使用便携平板检测器的双能射线照相的图像采集和处理链的制作方法

专利名称：使用便携平板检测器的双能射线照相的图像采集和处理链的制作方法
使用便携平板检测器的双能射线照相的图像采集和处理链 技术领域本公开大体上涉及双能量成像，尤其是使用具有便携式平板数字检测器的移动双能量(dual-energy)成像系统来产生和处理双能量图像 的技术。
背景技术：
医疗诊断和成像系统普遍存在于现代医疗保健机构中。当前，存在 着用于医疗诊断和成像系统的多种医疗器械(modality )。这些包括计 算机断层成像(computed tomography CT )系统、X射线系统(包括常 规和数字或数字化的成像系统)、磁共振(magnetic resonance MR) 系统、正电子发射断层成像(positron emission tomography PET)系 统、超声系统、核医疗系统等等。这样的系统提供了用于识别、诊断和 处理身体状况的非常宝贵的工具并且极大地减少了对外科诊断介入 (intervention)的需求。在许多场合中，这些医疗器才戒相互补充并且 向医师提供一系列用于对特定类型的组织、器官和生理系统等进行成像 的技术。'数字成像系统正日益广泛地用于产生能够被重建成有用射线照相 图像的数字数据。在数字成像系统的一个应用中，来自源的辐射被指向 受检者，典型地是医疗诊断应用中的患者，并且一部分辐射穿过受检者 并撞击(impact )检测器。检测器的表面将辐射转换成可见光子，所述 可见光子被感测到。检测器被分成离散图像元素或像素阵列，并且根据 撞击每个像素区域的辐射的量或强度来对输出信号进行编码。因为当辐 射穿过受检者时辐射强度被改变，所以根据输出信号重建的图像可以提射一(pProje,ction;f。、在使用中:在Lr测器的像素位置产生的信号被采样 并数字化。数字值被传送到处理电路，其中所述数字值被过滤、缩放 (scaled),并且被进一步处理以产生图像数据集。所述数据集然后可 以被用于重建作为结果的图像，以将所述图像显示在例如计算机监视器 上，以将所述图像转印到传统感光胶片等等。双能量(DE)射线照相(radiography)涉及在相对小的时间间隔内在不同的能量采集两个x射线图像。这两个图像然后被用于分解成像 的解剖结构(anatomy)并且创建软组织和骨骼图像。现有的数字射线 照相(digital radiography DR )图像采集和处理技术不是为DE射线 照相设计的。另外，将DE成像应用于移动DR成像系统增加了若干特殊 的难题。例如，在移动DR成像系统中，检测器相对于X射线源的空间 位置并不像在固定不变的DR成像系统中的那样总是已知的。另外，检 测器相对于X射线源可能没有被机械地固定，并且每当患者移动时，它 都可能会有微小的移动。结果，在X射线源和检测器之间可能会出现未 对准(misalignment)。此外，移动DR成像系统常常被用于获得虚弱 到无法移动的患者的图像。因此，这些患者常常不能很容易地屏息，或 根本无法屏息。结果，当肺容积在第一和第二照射之间改变时，就会在 图像中形成伪像。因此，就需要克服与移动DR成像系统相关联的问题的技术。在此 所描述的技术旨在解决与移动DR成像系统相关联的问题。发明内容本发明提供了一种移动双能量X射线成像系统。所述移动双能量X 射线成像系统是数字X射线系统，所述数字X射线系统被设计成既釆集 原始图像数据又处理所述图像数据以产生图像以供查看。所述系统具有 X射线源和便携式平板(flat-panel)数字X射线检测器。所述系统具 有配轮的运载工具(wheeled-carrier )以4吏系统能够^皮运到患者处。 所述系统可操作来产生患者的高能量图像和低能量图像，这些图像可以 被分解以产生软组织图像和骨骼图像以用于对所需的解剖结构进行进 一步分析。由于移动系统相比于安装系统的局限性的缘故，多种技术被 用于增强移动双能量X射线成像系统的图像采集、处理和显示能力。本发明的 一个方面是所述系统可以利用呼吸传感器来在图像釆集 期间执行肺部门控(pulmonary gating)。本发明的另一方面是一种有 助于平板数字检测器与X射线源的对准的系统。本发明的又一方面是温 度校准功能，用于在从低功率条件转换到全功率条件之后补偿平板数字 X射线检测器中的温度梯度。本发明的又另一方面是当防散射格栅 (grid)被使用时的防散射才各栅配准(registration)。本发明的其他 方法将在下文中提供。


