自动减小图象噪声的方法和装置 本发明总的来说涉及计算机断层成象(CT)，具体地说，涉及自动调节X光光源电流，以便减小CT系统中的图象噪声。
至少在一种已知的CT系统结构中，X光光源把准直的扇形光束投射到笛卡儿坐标系的X-Y平面内，该平面通常称为“成象平面”。X光光束通过被成象的物体，例如患者。光束被物体衰减后投射到辐射探测器阵列上。探测器阵列上接收的衰减光束辐射的强度取决于物体对X光的衰减。阵列探测器元件产生计量该探测器位置上光束衰减的独立的电信号。分别获得来自所有探测器的衰减计量值产生传输剖面图象。
在已知的第三代CT系统中，X光光源和探测器阵列随着台架在成象平面内围绕被成象的物体转动，这样X光光束与物体相交的角度不断变化。在一个台架角度上、来自探测器阵列的一组X光衰减计量值即投射数据称为一个“视图”。物体的“扫描图”包括X光光源和探测器旋转一周过程中不同台架角度处产生的一系列视图。
在轴向扫描中，对投射数据进行处理，建立对应于从物体上获得的二维切片图象。一种通过一系列投射数据重建图象地方法在本领域称为滤光背投影技术。这一处理方法把来自扫描的衰减计量值变换为称为“CT数值”(CT numbers)或“Hounsfield units”的整数，这些整数被用于控制阴极射线管显示器上相应象素的亮度。
为了减小整个扫描时间，可以进行“螺旋”扫描。为了进行“螺旋”扫描，移动患者，同时获取指定数目切片的数据。这样的系统从一束扇形光束的螺旋扫描中产生单个螺旋线。由扇形光束绘出的螺旋线产生投射数据，通过所述投射数据可以重建每个指定切片中的图象。
已知某些扫描参数，例如扫描旋转速度、图象切片厚度、扫描模式、X光准直、滤波以及自动床行程速度影响所需的X光光源电流(“mA”)，所述电流直接影响图象噪声。为了优化图象噪声，例如，较快旋转通常需要较高的X光管电流值。相反，较慢旋转通常需要较低X光光源电流值。类似地，较薄的图象与较厚的图象比较通常需要较高的X光光源电流值。
为了优化图象噪声，已知的CT系统需要操作者考虑每个操作参数，以便确定适当的X光光源电流。具体地说，在确定X光管的电流时，操作者必须考虑每个操作参数以及每个参数之间的相互关系。可能产生的相互关系可能引起操作者思维混乱，导致操作者不能正确地确定X光光源电流。结果，或者图象质量下降，或者可能由于不适当的X光电流，使患者暴露于过大剂量的X光下。
因此，希望提供一种用于简化根据成象系统的操作参数优化图象噪声的算法。还希望这种算法通过把图象质量要求与X光光源电流匹配，从而有利于减小X光剂量。
这些和其他目的可以在一种系统中实现。在一个实施例中，所述系统调节X光光源电流，以便针对不同扫描操作参数来减小图象噪声和改进图象质量。具体地说，在一个实施例中，操纵者确定成象系统的操作参数。根据确定的操作参数，产生调节X光光源电流因子。利用调节X光光源电流因子调节供给X光光源的电流，以便自动优化图象噪声。
更具体地说，在示范性实施例中，在扫描之前，操作者确定成象系统的操作参数。X光光源电流调节因子确定为操作者通过用户接口确定的图象切片厚度、扫描旋转时间、准直模式、自动床行程速度、扫描模式和滤光模式参数的函数。然后利用X光光源电流调节因子确定适当的X光光源电流，以便针对确定的参数自动优化图象噪声。在其他实施例中，操作者可以选择预先定义的优先级，以便确定调节的X光光源电流值。
如上所述通过调节X光光源电流，针对多个扫描参数优化了图象噪声。此外，根据定义的函数确定X光光源电流，以便基本上减小错误设置X光光源电流的可能。
图1是CT成象系统的形象化视图；
图2是图1所示系统的方框示意图；
图3是具有患者前面的准直系统的CT成象系统的示意图；
图4是CT系统探测器阵列的透视图；
图5是探测器模块的透视图；
