CN117179799A - 用于计算机断层摄影的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了用于提高计算机断层摄影(CT)图像质量的方法和系统。在一个实施方案中，一种用于光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的方法包括：跨一个或多个视图和/或在一个或多个视图内调整该PCCT系统的X射线管输出电流，该电流在第一电流和第二电流之间调整，该第一电流高于该第二电流(706,708)；对于由该PCCT系统扫描的该一个或多个视图中的视图，在该第一电流下将第一堆积校正应用于该PCCT系统的检测器阵列的每个检测器处的第一光子计数输出，该第一堆积校正基于在该第二电流下应用于每个检测器处的第二光子计数输出的第二堆积校正来计算(814,918)；以及基于经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数重建图像(718)。

Description

用于计算机断层摄影的系统和方法

技术领域

本文所公开的主题的实施方案涉及成像系统和方法，并且更具体地，涉及计算机断层摄影(CT)成像系统中的自动电流调制。

背景技术

在计算机断层摄影(CT)成像系统中，由阴极生成的电子束指向X射线管内的靶。由与靶碰撞的电子产生的扇形或锥形X射线束指向受检者，诸如患者。在被对象衰减之后，X射线撞击X射线检测器阵列，从而生成图像。可以通过使用光子计数CT(PCCT)来提高CT图像的质量，其中X射线检测器是光子计数检测器，并且对光子进行计数以提供光谱信息。自动曝光控制(AEC)可以与PCCT结合使用，其中逐个视图地调整X射线管输出电流以最小化施加到患者的辐射剂量，同时跨患者的扫描范围保持恒定的图像质量。

然而，对于PCCT系统，由于光子计数检测器的能力有限，光子堆积可能在较高的输入计数速率下发生。因此，光子计数检测器的输出必须针对堆积效应进行校正。对不同堆积量的校正可能难以准确地执行。根据正在扫描的解剖区域的尺寸和密度，堆积可发生在不同的检测器处。例如，当扫描患者时施加大量电流时，在接收被患者衰减的X射线束的检测器处可能不发生堆积，而在接收未被患者衰减(例如，穿过患者的狭窄部分或皮纹线周围)的X射线束的检测器处可能发生堆积。因此，跨多个不同的检测器应用堆积校正可产生不一致的结果，从而降低由PCCT系统采集的图像的质量。

发明内容

本公开通过一种用于光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的方法至少部分地解决了上述问题中的一个或多个问题，该方法包括：在受检者的扫描期间，跨一个或多个视图和/或在一个或多个视图内调整PCCT系统的X射线管输出电流，该电流在第一电流和第二电流之间调整，第一电流高于第二电流；对于由PCCT系统扫描的一个或多个视图中的视图，在第一电流下将第一堆积校正应用于PCCT系统的检测器阵列的每个检测器处的第一光子计数输出，该第一堆积校正基于在第二电流下应用于每个检测器处的第二光子计数输出的第二堆积校正来计算；以及基于经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数重建图像，并且将图像输出到PCCT系统的显示设备。以这种方式，针对较低光子计数的检测器计算的堆积校正可用于引导针对较高光子计数的检测器处的堆积校正，并且可基于每个经校正的光子计数来重建图像。由于堆积行为随着入射光子速率的增加而变得更加难以补偿，因此通过使用在较低光子计数下计算的堆积校正来校正光子计数较高时的堆积，可以提高所重建的图像的质量。

在一些示例中，可以在第一视图中施加第一较高电流，可以在第二视图中施加第二较低电流，并且可以使用针对第二视图中的每个检测器计算的第一堆积校正来引导针对第一视图中的每个检测器计算的第二堆积校正(例如，视图到视图电流调制)。在其他示例中，可以在视图的第一部分中施加第一较高电流，可以在视图的第二部分中施加第二较低电流，并且可以使用针对第二部分中的每个检测器计算的第一堆积校正来引导针对第一部分中的每个检测器计算的第二堆积校正(例如，视图内电流调制)。然后可以对视图的第一部分和第二部分中的每个检测器的经校正的光子计数求和，以生成视图的每个检测器的总光子计数。在又一些示例中，视图到视图电流调制和视图内电流调制可以被组合以提高堆积校正的准确度以及所得的重建图像的质量。

在单独或与附图联系时，本说明书的以上优势以及其他优势和特征将从以下具体实施方式中显而易见。应当理解，提供以上发明内容是为了以简化的形式介绍在具体实施方式中进一步描述的概念的选择。这并不意味着识别所要求保护的主题的关键或必要特征，该主题的范围由具体实施方式后的权利要求书唯一地限定。此外，所要求保护的主题不限于解决上文或本公开的任何部分中提到的任何缺点的实施方式。

附图说明

通过阅读以下详细描述并且参考附图，可以更好地理解本公开的各个方面，其中：

图1示出了根据本公开的一个或多个实施方案的计算机断层摄影(CT)成像系统的绘画视图；

图2示出了根据本公开的一个或多个实施方案的示例性CT成像系统的示意性框图；

图3是根据本公开的一个或多个实施方案的PCCT系统的示例性检测器阵列的示意图；

图4示出了根据本公开的一个或多个实施方案的在扫描受检者期间指向光子计数检测器的PCCT系统的射线；

图5示出了例示根据本公开的一个或多个实施方案的光子堆积曲线的曲线图；

图6示出了例示根据本公开的一个或多个实施方案的施加到根据AEC的PCCT系统的X射线源的电流的调制曲线的曲线图；

图7是示出根据本公开的一个或多个实施方案的用于将堆积校正应用于来自根据AEC的PCCT系统的光子计数监测器的读数的示例性方法的流程图；

图8是示出根据本公开的一个或多个实施方案的用于使用由PCCT系统采集的视图之间的电流调制来校正堆积行为的示例性方法的流程图；

图9是示出根据本公开的一个或多个实施方案的用于使用由PCCT系统采集的视图内的电流调制来校正堆积行为的示例性方法的流程图；

图10A是示出基于传统堆积校正方法的光子计数的误差率的第一直方图；并且

图10B是示出根据本公开的一个或多个实施方案的基于所提出的堆积校正方法的光子计数的误差率的第二直方图。

附图示出了所述系统和方法的具体方面。连同以下描述，附图示出并且解释了本文描述的结构、方法和原理。在这些附图中，为了清晰起见，可放大或以其他方式修改部件的尺寸。没有示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作以避免模糊所描述部件、系统和方法的各方面。

具体实施方式

本说明书和本文所公开的主题的实施方案涉及用于提高经由光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统采集的图像质量的方法和系统。通常，在计算机断层摄影(CT)成像系统中，X射线源或X射线管朝对象诸如患者发射扇形束或锥形束。通常，在CT系统中，X射线源和检测器阵列围绕成像平面内的机架并围绕患者旋转，并且图像从在以不同视角的多个视图处的投影数据生成。例如，对于X射线源的一次旋转，可以由CT系统生成1000个视图。束在被患者衰减之后撞击辐射检测器阵列。X射线检测器或检测器阵列通常包括用于准直在检测器处接收的X射线束的准直器、与准直器相邻地设置的用于将X射线转换成光能的闪烁体和用于从相邻闪烁体接收光能并从中生成电信号的光电二极管。在检测器阵列处接收的衰减X射线束辐射的强度通常取决于患者对X射线束的衰减。检测器阵列的每个检测器元件产生单独的电信号，该电信号指示由每个检测器元件接收的衰减束。电信号被传输到数据处理系统供分析。数据处理系统处理电信号以促成生成图像。

此类常规CT成像系统利用将射线照相能量转换成电流信号的检测器，这些电流信号在一段时间内进行积分，然后被测量并且最终被数字化。然而，此类检测器的缺点在于它们无法提供关于所检测的光子的数量和/或能量的数据或反馈。即，由闪烁体发射的光是撞击的X射线的数量和X射线的能量水平两者的函数。光电二极管可能无法区分能量水平或来自闪烁体的光子计数。例如，两个闪烁体可以用相等的强度照射，并且因此向它们各自的光电二极管提供相等的输出。然而，尽管产生相等的光输出，但由每个闪烁体接收的X射线的数量可以不同，并且X射线的强度可以不同。

相反，PCCT检测器可以提供具有高空间分辨率的光子计数和/或能量鉴别反馈。可以使PCCT检测器在X射线计数模式、每个X射线事件的能量测量模式或这两个模式下操作。虽然在直接转换能量鉴别检测器的构造中可以使用多种材料，但半导体已经显示为一种优选的材料。用于这种用途的典型材料包括具有与其附着的多个像素化阳极的碲化锌镉(CZT)、碲化镉(CdTe)和硅(Si)。

然而，直接转换半导体检测器的缺点在于，这些类型的检测器无法对常规CT系统通常遇到的X射线光子通量进行计数。饱和可发生在检测器位置处，其中小的受检者厚度介于X射线检测器与X射线源或X射线管之间。这些饱和区域对应于投影到检测器扇形弧上的受检者的宽度附近或外侧的低受检者厚度的路径。在许多情况下，受检者在对X射线通量的衰减和随后对检测器的入射强度的衰减的效果方面或多或少是圆形或椭圆形的。在这种情况下，饱和区域表示在扇形弧极端处的两个不相交区域。在其他较不典型但非罕见的实例中，饱和发生在其他位置和检测器的多于两个不相交的区域中。

