CN107303184B - Ct扫描x射线源管电流调制方法及计算机断层成像装置 - Google Patents

Ct扫描x射线源管电流调制方法及计算机断层成像装置 Download PDF

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Abstract

本发明提出了一种CT扫描X射线源管电流调制方法及计算机断层装置，所述方法包括以下步骤：根据心电信号确定心跳周期，每一心跳周期包括心脏运动平缓的第一期间以及心脏运动剧烈的第二期间；根据已经确定的当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流；控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。本发明的方法可有效降低被检者在CT扫描时受到的X射线辐射剂量。

Description

CT扫描X射线源管电流调制方法及计算机断层成像装置
【技术领域】
本发明涉及计算机断层成像(CT，Computed Tomography)技术领域，尤其涉及一种CT扫描X射线源管电流调制方法及计算机断层成像装置。
【背景技术】
计算机断层成像(Computed Tomography，简称CT)是用X射线对人体的特定部位按一定厚度的层面进行扫描，由于不同的人体组织对X射线的吸收能力不同，可以用计算机重建出断层面的影像。
图1是一种计算机断层扫描***的结构示意图，如图1所示，计算机断层扫描***100包括机架110，机架110具有围绕***轴线旋转的可旋转的部分130。可旋转的部分130具有相对设置的X射线源131和X射线探测器132的X射线***。还具有检查床120，在进行检查时，受检者在该检查床120上可以沿着Z轴方向被推入到扫描腔体133中。X射线源131绕Z轴旋转，探测器132相对于X射线源131一起运动，以采集投影测量数据，这些数据在之后被用于重建图像。还可以进行螺旋扫描，在螺旋扫描期间，通过受检者沿着Z轴的连续运动和X射线源131的同时旋转，X射线源131相对于受检者产生螺旋轨迹。高压发生单元134与射线源131相连，以提供电源。
生理信号监控单元141用于监控扫描受检者的生理信号，例如：心电信号或呼吸信号。处理单元142连接探测器132以获得受检者的投影测量数据，供后续处理，例如：图像重建及处理。控制单元140连接高压发生单元134以控制射线源131的扫描过程。控制台及显示器143用以呈现界面、数据和影像给使用者。控制单元140还连接处理单元142和控制台及显示器143以控制该部件的运作。
现有的X射线源管电流调制方法是在扫描过程中都使用同一管电流值，这会使得被检者受到较高的X射线辐射剂量。
现有的另一种X射线源管电流调制方法是在扫描过程中使用变化的管电流值，例如在进行心脏CT扫描时，为了消除心脏运动对图像的影响，减少重建的图像中的运动伪影，会在扫描的同时监控心电(ECG)信号，并通过一条与所述心电信号相关的门控曲线(加权函数曲线)对扫描数据进行加权，对心脏运动幅度较小时采集的扫描数据采用较大的权重参与图像重建，而对心脏运动幅度较大时采集的扫描数据采用较小的权重参与图像重建，以得到比较清晰的心脏图像。由于主要是采用心脏运动幅度较小时采集的数据参与图像重建，因此在心脏运动幅度较小时使用高X射线辐射剂量(full power)照射患者，而在心脏运动幅度较大时可以使用较低的X射线辐射剂量(low power)照射患者。
虽然在心脏扫描的心脏运动幅度较大时使用较低的X射线辐射剂量，但是由于X射线源的硬件调制能力的限制，X射线源的管电流上升或下降都需要一定的时间，所以为了在下一次心脏运动幅度较大期间开始时保证所述X射线源的管电流能够达到较高X射线辐射剂量(full power)，现有技术在心脏运动幅度较大时会使用事先设定的一个比较保守的X射线源管电流值，这样会使得患者受到不必要的额外的X射线辐射。
因此，需要提出一种能够进一步减少X射线辐射剂量的CT扫描X射线源管电流调制方法。
【发明内容】
本发明解决的是减少CT扫描X射线辐射剂量的问题。
为解决上述问题，本发明提出一种CT扫描X射线源管电流调制方法，包括以下步骤：
获取心电信号，根据所述心电信号确定心跳周期，每一心跳周期包括心脏运动平缓的第一期间以及心脏运动剧烈的第二期间；
确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流；
根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流；
控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
可选地，所述目标管电流为所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内所能达到的最低管电流。
可选地，所述X射线源特性包括：所述X射线源的管电流下降速度，以及X射线源的管电流上升速度。
可选地，包括预先保存包含X射线源特性的表格，使用查找表格的方式确定所述目标管电流。
可选地，所述表格包括第一表格，所述第一表格以管电流作为索引值，使用所述第一表格可查找出从基准管电流上升到对应管电流所需的时间。
可选地，所述表格包括第二表格，所述第二表格以管电流作为索引值，使用所述第二表格可查找出从最大管电流下降到对应管电流所需的时间。
可选地，所述表格包括第三表格，所述第三表格以管电流作为索引值，使用所述第三表格可查找出从基准管电流上升到对应管电流再下降到基准管电流所需的回程时间。
