(shù)據(jù)過程中，輻射到病人身上的X射線束的X射線量減少，在整個檢查過程中，曝露于病人身上的X射線總量減少。
本發(fā)明的另一目的是為預(yù)測下一個投影的最大衰減水平值提供一相對快且簡單的方法。為了為下一個投影尋找最期望的最大衰減水平值，該方法利用前一個投影的最大衰減水平。最簡單的也是最優(yōu)選的方法是稱為一階預(yù)測方法，它假設(shè)下一個投影的最大衰減水平值接近于上一個投影的最大衰減水平值A(chǔ)max_pred(t)＝Amax_real(t-1)，其中Amax_pred(t)是下一投影的最大衰減水平預(yù)測值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰減水平的建立值和存儲值。
另外，可以用稱為二階線性預(yù)測的方法。該方法僅利用上兩個投影的最大衰減水平，來預(yù)測下一投影的最大衰減水平值；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減水平的預(yù)測值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰減水平的建立值和存儲值；Amax_real(t-2)是倒數(shù)第二個投影的最大衰減水平建立值和存儲值。
這意味著在一個或二個投影以后，立即進行能量水平調(diào)節(jié)過程，通常，是在臺架的轉(zhuǎn)動角度少于1度時進行，例如，在一種操作方式的西門子SOMATOM Plus 4 CT系統(tǒng)中，臺架轉(zhuǎn)動時間為750ms，分辨率為每轉(zhuǎn)動1度約進行3個投影。
本發(fā)明更具體的目的是確定能量調(diào)制策略。該方法使用兩個輸入?yún)?shù)所需的能量密度(ρ)和掃描過程中允許的最大能量水平。能量密度是對最終圖像質(zhì)量進行最佳控制的參數(shù)。一較高的能量密度在最終圖像中將產(chǎn)生較好的信噪比率，從而得到較好的圖像質(zhì)量。根據(jù)最大衰減水平的預(yù)測值、能量密度和一個投影的X射線管最大允許能量水平來建立X射線能量水平，使輻射到病人身上和到達計算機斷層掃描系統(tǒng)檢測元件上的X射線束的最小強度大于檢測元件的量子噪音，并限制在最大允許能量范圍內(nèi)。為了得到好的最終圖像質(zhì)量需要選擇能量水平調(diào)制所依據(jù)的能量密度值。為各個投影建立X射線管的能量水平的優(yōu)選方法是Pest＝(Amax_pred(t))-1ρ如果(Pest＞Pmax)則 Pest＝Pmax其中，Pest是將進行調(diào)節(jié)的下一投影的X射線管能量水平建立值；Pmax是一個投影X射線管的最大允許能量水平；ρ是所需的能量密度；和Amax_pred(t)是下一投影的最大衰減水平的預(yù)測值。
本發(fā)明的另一目的是為X射線管的陽極電流調(diào)節(jié)提供一不同的過程，用以調(diào)節(jié)CT系統(tǒng)中X射線管的能量水平。以前的方法為了間接調(diào)節(jié)陽極電流進而調(diào)節(jié)X射線的能量水平，采用加熱子溫度調(diào)制。它會產(chǎn)生一十分慢的響應(yīng)，所以，對X射線管能量水平的調(diào)節(jié)也很慢，并且不允許跟上實際衰減輪廓所需的速度。這需要有附加的速度矯正過程。它會帶來下面三個缺點額外的計算時間；額外的X射線量和噪音的不均勻性。當(dāng)臺架速度較高時，這些缺點更為明顯。為了避免這些缺點，本發(fā)明使用了一X射線管，它帶有一作為電子?xùn)诺牡谌姌O。通過根據(jù)建立的X射線能量水平調(diào)節(jié)柵極和陰極之間的電勢，從而使X射線能量水平即使在高臺架轉(zhuǎn)速下仍能滿足連續(xù)預(yù)測衰減輪廓的需要，而不會產(chǎn)生任何滯后。


圖1是一簡圖，示出了用于建立病人身體切片的截面圖像的CT圖像系統(tǒng)的一部分；圖2是一方框簡圖，示出了用于實現(xiàn)本發(fā)明方法的CT成象系統(tǒng)；圖3a是病人身體切片一個方向的一系列檢測器上測得的信號的典型信號輪廓圖；圖3b是病人身體切片一個方向的X射線衰減信號輪廓圖；圖4a是一典型的衰減輪廓圖，它是通過臺架圍繞病人肩部區(qū)域旋轉(zhuǎn)一周得到的；
圖4b是斷面掃描照片的衰減輪廓圖；圖5是二階線性預(yù)測方法的圖解。
