CN107110796A - 具有恒定能量间隔的能量成像 - Google Patents

Abstract

本发明人已经认识到(在“双重能量”或“快速kV”能量扫描过程中)高kV电平与低kV电平之间的下降时间与HV(高压)电容的放电相关联。在本发明的实施例中，可以在从第一能量级到第二能量级的下降跃迁过程中激活高压发生器，从而基本上保持预定下降跃迁时间。相应地，可以实现基本相等的高kV电平与低kV电平之间的能量分布。

Description

具有恒定能量间隔的能量成像

相关申请的交叉引用

这一根据专利合作条约(PCT)提交的国际专利申请要求2015年3月16日提交的美国申请No.14/658,913和2014年12月30日提交的美国申请No.62/098,001的优先权，通过引用将它们全文并入本文。

技术领域

本发明主要上涉及成像系统，更具体而言涉及用于成像系统的高压发生器。

背景技术

计算机断层扫描(CT)是一种X射线医疗成像过程，其使得可以使用围绕患者或对象采集的多幅二维(2D)图像来获得该患者或对象的三维(3D)图像。在CT中，已知使用双重能量成像通过利用在不同电压/能量级(“低kV”和“高kV”)上对患者或对象所做的两次扫描来获得物质特征和/或减少伪像。

在围绕患者或对象的单次旋转当中，高压发生器在“低kV”和“高kV”之间切换，从而分别从X射线管发射低能X射线和高能X射线。高压发生器通常可以(例如)在大约70到100千伏(kV)的低kV和大约120到150kV的高kV之间切换。所发射的低能x射线和高能x射线在由患者或对象衰减后照射到辐射探测器的阵列上。之后，可以对x射线的强度进行处理，以生成图像。

为了在单次旋转当中完成双重能量扫描，高压发生器必须快速地在低kV和高kV之间切换。这样的快速切换通常可以在10μs和30μs之间执行，但还是希望取得更快的时间。但是，高压发生器通常包含高压(HV)电容，其可能包括滤波电容器和/或寄生电容(例如，来自于高压线缆)。结果，高kV与低kV之间的下降时间与HV电容的放电有关。在典型的CT系统当中，管电流通常可能是由HV电容放电产生的电流的最大部分。

在CT当中，还经常希望对高压发生器提供的管电流进行调制，从而针对身体的不同部分或者不同尺寸的对象调整x射线曝光度。这有助于避免在数据采集过程中对患者或对象过度曝光或者曝光不足。

但是，在双重能量扫描过程中，例如，在高kV时间内对管电流进行调制将使得在周期之间的高kV和低kV之间的下降时间不同(不一致)。这反过来又导致建立在高kV时间内传送的能量与低kV时间内传送的能量之间的不合需要的不均衡的能量间隔(energyseparation)。换言之，在双重能量扫描过程中调制管电流可能导致不理想的波形，其可能影响有效重构扫描图像的能力。

此外，HV电容可以在时间上发生变化，例如，作为温度的函数而变化。其还可能建立起不同的、不一致的下降时间，尤其是与可能已经在不同的温度上进行的任何校准相比。

因此，希望提供一种改进的高压发生器，其将在采用管电流调制的双重能量扫描过程中提供大体恒定的高kV时间与低kV时间之间的能量间隔。此外，还希望提供一种改进的高压发生器，其可以在以不同的环境条件执行的双重能量扫描过程中提供基本等同的高kV时间与低kV时间之间的能量间隔。

发明内容

本发明人已经认识到能量级之间的下降时间，例如，在高kV电平与低kV电平之间(在“双重能量”或“快速kV”能量扫描过程中)或者在多能量扫描过程中，与HV(高压)电容的放电相关联。在本发明的实施例中，可以在从第一能级到第二能级的下降跃迁过程中激活高压发生器，从而基本上保持预定下降跃迁时间。相应地，可以实现基本相等的高kV电平与低kV电平之间的能量分布，从而使CT重构算法能够更加有效地重构扫描图像。

因而，具体而言，本发明在一个实施例中可以提供一种用于X射线成像的控制系统。高压发生器可以被配置成为X射线源提供第一电压电平和第二电压电平，以供提供能量扫描。X射线源可以被配置为接收所述第一电压电平和第二电压电平。控制器可以与所述高压发生器和X射线源通信。控制器可以被配置为激活高压发生器以供应均衡电流，从而基本上保持从第一电压电平到第二电压电平的恒定下降时间。

而且，一种用于X射线成像的方法可以包括：(a)提供用于提供能量扫描的高电压电平和低电压电平；(b)提供接收高电压电平和低电压电平的X射线源；以及(c)提供均衡电流从而基本上保持从高电压电平到低电压电平的恒定下降时间。

