使用便攜平板檢測器的雙能射線照相的圖像採集和處理鏈的製作方法

2023-08-08 04:10:46

專利名稱：使用便攜平板檢測器的雙能射線照相的圖像採集和處理鏈的製作方法
使用便攜平板檢測器的雙能射線照相的圖像採集和處理鏈 技術領域本公開大體上涉及雙能量成像，尤其是使用具有可攜式平板數字檢測器的移動雙能量(dual-energy)成像系統來產生和處理雙能量圖像 的技術。
背景技術：
醫療診斷和成像系統普遍存在於現代醫療保健機構中。當前，存在 著用於醫療診斷和成像系統的多種醫療器械(modality )。這些包括計 算機斷層成像(computed tomography CT )系統、X射線系統(包括常 規和數字或數位化的成像系統)、磁共振(magnetic resonance MR) 系統、正電子發射斷層成像(positron emission tomography PET)系 統、超聲系統、核醫療系統等等。這樣的系統提供了用於識別、診斷和 處理身體狀況的非常寶貴的工具並且極大地減少了對外科診斷介入 (intervention)的需求。在許多場合中，這些醫療器才戒相互補充並且 向醫師提供一系列用於對特定類型的組織、器官和生理系統等進行成像 的技術。'數字成像系統正日益廣泛地用於產生能夠被重建成有用射線照相 圖像的數字數據。在數字成像系統的一個應用中，來自源的輻射被指向 受檢者，典型地是醫療診斷應用中的患者，並且一部分輻射穿過受檢者 並撞擊(impact )檢測器。檢測器的表面將輻射轉換成可見光子，所述 可見光子被感測到。檢測器被分成離散圖像元素或像素陣列，並且根據 撞擊每個像素區域的輻射的量或強度來對輸出信號進行編碼。因為當輻 射穿過受檢者時輻射強度被改變，所以根據輸出信號重建的圖像可以提射一(pProje,ction;f。、在使用中:在Lr測器的像素位置產生的信號被採樣 並數位化。數字值被傳送到處理電路，其中所述數字值被過濾、縮放 (scaled),並且被進一步處理以產生圖像數據集。所述數據集然後可 以被用於重建作為結果的圖像，以將所述圖像顯示在例如計算機監視器 上，以將所述圖像轉印到傳統感光膠片等等。雙能量(DE)射線照相(radiography)涉及在相對小的時間間隔內在不同的能量採集兩個x射線圖像。這兩個圖像然後被用於分解成像 的解剖結構(anatomy)並且創建軟組織和骨骼圖像。現有的數字射線 照相(digital radiography DR )圖像採集和處理技術不是為DE射線 照相設計的。另外，將DE成像應用於移動DR成像系統增加了若干特殊 的難題。例如，在移動DR成像系統中，檢測器相對於X射線源的空間 位置並不像在固定不變的DR成像系統中的那樣總是已知的。另外，檢 測器相對於X射線源可能沒有被機械地固定，並且每當患者移動時，它 都可能會有微小的移動。結果，在X射線源和檢測器之間可能會出現未 對準(misalignment)。此外，移動DR成像系統常常被用於獲得虛弱 到無法移動的患者的圖像。因此，這些患者常常不能很容易地屏息，或 根本無法屏息。結果，當肺容積在第一和第二照射之間改變時，就會在 圖像中形成偽像。因此，就需要克服與移動DR成像系統相關聯的問題的技術。在此 所描述的技術旨在解決與移動DR成像系統相關聯的問題。發明內容本發明提供了一種移動雙能量X射線成像系統。所述移動雙能量X 射線成像系統是數字X射線系統，所述數字X射線系統被設計成既釆集 原始圖像數據又處理所述圖像數據以產生圖像以供查看。所述系統具有 X射線源和可攜式平板(flat-panel)數字X射線檢測器。所述系統具 有配輪的運載工具(wheeled-carrier )以4吏系統能夠^皮運到患者處。 所述系統可操作來產生患者的高能量圖像和低能量圖像，這些圖像可以 被分解以產生軟組織圖像和骨骼圖像以用於對所需的解剖結構進行進 一步分析。由於移動系統相比於安裝系統的局限性的緣故，多種技術被 用於增強移動雙能量X射線成像系統的圖像採集、處理和顯示能力。本發明的 一個方面是所述系統可以利用呼吸傳感器來在圖像釆集 期間執行肺部門控(pulmonary gating)。本發明的另一方面是一種有 助於平板數字檢測器與X射線源的對準的系統。本發明的又一方面是溫 度校準功能，用於在從低功率條件轉換到全功率條件之後補償平板數字 X射線檢測器中的溫度梯度。本發明的又另一方面是當防散射格柵 (grid)被使用時的防散射才各柵配準(registration)。本發明的其他 方法將在下文中提供。