圖1示出了稱為第三代CT成像系統(tǒng)的一部分的簡圖，該CT成像系統(tǒng)包括一X射線源-X射線管1，它向一系列檢測器3(如768個)發(fā)射一扇形X射線束2。X射線管1和這一系列檢測器3都裝在一臺架4上，該臺架可以繞一病人P連續(xù)地轉(zhuǎn)動，病人躺在病人臺上，病人臺伸入臺架4內(nèi)，它在圖1中沒有示出。臺架4在圖1所示的直角座標(biāo)系X，Y，Z的X-Y平面內(nèi)轉(zhuǎn)動。病人臺可以沿直角座標(biāo)系的Z軸移動。
圖2示出了圖1所示的第三代CT成像系統(tǒng)的另一示意圖。圖2是一方框簡圖，示出了用于實現(xiàn)本發(fā)明方法的反饋系統(tǒng)的各系統(tǒng)部件，在獲取病人投影數(shù)據(jù)過程中，本發(fā)明的方法用于自適應(yīng)調(diào)節(jié)X射線管1的能量水平，從而快速調(diào)節(jié)和減少通過病人P輻射的X射線束2的X射線量。該反饋系統(tǒng)包括一硬件低限檢測器5；一伺服控制器6和一能量調(diào)制器7。反饋系統(tǒng)的反饋回路是閉環(huán)的，它包括X射線管1；病人P；一系列檢測器3；一數(shù)據(jù)測量系統(tǒng)9和一高速數(shù)據(jù)鏈10。X射線管1帶有一柵極12，用于快速調(diào)制輻射到病人P上的X射線束2的X射線量。一高壓發(fā)生器8為X射線管1提供約120kV的高壓。一圖像計算機11用于根據(jù)獲得的病人投影數(shù)據(jù)來重構(gòu)病人P的身體切片的截面圖像。
在操作CT成像系統(tǒng)時，從X射線管1發(fā)射出的扇形X射線束2通過病人P的一身體切片，并照射到一系列檢測器3上。這些檢測器3在768個不同的檢測器通道中產(chǎn)生電壓信號，它們通過數(shù)據(jù)測量系統(tǒng)9來進行采樣。具體的獲取X射線管1相對于病人P的位置的這套檢測器電壓信號稱為一個投影。圖3a示出了一個投影的典型信號輪廓，其中，檢測器電壓信號的幅度在任意單元中為檢測器數(shù)量的函數(shù)。事實上，為了可以利用過濾反向投影技術(shù)來重構(gòu)病人P身體切片的截面圖像，CT成像系統(tǒng)中病人P周圍臺架4的每次旋轉(zhuǎn)獲取許多投影，即多達1000個投影或更多。過濾反向投影技術(shù)對本領(lǐng)域的人是很熟悉的，它基本上是由圖像計算機11來執(zhí)行的。重構(gòu)的圖像通常出現(xiàn)在一與圖像計算機11相連的監(jiān)視器上(圖2中未顯示)。
對于每個投影，在獲得病人投影數(shù)據(jù)的過程中，一系列檢測器3中接受最低X射線強度的檢測器記錄投影的最小電壓信號并從而記錄最大的衰減。該檢測器的輸出電壓信號對量子和電子噪音是最敏感的。為了保持該檢測器的輸出電壓信號處于噪音水平之上，所以，必須為各個投影設(shè)定X射線管1的能量水平，使之對各投影來說都足夠大，從而使到達一系列檢測器3的最小X射線密度大于所述水平，以保證代表最小X射線強度的檢測器輸出電壓信號處于噪音水平之上。只有在這種情況下，測量到的檢測器電壓信號對重構(gòu)病人P的無噪音截面圖像是有用的。
CT成像系統(tǒng)還包括一參考檢測器(監(jiān)視器通道或監(jiān)視器檢測器)，它為每個投影檢測未衰減的X射線強度，在該檢測器上測量到的電壓信號用于在一系列檢測器3的其它檢測器上建立整體衰減。
圖3b示出了為一測量到的投影建立的整體衰減的典型信號輪廓。其中，建立的整體衰減值是檢測器數(shù)量的函數(shù)。一系列檢測器3中一個檢測器的衰減值0表示沒有X射線投射到該檢測器上。
相反，每個投影所建立的最大衰減是臺架角度的函數(shù)，它稱作衰減輪廓(attenuation profile)。圖4a示出了病人P肩部區(qū)域的典型衰減輪廓。對斷面掃描模式，圖4b所示的衰減輪廓表示每個投影的最大衰減是病人在Z軸上的位置的函數(shù)。
本發(fā)明的方法的目的是在獲得病人投影數(shù)據(jù)過程中對所得到的數(shù)值根據(jù)數(shù)值基準(zhǔn)連續(xù)地預(yù)測衰減輪廓(例如，如圖4所示)，當(dāng)然，所預(yù)測的衰減輪廓至少大約等于根據(jù)檢測器電壓信號所建立的衰減輪廓。所以，根據(jù)各自的下一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值，建立下一個投影的X射線管1的能量水平，并據(jù)此來調(diào)節(jié)X射線管的能量水平使之適應(yīng)將由下一個投影來檢查的病人的組織區(qū)域。