在椭圆形受检者的情况下，可以通过在受检者和X射线源之间强加领结式滤波器来降低扇形弧边缘处的饱和度。滤波器可被配置为以这样的方式匹配受检者的形状，以均衡跨扇形弧的总衰减、滤波器和受检者。入射到检测器的通量于是跨扇形弧相对均匀，并且不会导致饱和。然而，考虑到受检者群体明显不均匀并且形状不是精确的椭圆形，领结式滤波器可能不是最优的。在这种情况下，可能出现一个或多个分开的饱和区域，或者相反地过度过滤X射线通量并且产生非常低通量的区域。投影中的低X射线通量将最终促成受检者的重建图像中的噪声和伪影。

“堆积”是当检测器处的源通量如此之高以至于存在两个或更多个X射线光子在单个像素中在时间上足够接近地沉积电荷包使得它们的信号彼此干扰的不可忽略的可能性时发生的现象。堆积现象有两种一般类型，它们产生的效果有些不同。在第一类型中，两个或更多个事件被足够的时间分开，使得它们被标识为不同的事件，但信号重叠，使得稍后到达的一个或多个X射线的能量的测量的精度降低。这种类型的堆积导致系统的能量分辨率的降低。在第二类型的堆积中，两个或更多个事件到达的时间足够近，以至于系统无法将它们解析为不同的事件。在这种情况下，这些事件被标识为具有它们的能量之和的一个单个事件，并且这些事件在光谱中移位到更高的能量。此外，堆积导致在高X射线通量中计数或多或少明显下降，从而导致检测器量子效率(DQE)损失。

这种堆积可导致检测器饱和，这发生在直接转换传感器中的相对较低的X射线通量水平阈值处。高于这些阈值时，检测器响应是不可预测的，并且降低了剂量利用率，从而导致成像信息丢失，并且导致X射线投影和CT图像中的噪声和伪影。具体地讲，光子计数、直接转换检测器由于与每个X射线光子事件相关联的本征电荷收集时间(即，死区时间)而饱和。当每个像素的X射线光子吸收速率为该电荷收集时间的倒数时，脉冲堆积将导致饱和。

PCCT系统通常具有由比较器确定的一个或多个能量区间，该比较器通常是数据采集系统(DAS)的读数的一部分。对于单区间系统，通常将比较器的一个能量阈值设定为足够高的能量值，使得存在很少的假噪声计数或不存在假噪声计数，但也设定为足够低，使得在读出过程中几乎没有信号X射线的损失。如上所述，由于多个能量事件的堆积，这样的系统受到统计误差和偏差的影响。

具有许多能量区间的系统可以由读出DAS中的多个比较器形成。每个比较器可被设定为触发高于设定能量水平的光子，这导致高于对应的X射线能量水平的光子数量在寄存器上的累积。区间计数可以被加权并且相加在一起以形成具有适合于成像系统的特定信息内容的系统输出。然而，类似于单区间系统，多区间系统由于堆积而经受劣化，从而导致DQE损失。

PCCT系统可以依赖于自动曝光控制(AEC)以跨患者的扫描范围保持恒定的图像质量，同时最小化施加到患者的辐射剂量。利用AEC，对于特定临床任务，基于某个预定义的图像质量度量，逐个视图地调整X射线管输出电流。即，可基于临床任务的需求为每个单独的成像视图施加更高或更低的电流。典型地，当开发用于调整跨不同视图的电流的电流调制设计时，必须校正堆积行为。入射光子速率越大，堆积行为越高，其中从堆积检测器收集的输出光子计数将不遵循相对于由X射线源生成的输入光子计数的线性关系。因此，所采集的图像的质量可以取决于电流调制设计的准确度，电流调制设计的准确度继而可以取决于堆积校正的准确度。

然而，堆积校正的准确度可以取决于堆积行为本身，其中用于较低堆积量的堆积校正可能比用于较高堆积量的堆积校正更加准确。因此，同等地应用于经历较高堆积量的检测器和经历较低堆积量的检测器的堆积校正可能无法准确地补偿在高堆积检测器或低堆积检测器处的堆积。

因此，本文提出了使用不同的电流波形，以使用针对较低堆积测量的堆积校正来引导针对较高堆积测量的堆积校正的方式，将堆积补偿结合到AEC调制中的系统和方法。因为较低堆积量相比于较高堆积量更容易准确地校正，所以使用针对较低堆积测量的堆积校正来引导针对较高堆积测量的堆积校正可以提高总体堆积校正准确度。基于所应用的AEC设计方案和校正算法，可以相对于全电流范围提供更多的线性光子计数。因此，可以更好地实现来自AEC的图像质量目标。

图1和图2中提供了可用于根据本发明技术执行造影扫描的PCCT系统的示例。图3示出了PCCT系统的示例性检测器阵列，其中由X射线源指向受检者的X射线的光子由检测器阵列的检测器计数。光子计数中的堆积可发生在检测器处，其中堆积行为可在不同的检测器处不同，如参考图4所描述的。图5示出了具有示例性堆积行为的曲线图，其中输出光子计数偏离与输入光子计数的线性关系，从而生成堆积曲线。通过遵循图7中所示的方法的一个或多个步骤，可以将堆积校正应用于来自PCCT系统的光子计数检测器的读数。为了校正堆积行为，可以通过遵循图8的方法的一个或多个步骤，根据包括堆积行为的表征的函数来跨PCCT系统的视图调制电流。还可以在视图内调制电流，其中可以在扫描视图的第一部分期间使用低电流，并且可以在扫描视图的第二部分期间使用高电流，并且所得输出光子计数可以被平均以生成经校正的输出计数，如图6中以图形展示并且参考图9的方法所描述的。如关于图10A和图10B中所示的示例所描述的，通过如本文所描述的对堆积进行校正，可以降低光子计数中的误差率。

图1示出了配置用于利用光子计数检测器进行CT成像的示例性PCCT系统100。具体地，PCCT系统100被配置为对受检者112(诸如患者、无生命对象、一个或多个制造部件)和/或外来对象(诸如存在于身体内的牙科植入物、支架和/或造影剂)进行成像。在一个实施方案中，PCCT系统100包括机架102，该机架继而还可包括至少一个X射线源104，该至少一个X射线源被配置为投射X射线辐射束106(参见图2)以用于对躺在检查台114上的受检者112进行成像。具体地，X射线源104被配置为将X射线辐射束106朝向定位在机架102的相对侧上的检测器阵列108投射。尽管图1描绘了单个X射线源104，但在某些实施方案中，可以采用多个X射线源和检测器来投射多个X射线辐射束，以用于在对应于患者的不同能量水平采集投影数据。在一些实施方案中，X射线源104可通过快速峰值千伏电压(kVp)切换来实现双能量宝石能谱成像(GSI)。在本文所描述的实施方案中，所采用的X射线检测器是能够区分不同能量的X射线光子的光子计数检测器。

在某些实施方案中，PCCT系统100还包括图像处理器单元110，该图像处理器单元被配置为使用迭代或分析图像重建方法来重建受检者112的靶体积的图像。例如，图像处理器单元110可以使用诸如滤波反投影(FBP)的分析图像重建方法来重建患者的靶体积的图像。作为另一示例，图像处理器单元110可以使用迭代图像重建方法(诸如高级统计迭代重建(advanced statistical iterative reconstruction,ASIR)、共轭梯度(conjugategradient,CG)、最大似然期望最大化(maximum likelihood expectation maximization,MLEM)、基于模型的迭代重建(model-based iterative reconstruction,MBIR)等等)来重建受检者112的靶体积的图像。如本文进一步所述，在一些示例中，除了迭代图像重建方法之外，图像处理器单元110还可使用分析图像重建方法(诸如FBP)。

在一些CT成像系统配置中，X射线源投射锥形X射线辐射束，该锥形X射线辐射束被准直成位于笛卡尔坐标系的X-Y-Z平面内并且通常被称为“成像平面”。X射线辐射束穿过正在被成像的对象，诸如患者或受检者。X射线辐射束在被对象衰减之后撞击检测器元件阵列。在检测器阵列处接收的衰减X射线辐射束的强度取决于对象对X射线辐射束的衰减。阵列的每个检测器元件生成单独的电信号，该单独的电信号是检测器位置处的X射线束衰减测量。单独地采集来自所有检测器元件的衰减测量值，以产生传输分布。

在一些CT系统中，使用机架使X射线源和检测器阵列在成像平面内围绕待成像的对象旋转，使得X射线束与对象相交的角度不断变化。在一个机架角度下来自检测器阵列的一组X射线辐射衰减测量结果(例如，投影数据)被称为“视图”。对象的“扫描”包括在X射线源和检测器的一次旋转期间在不同的机架角度或视角下制得的一组视图。

图2示出了类似于图1的PCCT系统100的示例性成像系统200。根据本公开的各方面，成像系统200被配置用于对受检者204(例如，图1的受检者112)进行成像。在一个实施方案中，成像系统200包括检测器阵列108(参见图1)。检测器阵列108还包括多个检测器元件202，该多个检测器元件一起感测穿过受检者204(诸如患者)的X射线辐射束106(参见图2)以采集对应投影数据。在一些实施方案中，检测器阵列108可被制造成包括多行单元或检测器元件202的多切片配置，其中检测器元件202的一个或多个附加行被布置成用于采集投影数据的平行配置。

在某些实施方案中，成像系统200被配置为遍历受检者204周围的不同角位置以采集所需的投影数据。因此，机架102和安装在其上的部件可被配置为围绕旋转中心206旋转以用于采集例如不同能量水平下的投影数据。另选地，在相对于受检者204的投影角度随时间的推移变化的实施方案中，所安装的部件可被配置为沿大致曲线而不是沿一段圆周移动。