而且，一种CT成像系统可以包括：扫描架；被配置为提供用于提供能量扫描的第一电压电平和第二电压电平的高压发生器；设置在所述扫描架上的X射线源，所述X射线源被配置为接收所述第一电压电平和第二电压电平；以及与所述高压发生器和X射线源通信的控制器。所述控制器可以被配置为激活高压发生器以提供均衡电流修改HV电容的放电，从而基本上保持从第一电压电平到第二电压电平的恒定下降时间。

附图说明

图1是根据本发明的实施例的示例性CT成像系统的示意图；

图2是图1所示的系统的方框图；

图3是用于图1和图2的系统的X射线发生器系统和X射线源的简化示意图；

图4是说明来自于图4的X射线发生器系统的管电流调制的曲线图。

图5是说明低能级(低kV)和高能级(高kV)之间的周期性切换连同管电流调制导致了变化的能量间隔的能量扫描的曲线图；以及

图6是说明根据本发明的实施例的能量扫描的曲线图，在该能量扫描中，图5的X射线发生器系统被控制为通过管电流调制在低能级(低kV)和高能级(高kV)之间周期性地切换，从而大体保持恒定的能量间隔。

图7是图3的X射线发生器系统和X射线源的简化示意图。

具体实施方式

现在参考图1，示例性计算机断层扫描(CT)成像系统10被示为包括可以代表“第三代”CT扫描仪的扫描架12。扫描架12包括X射线源14，其将X射线16的多色射束(polychromatic beam)朝向处于扫描架12的相对侧的探测器组件18投射。通常，准直器可以是探测器组件18的构成部分。如图2所示，探测器组件18可以是由多个探测器20和数据采集系统(DAS)32形成的。多个探测器20感测穿过患者22或对象的投射X射线，DAS 32将对应的数据转换成数字信号，以供后续处理。每一探测器20生成模拟电信号，其表示入射的X射线束的强度，并因而表示穿过患者22而发生衰减的射束强度。在用以采集X射线投射数据的扫描过程中，扫描架12以及安装于其上的部件围绕旋转中心24旋转。

扫描架12的旋转和X射线源14的操作由CT系统10的控制机构26掌控。控制机构26包括向X射线源14(X射线管)提供电力和定时信号的X射线发生器系统28以及控制扫描架12的旋转速度和位置的扫描架电动机控制器30。图像重构器34从DAS 32接收采样和数字化的X射线数据，并执行高速重构。所述重构图像作为计算机36的输入被存储在大容量存储装置38内。

计算机36还经由控制台40接收来自操作者的命令和扫描参数，控制台40具有某种形式的操作者接口，例如，键盘、鼠标、话音激活控制器或者任何其他合适输入设备。相关显示器42允许操作者观察来自计算机36的重构图像以及其他数据。计算机36使用操作者提供的命令和参数向DAS 32、X射线发生器系统28和扫描架电动机控制器30提供控制信号和信息。此外，计算机36还对工作台电动机控制器44进行操作，工作台电动机控制器44对机动化工作台46加以控制，从而对患者22和扫描架12进行定位。具体而言，机动化工作台46可用于使患者22完全或者部分地移动穿过扫描架开口48，如图1所示。

现在参考图3，其示出了包括图1和图2的系统的X射线发生器和X射线源的系统49的简化图。系统49包括被配置为向X射线源14提供电力和定时信号的高压发生器50(管电压)。X射线源14继而提供可以调制的管电流生成。与高压发生器50和X射线源14通信的控制器54提供关于由高压发生器50提供的管电压和由X射线源14提供的管电流的控制。例如，可以通过改变X射线源14的丝极(filament)的温度和/或调制X射线管内的电场而对管电流进行调制。

另外参考图5，例如，对于双重能量扫描而言，控制器54可以相对于X射线源14控制高压发生器50，使之在第一电压/能量级(低kV)56和第二电压/能量级(高kV)58之间切换，从而分别经由X射线源14发射低能量X射线和高能量X射线。高压发生器通常可以(例如)在大约70到100千伏(kV)的低kV和大约120到150kV的高kV之间切换。切换通常也可以在500Hz到25KHz的频率范围内的发生，其上升时间通常在10μs到150μs的范围内，下降时间通常在10μs到300μs的范围内(取决于管电流)。