图6是从台架一侧看X光发生器和探测器元件的示意图；
图7是图3所示准直系统的透视图。
参考图1和2，计算机断层成象(CT)系统10表示为包括代表“第三代”CT扫描仪的台架12。台架12具有一个X光光源14，它把X光光束16投向位于台架12对边上的探测器阵列18。探测器阵列18由探测器元件20形成，这些探测器元件一起感应通过医疗患者22投射的X光。每个探测器元件20产生表示照射X光光束强度的电信号，因此表示光束通过患者22的衰减。在扫描获得X光投射数据过程中，台架12和安装在上面的组件围绕旋转中心24旋转。
台架12的旋转和X光光源14的操作由CT系统10的控制机构26控制。控制机构26包括向X光光源14提供电源和定时信号的X光控制器28，以及控制台架12的旋转速度和位置的台架马达控制器30。控制机构26中的数据采集系统(DAS)32对来自探测器元件20的模拟数据采样，并把所述数据转换为数字信号以便随后处理。图象重建器34从DAS 32接收经采样和数字化的X光数据，进行快速图象重建。重建的图象作为输入输给计算机36，计算机36把所述图象存储在大容量存储装置38中。
计算机36还通过用户接口或者图形用户界面(GUI)接收和提供信号。具体地说，计算机通过具有键盘和鼠标(未示出)的控制台40从操作者处接收指令和扫描参数。连带的阴极射线管显示器42允许操作者观察来自计算机36的重建图象和其他数据。计算机36利用操作者提供的指令和参数向X光控制器28、台架马达控制器30、DAS 32和自动床马达控制器44提供控制信号和信息。
虽然目前的X光光源电流算法是根据多切片系统描述的，但是本发明并不限于应用在任何特定的CT系统中，而是还包括单切片系统，这种电流调节也不限于任何特定的图象重建算法。类似地，目前的电流调节并不限于与任何特定的扫描类型例如螺旋和轴向扫描一起使用。还应该理解，电流调节算法可以例如在一个分离的主计算机(未示出)中进行，以便与计算机36和/或系统10的其他组件，例如X光控制器28、台架马达控制器30、DAS 32和自动床马达控制器44交换信号和数据(图2)。
参考图3相对于X光光源14的操作来说，X光光束16从光源14的焦点50发散。X光光束16被患者前面的准直系统52准直，并且准直光束54沿着位于光速16中心的扇形光束轴56向探测器阵列18投射。
如图4和5所示，探测器阵列18包括多个探测器模块58。每个探测器模块58被固定在探测器支架60上。每个模块58包括一个多维闪烁体阵列62和一个高密度半导体阵列(看不到)。患者后方的准直系统(未示出)放置在闪烁体阵列62上方并邻近闪烁体阵列62，以便在光束入射到闪烁体阵列62上之前对发散的X光光束准直。闪烁体阵列62包括多个排列成阵列的闪烁体元件，而半导体阵列包括多个排列成相同阵列的光电二极管(看不到)。光电二极管沉积或形成在基质64上，闪烁体阵列62放置在基质的上方并固定在基质64上。
探测器模块20还包括一个与解码器68电气连接的开关装置66。开关装置66是与光电二极管阵列尺寸类似的多维半导体开关阵列。在一个实施例中，开关装置66包括场效应管阵列(未示出)，其中每个场效应管(FET)具有一个输入、一个输出和一根控制线(未示出)。开关装置66耦合在光电二极管阵列与DAS 32之间。具体地说，每个开关装置FET的输入例如使用软电缆70电连接到光电二极管阵列的输出上，而且每个开关装置FET的输出电连接到DAS 32上。