因此，当X射线源104和检测器阵列108旋转时，检测器阵列108收集衰减X射线束的数据。然后，由检测器阵列108收集的数据经历预处理和校准以对数据进行调节以表示所扫描的受检者204的衰减系数的线积分。经处理的数据通常被称为投影。在一些示例中，检测器阵列108中的单独检测器或检测器元件202可包括光子计数检测器，该光子计数检测器将单独光子的交互寄存到一个或多个能量区间(energy bin)中。

所采集的投影数据集可用于基础材料分解(BMD)。在BMD期间，将所测量的投影转换为一组材料密度投影。可将材料密度投影重建以形成每种相应的基础材料的一对或一组材料密度标测图或图像(诸如骨、软组织和/或造影剂标测图)。密度图或图像可继而相关联以形成对成像体积中的基础材料(例如骨、软组织和/或造影剂)的3D体图像。

一旦重建，由成像系统200产生的基础材料图像就显示出以两种基础材料的密度表示的受检者204的内部特征。可显示密度图像以展示这些特征。在诊断医学病症(诸如疾病状态)，并且更一般地诊断医学事件的传统方法中，放射科医生或医师将考虑密度图像的硬拷贝或显示以辨别感兴趣的特性特征。此类特征可以包括特定解剖结构或器官的病灶、尺寸和形状，以及基于个体从业者的技能和知识应在图像中可辨别的其他特征。

在一个实施方案中，成像系统200包括控制机构208以控制部件的移动，诸如机架102的旋转和X射线源104的操作。在某些实施方案中，控制机构208还包括X射线控制器210，该X射线控制器被配置为向X射线源104提供功率和定时信号。此外，控制机构208包括机架马达控制器212，该机架马达控制器被配置为基于成像要求来控制机架102的旋转速度和/或位置。

在某些实施方案中，控制机构208还包括数据采集系统(DAS)214，该DAS被配置为对从检测器元件202接收的模拟数据进行采样，并将模拟数据转换为数字信号以用于后续处理。DAS 214还可被配置为选择性地将来自检测器元件202的子集的模拟数据聚集到所谓的宏检测器中，如本文进一步描述的。将由DAS 214采样和数字化的数据传输到计算机或计算设备216。在一个示例中，计算设备216将数据存储在存储设备或海量存储装置218中。例如，存储设备218可以是任何类型的非暂态存储器并可包括硬盘驱动器、软盘驱动器、光盘-读/写(CD-R/W)驱动器、数字通用光碟(DVD)驱动器、闪存驱动器，以及/或者固态存储驱动器。

此外，计算设备216向DAS 214、X射线控制器210和机架马达控制器212中的一者或多者提供命令和参数，用于控制系统操作，诸如数据采集和/或处理。在某些实施方案中，计算设备216基于操作员输入来控制系统操作。计算设备216经由操作地耦接到计算设备216的操作员控制台220来接收操作员输入，该操作员输入例如包括命令和/或扫描参数。操作员控制台220可以包括键盘(未示出)或触摸屏，以允许操作员指定命令和/或扫描参数。

虽然图2示出了一个操作员控制台220，但是多于一个操作员控制台可以耦接到成像系统200，例如以用于输入或输出系统参数、请求检查、绘制数据和/或查看图像。此外，在某些实施方案中，成像系统200可以经由一个或多个可配置的有线和/或无线网络(诸如互联网和/或虚拟专用网络、无线电话网络、无线局域网、有线局域网、无线广域网、有线广域网等)耦接到例如在机构或医院内或者处于完全不同位置的本地或远程地定位的多个显示器、打印机、工作站和/或类似设备。

在一个实施方案中，例如，成像系统200包括图片存档和通信系统(PACS)224或耦接到该PACS。在一个示例性具体实施中，PACS 224进一步耦接到远程系统(诸如放射科信息系统、医院信息系统)和/或耦接到内部或外部网络(未示出)，以允许处于不同位置的操作员供应命令和参数和/或获得对图像数据的访问。

计算设备216使用操作员提供的和/或系统定义的命令和参数来操作检查台马达控制器226，该检查台马达控制器又可控制检查台114，该检查台可以是电动检查台。具体地，检查台马达控制器226可以移动检查台114以将受检者204适当地定位在机架102中以采集对应于受检者204的靶体积的投影数据。

如前所述，DAS 214对由检测器元件202采集的投影数据进行采样和数字化。随后，图像重建器230使用所采样和数字化的X射线数据来执行高速重建。虽然图2将图像重建器230示出为单独实体，但在某些实施方案中，图像重建器230可形成计算设备216的一部分。另选地，图像重建器230可以不存在于成像系统200中，并且替代地计算设备216可以执行图像重建器230的一种或多种功能。另外，图像重建器230可本地或远程地定位，并且可使用有线或无线网络来能够操作地连接到成像系统200。具体地，一个示例性实施方案可以使用“云”网络集群中的计算资源来用于图像重建器230。

在一个实施方案中，图像重建器230将重建图像存储在存储设备218中。另选地，图像重建器230可将重建图像传输到计算设备216，以生成用于诊断和评估的可用患者信息。在某些实施方案中，计算设备216可将重建图像和/或患者信息传输到显示器或显示设备232，该显示器或显示设备通信地耦接到计算设备216和/或图像重建器230。在一些实施方案中，重建图像可从计算设备216或图像重建器230传输到存储设备218，以进行短期或长期存储。

现在参考图3，示出了PCCT光子计数检测器阵列300，PCCT光子计数检测器阵列可以是图2的检测器阵列108的非限制性示例。检测器阵列300包括轨道304，这些轨道具有放置在其间的准直板306。板306被定位成在X射线302撞击到检测器阵列300的多个检测器308上之前准直这些X射线，这些检测器可被布置在板306之间。例如，检测器阵列300可包括57个检测器308，每个检测器308具有64×16个像素元件的阵列大小。因此，检测器阵列300将具有64行和912列(16×57个检测器)，从而允许在每次机架旋转(例如，图1的机架102)时同时收集64个数据切片。

如上所述，每个检测器308可被设计成直接将射线照相能量转换成包含能量鉴别或光子计数数据的电信号。然而，在堆积事件期间，两个入射光子可在电子器件的读出周期期间同时或几乎同时撞击检测器308。在这种事件期间，两个光子的组合能量可超出单个光子的入射光谱的最大光子能量水平。因此，可以在检测器308的半导体层内生成超出参考电压的电荷。因此，可以使在检测器308处进行的计数递增。

图4示出了通过PCCT系统的X射线源402对受检者404(例如，患者)的单个采集视图400。X射线源402和受检者404可以是图1和图2的PCCT系统100和/或成像系统200的X射线源104和受检者112、204的非限制性示例。图4示出了由X射线源402生成的多个X射线420，多个X射线撞击在检测器阵列430(例如，图2的检测器阵列108)的多个光子计数检测器上。例如，第一X射线406撞击在第一检测器407上；第二X射线408撞击在第二检测器409上；并且第三X射线410撞击在第三检测器411上。

由于光子计数检测器的有限能力，堆积是需要针对PCCT校正的重要问题，特别是当X射线的通量为高时。例如，在使用高电流的AEC方案期间，当由于向X射线源输送高电流而生成X射线时，通量可以为高。当在扫描受检者时施加高电流时，撞击受检者的高百分比的X射线可以被受检者衰减。因此，在受检者后方的检测器处的光子计数可能不高，并且堆积可能不成为问题。然而，对于穿过受检者的狭窄部分的X射线和/或受检者的皮纹线周围的X射线，光子计数可以为高，其中堆积可能是个问题。

例如，在图4中，可以向X射线源402施加高电流，从而在X射线420中生成高通量。第一X射线406在撞击到第一检测器407上之前经过受检者404的侧面。作为经过受检者404的侧面的结果，第一检测器407处的第一光子计数可以为高，其中堆积可能是第一检测器407处的问题。第二X射线408在撞击到第二检测器409上之前穿过受检者404的厚部分414。例如，厚部分414可包括受检者404的致密部分，诸如骨或被造影剂渗透的区域。作为穿过受检者404的厚部分414的结果，由于第二x射线408的光子的一部分被受检者404衰减，第二检测器409处的第二光子计数可以为低。作为第二光子计数为低的结果，堆积在第二检测器409处可能不成为问题。

第三X射线410在撞击到第三检测器411上之前穿过受检者404的狭窄部分412。狭窄部分412可以不包括受检者404的致密部分。例如，狭窄部分412可包括受检者404的皮肤和肌肉组织，以及/或者不被造影剂渗透的区域。作为第三X射线410穿过受检者404的狭窄部分412的结果，第三检测器411处的第三光子计数可低于第二检测器409处的第二光子计数，并且高于第一检测器407处的第一光子计数。作为第三光子计数低于第二光子计数的结果，第三检测器411处的堆积可能比第二检测器409处的堆积更不成问题。然而，作为第三光子计数高于第一光子计数的结果，第三检测器411处的堆积可能比第一检测器407处的堆积更成问题。因此，与第二X射线408相比，分别在第一检测器407和第三检测器411处的第一X射线406和第二X射线410测量将具有更大的堆积问题。

图5示出了堆积行为图500，该堆积行为图提供了PCCT系统的PCCT检测器(诸如图4的检测器407、408和409)处的堆积行为的示例。堆积行为曲线图500示出了施加在PCCT系统的X射线源处的电流量与检测器处的输出光子计数之间的关系。堆积行为图500示出了沿X轴的以mA为单位的电流，以及沿Y轴的输出光子计数，其中虚线502示出了所施加的电流量与输出光子计数之间的理想线性关系(其中输出光子计数以1:1的比率匹配由电流生成的射束的入射光子的数量)。