为了(例如)针对身体的不同部分或者不同尺寸的对象调整X射线曝光度，控制器54可以经由X射线源14控制管电流，以提供管电流调制。另外参考图4，X射线源14可以受到控制，以调制管电流(在根据高压发生器50的电压/能量级上)。具体而言，可以基于改变对受热丝极的控制和/或通过用于调制X射线管14内的电场的电极来控制X射线源14，使其以不同的量释放电子。这样的管电流调制可以有助于在数据采集过程中避免(例如)对患者22过度曝光或者曝光不足。

为了在单次旋转中完成双重能量扫描，控制器54对高压发生器50加以控制，使之在第一电压/能量级(低kV)56和第二电压/能量级(高kV)58之间快速切换。在某些时间上，控制器54还对X射线源14加以控制，从而在不同管电流之间对管电流进行调制。例如，如图4和图5所示，对于患者22的较为宽阔的截面区域而言，高压发生器50可以在第一周期62内在第一电压/能量级(低kV)56和第二电压/能量级(高kV)58之间切换(可能多次)，与此同时X射线源14受到控制，从而按照第一(较大)量提供管电流。之后，对于患者22的较为狭窄的截面区域而言，高压发生器50可以在第二周期64内继续在第一电压/能量级(低kV)56和第二电压/能量级(高kV)58之间切换(或许很多次)，与此同时X射线源14受到控制，从而按照第二(较小)量提供管电流。

重新参照图3，系统49还包括关于X射线源14的高压(HV)电容70。HV电容70可以表示滤波电容器和/或寄生电容(例如，来自于高压线缆)。

再次参考图5，本发明人已经认识到在管电流调制过程中高kV和低kV之间的下降时间80a和80b与HV电容70的放电相关联。例如，在X射线源14受到控制从而以第一(较大)量提供管电流的第一下降时间80a内，第一下降时间80a可以具有更快的下降时间(更加陡峭的斜率)。然而，在X射线源14受到控制从而以第二(较小)量提供管电流的第二下降时间80b内，第二下降时间80b可以具有更慢的下降时间(缓和的斜率)。这些不同(不一致)的下降时间建立了不希望出现的不均衡的，高kV时间82内传送的能量(在低kV到高kV间隔中点84之上)与低kV时间86内传送的能量(在低kV到高kV间隔中点84之下)之间的能量间隔。

为了提供基本上相等的高kV时间内传送的能量与低kV时间内传送的能量之间的能量间隔，高压发生器50在较快的下降时间(例如，第一下降时间)内被激活，以供应均衡电流90，从而借助于高压电容电流91修改或者放慢HV电容70放电。可以通过经由高压发生器50供应管电流的一部分而提供均衡电流90。通过供应均衡电流90以使HV电容70的放电放慢，可以使较快下降时间(例如，第一下降时间80a)减慢到与较慢下降时间(例如，第二下降时间80b)一致。如文中使用的，“均衡”是指电流的量足以使HV电容70的放电放缓，从而将下降时间80a和80b均衡为在各周期之间基本恒定。优选地，均衡电流90使下降时间80a和80b等于可以对应于管电流的最小值的最大下降时间80b。

现在参考图6，在第三下降时间80c(其可以对应于提供较大的电流量的管电流)内，高压发生器50被激活，以提供对HV电容70的放电进行修改或使之放缓的均衡电流90。之后，在第四下降时间80d(其可以对应于提供较小的电流量的管电流，优选对应于提供最小的电流量的管电流)内，高压发生器50不提供均衡电流90。但是，作为高压发生器50在第三下降时间80c内提供均衡电流90的结果，第三下降时间80c被减慢，从而与第四下降时间80d基本匹配。因此，高压发生器50被控制以提供均衡电流90，由此基本上保持恒定的下降时间。因此，技术效果在于将提供基本等同的高kV时间92内传送的能量(在低kV到高kV间隔中点84之上)与低kV时间96内传送的能量(在低kV到高kV间隔中点84之下)之间的能量间隔。

现在参考图7，其提供了图3的X射线发生器系统和X射线源的简化示意图。对于双重能量扫描而言，控制器54相对于X射线源14对高压发生器50加以控制，使之在第一电压/能量级(低kV)56和第二电压/能量级(高kV)58之间切换，从而分别经由X射线源14发射低能X射线和高能X射线。高压发生器50通常可以(例如)在大约70到100千伏(kV)的低kV和大约120到150kV的高kV之间切换。切换通常也可以以处于500Hz到25KHz的范围内的频率发生，其上升时间通常处于10μs到150μs的范围内，下降时间通常处于从10μs到300μs的范围内(取决于管电流)。