可选地，所述表格包括第四表格，所述第四表格以时间作为索引值，使用所述第四表格可以查找出所述时间对应的回程管电流值。
可选地，当所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流和下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流相同时，所述使用查找表格的方式确定所述目标管电流包括以下步骤：
通过第三表格查找出所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流对应的回程时间；
获得第一差值时间t2，t2＝T-t1，其中，t1表示当前心跳周期的第二期间的时间，T表示所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流对应的回程时间；通过第四表格查找出第一差值时间对应的回程管电流值，所述第一差值时间对应的回程管电流值为所述目标管电流。
可选地，当所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流小于下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流时，所述使用查找表格的方式确定所述目标管电流包括以下步骤：
通过第一表格查找出从下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流下降到当前心跳周期的第一期间结束时的管电流所需的时间；
得到t1′时间,t′1＝t1+t,其中，t1代表当前心跳周期的第二期间的时间，t代表所述从下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流下降到当前心跳周期的第一期间结束时的管电流所需的时间；
通过第三表格查找出所述下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流对应的回程时间T′；
根据t1′时间和所述下次第一期间开始时的管电流对应的回程时间T′得到第二差值时间t2’，t2’＝T′-t1′；
通过第四表格查找出所述第二差值时间对应的回程管电流值，所述第二差值时间对应的回程管电流值为目标管电流。
本发明还提出一种计算机断层成像装置，包括：
X射线源，用于产生X射线；
生理信号监控单元，用于获取心电信号；
控制单元，包括存储模块和计算模块；
所述存储模块用于保存X射线源特性；
所述计算模块用于确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流；根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流；
高压发生单元，用于控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
本发明对比现有技术有如下的有益效果：
本发明的X射线源管电流调制方法，可根据预先保存的X射线源特性，动态实时计算X射线源在第二期间内的目标管电流值，从而减小被检者在CT扫描时受到的X射线辐射剂量。
在本发明的可选实施方式中，可预先保存包含X射线源特性的表格，使用查找表格的方式确定所述目标管电流，可以减少计算时间和耗费的计算资源。
【附图说明】
图1是一种计算机断层成像装置的示意图；
图2是本发明一实施例的辐射剂量调制方法的流程图；
图3是本发明一实施例的心电信号及对应的辐射剂量示意图；
图4是本发明的一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的流程图；
图5是本发明的一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的示意图；
图6是本发明的另一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的流程图；
图7是本发明的另一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的示意图；
图8是本发明的一实施例的计算机断层成像装置的示意图。
【具体实施方式】
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。
如图2所示，本发明的X射线源管电流调制方法包括以下步骤：
执行步骤S201，获取心电信号，根据所述心电信号确定心跳周期，每一心跳周期包括心脏运动平缓的第一期间以及心脏运动剧烈的第二期间。
可通过CT装置的生理信号监控单元141获得患者的心电(ECG)信号。所述第一期间不包含R波，所述第二期间包含R波。
如图3所示，可通过心电(ECG)信号获得之前的心跳周期及心脏运动信号，预测之后的心脏运动，进而确定心跳周期的第一期间和第二期间。
执行步骤S202，确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
为了减少图像中的运动伪影，主要使用在第一期间(即心脏运动较平缓处)采集的数据进行图像重建，因此首先需要保证在第一期间内的X射线辐射剂量,而控制辐射剂量主要是通过控制X射线源的管电流而实现。
操作者可以通过CT装置的控制台及显示器143在扫描前预先设定第一期间内的辐射剂量(即full power)，控制单元140可根据所述设定的辐射剂量计算管电流；也可以根据一些扫描参数(例如被检者的身高、体重、扫描部位等)由控制单元140自动确定辐射剂量并计算管电流。
