專利名稱：X射線ct裝置和x射線管電流確定方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種X射線CT裝置和一種X射線管電流確定方法，更具體而言，本發(fā)明涉及一種當(dāng)心臟被X射線CT (計算機斷層)裝置成像或拍攝時確定X射線管的管電流的技術(shù)。
背景技術(shù)：
配置X射線CT裝置，該X射線CT裝置被人們稱為VCT (Volume CT), MDCT (多行檢測器CT)或多切片CT等等，以便借助具有64行到256行的多行檢測器來檢測從X射線管放射的錐面光束X射線。通過關(guān)注體軸方向的覆蓋尺寸以及從中獲得的螺旋掃描的效率水平或程度，來使用這種類型的X射線CT裝置，著重在于心臟或循環(huán)系統(tǒng)的3D圖像攝影(例如，參考日本未審查專利公開號No. 2002-330961 (第0038 — 0042段和圖14))。當(dāng)螺旋掃描的范圍在體軸方向上是長的時候，就像例如主動脈系統(tǒng)從其主要部分到其末端被成像或拍攝的情況一樣，根據(jù)螺旋掃描的前進以這樣的方式動態(tài)地調(diào)整X射線管的管電流，即，甚至在體軸的任一位置都優(yōu)化X射線的劑量。對管電流的調(diào)整是基于圖像噪聲的指數(shù)進行的(例如，參考日本未審查專利公開號No. 2006-116137(第0040 — 0065段和圖5))。這種管電流調(diào)整也被稱為“ automA，，或“ smartmA”。如果，采取了 automA和 smartmA，那么無論患者的體型等如何，圖像噪聲都變得恒定，且圖像質(zhì)量穩(wěn)定。

發(fā)明內(nèi)容
存在上述管電流調(diào)整不適合用于心臟成像的情況。也就是說，這是因為由于心臟成像的情況下心臟運動等等引起要被成像和拍攝區(qū)域的尺寸發(fā)生變化，很難為心臟成像建立圖像噪聲相關(guān)指數(shù)和用于獲得該圖像噪聲相關(guān)指數(shù)的管電流之間的對應(yīng)關(guān)系。因此，因為心臟成像通常是在恒定管電流下進行的，因此圖像噪聲受到患者體型等的影響，甚至受到拍攝者的技術(shù)影響。因此，圖像質(zhì)量并不穩(wěn)定，很難進行精確的X射線圖解。因此，本發(fā)明的問題在于實現(xiàn)一種X射線CT裝置、和一種當(dāng)心臟被X射線CT裝置成像或拍攝時確定管電流的X射線管電流確定方法，通過這種方式，圖像噪聲變得恒定。在第一方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種X射線CT裝置，該裝置包括具有X射線管的X射線放射/檢測設(shè)備，和檢測從X射線管施加的X射線的X射線檢測器，和 X射線管電流設(shè)置單元，所述X射線管電流設(shè)置單元設(shè)置基于圖像噪聲相關(guān)指數(shù)和受檢者的BMI確定的X射線管電流。在第二方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第一方面描述的X射線CT裝置，其中所述X射線管電流設(shè)置單元在受檢者的心臟成像時設(shè)置X射線管電流。在第三方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第二方面描述的X射線CT裝置，其中所述噪聲位于上升主動脈的中央部分。在第四方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第一到第三方面中任何一個方面描述的X射線CT裝置，其中X射線管電流是使用BMI作為變量的函數(shù)來計算的。在第五方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第四方面描述的X射線CT裝置，其中所述函數(shù)作為BMI的多項式方程給出。在第六方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第五方面描述的X射線CT裝置，其中多項式方程的每個系數(shù)是指數(shù)函數(shù)。在第七方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種X射線CT裝置，該裝置包括具有X射線管的X射線放射/檢測設(shè)備；檢測從X射線管施加的X射線的X射線檢測器；測量通過受檢者的初步成像獲得的圖像噪聲的噪聲測量單元，所述受檢者的初步成像是在受檢者的實際成像之前進行的；和設(shè)置在實際成像時X射線管電流的X射線管電流設(shè)置單元，該實際成像時X射線管電流是基于在初步成像時的X射線管電流、和在初步成像時的噪聲測量值與每個圖像噪聲相關(guān)指數(shù)之間的比率而確定的。