在参照附图阅读了如下详细描述之后，本发明的这些和其他特征、 方面和优势将会被更好地理解，在全部附图中，相同的附图标记表示相同的部分，其中图1是根据本发明的示例性实施例的双能量X射线成像系统的透视图；图2是根据本发明的示例性实施例的图1的双能量X射线成像系统图3是根据本发明的示例性实施例的图1的系统的检测器的功能电 路的概略表示；图4是根据本发明的示例性实施例的泡沫垫和图1的检测器的透视图；图5是根据本发明的示例性实施例的图像采集和处理技术的框图； 图6是根据本发明的示例性实施例的图5的图像采集技术的框图； 图7是根据本发明的示例性实施例的图5的图像预处理技术的框图；图8是根据本发明的示例性实施例的图5的图像后处理技术的框 图；以及图9是根据本发明的示例性实施例的图5的图像显示技术的框图。
具体实施方式
尽管在如上描述中描述了双能量系统，但是这些概念同样适用于多 能量系统。主要参照图1，其中呈现了主要由附图标记20指代的移动双 能量X射线成像系统。在所示出的实施例中，双能量X射线成像系统20 是数字X射线系统，根据所提供的技术，所述数字X射线系统被设计成 既采集原始图像数据又处理所述图像数据以供显示。特别地，系统20 可操作来产生高能量图像和低能量图像，这些图像可以被分解以产生软 组织图像和骨骼图像以用于对所需的解剖结构进行进一步分析。移动双能量X射线成像系统20具有X射线源22和便携式平板数字 X射线检测器24。便携式数字X射线检测器24可操作来执行双能量X 射线成像。患者26位于X射线源22和检测器24之间。检测器24接收 穿过患者26的X射线并且将成像数据传送到基本单元28。便携式平板 数字X射线检测器24通过电缆耦合到基本单元28,并且可以在运输期 间被存放在基本单元28中。基本单元28容纳着系统电子器件32,所述系统电子器件32对成像数据进行处理以产生用于查看的图像。另外， 系统电子器件32既向X射线源22供电又控制供给X射线源22的电力。 X射线源22是由发电机供电，所述发电机可操作来向X射线源22供电 从而不仅产生高能量图像而且还产生低能量图像。基本单元28还具有 操作员工作站34，所述操作员工作站34使用户能够控制系统20的操作 以产生所需的图像。系统电子器件32所产生的图像被显示在显示器36。 另外，系统20所产生的图像可以被印到胶片上。移动双能量X射线成像系统20还包括若干传感器以增强系统20的 操作。在所示出的实施例中，呼吸传感器38被提供以将表示患者呼吸 周期的信号发送到系统电子器件32。因为便携式平板数字X射线检测器 24的移动独立于X射线源22，所以X射线就有可能以一定角度撞击传 感器24,从而产生患者26的不准确的图#>。在所示的实施例中，；险测 器24具有对准发射机40,它们用于使检测器24与X射线源22对准以 确保来自X射线源22的X射线以正确的角度撞击检测器24。在所示的 实施例中，靠近X射线源22定位的传感器适于接收由对准发射机40产 生的信号。系统20能够使用所述信号来对检测器24相对于X射线源22 的定向和位置进行三角测量以确定检测器24是否^L对准以垂直于来自 X射线源22的X射线的路径。对准传感器还可以操作来指示检测器22 何时在X射线源22的范围内。当检测器24和X射线源22被对准时， 可听的和/或可视的指示器被激活。然而，可以使用相反的布置，即， 对准发射机40可以净皮放置在X射线源22和检测器24内的传感器上。 另夕卜，X射线源22由可调整的支架42支持。最终，系统20可以被连接 到因特网或其他通信网络以使系统20所产生的图像可以被发送到远程 用户，例如放射学家的工作站。主要参照图2,移动双能量成像系统20包括靠近X射线源22定位 的准直仪44。准直仪44允许辐射流46传入到患者26被安置在的区域 中。部分辐射48穿过或绕过患者26并撞击便携式平板数字X射线检测 器24。如下文更加充分地描述，X射线检测器24把在它的表面接收到 的X射线光子转换成低能量光子，并随后转换成电信号，所述电信号被 采集并处理以重建受检者内的特征的图像。图2还图示了 X射线源22 与便携式平板数字X射线检测器24对准的重要性。