如上所述，由768個檢測器產(chǎn)生的每個投影的各電壓信號由數(shù)據(jù)測量系統(tǒng)9來采樣。低限檢測器5用高速數(shù)據(jù)鏈10來分析每個投影從一系列檢測器3中的檢測器所接受的電壓信號。對每個投影，低限檢測器5分析檢測器的電壓信號，并確定投影的最低電壓信號的電壓值Uchannel_min。低限檢測器5也建立監(jiān)視檢測器電壓信號的電壓值Umonitor，并為伺服控制器6提供兩個電壓值。伺服控制器6使用監(jiān)視器檢測的電壓信號的電壓值Umonitor和投影的最小電壓信號的電壓值Uchannel_min，從而通過計算來建立投影的最大衰減值A(chǔ)max_realAmax_real＝Uchannel_min/Umonitor
該值存儲在伺服控制器6的存儲器中，以便在預(yù)測時用來調(diào)節(jié)X射線管1的能量水平，使之達到下一個投影所需的水平。允許存儲多少這種值A(chǔ)max -real取決于用來預(yù)測下一個投影的最大衰減值所使用的方法。
如果使用一階線性預(yù)測方法，下一個投影最希望的衰減水平可以從下式中得到Amax_pred(t)＝Amax_real(t-1)其中，Amax_real(t-1)是根據(jù)所得到的病人投影數(shù)據(jù)的前一投影的最大衰減水平的存儲值；Amax_pred(t)是下一個投影的最大衰減水平預(yù)測值。在只存儲一個Amax_real值時，它將被下一個建立值A(chǔ)max_real+1改寫。一般地，只有當(dāng)越來越多的前面投影的最大衰減水平建立值存儲在伺服控制器6的存儲器中時，才能滿足預(yù)測下一個值的需要。
根據(jù)本發(fā)明的一個優(yōu)選實施例，使用二階線性預(yù)測方法為下一個投影尋找最期望的衰減水平，該預(yù)測的結(jié)果由下面等式給出，其中，只有最后兩個投影的最大衰減水平被存儲起來，以供下一個預(yù)測用。
Amax_pred(t)＝2Amax_real(t-1)-Amax_real(t-2)其中Amax_pred(t)是一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值；Amax_real(t-1)是前一投影的最大衰減水平的建立值和存儲值；Amax_real(t-2)是倒數(shù)第二次投影的最大衰減水平的建立和存儲值。
如圖5中的曲線所示，二階線性預(yù)測方法使用衰減輪廓的斜率的連續(xù)性來估計下一個投影的最大衰減水平最希望的值。
不同的預(yù)測方法適合于不同的掃描模式。
需要指出的是在不離開本發(fā)明的精神的前提下，可以利用許多其它預(yù)測方法。例如，線性預(yù)測理論所覆蓋的方法有基于多項式近似、泰勒級數(shù)、樣條插值法(spline interpolation)、一階，二階，…，n階導(dǎo)數(shù)連續(xù)性等的外推算法。
根據(jù)下一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值，伺服控制器6按下列公式通過計算建立X射線管1的能量水平，使之足夠高，以滿足下一個投影的需要。
Pest＝(Amax_pred(t)-1ρ
如果(Pest＞Pmax)則Pest＝Pmaxρ是能量密度。該參數(shù)越大，X射線管1的能量水平越高，到達各檢測器的X射線的強度越大，最終圖像的信噪比越大。如果必要可選擇該參數(shù)，以從所得到的病人投影數(shù)據(jù)中重構(gòu)高質(zhì)量的病人截面圖像。Pmax是一個投影的最大允許能量值。如果計算的能量水平Pest高于最大允許能量水平Pmax，那么待調(diào)整的能量水平將等于最大允許能量水平Pmax。