在第八方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第七方面描述的X射線CT裝置，其中X射線管電流設(shè)置單元設(shè)置在受檢者的心臟被成像時的X射線管電流。在第九方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第八方面描述的X射線CT裝置，其中X射線管電流設(shè)置單元設(shè)置在執(zhí)行受檢者的心臟血管造影術(shù)成像時的X射線管電流。在第十方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第八方面描述的X射線CT裝置，其中該噪聲位于上升主動脈的中央部分。在第十一方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種設(shè)置X射線CT裝置的X射線管電流的方法，該方法包括以下步驟設(shè)置基于圖像噪聲相關(guān)指數(shù)和受檢者的BMI確定的X 射線管電流。在第十二方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十一方面描述的方法， 還包括在受檢者的心臟成像時設(shè)置X射線管電流的步驟。在第十三方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十二方面描述的方法， 其中所述噪聲位于上升主動脈的中央部分。在第十四方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十一到第十三方面中任何一個方面描述的方法，其中X射線管電流是使用BMI作為變量的函數(shù)來計算的。在第十五方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十四方面中描述的方法，其中所述函數(shù)作為BMI的多項式方程給出。在第十六方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十五方面中描述的方法，其中多項式方程的每個系數(shù)是指數(shù)函數(shù)。在第十七方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種設(shè)置X射線CT裝置的X射線管電流的方法，該方法包括以下步驟測量通過受檢者的初步成像獲得的圖像噪聲，所述受檢者的初步成像是在受檢者的實際成像之前進行的；設(shè)置在實際成像時的X射線管電流， 該實際成像時的X射線管電流是基于在初步成像時的X射線管電流、和在初步成像時的噪聲測量值與每個圖像噪聲相關(guān)指數(shù)之間的比率而確定的。在第十八方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十七方面中描述的方法，還包括在受檢者的心臟被成像時設(shè)置X射線管電流的步驟。在第十九方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十八方面中描述的方法，還包括在執(zhí)行受檢者的心臟血管造影術(shù)成像時設(shè)置X射線管電流的步驟。在第二十方面，用于解決該問題的本發(fā)明提供了一種在第十八方面中描述的方法，其中該噪聲位于上升主動脈的中央部分。根據(jù)本發(fā)明，基于與圖像噪聲相關(guān)的每個指數(shù)和受檢者BMI而確定的X射線管電流是在設(shè)置X射線CT裝置的X射線管電流的方法中被設(shè)置的。因此，X射線CT裝置進行的心臟成像時的管電流可以被確定，這樣圖像噪聲變得穩(wěn)定。因為噪聲位于上升主動脈的中央部分，因此適合于為心臟成像獲得每個噪聲指數(shù)。因為使用BMI作為變量的函數(shù)來執(zhí)行管電流的確定，因此可以獲得適合于患者的構(gòu)造或體型的管電流。因為所述函數(shù)作為BMI的多項式方程給出，因此容易將所述函數(shù)存儲到存儲器中。因為多項式方程的每個系數(shù)是指數(shù)函數(shù)，因此可以確定適合于指數(shù)的管電流。根據(jù)本發(fā)明，在一種設(shè)置X射線CT裝置的X射線管電流的方法中，測量通過受檢者的初步成像獲得的圖像噪聲，所述受檢者的初步成像是在受檢者的實際成像之前進行的，并且設(shè)置在實際成像時的X射線管電流，該實際成像時的X射線管電流是基于在初步成像時的X射線管電流、和初步成像時的噪聲測量值與每個圖像噪聲相關(guān)指數(shù)之間的比率而確定的。因此，可以確定X射線CT裝置進行的心臟成像時的管電流，這樣圖像噪聲變得穩(wěn)定。因為成像對應(yīng)于血管造影術(shù)成像，因此可以獲得冠狀圖像。因為噪聲位于上升主動脈的中央部分，因此適合于為心臟成像獲得每個噪聲指數(shù)。