在參照附圖閱讀了如下詳細描述之後，本發明的這些和其他特徵、 方面和優勢將會被更好地理解，在全部附圖中，相同的附圖標記表示相同的部分，其中圖1是根據本發明的示例性實施例的雙能量X射線成像系統的透視圖；圖2是根據本發明的示例性實施例的圖1的雙能量X射線成像系統圖3是根據本發明的示例性實施例的圖1的系統的檢測器的功能電 路的概略表示；圖4是根據本發明的示例性實施例的泡沫墊和圖1的檢測器的透視圖；圖5是根據本發明的示例性實施例的圖像採集和處理技術的框圖； 圖6是根據本發明的示例性實施例的圖5的圖像採集技術的框圖； 圖7是根據本發明的示例性實施例的圖5的圖像預處理技術的框圖；圖8是根據本發明的示例性實施例的圖5的圖像後處理技術的框 圖；以及圖9是根據本發明的示例性實施例的圖5的圖像顯示技術的框圖。
具體實施方式
儘管在如上描述中描述了雙能量系統，但是這些概念同樣適用於多 能量系統。主要參照圖1，其中呈現了主要由附圖標記20指代的移動雙 能量X射線成像系統。在所示出的實施例中，雙能量X射線成像系統20 是數字X射線系統，根據所提供的技術，所述數字X射線系統被設計成 既採集原始圖像數據又處理所述圖像數據以供顯示。特別地，系統20 可操作來產生高能量圖像和低能量圖像，這些圖像可以被分解以產生軟 組織圖像和骨骼圖像以用於對所需的解剖結構進行進一步分析。移動雙能量X射線成像系統20具有X射線源22和可攜式平板數字 X射線檢測器24。可攜式數字X射線檢測器24可操作來執行雙能量X 射線成像。患者26位於X射線源22和檢測器24之間。檢測器24接收 穿過患者26的X射線並且將成像數據傳送到基本單元28。可攜式平板 數字X射線檢測器24通過電纜耦合到基本單元28,並且可以在運輸期 間被存放在基本單元28中。基本單元28容納著系統電子器件32,所述系統電子器件32對成像數據進行處理以產生用於查看的圖像。另外， 系統電子器件32既向X射線源22供電又控制供給X射線源22的電力。 X射線源22是由發電機供電，所述發電機可操作來向X射線源22供電 從而不僅產生高能量圖像而且還產生低能量圖像。基本單元28還具有 操作員工作站34，所述操作員工作站34使用戶能夠控制系統20的操作 以產生所需的圖像。系統電子器件32所產生的圖像被顯示在顯示器36。 另外，系統20所產生的圖像可以被印到膠片上。移動雙能量X射線成像系統20還包括若干傳感器以增強系統20的 操作。在所示出的實施例中，呼吸傳感器38被提供以將表示患者呼吸 周期的信號發送到系統電子器件32。因為可攜式平板數字X射線檢測器 24的移動獨立於X射線源22，所以X射線就有可能以一定角度撞擊傳 感器24,從而產生患者26的不準確的圖#>。在所示的實施例中，；險測 器24具有對準發射機40,它們用於使檢測器24與X射線源22對準以 確保來自X射線源22的X射線以正確的角度撞擊檢測器24。在所示的 實施例中，靠近X射線源22定位的傳感器適於接收由對準發射機40產 生的信號。系統20能夠使用所述信號來對檢測器24相對於X射線源22 的定向和位置進行三角測量以確定檢測器24是否^L對準以垂直於來自 X射線源22的X射線的路徑。對準傳感器還可以操作來指示檢測器22 何時在X射線源22的範圍內。當檢測器24和X射線源22被對準時， 可聽的和/或可視的指示器被激活。然而，可以使用相反的布置，即， 對準發射機40可以淨皮放置在X射線源22和檢測器24內的傳感器上。 另夕卜，X射線源22由可調整的支架42支持。最終，系統20可以被連接 到網際網路或其他通信網絡以使系統20所產生的圖像可以被發送到遠程 用戶，例如放射學家的工作站。主要參照圖2,移動雙能量成像系統20包括靠近X射線源22定位 的準直儀44。準直儀44允許輻射流46傳入到患者26被安置在的區域 中。部分輻射48穿過或繞過患者26並撞擊可攜式平板數字X射線檢測 器24。如下文更加充分地描述，X射線檢測器24把在它的表面接收到 的X射線光子轉換成低能量光子，並隨後轉換成電信號，所述電信號被 採集並處理以重建受檢者內的特徵的圖像。