如果没有对准，穿 过或绕过患者26的部分辐射48不能纟皮检测器24接收，并且患者26的准确图像不能被获得。此外，即使检测器24与X射线源成一条直线， 检测器24也必须转动角度以相对于X射线源22垂直，用于准确地检测 辐射48。X射线源22由功率供给/控制电路50来控制，所迷功率供给/控制 电路50为检测序列提供功率和控制信号。此外，检测器24被耦合到检 测器控制器52，所述检测器控制器52控制对在检测器24产生的信号的 釆集。检测器控制器52还可以执行各种信号处理和过滤功能，例如对 动态范围的初始调整、对数字图像数据的交织等。功率供给/控制电路 50和检测器控制器52这二者都对来自系统控制器54的信号进行响应。 通常，系统控制器54控制成像系统的操作以执行检查规程(protocol ) 和处理所采集的图像数据。在本文中，系统控制器54还包括信号处理 电路(常常基于通用或专用数字计算机)，用于存储由计算机执行的程 序和例程以及配置参数和图像数据的相关联的存储器电路，接口电路等 等。在所示的实施例中，呼吸传感器38向系统控制器54提供呼吸周期 (cycle )数据。系统控制器54被链接(link)到输出设备，例如显示器36或打印 机。系统控制器54还^L链接到操作员工作站34以用于输出系统参数、 请求检查、查看图像等等。通常，显示器、打印机、工作站和提供于系 统内的类似设备可以在数据釆集部件附近，或者可以远离这些部件(例 如在机构或医院内的其他地方)，或在完全不同的位置，经由一个或多 个可配置的网络(例如因特网、虚拟专用网等等)链接到图像采集系统。主要参照图3，其中给出了数字检测器24的功能部件。另夕卜，还给 出了成寸象^r测器4空制器即IDC (Imaging detector controller) 56, 典型地所述成像检测器控制器56将被配置在检测器控制器52内。IDC 56包括CPU或数字信号处理器，以及用于命令采集从检测器感测的信号 的存储器电路。IDC 56经由双向光纤导线(conductor)傳禹合到检测器 24内的检测器控制电路58。 IDC 56由此在操作期间就检测器内的图像 数据交换命令信号。检测器控制电路58接收来自电源60的直流(DC ) 电。检测器控制电路58被配皇成发起对用于在系统操作的数据采集阶 段传送信号的行和列驱动器的定时和控制命令。检测器控制电路58因 此传送功率和控制信号到基准/调节器电路62,并且接收来自基准/调节 器电路62的数字图像像素数据。在该实施例中，便携式平板数字X射线检测器24包括闪烁器，所述 闪烁器在检查期间把在检测器表面上接收的X射线光子转换成低能量 (可见)光子。光检测器阵列然后将可见光子转换成电信号，所述电信 号表示撞击检测器表面的单独像素区域的光子数量或辐射强度。读出电 子器件将生成的模拟信号转换成数字值，所述数字值能够被处理、存储 和显示，例如在图像重建之后显示在显示器36上。以当前的形式，光 检测器阵列被形成在非晶硅的单基(single base)上。阵列元件以行 和列来组织，其中每个元件包括光电二极管和薄膜晶体管。每个二极管 的阴极被连接到晶体管的源极，而所有二极管的阳极被连接到负偏压。 每行中的晶体管的栅极被连接在一起，而行电极被连接到扫描电子器 件，这将在下文中描述。列中的晶体管的漏极被连接在一起，每列的电 极被连接到读出电子器件。在所示的实施例中，便携式平板数字检测器24具有行总线64和列 总线66。行总线64包括多个导线，所述多个导线用于在需要之处启用 从检测器的各列读出，以及禁止行和施加电荷补偿电压到选定的行。列 总线66包括附加导线，所述附加导线用于在行;波顺序地启用时命令从 列读出。行总线64被耦合到一系列行驱动器68,所述行驱动器68中的 每个都命令检测器中的一系列行的启用。类似地，读出电子器件70被耦合到列总线66以用于命令检测器所有列的读出。在所提供的技术中， 通过采用对检测器24的部分读出来增加图像釆集速率。在所示的实施 例中，行驱动器68和读出电子器件70被耦合到检测器面板72，所述检 测器面板72可以#:再分成多个部分74。每个部分74都^皮耦合到行驱动 器68其中一个，并且包括多个行。类似地，读出电子器件"中的每一 个都被耦合到 一 系列列。