根据每单位积分时间入射光子的数量，光子计数检测器将具有不同的堆积行为。电流和入射光子速率越大，堆积行为就越高。当堆积行为增加时，来自堆积检测器的输出计数将不遵循关于电流的线性关系。因此，可以应用堆积校正以重建或近似电流和输出计数之间的线性行为。

堆积行为图500包括堆积曲线504，其中堆积曲线504示出了随着入射光子的电流和数量增加的输出光子计数。随着入射光子的数量增加(例如，沿X轴向右移动)，堆积曲线504和虚线502之间的偏离增加。堆积曲线504和虚线502之间的偏离越大，校正堆积行为就越困难。例如，堆积曲线504上的第一点506可以指示PCCT检测器处的第一堆积量，并且堆积曲线504上的第二点508可以指示PCCT检测器处的第二堆积量。校正堆积的难度可取决于堆积曲线504上的点与虚线502之间的距离。例如，第一点506可以是沿y轴距虚线502的第一距离510，并且第二点508可以是沿y轴距虚线502的第二距离512。换句话讲，随着电流增加，线502与线504之间的差也增加。由于第一点506与第二点508之间的差增加(例如，由于第一距离510比第二距离512长)，第二点508可能比第一点506更加难以校正堆积。

为了在扫描期间校正检测器处的堆积，输出计数可以被“线性化”为近似于线502。在一个实施方案中，每个输出计数和生成输出计数的对应的电流可被输入到堆积校准模型中，其中堆积校准模型可以输出校正堆积行为的经校正的输出光子计数。

堆积校准模型可以用各种方式生成。在一个实施方案中，使用系统校准来创建堆积校准模型。例如，可以使用不同的电流和峰千伏设定来扫描不同组合和不同厚度的已知材料。可以形成建模和校准向量，这些建模和校准向量可以被应用来校正来自多个单独能量区间的计数值，使得经校正的计数值相对于在给定峰千伏设定下的电流量呈线性。在各种实施方案中，校准向量的生成可基于物理建模和真实校准体模测量的组合。在其他实施方案中，堆积校准模型可以用不同方式生成。

如果电流与输出计数之间的关系接近线性，那么使用堆积校准模型执行的堆积校正可更加准确。因此，相比于在较高电流水平下(例如，堆积曲线不接近线性的情况)，堆积校正可能在较低电流水平下(例如，堆积曲线接近线性的情况)更加准确。因此，如下面更详细地描述的，在高电流水平处，通过根据较高电流/较低电流比率从较低电流水平放大经校正的输出计数，相比于通过在较高电流下对输出计数应用堆积校正，可以更准确地校正堆积。

现在参考图6，示出了AEC调制图600，该AEC调制图包括用虚线描绘的示例性电流调制曲线602。在PCCT系统中，AEC需要被设计成满足图像质量和剂量要求。因为堆积将降低高通量速率下的图像质量，所以AEC电流调制应当结合堆积影响并且对其进行校正。对于AEC电流调制，可基于如以下等式1中所示的预定义函数f针对每个视图计算目标电流值。在每个视图处受检者(例如，患者)的尺寸和形状、用于AEC的IQ目标，以及检测器堆积行为的表征可以被输入到该AEC调制函数：

mA(视图)＝f(对象(视图)，IQ目标，堆积) (1)

可以使用不同的系统扫描参数和各种受检者尺寸在PCCT系统上预先表征函数f。每个检测器像素的堆积行为被包括在该等式中以避免当电流增加时由于堆积导致的IQ劣化。针对每个视图计算针对正在扫描的对象满足期望的IQ目标的电流。

示例性电流调制曲线602示出了在各种视图n、n+1、n+2等中施加的电流量，其中在AEC调制曲线图600的Y轴上表示电流(例如，以mA为单位)，并且在AEC调制曲线图600的X轴上指示这些视图。例如，在视图n期间，可以施加300mA的电流，如示例性电流调制曲线602的虚线部分606所指示。在视图n+1期间，可以施加500mA的电流，如示例性电流调制曲线602的虚线部分608所指示。在视图n+2期间，可以施加700mA的电流，如示例性电流调制曲线602的虚线部分610所指示，等等。换句话讲，对应于示例性电流调制曲线602的第一AEC电流调制设计包括增加施加在总数量的视图的第一部分612上的电流；减少在总数量的视图的第二部分614上施加的电流；增加在总数量的视图的第三部分616期间施加的电流；等等。例如，可以将较低量的电流施加到预期有对象的低衰减量的视图，并且可以将较高量的电流施加到预期有受检者的高衰减量的视图。通过以这种方式调制电流，可以按期望的剂量保持受检者所暴露的辐射的剂量，同时在需要以高图像质量对受检者的更密集部分进行成像的情况下施加更多的电流，并且施加更少的电流用于扫描受检者的更小或更低密度部分。

由于电流在视图与视图之间不是恒定的，在(例如，由于高电流)堆积严重的情况下，可以使用具有较低电流的相邻视图来帮助引导在扫描受检者之后执行的后续堆积校正。例如，视图n+2具有700mA的规定电流，如虚线部分610所指示。相邻视图n+3具有400mA的规定电流，如示例性电流调制曲线602的虚线部分611所指示。作为具有较低电流的相邻视图n+3的结果，针对视图n+3计算的堆积校正可比针对视图n+2计算的堆积校正更加准确，如上文参考图5所描述的。为了增加在视图n+2处应用的堆积校正的准确度，针对视图n+3计算的堆积校正可用于引导应用于视图n+2处的输出光子计数的堆积校正。

例如，可以使用预先建立的堆积校准模型来校正在视图n+3处的第一电流处的输出光子计数。如果在视图n+3处施加的第一电流低于在视图n+2处施加的第二电流，则不使用堆积校准模型来校正视图n+2处的输出光子计数，而是可以放大视图n+3处的经校正的输出光子计数(由堆积校准模型生成)以生成视图n+2处的经校正的输出光子计数。在一个实施方案中，可基于第一电流和第二电流的比率来放大视图n+3的经校正的输出光子计数。例如，如果第一电流是第二电流的一半，则在视图n+3处的经校正的输出光子计数可以被放大到两倍以生成视图n+2处的经校正的输出光子计数。

此外，由于等式(1)的应用，可以用不同的电流扫描相邻的视图，该等式将堆积考虑为因子，并且因此，可以至少部分地选择在等式(1)中使用的堆积因子来促进电流调制，并且因此促进可用于帮助引导较高电流相邻视图的校正的较低电流视图。例如，可以使用第一堆积项基于等式(1)来调制第一电流，并且可以使用第二堆积项基于等式(1)来调制第二电流。因此，通过改变等式(1)中的堆积项，可以选择第一电流和第二电流之间的电流差，从而在使用该方法时最大化图像质量。

此外，为了进一步提高堆积校正的准确度，提出了子视图电流调整。在每个视图内，可以使用较低电流扫描视图的一部分，并且可以使用较高电流扫描视图的另一部分(例如，可以使用较低电流扫描第一部分，并且可以使用较高电流扫描第二剩余部分)。在各种实施方案中，第一部分可以为视图的第一半，并且第二部分可以为视图的第二半(或反之亦然)。较低电流和较高电流可被选择为使得较低电流和较高电流的平均值等于相关视图的规定电流，其中规定电流由电流调制曲线602的虚线指示。因此，对于堆积影响严重的测量，可以在两个不同的电流设定下从一个视图获得两个读数。因为在较低电流下实现的计数值将具有较低堆积，所以在较低电流下施加的堆积校正可用于引导在较高电流下对堆积的校正，如上所述。在应用校正之后，可以将两个经校正的计数相加以生成视图的输出计数。

在针对堆积校正之后的最终电流调制曲线604在AEC调制图600中用实线指示。可以看出，在每个视图中，不是施加由示例性电流调制曲线602规定的电流量，而是在视图的第一半期间施加较小量的电流，并且在视图的第二半期间施加较大量的电流，其中较小量的电流和较大量的电流的平均值等于由示例性电流调制曲线602规定的电流量。因为平均值等于规定的电流量，所以施加到患者的辐射剂量保持在期望的水平内。

例如，在视图n+1中，不是如电流调制曲线602所规定的那样在视图上施加500mA的电流，而是在视图n+1的第一半620期间施加425mA的电流，并且在视图n+1的第二半622期间施加575mA的电流，其中在视图的持续时间内，施加规定的500mA的电流的平均值。因此，受检者所暴露的辐射剂量与电流调制曲线602所暗示的剂量相同。然而，在视图n+1的第一半620期间观察到的堆积量可以小于在视图n+1的第二半622期间观察到的堆积量，并且小于当施加如由电流调制曲线602规定的500mA规定电流(由部分608指示)时观察到的堆积量。

较低堆积量可用于引导应用于视图n+1处的检测器的输出光子计数的堆积校正。如上所述，堆积校正可包括使用预先建立的堆积校准模型来校正来自425mA的较低电流的输出光子计数，并且放大经校正的输出光子计数以在500mA的较高电流下生成经校正的输出光子计数。经校正的输出光子计数可基于较高电流与较低电流的比率来放大。例如，来自425mA的较低电流的经校正的输出光子计数可以被放大到135％，以在575mA的较高电流处生成经校正的输出光子计数(例如，575/425＝1.35)。通过放大较低电流下的经校正的输出光子计数以生成较高电流下的经校正的输出光子计数，而不是使用预先建立的堆积校准模型来校正来自500mA的较高电流的输出光子计数，可以提高堆积校正的总体准确度。