圖2還圖示了 X射線源22 與可攜式平板數字X射線檢測器24對準的重要性。如果沒有對準，穿 過或繞過患者26的部分輻射48不能糹皮檢測器24接收，並且患者26的準確圖像不能被獲得。此外，即使檢測器24與X射線源成一條直線， 檢測器24也必須轉動角度以相對於X射線源22垂直，用於準確地檢測 輻射48。X射線源22由功率供給/控制電路50來控制，所迷功率供給/控制 電路50為檢測序列提供功率和控制信號。此外，檢測器24被耦合到檢 測器控制器52，所述檢測器控制器52控制對在檢測器24產生的信號的 釆集。檢測器控制器52還可以執行各種信號處理和過濾功能，例如對 動態範圍的初始調整、對數字圖像數據的交織等。功率供給/控制電路 50和檢測器控制器52這二者都對來自系統控制器54的信號進行響應。 通常，系統控制器54控制成像系統的操作以執行檢查規程(protocol ) 和處理所採集的圖像數據。在本文中，系統控制器54還包括信號處理 電路(常常基於通用或專用數字計算機)，用於存儲由計算機執行的程 序和例程以及配置參數和圖像數據的相關聯的存儲器電路，接口電路等 等。在所示的實施例中，呼吸傳感器38向系統控制器54提供呼吸周期 (cycle )數據。系統控制器54被連結(link)到輸出設備，例如顯示器36或列印 機。系統控制器54還^L連結到操作員工作站34以用於輸出系統參數、 請求檢查、查看圖像等等。通常，顯示器、印表機、工作站和提供於系 統內的類似設備可以在數據釆集部件附近，或者可以遠離這些部件(例 如在機構或醫院內的其他地方)，或在完全不同的位置，經由一個或多 個可配置的網絡(例如網際網路、虛擬專用網等等)連結到圖像採集系統。主要參照圖3，其中給出了數字檢測器24的功能部件。另夕卜，還給 出了成寸象^r測器4空制器即IDC (Imaging detector controller) 56, 典型地所述成像檢測器控制器56將被配置在檢測器控制器52內。IDC 56包括CPU或數位訊號處理器，以及用於命令採集從檢測器感測的信號 的存儲器電路。IDC 56經由雙向光纖導線(conductor)傳禹合到檢測器 24內的檢測器控制電路58。 IDC 56由此在操作期間就檢測器內的圖像 數據交換命令信號。檢測器控制電路58接收來自電源60的直流(DC ) 電。檢測器控制電路58被配皇成發起對用於在系統操作的數據採集階 段傳送信號的行和列驅動器的定時和控制命令。檢測器控制電路58因 此傳送功率和控制信號到基準/調節器電路62,並且接收來自基準/調節 器電路62的數字圖像像素數據。在該實施例中，可攜式平板數字X射線檢測器24包括閃爍器，所述 閃爍器在檢查期間把在檢測器表面上接收的X射線光子轉換成低能量 (可見)光子。光檢測器陣列然後將可見光子轉換成電信號，所述電信 號表示撞擊檢測器表面的單獨像素區域的光子數量或輻射強度。讀出電 子器件將生成的模擬信號轉換成數字值，所述數字值能夠被處理、存儲 和顯示，例如在圖像重建之後顯示在顯示器36上。以當前的形式，光 檢測器陣列被形成在非晶矽的單基(single base)上。陣列元件以行 和列來組織，其中每個元件包括光電二極體和薄膜電晶體。每個二極體 的陰極被連接到電晶體的源極，而所有二極體的陽極被連接到負偏壓。 每行中的電晶體的柵極被連接在一起，而行電極被連接到掃描電子器 件，這將在下文中描述。列中的電晶體的漏極被連接在一起，每列的電 極被連接到讀出電子器件。在所示的實施例中，可攜式平板數字檢測器24具有行總線64和列 總線66。行總線64包括多個導線，所述多個導線用於在需要之處啟用 從檢測器的各列讀出，以及禁止行和施加電荷補償電壓到選定的行。列 總線66包括附加導線，所述附加導線用於在行;波順序地啟用時命令從 列讀出。行總線64被耦合到一系列行驅動器68,所述行驅動器68中的 每個都命令檢測器中的一系列行的啟用。類似地，讀出電子器件70被耦合到列總線66以用於命令檢測器所有列的讀出。在所提供的技術中， 通過採用對檢測器24的部分讀出來增加圖像釆集速率。在所示的實施 例中，行驅動器68和讀出電子器件70被耦合到檢測器面板72，所述檢 測器面板72可以#:再分成多個部分74。每個部分74都^皮耦合到行驅動 器68其中一個，並且包括多個行。