上述光电二极管和薄膜晶体管布置由此限定了 以行78和列80排列的一系列像素或分立图像元素76。所述行和列限定 了图像矩阵82，高度为84,宽度为86。每个像素76大体上都被限定在行和列的交叉处，在交叉处，列电 极88与行电极90相交。如上所述，与光电二极管94 一样，对于每个 像素，薄膜晶体管92被提供于每个交叉位置。当每一行被行驱动器68 启用时，来自每个光电二极管94的信号可以经由读出电子器件70来访 问，并且所述信号被转换成数字信号以用于后续处理和图像重建。因此， 当扫描线被附于激活的行上的像素的所有晶体管的栅极时，阵列中的整行像素被同时控制。因此，该特定行中的每个像素都通过开关连接到时间线，所述开关被读出电子器件使用来把电荷恢复到光电二极管94。应该注意到，当通过相关联的专用读出通道中的每一个同时恢复电 荷到 一行中的所有像素时，读出电子器件就把来自先前行的测量值从模 拟电压转换成数字值。此外，读出电子器件将来自前两行的数字值转移 到采集子系统，所述采集子系统将在把诊断图像显示在监视器上或将其 写到胶片之前执行一些处理。因此，读出电子器件同时执行三个功能 为特定行中的像素测量或恢复充电，转换先前行中的像素的数据，以及 转移前两行中的像素的已转换的数据。主要参照图4，其中给出了便携式平板数字检测器24的实施例。检 测器24具有防散射格栅(grid) 96,所述防散射格栅96覆盖便携式平 板数字检测器24的图像矩阵82。散射是一种普通物理过程，借此，某 些形式的辐射，例如X射线因它所通过的介质中的 一个或多个局部不均 匀性而被迫使偏离直线轨道。防散射格栅96通过防止散射的X射线到 达检测器24而减少了散射效应。当使用这样的防散射格栅时，X射线源 22和格栅之间的明显的未对准会引起图像伪像(artifact)。检测器 24与X射线源22的对准受阻于独立于X射线源22的检测器24。另外， 因为检测器24被放置在待成像的患者26的区域之下，所以检测器24 的位置是由患者26的位置来确定的。为了避免因未对准引起的图像伪像，发射机40被用于实现检测器 24与X射线源22的对准。可替换地，对准发射机40可以被置于防散射 格栅96上以确保来自X射线源22的X射线以正确的角度撞击防散射格 栅96。 X射线源22具有接收机并且对检测器24相对于X射线源22的 位置进行三角测量，所述接收机可操作来接收来自发射机40的信号。 当检测器24被定位成使得检测器24的平面垂直于由X射线源22产生 的X射线束并且检测器24相对于X射线源位于中心时，检测器24和X 射线源22就是对准的。在所示的实施例中，当检测器24和X射线源22 被对准时，系统20产生可视和/或可听的指示。因此，在对患者26进 行成像之前，使用户能够定位检测器24并且确保其被对准。另外，在 所示的实施例中，泡沫垫(foam pad) 98 ;故放置在4各栅96上方。泡沫 垫98在患者和检测器之间产生空隙，这也通过防止散射的X射线到达 检测器24而减少了散射效应。主要参照图5，其中给出了用于通过图1的移动双能量X射线成像 系统20来处理成像数据的技术，所述技术主要由附图标记100来表示。 因为系统20是移动的，所以在如下技术中已经进行了某些适配。所示 的实施例中的第一技术是图像采集技术，主要由块102表示。 一旦图像 采集被完成，预处理技术就在所采集的图像上执行，所述预处理技术主 要由块104表示。在预处理(pre-process)被完成之后，所釆集的图 像被分解以产生原始软组织图像和原始骨骼图像，这主要由附图标记 106表示。接下来，所采集的图傳4皮后处理(post-process),这主要 由附图标记108表示。最后， 一旦后处理被完成，所采集的图像就被处 理以用于视觉显示，这主要由块110表示。主要参照图6,其中呈现了图5的图像采集技术102的示例性实施 例。在所示出的实施例中，图像采集技术102包括用于移动成像系统的 技术优化技术，这主要由块112表示。安装的X射线成像系统常常具有 大得多的发电机来向X射线源供电。例如，固定的数字射线照相系统常 常具有60-80千瓦的发电机，而移动系统所具有的发电机常常在15-30 千瓦的范围内。技术优化指的是这样的技术，所述技术用于解决与安装 的X射线成像系统相比移动X射线成像系统产生X射线的可用的功率较 低的问题。