圖1是顯示X射線CT裝置的結(jié)構(gòu)圖，該X射線CT裝置使用對應(yīng)于執(zhí)行本發(fā)明的最佳實施例的其中一個實例的管電流確定方法。圖2是說明X射線CT裝置的結(jié)構(gòu)圖，該X射線CT裝置使用對應(yīng)于執(zhí)行本發(fā)明的最佳實施例的其中一個實例的管電流確定方法。圖3是描述了 X射線放射/檢測設(shè)備的結(jié)構(gòu)圖。圖4是顯示X射線檢測器的X射線入射平面的結(jié)構(gòu)圖。
具體實施例方式以下將參考附圖來闡述執(zhí)行本發(fā)明的最佳實施例。順帶說明，本發(fā)明并不限于用于執(zhí)行本發(fā)明的最佳實施例。X射線CT裝置的一個典型構(gòu)造如圖1所示。在該裝置中使用了用于執(zhí)行本發(fā)明的最佳實施例的一個示例性實例的管電流確定方法。
如圖1所示，本發(fā)明的裝置具有起重機架100，工作臺200和操作員控制臺300。起重機架100借助X射線放射/檢測設(shè)備110來掃描由工作臺200支撐的受檢者10，以便搜集或采集多個視圖的投影數(shù)據(jù)并將該數(shù)據(jù)輸入到操作員控制臺300。操作員控制臺300基于從起重機架100輸入的投影數(shù)據(jù)執(zhí)行圖像重建，并在顯示器302上顯示重建的圖像。該圖像重建是由位于操作員控制臺300中的專用計算機執(zhí)行的。操作員控制臺300設(shè)置X射線管的管電流。該X射線管電流是由位于操作員控制臺300中的對應(yīng)專用計算機(X射線管電流設(shè)置單元301)設(shè)置的。順帶說明，X射線管電流的設(shè)置細(xì)節(jié)將在下面介紹。操作員控制臺300還控制起重機架100和工作臺200的操作。它們的控制是由位于操作員控制臺300中的專用計算機執(zhí)行的。起重機架100在操作員控制臺300的控制下根據(jù)預(yù)定掃描條件執(zhí)行掃描，工作臺200執(zhí)行受檢者10的定位以便掃描預(yù)定區(qū)域。受檢者10的定位是借助于內(nèi)置位置調(diào)整機械裝置、通過調(diào)整工作臺頂部202的高度以及支架204在水平方向上在工作臺頂部移動的距離而進行的。軸向掃描可以通過在支架204已經(jīng)停止的狀態(tài)下通過執(zhí)行掃描而完成。電影掃描可以通過連續(xù)執(zhí)行軸向掃描而進行。螺旋掃描可以通過當(dāng)支架204連續(xù)移動時連續(xù)執(zhí)行多次掃描而進行的。簇掃描可以通過當(dāng)支架204間歇地移動時每次停止位置執(zhí)行掃描而完成。對工作臺頂部202的高度的調(diào)整是通過圍繞支撐柱206到基底208的附連部分來擺動支撐柱206而執(zhí)行的。工作臺頂部202通過支撐柱206擺動而被垂直和水平放置。支架204沿著水平方向在工作臺頂部202上移動，以便抵償工作臺頂部202的水平位移。根據(jù)掃描條件，在起重機架100已經(jīng)傾斜的狀態(tài)中完成掃描。起重機架100的傾斜是由內(nèi)置傾斜機械裝置實施的。順帶說明，工作臺200可以是基于其中工作臺頂部202相對于基底208上下移動的系統(tǒng)的工作臺，如圖2所示。工作臺頂部202的上升是由內(nèi)置提升機械裝置實施的。在工作臺200中并沒有出現(xiàn)使用其提升機械裝置的工作臺頂部202的水平移動。X射線放射/檢測設(shè)備110的結(jié)構(gòu)通常如圖3所示。該X射線放射/檢測設(shè)備110 通過使用X射線檢測器150檢測從X射線管130的焦點132放射的X射線134。X射線134通過未示出的準(zhǔn)直器形成，并且假設(shè)為錐面光束或扇形射束X射線。X 射線管130的管電流由操作員控制臺300控制。X射線檢測器150具有X射線入射平面152，X射線入射平面152以2維為基礎(chǔ)、 對應(yīng)于X射線的擴展而展開。X射線入射平面152彎曲以便構(gòu)成圓柱體的一部分。圓柱體的中心軸穿過焦點132。X射線放射/檢測設(shè)備110圍繞著拍攝或成像的中心(即，等角點0的中心軸)而旋轉(zhuǎn)。