为了(例如)针对身体的不同部分或者不同尺寸的对象调整X射线曝光度，控制器54可以控制X射线源14，以提供管电流调制。接着，X射线源14调制管电流100(在根据高压发生器50的电压/能量级上)。具体而言，X射线源14的X射线管丝极102可以基于对丝极102的变化的控制按照变化的量向X射线管阳极106释放电子104。这样的管电流调制可以有助于(例如)在数据采集过程中降低对患者22的X射线曝光度。

高压(HV)电容70可以包括高压发生器电容110(由高压发生器50产生的)、高压电缆电容112和/或高压管电容114(由X射线源14产生的)。还可能包含用于对低kV和高kV滤波的额外滤波电容。

本发明的备选方面可以包括采用两个以上的能量级提供能量扫描。例如，高压发生器可以类似地在从第三能量级(高kV′)向第二能量级(高kV)，从第四能量级(高kV″)向第三能量级(高kV′)等下降跃迁过程中受到激活。高压发生器的此类激活可以允许在各能量级之间保持预定的下降跃迁时间。而且，可以在无需管电流调制(例如，为了降低校准要求)的情况下根据本发明的各个方面实现预定下降跃迁时间。这些备选方面处于本发明的范围内。

这一书面的文字说明采用例子公开了本发明，包括最佳模式，而且也使本领域技术人员能够实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统以及执行任何所结合的方法。本发明的可取得专利权的范围是由权利要求界定的，其可以包括本领域技术人员可以想到的其他例子。意在使这样的其他例子落在权利要求的范围内，只要它们具有的结构单元不与权利要求的文字措辞存在区别，或者它们包括等同的结构单元，所述结构单元与权利要求的文字措辞没有实质性差异即可。

Claims (18)

1.一种用于X射线成像的控制系统，包括：

高压发生器，配置为提供至少第一电压电平和第二电压电平以用于提供能量扫描电平电平；

X射线源，被配置为接收所述第一电压电平和第二电压电平；以及

控制器，与所述高压发生器和X射线源通信，其中，所述控制器被配置为激活所述高压发生器以提供均衡电流，从而基本维持从从所述第一电压电平到第二电压电平的恒定的下降时间。

2.根据权利要求1所述的控制系统，其特征在于，所述恒定下降时间根据所述X射线源提供最低管电流的下降时间来确定。

3.根据权利要求1所述的控制系统，其特征在于，所述均衡电流修改高压(HV)电容的放电。

4.根据权利要求3所述的控制系统，其特征在于，所述HV电容包括高压电缆电容。

5.根据权利要求3所述的控制系统，其特征在于，所述HV电容包括高压发生器电容和高压管电容。

6.根据权利要求1所述的控制系统，其特征在于，所述第一电压电平大于120kV。

7.根据权利要求1所述的控制系统，其特征在于，所述第二电压电平低于100kV。

8.根据权利要求1所述的控制系统，其特征在于，所述高压发生器提供第三电压电平，并且所述控制器被配置为激活所述高压发生器供应均衡电流，从而基本上保持恒定的从第三电压电平到第二电压电平的下降时间。

9.一种用于X射线成像的方法，包括：

(a)提供用于提供能量扫描的第一电压电平和第二电压电平；

(b)提供接收所述第一电压电平和第二电压电平并对管电流进行调制的X射线源；以及

(c)提供均衡电流，从而基本上保持从第一电压电平到第二电压电平的恒定下降时间。

10.根据权利要求9所述的方法，还包括根据提供最低管电流的下降时间确定所述恒定下降时间。

11.根据权利要求9所述的方法，还包括由所述均衡电流修改高压(HV)电容的放电。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述HV电容包括高压电缆电容。

13.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，所述HV电容包括高压发生器电容和高压管电容。

14.根据权利要求9所述的方法，还包括提供第三电压电平，以及提供均衡电流从而基本上保持恒定的从第三电压电平到第二电压电平的下降时间。

15.一种CT成像系统，包括：

扫描架；

被配置为提供用于提供能量扫描的第一电压电平和第二电压电平的高压发生器；

设置在所述扫描架上的X射线源，所述X射线源被配置为接收所述第一电压电平和第二电压电平；以及

与所述高压发生器和X射线源通信的控制器，

其中，所述控制器被配置为激活所述高压发生器提供均衡电流以修改HV电容的放电，从而基本上保持从第一电压电平到第二电压电平的恒定下降时间。

16.根据权利要求15所述的CT成像系统，其特征在于，所述恒定下降时间是根据所述X射线源提供最低管电流的下降时间确定的。

17.根据权利要求15所述的CT成像系统，其特征在于，所述HV电容包括高压电缆电容。

18.根据权利要求17所述的CT成像系统，其特征在于，所述HV电容包括高压发生器电容和高压管电容。