执行步骤S203，根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流。
优选地，所述目标管电流为所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内所能达到的最低管电流。
所述目标管电流，使被检者所受的X射线辐射剂量相对低，且能够使X射线源维持在一定的状态，较快速的实现X射线的管电流达到正常的扫描时所需。优选地，可通过准确的计算，得到所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内所能达到的最低管电流。
如图3所示，所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流即当前心跳周期的第二期间开始时的管电流mA1，所述下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流即当前心跳周期的第二期间结束时的管电流mA2。所述预先保存的X射线源特性，可以是X射线源的硬件调制能力，即X射线源管电流的上升速度，及X射线源管电流的下降速度。
在步骤S203中，可以事先通过实验等方式获得X射线源特性，并将其存储于CT装置的控制单元140中，在扫描时调用所述X射线源特性，计算获得所述目标管电流。
但是在大部分情况下，X射线源管电流的上升速度和下降速度并非是线性的，如果通过复杂的计算公式计算目标管电流将会花费大量计算时间，并耗费大量计算资源。因此在本发明的优选实施例中，预先保存一系列包含X射线源特性的表格，在扫描时通过查找表格的方法，确定目标管电流，从而实现快速定位目标管电流，同时降低计算资源消耗的目的。
具体地，可以预先获得以下的表格，并将其保存于控制单元140中。
mA Time/ms
6 0
7 19.34580796
8 36.10390907
9 50.88560183
10 64.10827659
11 76.06964087
…. …
830 555.6634062
831 555.9048266
832 556.1459566
833 556.386797
表1
如表1所示，表格中左列是管电流的索引值，右列是从基准管电流(6mA)升到对应管电流所需的时间。所述基准管电流可以是不考虑时间因素的情况下，X射线源理论上所能达到的最低管电流。表1是以管电流作为索引值，使用所述表1可以查找出从基准管电流上升到对应管电流所需的时间。
Figure GDA0002543158200000081
Figure GDA0002543158200000091
表2
表2中，表格左列是管电流的索引值，右列是从最大管电流(833mA)下降到对应管电流所需的时间。表2是以管电流作为索引值，使用所述表2可以查找出从最大管电流下降到对应管电流所需的时间。
根据表1和表2，可以得到表3和表4。
mA Time/ms
6 0
7 38.53
8 71.92
9
…. …
831 1103.98
832 1104.32
833 1104.66
表3
表3中，表3左列是管电流的索引值，表3右列表示从基准管电流(6mA)上升到对应管电流再下降到基准管电流(6mA)所需的总时间。使用时，可以直接索引管电流值找到对应的回程时间。表3是以管电流作为索引值，使用所述表3可查找出从基准管电流上升到对应管电流再下降到基准管电流所需的回程时间。
Figure GDA0002543158200000092
Figure GDA0002543158200000101
表4
表4可以通过对表格3插值得到，所不同的是表格4以时间为索引列，右列表示的是在所述时间内，可以从基准管电流(6mA)上升到对应的管电流再降到基准管电流的回程管电流值。在X射线源的调制能力确定的情况下，给定所述时间后，根据表4可确定对应的回程管电流值。表4是以时间作为索引值，使用所述表4可以查找出在所述时间内从基准管电流上升到对应的管电流值再下降到基准管电流的回程管电流值。
以上，仅以示例方式说明了表1至表4，但本发明对比不作限制，其他一些可能包含X射线源特性的表格也在本发明的范围内。
执行步骤S204，控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
可以使所述X射线源在所述当前心跳周期的第二期间内的管电流等于所述目标管电流，即X射线源在第二期间内所能达到的最低管电流。但是考虑到计算误差和控制误差等因素，也可以使所述当前心跳周期的第二期间内的管电流略大于所述目标管电流。具体地，可通过CT装置的高压发生单元134控制X射线源的管电流。
实施例一
下面对于上述步骤S203中通过查找表格的方式，确定目标管电流的方法做具体说明。
在本实施例中，当前心跳周期的第二期间开始和结束的管电流相同。
图4是一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的流程图，如图4所示，time1表示当前心跳周期的第一期间的结束时刻，即当前心跳周期的第二期间的开始时刻；time2表示下一个心跳周期的第一期间的起始时刻，即当前心跳周期的第二期间的结束时刻；mA1表示当前心跳周期的第二期间开始和结束时的管电流，即当前心跳周期的第一期间结束时的管电流和下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流。
结合图4和图5，本实施例的通过查找表格的方式，确定目标管电流的方法包括以下步骤：