图10A示出了第一误差直方图1000，该第一误差直方图示出了根据传统堆积校正方法跨受检者的扫描的各个视图生成的光子计数的误差率。沿第一误差直方图1000的X轴指示误差计数从0的偏离，并且第一误差直方图1000的Y轴指示其中找到对应的误差计数的视图的数量。例如，第一误差直方图1000的中心区间1002指示21个视图具有误差计数0，其中0指示输出光子计数与输入光子计数相同。第一误差分布1004从传统堆积校正方法产生。

相反，图10B示出了第二误差直方图1050，该第二误差直方图示出了根据本文所提出的堆积校正方法跨受检者的扫描的各个视图生成的光子计数的误差率。第二误差分布1054从所提出的堆积校正方法产生。如图10B中可见，通过使用针对低电流读数计算的堆积校正来引导针对高电流读数的堆积校正，减少了总误差计数。此外，减少了跨视图的误差的变化。

现在参考图7，示出了用于将堆积校正应用于来自PCCT系统(诸如图1的PCCT系统100)的多个光子计数检测器的读数的示例性方法700。方法700和本文所描述的其他方法可以由计算设备的处理器基于存储在计算设备(诸如图2的示例性成像系统200的计算设备216)的存储器中的指令来执行。

方法700开始于702，其中方法700包括获得受检者信息和图像质量(IQ)目标。受检者信息包括描述待扫描患者的信息，该信息可被输入到PCCT系统的AEC优化模型。为此，受检者信息可包括但不限于患者尺寸、先前的暴露历史，等等。在各种实施方案中，可以从PCCT系统的操作员接收受检者信息。

在一些示例中，方法700可以例如通过执行患者的侦察扫描并且基于在侦察扫描期间采集的投影数据来计算患者尺寸来自动确定患者尺寸。例如，患者尺寸可以根据水当量直径Dw来表达，水当量直径Dw可基于来自侦察扫描的投影数据的CT数量来计算。由于被扫描患者的区域尺寸可能不一致，因此可以针对每个投影角度计算水当量直径Dw。以这种方式，剂量水平可基于每个角度处的患者尺寸在整个正在扫描的区域中被适配。另选地，在一些示例中，单个水当量直径Dw可用于描述患者尺寸。

在一些示例中，可以在不使用侦察扫描的情况下估计水当量直径D_w。例如，D_w可以由具有个人经验的用户或者根据合适的身体尺寸参数(例如，身高和/或体重)的参考来估计。还应当理解，在一些示例中，患者尺寸可以用水当量直径以外的术语来表示。

在确定辐射剂量水平时可以考虑患者的先前暴露史。例如，先前暴露史可以提供剂量水平上的约束(例如，上限)，使得具有大量先前辐射暴露的患者目前可以暴露于比具有少量先前辐射暴露的患者更低的剂量水平。先前暴露史也可以用作参考，以引导针对所研究患者的适当剂量目标选择。

在各种实施方案中，IQ目标可以由操作员选择。IQ目标可以描述目标噪声水平，诸如图像像素标准偏差。在其他实施方案中，IQ目标可基于影响图像质量的多个因素。此外，图像质量可以凭经验表征为剂量指数的函数。例如，可以执行基于体模的研究来测量给定水当量直径下的多个峰X射线管千伏的图像质量。这种研究还可以基于临床任务。在各种实施方案中，可以从扫描协议获得IQ目标。

在704处，方法700包括用AEC来扫描受检者。利用AEC，可以使用优化模型来设计当前调制方案。优化模型可基于IQ目标、受检者信息和/或其他接收的输入和/或选择来确定优化的剂量水平和优化的扫描协议。例如，可基于存储在PCCT系统的存储器中的查找表中的信息来确定优化的剂量水平，其中基于IQ目标选择、患者大小和临床任务来确定优化的剂量水平。然后可以基于优化的剂量水平生成优化的扫描协议。优化的扫描协议可以指示如何针对每个视图调制由PCCT系统施加的电流，例如以在PCCT系统的检测器阵列的多个检测器处提供一致的对比度噪声比(CNR)。

在706处，利用AEC扫描受检者包括基于受检者信息、IQ目标和检测器堆积来调制每个视图的电流。下面参考图8更详细地描述了基于受检者信息、IQ目标和检测器堆积来调制跨视图的电流。

在708处，方法700包括根据视图内电流调制来调制每个视图内的电流。视场内电流调制可以将施加到受检者的辐射量保持在由优化的扫描协议规定的剂量内，同时生成对由检测器输出的光子计数的更准确的堆积校正。参考图9更详细地描述了调制每个视图内的电流。

在710处，方法700包括在每个视图处接收每个检测器的光子计数。

在712处，方法700包括在每个视图处在每个检测器处应用堆积校正。在714处，应用堆积校正包括使用来自低电流视图的光子计数来引导高电流视图的校正。如以上参考图5和图6所描述的，针对低电流视图计算的堆积校正可以有利地用于生成针对相邻高电流视图的更准确的堆积校正。下面参考图8更详细地描述了根据相邻低电流堆积校正生成高电流堆积校正。

在716处，应用堆积校正包括针对每个视图以及在每个视图内，使用来自低电流视图部分的光子计数来引导来自高电流视图部分的光子计数的校正。下面参考图9更详细地描述了使用来自低电流视图部分的光子计数来引导对来自高电流视图部分的光子计数的校正。在各种实施方案中，可基于从所有能量区间共同取得的测量来计算堆积校正，然后分别应用于每个能量区间。在执行校正之后，期望来自每个区间的输出计数相对于所施加的电流是线性的。

在718处，方法700包括使用经校正的光子计数重建一个或多个图像，并且方法700结束。

现在参考图8，示出了用于校正PCCT系统内的堆积行为的第一示例性方法800，诸如图1的PCCT系统100。在方法800中，对于给定视图，可以通过应用堆积校正来校正PCCT系统的检测器阵列的每个检测器处的堆积行为，其中基于来自具有较低电流的相邻视图处的检测器的光子计数来生成堆积校正。

方法800开始于802，其中方法800包括根据AEC电流调制来扫描受检者的视图n。扫描视图n包括在804处基于受检者信息、IQ目标和堆积因子来设定视图的目标电流。堆积因子可以是关于正在使用的X射线管电流的堆积的严重性的定量测量。在806处，扫描视图n包括在目标电流下执行针对视图n的受检者的扫描。在808处，扫描视图n包括收集针对视图n的每个检测器处的输出光子计数。

在810处，方法800包括针对每个剩余视图重复步骤804、806和808。对于每个剩余视图，以由AEC电流调制规定的不同目标电流(例如，基于受检者信息、IQ目标和堆积因子)扫描受检者。如参考图6的示例性AEC调制图所描述的，由于通过受检者的X射线束的预测衰减的变化，可以将目标电流从第一目标电流调整到不同的第二目标电流，其中X射线束由目标电流生成。例如，对于第一视图，由于X射线束的低预测衰减(例如，对于穿过受检者的软组织或受检者周围的光子)，第一目标电流可以为低。对于第二视图，由于X射线束的较高的预测衰减(例如，对于穿过受检者的骨的光子)，第二目标电流可以较高。因此，扫描的多个视图中的一些视图可具有用较低目标电流扫描的相邻视图。

在812处，方法800可包括跨用相同或基本上相似的电流获得的相邻视图对一个或多个检测器处的输出光子计数进行平均(例如，其中相邻视图的目标电流在阈值电流差内)。例如，给定检测器可以输出第一视图中的第一光子计数；第二相邻视图中的第二光子计数；以及第三相邻视图中的第三光子计数。如果在第一视图、第二相邻视图和第三相邻视图期间施加的目标电流相同或基本上相似，则可以计算第一光子计数、第二光子计数和第三光子计数的平均值。然后可以用平均光子计数来替换第一视图期间检测器的第一光子计数；检测器在第二相邻视图期间的第二光子计数可以用平均光子计数来替换；以及检测器在第三相邻视图期间的第三光子计数可以用平均光子计数来替换。通过跨用相同电流获得的相邻视图对输出光子计数进行平均，可以减少输出光子计数中的噪声量。

在814处，方法800包括针对扫描的多个视图将堆积校正应用于每个视图的每个输出光子计数。例如，在已经针对扫描的每个视图在每个检测器处收集光子计数之后，在PCCT系统的计算设备上运行的程序可以迭代通过扫描的所有视图，并且将堆积校正应用于在相关视图期间由每个检测器输出的每个光子计数。

在816处，在每个视图将堆积校正应用于每个检测器处的每个输出光子计数包括：对于所选择的视图，标识相比于所选择的视图以更低的电流获得的相邻视图。相邻视图可以为所选择的视图的连续视图，或相邻视图可以为在所选择的视图的阈值数量的连续视图内的视图。例如，可以用400mA的目标电流扫描所选择的视图，并且视图的阈值数量可以为5。在第一示例中，可以用300mA的目标电流扫描所选择的视图的连续视图，其中连续视图可被标识为具有比所选择的视图低的电流的相邻视图。在第二示例中，可以用400mA的目标电流扫描所选择的视图的第一连续视图，其中第一连续视图可不被标识为具有比所选择的视图低的电流的相邻视图。还可以用400mA的目标电流扫描所选择的视图的第二连续视图，其中第二连续视图可不被标识为具有比所选择的视图低的电流的相邻视图。可以用300mA的目标电流扫描所选择的视图的第三连续视图，其中第三连续视图可被标识为具有比所选择的视图低的电流的相邻视图，因为第三连续视图在阈值数量的5个视图内。