中心軸平行于由X射線檢測器150形成的局部圓柱體的中心軸。假設(shè)旋轉(zhuǎn)的中心軸方向作為ζ方向，等角點0和焦點132連接的方向作為y方向， 垂直于ζ和y的方向作為χ方向。這些x，y和ζ軸成為了以ζ軸作為中心軸的旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系統(tǒng)的三個軸。X射線檢測器150的X射線入射平面152的平面圖通常如圖4所示。X射線入射平面152包括2維安排于χ和ζ方向的檢測維小格154。也就是說，X射線入射平面152被配置為檢測小格154的2維陣列。順帶說明，當(dāng)使用扇形X射線時，X射線入射平面152可以被配置為檢測小格154的1維陣列。每個單獨的檢測小格154構(gòu)成了 X射線檢測器150的檢測通道。因此，X射線檢測器150起到多通道X射線檢測器的作用。例如，檢測小格154由閃爍器和光電二極管的結(jié)合構(gòu)成。替換地，檢測小格154由兩個表面具有電極的半導(dǎo)體組成。例如，CZT (碲化鎘鋅) 被用作半導(dǎo)體。順帶說明，檢測小格154并不限于這些，CdT (碲化鎘)或HgI2 (碘化汞)也可以用作半導(dǎo)體。通過使用這樣的半導(dǎo)體，每個光子可以被有效地轉(zhuǎn)換成電信號。將使用實施例來解釋在由本裝置進行的心臟成像時X射線管電流設(shè)置單元301的管電流確定過程。[實施例1]
本實施例將解釋使用BMI確定管電流的實例。管電流作為電流的時間產(chǎn)物給出，并且其單位以mAs表達(dá)。作為管電流確定標(biāo)準(zhǔn)，圖像噪聲相關(guān)指數(shù)是相對于重建圖像而定義的。 該指數(shù)對應(yīng)于專用于心臟成像的指數(shù)。該指數(shù)下文中被成為“心臟圖像噪聲指數(shù)=CINI”。 該指數(shù)也簡單地被稱為“噪聲指數(shù)cmi”。該噪聲指數(shù)cmi例如由每個像素值的標(biāo)準(zhǔn)偏差
坐坐全A屮
寸寸 口 QQ O確定管電流，以便假設(shè)該電流使得能夠拍攝具有與對應(yīng)噪聲指數(shù)cmi相一致噪聲的圖像。要被記錄下的圖像噪聲對應(yīng)于在上升主動脈的中央部分的圖像噪聲。通過該中央部分的圖像噪聲與噪聲指數(shù)cmi —致的方式來確定管電流?；陬A(yù)定關(guān)系表達(dá)式執(zhí)行管電流的確定。該關(guān)系表達(dá)式是從心臟成像的過去實際數(shù)據(jù)中遞規(guī)方式確定的。也就是說，圖像噪聲與期望的噪聲指數(shù)cmi —致的分組是從許多通過過去成像獲得的心臟圖像中提取的，并且確定了患者的組織或體型與管電流之間的關(guān)系。下文中，該期望的噪聲指數(shù)CINI也稱為“期望的噪聲指數(shù)(DNI)”。身體質(zhì)量指數(shù)(BMI) 用作患者體型的指數(shù)。該BMI對應(yīng)于通過將以千克表達(dá)的重量除以以米表達(dá)的身高平方所獲得的值。BMI和管電流之間的關(guān)系將用以下多項式方程表達(dá)。
ffAs = aC + βΙμΒΜΙ + 32μ3Κ1Λ2 + β3μ3ΚΙΛ3 + …Π)在該多項式方程中每一項的系數(shù)ai (其中i=l，2，3…)通過擬和(fitting)等指定。當(dāng)多個期望的噪聲指數(shù)DOT被定義時，BMI和管電流之間的相關(guān)性分別相對于期望的噪聲指數(shù)DNI確定。因此，獲得如下概括的BMI的多項式方程
在該多項式方程中，系數(shù)bi (DNI)成為期望的噪聲指數(shù)DNI的函數(shù)。
這種關(guān)系表達(dá)式已經(jīng)被存儲在操作員控制臺300的存儲器中。操作員控制臺300 使用該關(guān)系表達(dá)式在心臟成像時確定管電流。也就是說，操作員控制臺300從由操作員輸入的每個患者的身體高度和重量來計算身體質(zhì)量指數(shù)BMI，并將BMI以及由操作員指定的期望噪聲指數(shù)IMI代入到關(guān)系表達(dá)式中，從而計算管電流。操作員控制臺300對管電流的計算值影響著與掃描條件(諸如掃描速度、螺旋螺距等等)對應(yīng)的縮放比率，以便確定適用于掃描條件的管電流并使用該管電流執(zhí)行心臟成像。在該管電流下拍攝或成像的圖像在圖像噪聲中變得恒定，即使對于患者的任何體型都是如此。因此可以將每個圖像的質(zhì)量穩(wěn)定并容易且精確地執(zhí)行X射線診斷解釋。[實施例2]