類似地，讀出電子器件"中的每一 個都被耦合到 一 系列列。上述光電二極體和薄膜電晶體布置由此限定了 以行78和列80排列的一系列像素或分立圖像元素76。所述行和列限定 了圖像矩陣82，高度為84,寬度為86。每個像素76大體上都被限定在行和列的交叉處，在交叉處，列電 極88與行電極90相交。如上所述，與光電二極體94 一樣，對於每個 像素，薄膜電晶體92被提供於每個交叉位置。當每一行被行驅動器68 啟用時，來自每個光電二極體94的信號可以經由讀出電子器件70來訪 問，並且所述信號被轉換成數位訊號以用於後續處理和圖像重建。因此， 當掃描線被附於激活的行上的像素的所有電晶體的柵極時，陣列中的整行像素被同時控制。因此，該特定行中的每個像素都通過開關連接到時間線，所述開關被讀出電子器件使用來把電荷恢復到光電二極體94。應該注意到，當通過相關聯的專用讀出通道中的每一個同時恢復電 荷到 一行中的所有像素時，讀出電子器件就把來自先前行的測量值從模 擬電壓轉換成數字值。此外，讀出電子器件將來自前兩行的數字值轉移 到採集子系統，所述採集子系統將在把診斷圖像顯示在監視器上或將其 寫到膠片之前執行一些處理。因此，讀出電子器件同時執行三個功能 為特定行中的像素測量或恢復充電，轉換先前行中的像素的數據，以及 轉移前兩行中的像素的已轉換的數據。主要參照圖4，其中給出了可攜式平板數字檢測器24的實施例。檢 測器24具有防散射格柵(grid) 96,所述防散射格柵96覆蓋可攜式平 板數字檢測器24的圖像矩陣82。散射是一種普通物理過程，藉此，某 些形式的輻射，例如X射線因它所通過的介質中的 一個或多個局部不均 勻性而被迫使偏離直線軌道。防散射格柵96通過防止散射的X射線到 達檢測器24而減少了散射效應。當使用這樣的防散射格柵時，X射線源 22和格柵之間的明顯的未對準會引起圖像偽像(artifact)。檢測器 24與X射線源22的對準受阻於獨立於X射線源22的檢測器24。另外， 因為檢測器24被放置在待成像的患者26的區域之下，所以檢測器24 的位置是由患者26的位置來確定的。為了避免因未對準引起的圖像偽像，發射機40被用於實現檢測器 24與X射線源22的對準。可替換地，對準發射機40可以被置於防散射 格柵96上以確保來自X射線源22的X射線以正確的角度撞擊防散射格 柵96。 X射線源22具有接收機並且對檢測器24相對於X射線源22的 位置進行三角測量，所述接收機可操作來接收來自發射機40的信號。 當檢測器24被定位成使得檢測器24的平面垂直於由X射線源22產生 的X射線束並且檢測器24相對於X射線源位於中心時，檢測器24和X 射線源22就是對準的。在所示的實施例中，當檢測器24和X射線源22 被對準時，系統20產生可視和/或可聽的指示。因此，在對患者26進 行成像之前，使用戶能夠定位檢測器24並且確保其被對準。另外，在 所示的實施例中，泡沫墊(foam pad) 98 ;故放置在4各柵96上方。泡沫 墊98在患者和檢測器之間產生空隙，這也通過防止散射的X射線到達 檢測器24而減少了散射效應。主要參照圖5，其中給出了用於通過圖1的移動雙能量X射線成像 系統20來處理成像數據的技術，所述技術主要由附圖標記100來表示。 因為系統20是移動的，所以在如下技術中已經進行了某些適配。所示 的實施例中的第一技術是圖像採集技術，主要由塊102表示。 一旦圖像 採集被完成，預處理技術就在所採集的圖像上執行，所述預處理技術主 要由塊104表示。在預處理(pre-process)被完成之後，所釆集的圖 像被分解以產生原始軟組織圖像和原始骨骼圖像，這主要由附圖標記 106表示。接下來，所採集的圖傳4皮後處理(post-process),這主要 由附圖標記108表示。最後， 一旦後處理被完成，所採集的圖像就被處 理以用於視覺顯示，這主要由塊110表示。主要參照圖6,其中呈現了圖5的圖像採集技術102的示例性實施 例。在所示出的實施例中，圖像採集技術102包括用於移動成像系統的 技術優化技術，這主要由塊112表示。安裝的X射線成像系統常常具有 大得多的發電機來向X射線源供電。例如，固定的數字射線照相系統常 常具有60-80千瓦的發電機，而移動系統所具有的發電機常常在15-30 千瓦的範圍內。