在818处，将堆积校正应用于每个视图的每个输出光子计数包括校正较低电流视图的输出光子计数。可以使用堆积校准模型来校正较低电流视图的输出光子计数，该堆积校准模型将输出光子计数和较低电流作为输入，并且输出经校正的输出光子计数。

在820处，将堆积校正应用于每个视图的每个输出光子计数包括基于较低电流视图的经校正的输出光子计数来校正所选择的视图的输出光子计数。在各种实施方案中，较低电流视图的经校正的输出光子计数可乘以因子(例如，比例因子)以生成所选择的视图的经校正的输出光子计数。比例因子可以基于目标电流与较低电流的比率。例如，如果较低电流是目标电流的1/4，则比例因子可以为4，由此较低电流视图的经校正的输出光子计数可以乘以4以生成所选择的视图的经校正的输出光子计数。

换句话讲，针对相邻视图，可以假设正在扫描相同的对象路径长度，因为相邻视图彼此非常接近。对于相同的对象，目标(例如，较高)电流与较低电流相比将与较高堆积相关联。为了增加目标电流的堆积校正的准确度，代替使用堆积校准模型，可以放大(例如，乘以目标电流与较低电流的比率)较低电流视图处的经校正的光子计数以考虑较高目标电流视图处的堆积。

在一些实施方案中，通过基于较低电流视图的经校正的输出光子计数来校正所选择的视图的输出光子计数而将堆积校正应用于每个视图的每个输出光子计数可包括使用堆积校准模型生成所选择的视图的经校正的输出光子计数(还可被称为初始经校正的光子计数)，并且接着基于较低电流视图处的经放大的经校正的光子计数来调整由堆积校准模型输出的(初始)经校正的输出光子计数。例如，还可以使用堆积校准模型来校正较高电流视图的输出光子计数，其中可以将较高电流视图处的输出光子计数输入到模型中，以接收较高电流视图处的经校正的输出光子计数作为输出。然后，可以将较高电流视图处的经校正的输出光子计数与来自较低电流视图的经放大的经校正的输出光子计数进行比较。如果较高电流视图处的经校正的输出光子计数与来自较低电流视图的经放大的经校正的输出光子计数之间的差超出阈值，则来自较低电流视图的经放大的经校正的输出光子计数可用于调整较高电流视图处的经校正的输出光子计数。另选地，在较高电流视图处的经校正的输出光子计数可用于调整来自较低电流视图的放大的经校正的输出光子计数。

对于在一些检测器处的一些光子计数，可以不标识具有较低电流的相邻视图。在这种情况下，可基于在相关视图处施加的电流将堆积校正应用于相关光子计数。另选地，可以使用滑动窗口方法，其中比较固定数量的相邻视图处的电流以确定具有最低电流的视图，并且针对具有最低电流的视图获得堆积曲线。然后可以使用针对具有最低电流的视图所获得的堆积曲线来针对具有最低电流的视图以及具有较高电流的视图校正检测器处的光子计数。

虽然上文将图8描述为在已经获得一些或所有视图之后校正光子计数，但应当理解，可以在获得每个视图之后立即校正光子计数，或者在已经获得一定数量的视图之后校正光子计数。在此类示例中，所观察到的堆积可用于引导用于获得后续视图的电流的选择。例如，如果针对给定视图观察到相对较高的堆积，则可以调整(例如，降低)用来获得下一视图的电流，使得可以使用下一视图来引导对后续视图的堆积的校正。在这样做时，所观察到的堆积可用于实时地调制电流。

现在转至图9，示出了用于校正PCCT系统内的堆积行为的第二示例性方法900，诸如图1的PCCT系统100。在方法900中，对于给定视图，可以通过应用堆积校正来校正PCCT系统的检测器阵列的每个检测器处的堆积行为，其中基于来自具有较低电流的视图的一部分处的检测器的光子计数来生成堆积校正。

方法900开始于902，其中方法900包括基于受检者信息、IQ目标和堆积因子来设定所选择的视图的目标电流，如上文参考图8所描述的。

在904处，方法900包括设定施加到PCCT系统的X射线源的第一电流，其中第一电流处于低于目标电流的水平。可基于硬件能力使用相对于目标电流的预定义百分比设定来挑选较低mA值。

在906处，方法900包括针对所选择的视图的第一部分执行受检者的扫描。在各种实施方案中，所选择的视图的第一部分可以是所选择的视图的一半。在908处，方法900包括针对所选择的视图的第一部分收集每个检测器处的光子计数。

在910处，方法900包括设定施加到X射线源的第二电流，其中第二电流处于高于目标电流的水平。在各种实施方案中，可以选择第一电流和第二电流，使得第一电流和第二电流的平均值是目标电流。

在912处，方法900包括针对所选择的视图的第二部分执行受检者的扫描。所选择的视图的第二部分可以是所选择的视图的一半，由此针对所选择的视图的第二部分执行对受检者的扫描可以完成对受检者的扫描。在914处，方法900包括针对所选择的视图的第二部分收集每个检测器处的光子计数。

例如，第一电流可以被施加到X射线源持续第一持续时间，并且第二电流可以被施加到X射线源持续第二持续时间，其中第一持续时间等于第二持续时间。作为在第一持续时间内施加第一电流并且在第二持续时间内施加第二电流的结果，所选择的视图的扫描可以被分成两个相等的部分，即第一部分和第二部分。对于第二部分的第一部分中的每一个，收集由每个检测器输出的光子计数，使得针对所选择的视图的每个检测器的总光子计数可以是在所选择的视图的第一部分期间收集的第一光子计数与在所选择的视图的第二部分期间收集的第二光子计数之和。在其他实施方案中，第一持续时间可以与第二持续时间不同。例如，可以根据以下等式来选择第一持续时间和第二持续时间：

(第一持续时间*第一电流)+(第二持续时间*第二电流)＝(1)

目标电流*(第一持续时间+第二持续时间)

在916处，方法900包括针对所选择的视图保存来自每个检测器的第一光子计数和第二光子计数。例如，来自每个检测器的第一光子计数和第二光子计数可以被存储在所选择的视图的光子计数对的向量中。

当已经收集了所选择的视图的所有光子计数对时，在918处，方法900包括跨检测器迭代并且将堆积校正应用于在每个检测器处保存的光子计数。

在920处，将堆积校正应用于在每个探测器处保存的光子计数包括校正所选择的视图的第一部分的光子计数。可以使用堆积校准模型来校正所选择的视图的第一部分的光子计数，该堆积校准模型采用光子计数和低电流作为输入，并且输出经校正的光子计数。

在922处，将堆积校正应用于每个检测器处保存的光子计数包括基于来自所选择的视图的第一部分的经校正的光子计数来校正所选择的视图的第二部分的光子计数。在各种实施方案中，所选择的视图的第一部分的经校正的光子计数可以乘以因子以生成所选择的视图的第二部分的经校正的光子计数。因子可基于在第二部分期间施加的目标电流与在第一部分期间施加的较低电流的比率，如上文参考图8所描述的。此外，在一些实施方案中，将堆积校正应用于每个检测器处的所保存的光子计数可包括使用堆积校准模型生成针对所选择的视图的第二部分的经校正的输出光子计数，然后基于来自所选择的视图的第一部分的经放大的经校正的光子计数来调整由堆积校准模型输出的经校正的输出光子计数。例如，还可以使用堆积校准模型来校正所选择的视图的第二部分的输出光子计数，其中在第二电流处的输出光子计数和第二电流可以被输入到模型中，以接收所选择的视图的第二部分处的经校正的输出光子计数作为输出。然后，可以将所选择的视图的第二部分处的经校正的输出光子计数与来自所选择的视图的第一部分的放大的经校正的输出光子计数进行比较。来自所选择的视图的第一部分的放大的经校正的输出光子计数可用于调整在所选择的视图的第二部分处的经校正的输出光子计数。另选地，可以使用在所选择的视图的第二部分处的经校正的输出光子计数来调整来自所选择的视图的第一部分的经放大的经校正的输出光子计数。

在924处，将堆积校正应用于每个检测器处的所保存的光子计数包括将经校正的第一光子计数与经校正的第二光子计数相加(在进行缩放之后)以获得检测器的总经校正的光子计数。检测器的经校正的总光子计数可以用于重建图像，其中图像的质量可以高于从未校正的总光子计数重建的图像。在926处，方法900包括针对每个剩余视图重复步骤902至924，并且方法900结束。

虽然上文将图9描述为在已经获得一些或所有视图之后校正光子计数，但应当理解，可以在获得每个视图之后立即校正光子计数，或者在已经获得一定数量的视图之后校正光子计数。在此类示例中，所观察到的堆积可用于引导用于获得后续视图的电流的选择。例如，如果针对给定视图观察到相对较高的堆积，则可以调整(例如，降低)用来获得下一视图的电流，使得可以使用下一视图来引导对后续视图的堆积的校正。在这样做时，所观察到的堆积可用于实时地调制电流。