解码器68控制开关装置66的操作以便根据希望的切片数目和每个切片的切片分辨率使能、禁止或组合光电二极管阵列的输出。在一个实施例中，解码器68是本领域公知的解码器芯片或者FET控制器。解码器68包括多个与开关装置66及计算机36相连的输出和控制线。具体地说，解码器的输出电连接到开关装置控制线上，使得开关装置66能够把正确的数据从开关装置的输入端传输到开关装置的输出端。解码器控制线电连接到开关装置控制线上，并确定使能哪个解码器输出。利用解码器68，使能、禁止和组合开关装置66中的指定FETs，以便光电二极管阵列的指定输出电连接到CT系统的DAS 32上。在一个定义为16切片模式的实施例中，解码器68使能开关装置66，以便光电二极管阵列52的所有行电连接到DAS 32上，导致16个独立的同步切片数据发送至DAS 32。当然，许多其他切片组合也是可以的。
在一个特定的实施例中，探测器18包括57个探测器模块58。半导体阵列和闪烁体阵列62每个的阵列大小都是16×16。结果，探测器18具有16行和912列(16×57个模块)，它使得随着台架12的每次旋转采集16个同步切片数据。当然，本发明并不限于任何特定的阵列大小，而是准备根据具体操作者的需要阵列尺寸可大可小。而且，探测器18可以在许多不同切片厚度和数目模式下操作，例如一、两和四切片模式。例如，FETs可以设置成四切片模式，以便从光电二极管阵列的一行或多行采集四切片的数据。根据解码器控制线限定的具体FETs的结构，可以使能、禁止和组合光电二极管阵列的输出，这样切片厚度可以是例如1.25mm、2.5mm、3.75mm、或者5mm。其他例子包括含有一个切片的单切片模式，切片范围从1.25mm厚至20mm厚，及含有两个切片的双切片模式，切片范围从1.25mm厚至10mm厚。上述模式以外的其他模式也可以。
在一个实施例中，如图6所示，图中示出了从台架12一侧看系统10的示意图，准直系统52包括偏心凸轮82A和82B，以及滤光装置84。凸轮82A和82B的位置由X光控制器28控制。凸轮82A和82B设置在扇形光束轴56的相对两侧，而且凸轮82A和82B之间的间隔以及它们相对于扇形光束轴56的位置可以独立调节。凸轮82A和82B可以使用单个凸起传动装置定位，或者，每个凸轮可以使用独立的凸起传动装置定位。凸轮82A和82B用X光吸收材料制成，例如钨，并且利用精密球轴承(未示出)连接到凸轮马达上。由于偏心形状，各个凸轮82A和82B的转动改变X光光束16的切片厚度。
如图7所示，患者前面的准直系统52还包括一个可移动的滤光装置86、一个壳体88和一个用于相对于壳体88改变滤光装置86的位置的滤光器驱动器或滤光器马达90。具体地说，在一个实施例中，滤光装置86包括第一滤光器92和第二滤光器94。定位滤光器92和94以便X光光束16分别通过滤光器92和94投射。通过改变滤光壳体88的位置，从而变化滤光装置86的位置，具体地说是滤光器92和94的位置来修改或改变患者22被照射的X光光束剂量。例如，滤光器92和94可以组合为四种组合中的一种来改变X光光束16。具体地说，在一个实施例中，滤光器92和94可以设置成校准模式、身体区域模式、头模式、或块模式。这些模式由作为位置函数的允许通过滤光器92和94的X光光束16的量限定。
在操作中，根据本发明的一个实施例，通过调节供给X光光源14的X光电流，自动减小或优化CT系统10的图象噪声。调节的X光光源电流以系统10的扫描操作参数为基础。在一个实施例中，扫描参数包括图象切片厚度、扫描旋转时间、准直模式、自动床行程速度、扫描模式以及滤光模式。此外，也可以使用其他已知的扫描参数，来确定适当的X光光源电流。