技術優化指的是這樣的技術，所述技術用於解決與安裝 的X射線成像系統相比移動X射線成像系統產生X射線的可用的功率較 低的問題。在所示的實施例中，技術優化112包括調整相對於安裝的系 統的千伏峰值(kVp)和銅過濾(copper filtration)(用於穩定X射 線譜)。一旦採集參數被定義，心臟門控和/或肺部門控就可以#:執行，這 主要由附圖標記114表示。心臟門控是這樣的技術，該技術在心臟周期 中的特定點觸發檢測器24的圖像採集。這減少了包括心臟的視圖中的 心臟運動偽像，以及與心臟運動間接相關的運動(例如肺運動)的偽像。 心臟門控處理由心臟/主動脈脈動引起的肺部/心臟運動偽像。肺部門控 是這樣的技術，該技術防止當肺容積在第一和第二照射之間改變時在圖 像中形成圖像偽像。當DR成像系統被用於獲取不能屏息很長時間或根 本無法屏息的患者的圖像時，肺容積變化會出現。在肺部門控的一個實 施例中，系統20根據來自圖1的呼吸傳感器38的信號，在肺運動最慢 時既採集高能量圖像又採集低能量圖像。在肺部門控的可替換的實施例 中，高能量圖像和低能量圖像是在不同的呼吸周期期間採集的，不過卻 是在呼吸周期中的近似相同的點採集的。在所示的技術中，X射線源與可攜式平板數字檢測器24的對準由用 戶來執行，這主要由塊116表示。如上所論述的，位於檢測器24上的 發射機40被用於使檢測器24與X射線源22對準。如上所論述的，當 檢測器24與X射線源22對準時，就提供可聽和/或可視的指示。這使 得操作員能夠知道在指示出現時獲取的圖像將具有檢測器24與X射線 源22的準確對準。在圖像採集期間，在高能量("kVp")採集X射線圖像，這主要 由塊118表示。緊接著，在低能量("kVp")採集X射線圖像，這主 要由塊120表示。低能量圖像常常被首先釆集。低能量照射可以持續大 約100-300 msec。高能量照射出現在大約0. 5秒之後並且持續大約10-30 msec。準直儀44的過濾可以在採集之間被改變以考慮到X射線能量中 較大間隔。檢測器校正可以被分別應用於高能量圖像和低能量圖像。這 樣的檢測器校正在採用平板檢測器的系統中是已知的並且包括以下技 術，例如壞像素/線校正、增益映射校正(gain map correction)等， 以及雙能量成像特有的校正，例如跳動(laggy)像素校正。另外，上 述泡沫墊98在患者26和;f全測器24之間產生空隙。所述空隙通過減少散射來改善圖像採集。主要參照圖7，其中給出了圖5的預處理技術104的示例性實施例。 預處理技術104包括高kVp檢測器校正，這主要由塊122表示，以及低 kVp檢測器校正，這主要由塊124表示。現有的檢測器校正技術可以被 使用，例如包括專門防散射格柵的硬體解決方案，和或使用基於巻積或 基於去巻積的方法的軟體解決方案。另外，軟體技術能夠利用來自一個 圖像的信息來對用於另一圖像的參數進行調節。另外，檢測器校正可以 被用於補償檢測器24上的溫度影響。在使用固定的X射線成像系統的情況下， 一旦檢測器最初被加熱， 它的溫度就保持穩定。然而，移動X射線成像系統頻繁被打開和關閉。 另外，所示的系統20的實施例具有能量節約(conservation)特徵， 由此在一段時間不使用之後供給檢測器24的功率就;陂減少。因此，當 移動X射線成像系統20被用於採集圖像時，檢測器24的溫度可能不會 穩定在靜止溫度。典型地，當檢測器24被供給全功率時，由於供給檢 測器24的功率的增加，檢測器24會變熱。當檢測器24變熱時，在跨 越檢測器表面的空間中存在著溫度梯度，所述溫度梯度可能影響像素偏移/增益，從而影響在X射線照射之後生成的圖像值。溫度校正功能被提供以補償溫度梯度。溫度校正功能基於當在全功率下運行時檢測器24 如何隨時間推移而變熱的模型。對校正的輸入是切換到全功率模式和圖 像捕捉的時間之間的時間間隔。在可替換的實施例中，檢測器24具有 溫度傳感夢，所述溫度傳感器用於根據實際的檢測器24溫度提供輸入。 實際的檢測器溫度然後被用於建立溫度校正函數。噪聲削減也被執行。 一個或多個噪聲削減算法被應用於高kVp和低kVp圖像，這主要由塊126 表示。配準技術被用於通過對高kVp和低kVp圖像之間的運動進行校正來 減少運動偽像，這主要由塊128表示。配準算法可以是應用於高kVp和 低kVp圖像的已知的剛體或扭曲(warp)配準例程。