各自建立的能量水平由能量調(diào)制器7來調(diào)節(jié)，它從伺服控制器6處接受一相應(yīng)的信號，并控制X射線管1的柵極電壓。通過對X射線管1能量水平的調(diào)制來調(diào)節(jié)作用在病人P身上的X射線量，根據(jù)預(yù)測方法，保證作用在病人身上的X射線量最小。使用帶有一柵極12的X射線管1是十分有利的，因為和傳統(tǒng)的X射線管相比，柵極12允許在短時間內(nèi)有較大的能量變動。對一均勻的橢圓形水影象(homogenous，elliptical water phantom)(40cm×14cm)的研究表明，在包括帶有柵極12的X射線管1的SOMATOM plus4 CT系統(tǒng)臺架的750ms轉(zhuǎn)動時間內(nèi)記錄的供給X射線管1的電能最大能量速度是1,8kW/ms，比不帶柵極的傳統(tǒng)X射線管的能量速度將近大6倍，這種傳統(tǒng)的X射線管運用公知的熱溫調(diào)制(heater temperature modulation)，從而間接地調(diào)節(jié)陽極電流。本發(fā)明所用的帶有柵極12的X射線管1工作原理類似于電子三極管。和通常一樣，加熱電流控制最大可得到的陽極電流，但是瞬時陽極電流是受柵極-陰極電壓的控制。它允許有快速的響應(yīng)和好的能量轉(zhuǎn)換效率。加速的高電壓電子區(qū)域通常是恒定的，它使到達陽極的電子能量恒定。從而保持X射線管1的輻射光譜。
用本發(fā)明方法的其它測驗研究是用SOMATON Plus 4CT系統(tǒng)對病人的實測衰減數(shù)據(jù)的記錄來進行的。該記錄包括26382個圖像。臺架繞病人轉(zhuǎn)動25次。該CT系統(tǒng)的構(gòu)成如下-臺架的轉(zhuǎn)動時間0.75秒-X射線管的高壓 120kV-X射線管的電流 170mA-Z輪廓 SLIM-病人身體切片的寬度8mm-螺線長度 122mm
-病人的組織區(qū)域縱隔(Mediastinum)-肺將完整掃描的實測衰減輪廓和用二階線性預(yù)測方法對26382個投影的預(yù)測衰減輪廓進行比較，結(jié)果，在26382個投影中產(chǎn)生最大預(yù)測誤差的只有3.98％。這表明本發(fā)明預(yù)測方法的性能非常好。而且，該誤差還可以通過預(yù)先設(shè)定一較大的能量密度ρ來得到適當(dāng)補償。
和傳統(tǒng)的X射線管能量調(diào)制概念相比較，本發(fā)明的自適應(yīng)能量調(diào)制方法有三個決定性優(yōu)點-不需要預(yù)掃描或探測掃描；-沒有由于假設(shè)存在兩個連續(xù)切片的衰減輪廓相同而引起的更大的潛在誤差；-對所有通用掃描方式螺旋式的、連續(xù)的、轉(zhuǎn)動的甚至是斷層掃描(tomogram)，該預(yù)測方法同樣應(yīng)用。
所述操作方式定義如下(a)螺旋式掃描方式-通過不斷地沿Z軸低速移動病人，同時轉(zhuǎn)動臺架4，為病人建立許多連續(xù)的截面圖像。
(b)連續(xù)掃描方式-在每次臺架4完成轉(zhuǎn)動后，沿Z軸將病人移動一步，從而為病人建立許多連續(xù)的截面圖像。
(c)轉(zhuǎn)動掃描方式-是垂直于Z軸、經(jīng)過病人的一橫向截面。在這種方式中，病人P是不動的，臺架4繞Z軸至少轉(zhuǎn)動180°，攝下許多連續(xù)的投影，以為圖像重構(gòu)收集足夠的衰減數(shù)據(jù)。
(d)斷層掃描方式-在這種方式中，臺架4保持靜止，一般地，讓X射線管1位于一垂直或成水平位置，載有病人P的病人臺不斷地沿Z軸運動，通過扇形的靜止X射線束2。連續(xù)的投影建立一類似于傳統(tǒng)的X射線陰影圖像的兩維圖像，它表示對X射線輻射的整體透明性。
必須指出的是，在開始執(zhí)行本發(fā)明方法的掃描中，圖像計算機11發(fā)出一同步信號，它指導(dǎo)伺服控制器6重新啟動預(yù)測過程。預(yù)測過程啟動周期將占一段時間，它和執(zhí)行預(yù)測所需投影數(shù)的時間相同。在啟動過程中，伺服控制器6使用標(biāo)稱能量或使用一分析深度較淺的預(yù)測來調(diào)節(jié)X射線管1的能量水平。
盡管本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以對本發(fā)明進行變化或修改，但是本發(fā)明還包括在權(quán)利要求范圍內(nèi)的各種修改和變化。
權(quán)利要求