在所示的实施例中，技术优化112包括调整相对于安装的系 统的千伏峰值(kVp)和铜过滤(copper filtration)(用于稳定X射 线谱)。一旦采集参数被定义，心脏门控和/或肺部门控就可以#:执行，这 主要由附图标记114表示。心脏门控是这样的技术，该技术在心脏周期 中的特定点触发检测器24的图像采集。这减少了包括心脏的视图中的 心脏运动伪像，以及与心脏运动间接相关的运动(例如肺运动)的伪像。 心脏门控处理由心脏/主动脉脉动引起的肺部/心脏运动伪像。肺部门控 是这样的技术，该技术防止当肺容积在第一和第二照射之间改变时在图 像中形成图像伪像。当DR成像系统被用于获取不能屏息很长时间或根 本无法屏息的患者的图像时，肺容积变化会出现。在肺部门控的一个实 施例中，系统20根据来自图1的呼吸传感器38的信号，在肺运动最慢 时既采集高能量图像又采集低能量图像。在肺部门控的可替换的实施例 中，高能量图像和低能量图像是在不同的呼吸周期期间采集的，不过却 是在呼吸周期中的近似相同的点采集的。在所示的技术中，X射线源与便携式平板数字检测器24的对准由用 户来执行，这主要由块116表示。如上所论述的，位于检测器24上的 发射机40被用于使检测器24与X射线源22对准。如上所论述的，当 检测器24与X射线源22对准时，就提供可听和/或可视的指示。这使 得操作员能够知道在指示出现时获取的图像将具有检测器24与X射线 源22的准确对准。在图像采集期间，在高能量("kVp")采集X射线图像，这主要 由块118表示。紧接着，在低能量("kVp")采集X射线图像，这主 要由块120表示。低能量图像常常被首先釆集。低能量照射可以持续大 约100-300 msec。高能量照射出现在大约0. 5秒之后并且持续大约10-30 msec。准直仪44的过滤可以在采集之间被改变以考虑到X射线能量中 较大间隔。检测器校正可以被分别应用于高能量图像和低能量图像。这 样的检测器校正在采用平板检测器的系统中是已知的并且包括以下技 术，例如坏像素/线校正、增益映射校正(gain map correction)等， 以及双能量成像特有的校正，例如跳动(laggy)像素校正。另外，上 述泡沫垫98在患者26和;f全测器24之间产生空隙。所述空隙通过减少散射来改善图像采集。主要参照图7，其中给出了图5的预处理技术104的示例性实施例。 预处理技术104包括高kVp检测器校正，这主要由块122表示，以及低 kVp检测器校正，这主要由块124表示。现有的检测器校正技术可以被 使用，例如包括专门防散射格栅的硬件解决方案，和或使用基于巻积或 基于去巻积的方法的软件解决方案。另外，软件技术能够利用来自一个 图像的信息来对用于另一图像的参数进行调节。另外，检测器校正可以 被用于补偿检测器24上的温度影响。在使用固定的X射线成像系统的情况下， 一旦检测器最初被加热， 它的温度就保持稳定。然而，移动X射线成像系统频繁被打开和关闭。 另外，所示的系统20的实施例具有能量节约(conservation)特征， 由此在一段时间不使用之后供给检测器24的功率就;陂减少。因此，当 移动X射线成像系统20被用于采集图像时，检测器24的温度可能不会 稳定在静止温度。典型地，当检测器24被供给全功率时，由于供给检 测器24的功率的增加，检测器24会变热。当检测器24变热时，在跨 越检测器表面的空间中存在着温度梯度，所述温度梯度可能影响像素偏移/增益，从而影响在X射线照射之后生成的图像值。温度校正功能被提供以补偿温度梯度。温度校正功能基于当在全功率下运行时检测器24 如何随时间推移而变热的模型。对校正的输入是切换到全功率模式和图 像捕捉的时间之间的时间间隔。在可替换的实施例中，检测器24具有 温度传感夢，所述温度传感器用于根据实际的检测器24温度提供输入。 实际的检测器温度然后被用于建立温度校正函数。噪声削减也被执行。 一个或多个噪声削减算法被应用于高kVp和低kVp图像，这主要由块126 表示。配准技术被用于通过对高kVp和低kVp图像之间的运动进行校正来 减少运动伪像，这主要由块128表示。配准算法可以是应用于高kVp和 低kVp图像的已知的刚体或扭曲(warp)配准例程。配准处理解决软组 织图像和/或骨骼图像中的残留结构和肺/心脏运动伪像。