配準處理解決軟組 織圖像和/或骨骼圖像中的殘留結構和肺/心臟運動偽像。另外，配準技 術128包括格柵配準。當使用防散射格柵96時，格柵96能夠獨立於患 者26移動。格柵配準通過使高kVp和低kVp圖像中的格柵對準來校正 才各柵的任何運動。再次參照圖5,分解技術106還包括基於雙能量X射線成像系統是 移動的考慮因素。這兩個圖像通常根據雙能量分解方程來分解IS = IH/ILWS (1)IB=IH/IL (2)此處IS表示軟組織圖像，IB表示骨骼圖像，IH表示高能量圖像， IL表示低能量圖像，WS是軟組織分解參數，WB是骨骼分解參數，並且 0<WS<WB<1。關於分解的特殊考慮因素包括使用空間可變參數對數減法(log subtraction)技術，所述對數減法技術通過這樣的事實來激發，即在 移動環境中遇到的非最優條件下分解是依賴於區域的。現有的對數減法 技術假定用於對數減法的參數相對於圖像中的位置是不變的。然而，通 過經驗已經確定所述參數依賴於位置。這意味著參數的給定值在圖像的 一個區域中效果最好，而該參數的不同值在圖像的另一個區域中效果最 好。這裡，我們假定對於圖像中的"m"個區域存在著"m"個最優參數。 空間可變參數對數減法技術是這樣的方法，所述方法將區域分割成"m" 個區域，使用"m"個不同參數來分解圖像以及組合所有結果以獲得組 合生成的圖像。關於空間可變參數對數減法技術的 一個主要考慮因素是根據組織 密度的量來修改對數減法參數，並且以無縫的方式把分解的圖像的各部 分向回拼裝到一起。在所示的實施例中，算法被用於訪問高和低功率圖像對。根據衰減密度將高能量圖像分割成多個區域以導出蒙片(mask),"M"。所述蒙片然後被處理以通過該區域改變為它們周圍的相鄰區域 來消除任何、孔或間隙。所述區域然後被合併成數目相對少的超區域。 例如，所述超區域可以;故分成高、中和低組織密度。然後使用標準參數("w")和非標準參數(W^W2,W3...)來分解圖像。這產生了多對軟組 織圖像(IS, IS" IS2...)和骨骼圖像(IB, IBl5 IB2...)。將軟組織圖像(IS^IS2...)中的每一個密度匹配到IS以獲得密度匹配的圖像 IS!，IS2...。
IS中的區域然後被由蒙片"M"導向的密度匹配的圖像(ISi，IS2...)中的區域替換。類似地，將骨骼圖像(IBt， IB2...)中的每 一個密度匹配到IB以獲得密度匹配的圖像IB" IB2...。 IB中的區域然後 被由蒙片"M"導向的密度匹配的圖像(IBl5 IB2...)替換。結果，最終 的IS和IB圖像就具有無縫、多參數的對數提取的圖像。主要參照圖8,其中給出了圖5的圖像後處理技術108的示例性實 施例。在分解之後，就生成原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像132。 在後處理期間，原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像132經歷類似的處 理技術。在所示的實施例中，如果預處理技術104沒有去除所有的;格柵 偽像，則格柵偽像消除技術(主要由塊134表示)就被用於從原始軟組 織圖像130和原始骨骼圖像132去除所有殘餘的才各柵偽像。才各柵偽像消 除技術134可以包括頻率陷波濾波器，其中在空間頻率域分析合成的圖 像中明顯的尖峰，所述尖峰然後被抑制。當出於臨床考慮不能使用防散射格柵時，可以使用散射校正技術 136。在散射校正技術136中，高梯度邊緣區域在任何計算中都不考慮。 在不在高梯度邊緣區域的區域中，執行合成圖像的加權平均。在對應於 邊緣區域的區域中，根據相鄰包含的區域來外推值以產生最終的經平均 的圖像。最終的經平均的圖像的 一 部分被從原始圖像中減去以獲得散射 校正的圖像。對比度匹配138被執行，以對原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像 132中的結構和標準圖像中的相應結構的對比度進行匹配。例如，原始 軟組織圖像130 (例如，胸腔圖像)中的軟組織結構的對比度被匹配到標準PA圖像中的對比度。對比度匹配被執行以便於對X射線圖像的解釋。一種或多種噪聲削減技術可以被應用於軟組織圖像130和骨骼圖像 132,這主要由塊140表示。