1.一種自適應(yīng)調(diào)制計算機斷層掃描系統(tǒng)的X射線管能量水平的方法，用于減少在獲得病人身體切片的投影過程中通過病人和達到所述計算機斷層掃描系統(tǒng)檢測元件上的X射線束的X射線量，該方法包括以下步驟從各個投影所得到的病人投影數(shù)據(jù)為各個投影建立最大衰減水平值；存儲建立的數(shù)據(jù)；根據(jù)至少一個所述存儲的數(shù)據(jù)，為下一個投影預(yù)測最大衰減水平值；根據(jù)各個預(yù)測的值，為下一個投影建立所述X射線管的能量水平，使到達所述檢測元件的所述X射線束最小強度大于所述檢測元件的量子噪音；和根據(jù)所述X射線管的所述建立的能量水平，為下一個投影調(diào)節(jié)所述X射線管的能量水平。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，為下一個投影預(yù)測最大衰減水平值步驟是建立在一階線性預(yù)測方法基礎(chǔ)之上，其中，下一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值是基于建立的和存儲的上一個投影的最大衰減水平值。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述一階線性預(yù)測方法由下式表征Amax_pred(t)＝Amax_real(t-1)其中Amax_peal(t)是一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值；Amax_real(t-1)是上一投影的最大衰減水平的建立和存儲值。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，為下一個投影預(yù)測最大衰減水平值的步驟是建立在二階線性預(yù)測方法基礎(chǔ)之上，其中，下一個投影的最大衰減水平預(yù)測值是基于建立的和存儲的上兩個投影的最大衰減水平值。
5.如權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述二階線性預(yù)測方法由下式表征Amax_pred(t)＝2Amax_real(t-1)-Amax_real(t-2)其中Amax_peal(t)是一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值；Amax_real(t-1)是上一投影的最大衰減水平的建立的和存儲的值；Amax_real(t-2)是倒數(shù)第二次投影的最大衰減水平的建立和存儲的值。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，建立所述X射線管能量水平這一步是建立在下一個投影的最大衰減水平預(yù)測值；一預(yù)定最小能量密度(ρ)和一預(yù)定最大允許能量水平之上。
7.如權(quán)利要求6所述的方法，其中，建立所述X射線管的能量水平的步驟由下式表征Pest＝(Amax_pred(t))-1ρ如果(Pest＞Pmax)，則Pest＝Pmax其中Pest是建立的要調(diào)節(jié)的所述X射線管能量水平；Pmax是一個投影的所述X射線管的最大允許能量水平；ρ是能最密度，和Amax_prel(t)是下一個投影的最大衰減水平的預(yù)測值。
8.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述X射線管包括一電壓控制電極，用于調(diào)節(jié)所述X射線管能量水平，所述調(diào)節(jié)所述X射線管的能量水平的步驟包括控制施加到所述電壓控制電極上的電壓的步驟，從而達到各自建立的能量水平。
全文摘要
一種自適應(yīng)調(diào)節(jié)計算機斷層掃描(CT)系統(tǒng)的X射線管能量水平的方法,該方法可以減少通過病人和達到CT系統(tǒng)檢測元件上的X射線束的X射線量。在此方法中,每個投影的最大衰減水平值是從每個投影所需的病人投影數(shù)據(jù)中建立的,并存儲在存儲器中。下一個投影的最大衰減水平值是根據(jù)至少一個最大衰減水平的存儲值來預(yù)測的,從而建立下一個投影的X射線管的各自能量水平,最后據(jù)此調(diào)節(jié)下一個投影的X射線管的各自能量水平。
文檔編號A61B6/03GK1197961SQ98105978
公開日1998年11月4日 申請日期1998年4月1日 優(yōu)先權(quán)日1997年4月1日
發(fā)明者斯蒂芬·波普斯庫 申請人:西門子公司