本實施例將解釋基于初步成像的噪聲測量結(jié)果而確定管電流的實例。當(dāng)實施冠狀血管造影術(shù)成像時，在實際成像之前執(zhí)行使用少量造影劑的初步成像，以便為了對比的目的檢查定時等等。在該情況下，可以使用初步成像的結(jié)果來確定管電流。利用初步成像的結(jié)果來確定管電流是使用下面的等式執(zhí)行的
irAs <c = k (pitch) * (Nb/Nc| Λ2* (Τ (b) /T (c) ■ fb} ... !3)
其中Nb 由初步成像獲得的圖像噪聲，Tb 初步成像時的切片厚度，mAs(b)初步成像時的管電流。此外，Nc表示由實際成像獲得的圖像的期望噪聲指數(shù)，Tc表示在實際成像時的切片厚度，mAs(c)表示實際成像時的管電流。k(pitch)表示掃描模式系數(shù)并用來執(zhí)行在電影掃描中執(zhí)行的初步成像和在螺旋掃描中執(zhí)行的實際成像之間的轉(zhuǎn)換。順帶說明，圖像噪聲就是造影劑濃度達(dá)到峰值時的狀態(tài)下的噪聲。如本等式所表達(dá)的，實際成像時的管電流mAs(c)是將初步成像時的管電流 mAs(b)乘以掃描模式系數(shù)k(pitch)，再乘以由初步成像獲得的圖像噪聲的測量值Nb和由實際成像獲得的圖像噪聲相關(guān)指數(shù)Nc之間的比率的平方，再乘以初步成像時的切片厚度 Tb和實際成像時的切片厚度Tc之間的比率而確定的。在這樣的管電流下拍攝或成像的圖像在圖像噪聲中變得恒定，即使對于患者的任何體型都是如此。因此可以將每個圖像的質(zhì)量穩(wěn)定并容易、精確地執(zhí)行X射線診斷解釋。
權(quán)利要求
1.一種X射線CT裝置，包括具有X射線管的X射線放射/檢測設(shè)備，和檢測從X射線管施加的X射線的X射線檢測器；噪聲測量單元，所述噪聲測量單元測量通過受檢者的初步成像獲得的圖像噪聲，所述受檢者的初步成像是在受檢者的實際成像之前進行的；和設(shè)置在實際成像時X射線管電流的X射線管電流設(shè)置單元，該實際成像時X射線管電流是基于在初步成像時的X射線管電流、和在初步成像時的噪聲測量值與圖像噪聲相關(guān)指數(shù)之間的比率這二者確定的。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的X射線CT裝置，其中所述X射線管電流設(shè)置單元設(shè)置在對受檢者的心臟成像時的X射線管電流。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的X射線CT裝置，其中所述X射線管電流設(shè)置單元設(shè)置在執(zhí)行受檢者的心臟血管造影成像時的X射線管電流。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的X射線CT裝置，其中該噪聲位于上升主動脈的中央部分。
5.一種設(shè)置X射線CT裝置的X射線管電流的方法，該方法包括以下步驟測量通過受檢者的初步成像獲得的圖像噪聲，所述受檢者的初步成像是在受檢者的實際成像之前進行的；和設(shè)置在實際成像時的X射線管電流，該實際成像時的X射線管電流是基于在初步成像時的X射線管電流、和在初步成像時的噪聲測量值與圖像噪聲相關(guān)指數(shù)之間的比率這二者確定的。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，還包括在受檢者的心臟成像時設(shè)置X射線管電流的步馬聚ο
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括在執(zhí)行受檢者的心臟血管造影成像時設(shè)置X射線管電流的步驟。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中該噪聲位于上升主動脈的中央部分。
全文摘要
本發(fā)明確定由X射線CT裝置進行心臟成像時的管電流，以這樣的方式，圖像噪聲變得恒定。當(dāng)心臟被X射線CT裝置成像時，一旦確定了X射線管的管電流，就基于圖像噪聲相關(guān)指數(shù)和受檢者的BMI來確定管電流。該噪聲位于上升主動脈的中央部分。使用BMI作為變量的函數(shù)來確定管電流。該函數(shù)以BMI多項式方程的形式給出。該多項式方程的每個系數(shù)都是指數(shù)函數(shù)。
文檔編號A61B6/03GK102512191SQ20111033363
公開日2012年6月27日 申請日期2007年12月28日 優(yōu)先權(quán)日2007年12月28日
發(fā)明者李劍穎 申請人:Ge醫(yī)療系統(tǒng)環(huán)球技術(shù)有限公司