噪聲削減技術140處理由於DE分解而引起 的噪聲。可能需要可選的噪聲削減算法，這取決於所使用的散射校正的 量，在希望有高對比度圖像的情況下尤其如此。噪聲削減技術1"可以 調節參數設置以提供對較大結構的改進的可視化以及削弱局部的高頻 噪聲。另外，可以對原始軟組織圖像13 0和原始骨骼圖像13 2執行呈現圖 像處理(主要由塊142表示)。呈現圖像處理142包括處理，例如邊緣 增強、顯示窗口水平和窗口寬度調整以用於最優顯示。後處理技術108 的結果是經處理的軟組織圖像H4和經處理的骨骼圖像146。考慮到臨 床環境中的及時的圖像審閱，能夠通過發送原始圖像到專用離線處理器 來加速圖像處理，所述專用離線處理器然後將經處理的圖像傳送回移動 X射線成像系統20以供審閱。參照圖9,其中給出了圖5的圖像顯示技術110的示例性實施例， 顯示技術IIO旨在覆蓋多種顯示技術，包括在監視器上顯示或通過列印 機顯示。顯示技術110包括響應於用戶輸入(例如，放射學家的偏好) 而指定顯示選項和懸掛協議(hanging protocol),這主要由塊148表 示。這些顯示選項和懸掛協議可以根據工作站、圖像存檔和通信系統 (PACS)等的限制來定製或標準化，其中圖像在所述工作站^f皮審閱。例 如，可以根據工作站的顯示和帶寬能力來調整圖像的解析度，其中圖像 在所述工作站被查看。交互信息工具(主要由塊150表示)可以被利用來使移動X射線成 像系統20在緊急情況下更加有效。例如，互動信息工具150可以提供 參數，例如距離、大小、偽容積和對象計數。另外，工具150可以使用 戶能夠在圖像上進行拖曳，以及對感興趣的區域執行統計。計算機輔助診斷(CAD)算法(主要由塊152表示)可以;陂應用於 經處理的軟組織圖像144、經處理的骨骼圖像146和標準圖像中的一個 或全部。CAD算法152可以被設計成適應經處理的軟組織圖像和經處理 的骨骼圖像以改善性能。經處理的軟組織圖像144和/或經處理的骨骼 圖像146連同任何CAD算法的結果一起被顯示以供查看，這主要由塊154三種圖像類型(標準、軟組織和骨骼)。該可視化技術154能夠潛在地 突出顯示在並排審閱圖像時不是很明顯的病狀。特徵特定的增強技術(主要由塊156表示)也可以被利用。移動X 射線成像系統20可以被用在這樣的情形中，其中外科和/或監視設備是 共用的。在這樣的情形中，突出顯示特定設備的算法會有助於診斷和患 者管理。另外，移動X射線成像系統20可以被無線連接到本地或遠程工作 站。因此，系統20獲得的圖像可以被快速轉移到放射學家以供診斷和 治療。儘管在此僅示出和描述了本發明的某些特徵，但是本領域技術人員 將會4艮容易想到許多修改和改變。因此，將會理解的是所附權利要求旨 在覆蓋落入本發明的真實精神範圍內的所有這樣的修改和改變。部件列表20移動雙能量X射線成像系統 22 X射線源2224可攜式平板數字X射線檢測器26患者28基本單元30移動推車32系統電子器件34操作員工作站36顯示器38呼吸傳感器40對準發射機42可調整的支架44準直儀46輻射流48部分輻射5 0功率供給/控制電路52檢測器控制器54系統控制器56成像檢測器控制器 58檢測器控制電路 60電源62基準/調節器電路64行總線66列總線68行驅動器70讀出電子器件72;險測器面板74部分檢測器面板76 —系列像素或分立圖像元素78行80列82圖像矩陣84圖像矩陣高度86圖像矩陣寬度88列電極9(M亍電才及92薄膜電晶體94光電二極體96防散射格柵98泡沫墊100通過移動雙能量X射線成像系統處理成像數據的技術102圖像採集技術104預處理技術106分解技術108圖像後處理技術110圖像顯示技術112圖像採集技術優化114心臟門控和/或肺部門控116 X射線源與可攜式平板數字檢測器的對準118採集高能量圖像120採集低能量圖像122高kVp檢測器校正124低kVp檢測器校正126應用噪聲削減算法128配準/運動4交正4支術130原始軟組織圖傳_132原始骨骼圖像134格柵偽像消除技術136散射校正技術138對比度匹配140噪聲削減技術142呈現圖像處理144經處理的專t組織圖4象146經處理的骨骼圖像148響應於用戶l俞入而指定顯示選項和懸掛協i義150交互信息工具152計算機輔助診斷(CAD)算法154可一見化:技術156特徵特定的增強技術