因此，描述了两种方法，用于在第一视图或第一视图的第一部分期间校正由检测器输出的第一光子计数以生成经校正的第一光子计数，以及基于对第一光子计数的校正来校正由检测器在第二视图或第一视图的第二部分期间输出的第二光子计数以生成经校正的第二光子计数。本文所描述的对光子计数的校正可以使用针对较低电流下的检测器计算的堆积校正来引导针对较高电流的检测器处的堆积校正。在两种方法中，可以根据AEC调制方案在视图之间调制电流。在第一方法(例如，方法800)中，使用针对第一视图处的低光子计数计算的第一堆积校正来引导应用于第二视图处的高光子计数的第二堆积校正。在第二方法(例如，方法900)中，在每个视图内附加地调制电流，其中针对在以较低电流扫描的视图的第一部分处收集的第一较低光子计数计算的第一堆积校正用于引导应用于在以较高电流扫描的视图的第二部分处收集的第二较高光子计数的第二堆积校正。第一堆积校正可以由堆积校准模型基于较低光子计数和较低电流生成。第一堆积校正可用于通过将来自第一堆积校正的经校正的光子计数乘以比例因子(诸如较高电流与较低电流之间的比率)来引导第二堆积校正，以生成经缩放的光子计数。通过替换用于高电流视图/视图部分的光子计数或者通过调整(由校准模型校正的)初始经校正的光子计数，这些缩放的光子计数可用于校正用于高电流视图/视图部分的光子计数。与依赖于堆积校准模型在较高电流下生成经校正的光子计数相反，通过使用第一堆积校正来引导第二堆积校正，可以改善使用经校正的光子计数重建的图像的总体质量。与依赖于堆积校准模型在较高电流下生成经校正的光子计数相反，使用第一堆积校正来引导第二堆积校正的技术效果是可以准确地校正在较高电流水平下的堆积行为，从而导致更高质量的图像重建。

在另一个表示中，一种用于光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的方法包括：在视图的第一部分期间校正由PCCT系统的检测器输出的第一光子计数以生成经校正的第一光子计数；以及在视图的第二部分期间基于对第一光子计数的校正来校正由检测器输出的第二光子计数以生成经校正的第二光子计数；以及根据经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数来重建图像。在该方法的第一示例中，基于对第一光子计数的校正来校正第二光子计数包括：基于第一视图部分期间PCCT系统的第一电流与第二视图部分期间PCCT系统的第二电流的比率来缩放经校正的第一光子计数，以生成经缩放的经校正的第一光子计数；以及基于经缩放的经校正的第一光子计数来校正第二光子计数。在该方法的可选地包括第一示例的第二示例中，基于缩放的经校正的第一光子计数来校正第二光子计数包括将经校正的第二光子计数设定为经缩放的经校正的第一光子计数。在该方法的可选地包括第一示例和第二示例中的一个示例或两个示例的第三示例中，基于经缩放的经校正的第一光子计数来校正第二光子计数包括将第二光子计数作为输入而输入到校准模型以生成初始经校正的第二光子计数，以及基于经缩放的经校正的第一光子计数来调整初始经校正的第二光子计数以生成经校正的第二光子计数。在上述示例中的任何示例中，PCCT系统在第一视图部分期间的第一电流低于PCCT系统在第二视图部分期间的第二电流。

本公开还提供了对用于光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的方法的支持，该方法包括：在对受检者的扫描期间，跨一个或多个视图和/或在一个或多个视图内调整PCCT系统的X射线管输出电流，该电流在第一电流和第二电流之间调整，第一电流高于第二电流，对于由PCCT系统扫描的一个或多个视图中的视图，在第一电流下对PCCT系统的检测器阵列的检测器处的第一光子计数输出应用第一堆积校正，第一堆积校正基于在第二电流下应用于检测器处的第二光子计数输出的第二堆积校正，以及基于经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数重建图像，并且将图像输出到PCCT系统的显示设备。在该方法的第一示例中，在一个或多个视图内和/或跨一个或多个视图调整PCCT系统的X射线管输出电流还包括将PCCT系统的X射线管输出电流从用于第一视图的第一电流调整到用于第二视图的第二电流，其中第一电流是基于在第一视图处的受检者的尺寸和/或形状、目标图像质量和在第一视图处的第一堆积项来选择的，并且第二电流是基于在第二视图处的受检者的尺寸和/或形状、目标图像质量和在第二视图处的第二堆积项来选择的，第二堆积项不同于第一堆积项。在该方法的可选地包括第一示例的第二示例中，应用于第二光子计数的第二堆积校正基于堆积校准模型的输出，该堆积校准模型将第二光子计数和第二电流作为输入以生成经校正的第二光子计数。在该方法的可选地包括第一示例和第二示例中的一个示例或两个示例的第三示例中，该方法还包括将经校正的第二光子计数乘以第一电流与第二电流的比率以生成经缩放的第二光子计数，并且其中将第一堆积校正应用于第一光子计数输出包括将第一光子计数和第一电流输入到堆积校准模型中以生成初始经校正的第一光子计数，并且基于经缩放的第二光子计数调整初始经校正的第一光子计数以生成经校正的第一光子计数。将由堆积校准模型输出的经校正的第二光子计数乘以第一电流与第二电流的比率以生成经缩放的第二光子计数，并且将第一堆积校正应用于第一光子计数输出包括将第一光子计数和第一电流输入到堆积校准模型中以生成经校正的第一光子计数，以及以下操作中的一者：基于经缩放的第二光子计数来调整经校正的第一光子计数，以及用经缩放的第一第二光子计数来替换经校正的第一光子计数。在该方法的可选地包括第一示例至第三示例中的一个或多个示例或每一个示例的第四示例中，该方法还包括将经校正的第二光子计数乘以第一电流与第二电流的比率以生成经缩放的第二光子计数，并且其中将第一堆积校正应用于第一光子计数包括用经缩放的第二光子计数替换第一光子计数以生成经校正的第一光子计数。在该方法的可选地包括第一示例至第四示例中的一个或多个示例或每一个示例的第五示例中，X射线管输出电流被调整为第一电流以扫描第一视图，并且X射线管输出电流被调整为第二电流以扫描第二视图，第二视图不同于第一视图。在该方法的可选地包括第一示例至第五示例中的一个或多个示例或每一个示例的第六示例中，第二视图在第一视图的阈值数量的后续连续视图内。在该方法的可选地包括第一示例至第六示例中的一个或多个示例或每一个示例的第七示例中，针对视图的第一部分将X射线管输出电流调整为第一电流，并且针对视图的第二部分将X射线管输出电流调整为第二电流。在该方法的可选地包括第一示例至第七示例中的一个或多个示例或每一个示例的第八示例中，第一电流高于由AEC电流调制设计方案针对视图所规定的目标电流，并且第二电流低于目标电流，并且第一电流与第二电流的平均值为目标电流。在该方法的可选地包括第一示例至第八示例中的一个或多个示例或每一个示例的第九示例中，第一光子计数是在视图的第一部分期间在检测器处检测到的光子的第一数量，并且第二光子计数是在视图的第二部分期间在检测器处检测到的光子的第二数量，并且针对视图的每个检测器处的总光子计数是经校正的第一光子计数与经校正的第二光子计数之和，经校正的第二光子计数是将堆积校正应用于第二光子计数的结果。在该方法的可选地包括第一示例至第九示例中的一个或多个示例或每一个示例的第十示例中，将堆积校正应用于在检测器阵列的每个检测器处的第一光子计数输出包括跨每个检测器的所有能量区间应用堆积校正。

本公开还提供了对用于光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的方法的支持，该方法包括：在使用PCCT系统扫描受检者的视图期间：对于视图的第一部分将第一电流施加到PCCT系统的x射线源，对于视图的第二部分将第二电流施加到x射线源，对于PCCT系统的每个检测器：将第一堆积校正应用于在视图的第一部分期间由检测器输出的第一光子计数以生成经校正的第一光子计数，以及将第二堆积校正应用于在视图的第二部分期间由检测器输出的第二光子计数以生成经校正的第二光子计数，应用于第一光子计数的第一堆积校正基于应用于第二光子计数的第二堆积校正，将经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数相加以生成检测器的总输出光子计数，以及基于每个检测器处的总输出光子计数重建图像。在该方法的第一示例中，第一电流高于由PCCT系统的自动曝光控制(AEC)调制针对视图所规定的目标电流，第二电流低于目标电流，并且目标电流是第一电流和第二电流的平均值。在该方法的可选地包括第一示例的第二示例中，将第二堆积校正应用于第二光子计数以生成经校正的第二光子计数还包括将第二光子计数和第二电流输入到预先建立的堆积校准模型中，并且接收经校正的第二光子计数作为预先建立的堆积校准模型的输出。在该方法的可选地包括第一示例和第二示例中的一个示例或两个示例的第三示例中，基于第二堆积校正将第一堆积校正应用于第一光子计数包括通过将经校正的第二光子计数以某个因子按比例放大来生成经校正的第一光子计数。在该方法的可选地包括第一示例至第三示例中的一个或多个示例或每一个示例的第四示例中，该因子基于第一电流与第二电流的比率。在该方法的可选地包括第一示例至第四示例中的一个或多个示例或每一个示例的第五示例中，经校正的第一光子计数还基于初始经校正的第一光子计数生成，初始经校正的第一光子计数由预先建立的堆积校准模型基于第一光子计数和第一电流来输出。