执行步骤S301，通过表3查找出从基准管电流(6mA)上升到mA1再下降到基准管电流所需的回程时间T，即通过表3查找出所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流mA1对应的回程时间T。
执行步骤S302，根据第二期间t1和回程时间T，得到第一差值时间t2＝T-t1。
执行步骤S303，通过表4查找到第一差值时间t2对应的回程管电流值mAx，所述回程管电流值mAx值即为目标管电流。
实施例二
图6是另一实施例的查找表格方式确定目标管电流方法的流程图，与实施例一不同，在本实施例中，第二期间开始和结束的管电流不同，并且所述第二期间开始时的管电流mA1小于第二期间结束时的管电流mA2。
如图6所示，time1表示当前心跳周期的第一期间的结束时刻，即当前心跳周期的第二期间的开始时刻，mA1表示time1时刻的管电流；time2表示下一个心跳周期的第一期间的起始时刻，即当前心跳周期的第二期间的结束时刻，mA2表示time2时刻的管电流。需要在当前心跳周期第二期间内(time2-time1)将管电流从mA1调制到mA2。
结合图6和图7，本实施例的通过查找表格的方式确定目标管电流的方法包括以下步骤：
执行步骤S301’,通过表1查找出从下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流mA2下降到当前心跳周期的第一期间结束时的管电流mA1所需的时间t。
执行步骤S302’,得到时间t1′,t′1＝t1+t,其中，t1表示当前心跳周期的第二期间的时间。
执行步骤S303’,查找表3得到从基准管电流(6mA)上升到mA2然后降到基准管电流(6mA)的回程时间T′，即通过表3查找出所述下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流mA2对应的回程时间T′。
执行步骤S304’,根据t1′时间和所述下次第一期间开始时的管电流mA2对应的回程时间T′，得到第二差值时间t2’＝T′-t1′。
执行步骤S305’,通过表4找到第二差值时间t2’对应的回程管电流值mAx，所述回程管电流值即目标管电流。
本领域技术人员应当可以理解，以上仅以两种情况为例说明了本发明通过查找表格的方式确定目标管电流的方法，对于其他情况，例如第二期间开始时的管电流大于第二期间结束时的管电流的情况，也可以通过查找表格的方法得到目标管电流，本发明对此不作限制。
本发明还提出了一种计算机断层成像装置，图8是本发明一实施例的计算机断层成像装置的电路连接图，如图8所示，本发明的计算机断层成像装置100包括：
X射线源131，用于产生X射线。
生理信号监控单元141，用于获取心电信号。
控制单元140，所述控制单元140包括存储模块1401和计算模块1402。
所述存储模块1401用于预先保存X射线源特性。
可选地，所述X射线源特性包括：所述X射线源的管电流下降速度，以及X射线源的管电流上升速度。
优选地，所述预先保存的X射线源特性包括预先保存的包含X射线源特性的表格。
所述计算模块1402用于根据所述心电信号确定心跳周期，每一心跳周期包括心脏运动剧烈的第一期间以及心脏运动平缓的第二期间；确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流；根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流。
优选地，所述目标管电流为所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内所能达到的最低管电流。
优选地，使用查找表格的方式确定所述目标管电流。
高压发生单元134，所述高压发生单元134与所述X射线源131和所述控制单元140分别相连，用于控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
以上，仅以示例方式阐释了可使用本发明所提供的计算机断层成像装置，本领域技术人员应当理解，如使用X射线的C型臂***等设备，或组合式医学成像***(例如：组合式正电子发射断层成像-计算机断层成像，Positron Emission Tomography-ComputedTomography,PET-CT)等，均可适用本发明所述的X射线管电流方法及计算机断层成像装置，本发明对计算机断层成像装置的类型与结构并不做具体限定。
本发明中，各实施例采用递进式写法，重点描述与前述实施例的不同之处，各实施例中的相同方法或结构参照前述实施例的相同部分。
本发明虽然已以较佳实施例公开如上，但其并不是用来限定本发明，任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围内，都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出可能的变动和修改，因此，凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化及修饰，均属于本发明技术方案的保护范围。

Claims (11)

1.一种CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，包括以下步骤：
获取心电信号，根据所述心电信号确定心跳周期，每一心跳周期包括心脏运动平缓的第一期间以及心脏运动剧烈的第二期间；