權利要求
1.一種醫學成像系統(20)，包括X射線源(22)，適於在第一時間點在第一能量級以及在第二時間點在第二能量級產生X射線；電源(50)，可操作來向X射線源供給功率以便在第一能量級和第二能量級產生X射線；可攜式平板數字X射線檢測器(24)，可操作來檢測來自X射線源(22)的處於第一能量級和第二能量級的X射線，其中所述檢測器(24)產生第一信號(118)和第二信號(120)，所述第一信號(118)表示來自在第一能量級產生的X射線的X射線強度，所述第二信號(120)表示來自在第二能量級產生的X射線的X射線強度；基於處理器的設備(28)，可操作來根據從檢測器(24)接收到的至少第一(118)和第二信號(120)來產生物質特定的圖像(130、132)；運載工具(30)，適於將X射線源(22)、電源(50)、數字X射線檢測器(24)和基於處理器的設備(28)中的至少一個運送到患者(26)。
2. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20),包括傳感器(38),可操作來檢測患者的呼吸周期並且產生表示患者呼 吸周期的信號。
3. 如權利要求2所述的醫療成像系統(20),其中所述醫療成像 系統(20)適於在患者的呼吸周期的所需階段採集處於第一能量級的圖 像和處於第二能量級的圖像。
4. 如權利要求2所述的醫療成像系統(20)，其中醫療成像系統 (20)適於在第一呼吸周期期間的給定點採集處於第一能量級的笫一圖像，並且適於在後續的呼吸周期上的近似相同的給定點採集處於第二能 量級的第二圖像。
5. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20),包括對準傳感器(40)， 所述對準傳感器(40)可操作來在可攜式平板數字X射線檢測器(24) 和/或防散射格柵(96)與X射線源(22)對準時產生指示。
6. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20 )，包括散射減少墊(98 ), 其中所述墊(98 )適於在患者(26 )和可攜式平板數字X射線檢測器(24 ) 之間提供低衰減間隙。
7. 如權利要求l所述的醫療成像系統(20),包括溫度校正功能(122， 124)，用於為可攜式平板數字X射線檢測器(24)補償由檢測 器的溫度變化SI起的檢測器增益。
8. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20 ),包括防散射格柵(96 ) 和防散射格柵配準技術(128),所述防散射格柵(96)被布置於便攜 式平板數字X射線檢測器上，所述防散射格柵配準技術(128 )用於對 從在第二能量級產生的X射線獲得的第二物質特定圖像與從在第一能量 級產生的X射線獲得的第 一物質特定圖像中的防散射格柵進行配準。
9. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20),包括圖像分解過程 (106)，所述圖像分解過程(106)具有包括空間可變參數的對數減法算法。
10. 如權利要求1所述的醫療成像系統(20),其中物質特定圖像 包括軟組織圖像(130)和骨骼圖像(132)。
全文摘要
本發明提供使用便攜平板檢測器的雙能射線照相的圖像採集和處理鏈。移動雙能量X射線成像系統是數字X射線系統，它被設計成既採集原始圖像數據又處理該圖像數據以產生圖像供查看，具有X射線源和可攜式平板數字X射線檢測器。該系統產生患者的高能量圖像和低能量圖像，這些圖像可被分解以產生軟組織圖像和骨骼圖像以用於對所需的結構進一步分析。所述系統被布置在運載工具上以便於運輸。成像系統具有對準系統，對準系統有助於使平板數字檢測器與X射線源對準。成像系統還包括防散射格柵和從圖像中去除防散射格柵偽像的防散射格柵配準系統。
文檔編號H05G1/02GK101273896SQ200810088480
公開日2008年10月1日 申請日期2008年3月31日 優先權日2007年3月30日
發明者G·B·阿維納什, J·M·薩波爾, K·N·亞布裡, R·烏帕盧裡 申請人:通用電氣公司