本公开还提供了对光子计数计算机断层摄影(PCCT)系统的支持，该PCCT系统包括：x射线源，该x射线源朝向待成像的受检者发射x射线束；光子计数检测器，该光子计数检测器接收被受检者衰减的x射线束；数据采集系统(DAS)，该DAS可操作地连接到检测器；以及计算机，该计算机包括非暂态存储器并且可操作地连接到DAS，其中该计算机在非暂态存储器中被配置有指令，这些指令当被执行时使得计算机执行以下操作：对于由PCCT系统扫描的每个视图n：调整自动曝光控制(AEC)电流调制以交替地将PCCT系统的X射线管输出电流增加到规定电流以上以及将X射线管输出电流减小到规定电流以下，由AEC调制函数确定的AEC电流调制包括针对堆积的校正；在增加的X射线管输出电流下在PCCT系统的每个检测器处收集第一光子计数；在减小的X射线管输出电流下在每个检测器处收集第二光子计数；在每个检测器处对第二光子计数应用第一堆积校正以获得经校正的第二光子计数，该第一堆积校正基于第二光子计数；对每个检测器处的第一光子计数应用第二堆积校正以获得经校正的第一光子计数，该第二堆积校正基于第一堆积校正和经校正的第二光子计数；在每个检测器处将第一经校正的光子计数与第二经校正的光子计数相加以获得每个检测器处的总输出光子计数；以及基于每个检测器处的总输出光子计数重建图像，并且将图像输出到PCCT系统的显示设备。在系统的第一示例中，交替地将PCCT系统的X射线管输出电流增大到规定电流以上以及将X射线管输出电流减小到规定电流以下还包括将X射线管输出电流增大到第一高电流持续第一持续时间，以及将X射线管输出电流减小到第二低电流持续第二持续时间，规定电流等于第一高电流和第二低电流的平均值。在可选地包括第一示例的系统的第二示例中，第一堆积校正是将第二光子计数和减小的X射线管输出电流作为输入的堆积校准模型的输出。在系统的可选地包括第一示例和第二示例中的一个示例或两个示例的第三示例中，将第二堆积校正应用于每个检测器处的第一光子计数，第二堆积校正基于第一堆积校正，还包括：将经校正的第二光子计数乘以比例因子，该比例因子基于增加的X射线管输出电流与减小的X射线管输出电流的比率。

当介绍本公开的各种实施方案的元件时，词语“一个”、“一种”和“该”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“第一”、“第二”等不表示任何顺序、量或重要性，而是用于将一个元件与另一个元件区分开。术语“包括”、“包含”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。如本文使用术语“连接到”、“耦接到”等，一个对象(例如，材料、元件、结构、构件等)可以连接到或耦接到另一个对象，而无论该一个对象是否直接连接或耦接到另一个对象，或者在该一个对象与另一个对象之间是否存在一个或多个介入对象。此外，应当理解，对本公开的“一个实施方案”或“实施方案”的引用不旨在被解释为排除也包含所引用特征的附加实施方案的存在。

除了任何先前指示的修改之外，本领域技术人员可以在不脱离本描述的实质和范围的情况下设计出许多其他变型和替换布置，并且所附权利要求书旨在覆盖此类修改和布置。因此，尽管上面已经结合当前被认为是最实际和最优选的方面对信息进行了具体和详细的描述，但对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本文阐述的原理和概念的情况下，可以进行许多修改，包括但不限于形式、功能、操作方式和使用。同样，如本文所使用的，在所有方面，示例和实施方案仅意图是说明性的，并且不应以任何方式解释为限制性的。

Claims (15)

1.一种用于光子计数计算机断层摄影系统的方法，所述方法包括：

在扫描期间，跨一个或多个视图和/或在一个或多个视图内调整所述光子计数计算机断层摄影系统的X射线管输出电流，所述电流在第一电流和第二电流之间调整，所述第一电流高于所述第二电流；

对于由所述光子计数计算机断层摄影系统扫描的所述一个或多个视图中的视图，在所述第一电流下将第一堆积校正应用于所述光子计数计算机断层摄影系统的检测器阵列的检测器处的第一光子计数输出，所述第一堆积校正基于在所述第二电流下应用于所述检测器处的第二光子计数输出的第二堆积校正；以及

基于经校正的第一光子计数和经校正的第二光子计数重建图像，并且将所述图像输出到所述光子计数计算机断层摄影系统的显示设备。

2.根据权利要求1所述的方法，其中在所述一个或多个视图内和/或跨所述一个或多个视图调整所述光子计数计算机断层摄影系统的所述X射线管输出电流还包括将所述光子计数计算机断层摄影系统的所述X射线管输出电流从用于第一视图的所述第一电流调整到用于第二视图的所述第二电流，其中所述第一电流是基于在所述第一视图处受检者的尺寸和/或形状、目标图像质量和在所述第一视图处的第一堆积项来选择的，并且所述第二电流是基于在所述第二视图处所述受检者的尺寸和/或形状、所述目标图像质量和在所述第二视图处的第二堆积项来选择的，所述第二堆积项不同于所述第一堆积项。

3.根据权利要求1所述的方法，其中应用于所述第二光子计数的所述第二堆积校正基于堆积校准模型的输出，所述堆积校准模型将所述第二光子计数和所述第二电流作为输入以生成经校正的第二光子计数。

4.根据权利要求3所述的方法，还包括将经校正的第二光子计数乘以所述第一电流与所述第二电流的比率以生成经缩放的第二光子计数，并且其中将所述第一堆积校正应用于所述第一光子计数输出包括将所述第一光子计数和所述第一电流输入到所述堆积校准模型中以生成初始经校正的第一光子计数，以及基于经缩放的第二光子计数来调整所述初始经校正的第一光子计数以生成经校正的第一光子计数。

5.根据权利要求3所述的方法，还包括将经校正的第二光子计数乘以所述第一电流与所述第二电流的比率以生成经缩放的第二光子计数，并且其中将所述第一堆积校正应用于所述第一光子计数包括用经缩放的第二光子计数替换所述第一光子计数以生成经校正的第一光子计数。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述X射线管输出电流被调整到所述第一电流以扫描第一视图，并且所述X射线管输出电流被调整到所述第二电流以扫描第二视图，所述第二视图不同于所述第一视图。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述第二视图在所述第一视图的阈值数量的后续连续视图内。

8.根据权利要求1所述的方法，其中针对视图的第一部分将所述X射线管输出电流调整到所述第一电流，并且针对所述视图的第二部分将所述X射线管输出电流调整到所述第二电流。

9.根据权利要求8所述的方法，其中所述第一电流高于由自动曝光控制电流调制设计方案针对所述视图所规定的目标电流，并且所述第二电流低于所述目标电流，并且所述第一电流和所述第二电流的平均值为所述目标电流。

10.根据权利要求8所述的方法，其中所述第一光子计数是在所述视图的所述第一部分期间在所述检测器处检测到的光子的第一数量，并且所述第二光子计数是在所述视图的所述第二部分期间在所述检测器处检测到的光子的第二数量，并且针对所述视图的每个检测器处的总光子计数是经校正的第一光子计数与经校正的第二光子计数之和。

11.根据权利要求1所述的方法，其中将所述堆积校正应用于所述检测器阵列的每个检测器处的所述第一光子计数输出包括跨每个检测器的所有能量区间应用所述堆积校正。

12.一种光子计数计算机断层摄影系统，包括：

X射线源，所述X射线源朝待成像的受检者发射X射线束；

光子计数检测器，所述光子计数检测器接收被所述受检者衰减的所述X射线束；

数据采集系统，所述数据采集系统能够操作地连接到所述检测器；以及

计算机，所述计算机包括非暂态存储器并且能够操作地连接到所述数据采集系统，其中所述计算机在所述非暂态存储器中被配置有指令，所述指令在被执行时使得所述计算机执行以下操作：

对于由所述光子计数计算机断层摄影系统扫描的每个视图n：

调整自动曝光控制电流调制以交替地将所述光子计数计算机断层摄影系统的X射线管输出电流增大到规定电流以上以及将所述X射线管输出电流减小到所述规定电流以下，由自动曝光控制调制函数确定的所述自动曝光控制电流调制包括对堆积的校正；

在增加的X射线管输出电流下在所述光子计数计算机断层摄影系统的每个检测器处收集第一光子计数；

在减小的X射线管输出电流下收集每个检测器处的第二光子计数；

将第一堆积校正应用于每个检测器处的所述第二光子计数以获得经校正的第二光子计数，所述第一堆积校正基于所述第二光子计数；

将第二堆积校正应用于每个检测器处的所述第一光子计数以获得经校正的第一光子计数，所述第二堆积校正基于所述第一堆积校正和经校正的第二光子计数；

将每个检测器处的所述第一校正光子计数与所述第二校正光子计数相加，以获得每个检测器处的总输出光子计数；以及

基于每个检测器处的所述总输出光子计数重建图像，并且将所述图像输出到所述光子计数计算机断层摄影系统的显示设备。

13.根据权利要求12所述的光子计数计算机断层摄影系统，其中交替地将所述光子计数计算机断层摄影系统的所述X射线管输出电流增大到所述规定电流以上以及将所述X射线管输出电流减小到所述规定电流以下还包括将所述X射线管输出电流增大到第一高电流持续第一持续时间，以及将所述X射线管输出电流减小到第二低电流持续第二持续时间，所述规定电流等于所述第一高电流和所述第二低电流的平均值。

14.根据权利要求13所述的光子计数计算机断层摄影系统，其中所述第一堆积校正是将所述第二光子计数和减小的X射线管输出电流作为输入的堆积校准模型的输出。

15.根据权利要求14所述的光子计数计算机断层摄影系统，其中将所述第二堆积校正应用于每个检测器处的所述第一光子计数，所述第二堆积校正基于所述第一堆积校正，还包括：

将经校正的第二光子计数乘以比例因子，所述比例因子基于增加的X射线管输出电流与减小的X射线管输出电流的比率。