确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流；
根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流；
控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
2.如权利要求1所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述目标管电流为所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内所能达到的最低管电流。
3.如权利要求1所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述X射线源特性包括：所述X射线源的管电流下降速度，以及X射线源的管电流上升速度。
4.如权利要求3所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
包括预先保存包含X射线源特性的表格，使用查找表格的方式确定所述目标管电流。
5.如权利要求4所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述表格包括第一表格，所述第一表格以管电流作为索引值，使用所述第一表格可查找出从基准管电流上升到对应管电流所需的时间。
6.如权利要求5所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述表格包括第二表格，所述第二表格以管电流作为索引值，使用所述第二表格可查找出从最大管电流下降到对应管电流所需的时间。
7.如权利要求6所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述表格包括第三表格，所述第三表格以管电流作为索引值，使用所述第三表格可查找出从基准管电流上升到对应管电流再下降到基准管电流所需的回程时间。
8.如权利要求7所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
所述表格包括第四表格，所述第四表格以时间作为索引值，使用所述第四表格可以查找出所述时间对应的回程管电流值。
9.如权利要求8所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，
当所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流和下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流相同时，所述使用查找表格的方式确定所述目标管电流包括以下步骤：
通过第三表格查找出所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流对应的回程时间；
获得第一差值时间t2，t2＝T-t1，其中，t1表示当前心跳周期的第二期间的时间，T表示所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流对应的回程时间；
通过第四表格查找出第一差值时间对应的回程管电流值，所述第一差值时间对应的回程管电流值为所述目标管电流。
10.如权利要求8所述的CT扫描X射线源管电流调制方法，其特征在于，当所述当前心跳周期的第一期间结束时的管电流小于下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流时，所述使用查找表格的方式确定所述目标管电流包括以下步骤：
通过第一表格查找出从下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流下降到当前心跳周期的第一期间结束时的管电流所需的时间；
得到t1′时间,t′1＝t1+t,其中，t1代表当前心跳周期的第二期间的时间，t代表所述从下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流下降到当前心跳周期的第一期间结束时的管电流所需的时间；
通过第三表格查找出所述下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流对应的回程时间T′；
根据t1′时间和所述下次第一期间开始时的管电流对应的回程时间T′得到第二差值时间t2’，t2’＝T′-t1′；
通过第四表格查找出所述第二差值时间对应的回程管电流值，所述第二差值时间对应的回程管电流值为目标管电流。
11.一种计算机断层成像装置，其特征在于，包括：
X射线源，用于产生X射线；
生理信号监控单元，用于获取心电信号；
控制单元，包括存储模块和计算模块；
所述存储模块用于保存X射线源特性；
所述计算模块用于确定所述X射线源在当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流；根据当前心跳周期的第一期间结束时的管电流、下一个心跳周期的第一期间开始时的管电流以及预先保存的X射线源特性，确定当前心跳周期的第二期间内的目标管电流；
高压发生单元，用于控制所述X射线源在当前心跳周期的第二期间内的管电流，所述当前心跳周期的第二期间内的管电流大于或等于所述目标管电流，且小于所述当前心跳周期以及下一个心跳周期的第一期间内的管电流。
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