更具体地说，在一个实施例中，操作者通过控制台40，具体地说通过键盘和/或鼠标确定或者指定系统10的至少一个操作参数。然后计算机36利用操作者提供的参数产生X光光源电流调节因子。计算机36利用X光光源调节因子提供适当的控制信号和信息给X光控制器28、台架马达控制器30、DAS 32和自动床马达控制器44。特别是，操作者利用鼠标和/或键盘确定图象切片厚度、扫描旋转时间、准直模式、自动床行程速度、扫描模式、和滤光模式。利用存储在计算机36的存储器中的函数确定X光光源电流调节因子。函数可以是线性函数，以便可以根据确定的扫描参数直接或者正比调节X光电流，或者可以是非线性函数，以便使不同参数可以对调节的X光光源电流调节因子产生不同的影响。
在确定了X光光源电流调节因子之后，控制器28确定适当的X光光源电流并提供给X光光源14，以便自动减小或优化图象噪声。具体地说，利用存储在计算机36中的函数和电流调节因子，确定适当的X光光源电流，以便保持希望的图象噪声，而且不需要操作者确定适当的X光光源电流。除了减小X光光源电流设置错误的可能性以外，还可以利用存储在计算机36中的函数，通过使图象质量要求与光源电流的匹配来减小患者受照射的剂量。
例如在一个实施例中，操作者可以利用鼠标确定扫描旋转时间为0.8秒，图象厚度为5mm，切片数目为4，患者前面的准直为20mm，自动床行程速度为30mm/转，并确定为轴向扫描模式以及身体区域滤光模式。结果，计算机36向X光控制器28、台架马达控制器30、DAS32和自动床马达控制器44提供适当的信号，以便根据操作者确定的参数设置系统10。然后，扫描患者或物体22，并利用探测器阵列18采集切片数据。在采集切片数据之后，利用重建器34产生重建图象并显示在阴极射线管42上。
在其他实施例中，预先定义的系统参数可以存储在计算机36内，以便操作者使用。预先定义的参数允许操作者快速选择将进行的典型扫描。此外，利用用户接口可以设置计算机36，以便附加的或改变的函数可以存储在存储器内，从而可以建立操作者或用户定义的函数或优先级。
在另一实施例中，缺省系统扫描参数即切片厚度和X光光源电流是以操作者定义的扫描规程和优先级为根据的。如果操作者改变任何缺省参数，则确定或调节其余扫描参数，以便优化图象噪声。在根据修改的扫描参数确定适当的变化时，某些参数被给予较高优先级或选择权，以便如果可能，那些参数将保持不变。其余参数被给予较低优先级，以便这些参数被首先改变。
在操作中，在操作者已经选择了扫描规程例如头扫描以后，提供每个扫描参数的缺省设置。如果操作者调节了一个或多个缺省参数，所述算法利用参数优先级定义或程序调节剩余参数。例如，如果在选择了头扫描之后，操作者改变俯仰参数，算法将根据优先级定义调节剩余参数。对于头扫描，参数优先级可以是这样的，即切片厚度具有最高优先级，也就是最后改变的参数，以便保持图象分辨率。结果，调节剩余参数，以便满足改进的扫描规程和优化图象噪声。只有在不调节高优先级参数不能进行所定义的扫描时才调节高优先级参数。例如，在上述的头扫描中，只有在不调节切片厚度不能完成所定义的扫描时，才调节切片厚度。此外，优先级参数可以包括一个或多个扫描参数，而且例如可以存储在计算机36的扫描说明文件中。
上述的算法简化了对于多个扫描参数图象噪声的自动优化。此外，这样的算法基本上减小了操作者错误设置的可能性。而且，可以利用所述算法，通过使得图象质量要求与X光光源电流匹配来减小患者照射剂量。
通过前面对于本发明的各种实施例的描述可以看出，本发明的目的显然可以实现。虽然前面详细描述和图示了本发明，但应该明确理解，上面的描述和图示只是为了说明和举例，而不是作为限制。例如，这里描述的CT系统是“第三代”系统，其中X光光源和探测器与台架一起旋转。可以使用许多其他CT系统，包括“第四代”系统，其中探测器是全环静止探测器，只有X光光源与台架一起旋转。例如，所述算法在上面是以静止模式描述，然而，在患者扫描过程中可以动态利用所述算法。此外，所述算法可以与X光系统一起使用。因此，本发明的精神和范围仅由所附权利要求书各项所限定。