另外，配准技 术128包括格栅配准。当使用防散射格栅96时，格栅96能够独立于患 者26移动。格栅配准通过使高kVp和低kVp图像中的格栅对准来校正 才各栅的任何运动。再次参照图5,分解技术106还包括基于双能量X射线成像系统是 移动的考虑因素。这两个图像通常根据双能量分解方程来分解IS = IH/ILWS (1)IB=IH/IL (2)此处IS表示软组织图像，IB表示骨骼图像，IH表示高能量图像， IL表示低能量图像，WS是软组织分解参数，WB是骨骼分解参数，并且 0<WS<WB<1。关于分解的特殊考虑因素包括使用空间可变参数对数减法(log subtraction)技术，所述对数减法技术通过这样的事实来激发，即在 移动环境中遇到的非最优条件下分解是依赖于区域的。现有的对数减法 技术假定用于对数减法的参数相对于图像中的位置是不变的。然而，通 过经验已经确定所述参数依赖于位置。这意味着参数的给定值在图像的 一个区域中效果最好，而该参数的不同值在图像的另一个区域中效果最 好。这里，我们假定对于图像中的"m"个区域存在着"m"个最优参数。 空间可变参数对数减法技术是这样的方法，所述方法将区域分割成"m" 个区域，使用"m"个不同参数来分解图像以及组合所有结果以获得组 合生成的图像。关于空间可变参数对数减法技术的 一个主要考虑因素是根据组织 密度的量来修改对数减法参数，并且以无缝的方式把分解的图像的各部 分向回拼装到一起。在所示的实施例中，算法被用于访问高和低功率图像对。根据衰减密度将高能量图像分割成多个区域以导出蒙片(mask),"M"。所述蒙片然后被处理以通过该区域改变为它们周围的相邻区域 来消除任何、孔或间隙。所述区域然后被合并成数目相对少的超区域。 例如，所述超区域可以;故分成高、中和低组织密度。然后使用标准参数("w")和非标准参数(W^W2,W3...)来分解图像。这产生了多对软组 织图像(IS, IS" IS2...)和骨骼图像(IB, IBl5 IB2...)。将软组织图像(IS^IS2...)中的每一个密度匹配到IS以获得密度匹配的图像 IS!，IS2...。
IS中的区域然后被由蒙片"M"导向的密度匹配的图像(ISi，IS2...)中的区域替换。类似地，将骨骼图像(IBt， IB2...)中的每 一个密度匹配到IB以获得密度匹配的图像IB" IB2...。 IB中的区域然后 被由蒙片"M"导向的密度匹配的图像(IBl5 IB2...)替换。结果，最终 的IS和IB图像就具有无缝、多参数的对数提取的图像。主要参照图8,其中给出了图5的图像后处理技术108的示例性实 施例。在分解之后，就生成原始软组织图像130和原始骨骼图像132。 在后处理期间，原始软组织图像130和原始骨骼图像132经历类似的处 理技术。在所示的实施例中，如果预处理技术104没有去除所有的;格栅 伪像，则格栅伪像消除技术(主要由块134表示)就被用于从原始软组 织图像130和原始骨骼图像132去除所有残余的才各栅伪像。才各栅伪像消 除技术134可以包括频率陷波滤波器，其中在空间频率域分析合成的图 像中明显的尖峰，所述尖峰然后被抑制。当出于临床考虑不能使用防散射格栅时，可以使用散射校正技术 136。在散射校正技术136中，高梯度边缘区域在任何计算中都不考虑。 在不在高梯度边缘区域的区域中，执行合成图像的加权平均。在对应于 边缘区域的区域中，根据相邻包含的区域来外推值以产生最终的经平均 的图像。最终的经平均的图像的 一 部分被从原始图像中减去以获得散射 校正的图像。对比度匹配138被执行，以对原始软组织图像130和原始骨骼图像 132中的结构和标准图像中的相应结构的对比度进行匹配。例如，原始 软组织图像130 (例如，胸腔图像)中的软组织结构的对比度被匹配到标准PA图像中的对比度。对比度匹配被执行以便于对X射线图像的解释。一种或多种噪声削减技术可以被应用于软组织图像130和骨骼图像 132,这主要由块140表示。噪声削减技术140处理由于DE分解而引起 的噪声。可能需要可选的噪声削減算法，这取决于所使用的散射校正的 量，在希望有高对比度图像的情况下尤其如此。噪声削减技术1"可以 调节参数设置以提供对较大结构的改进的可视化以及削弱局部的高频 噪声。另外，可以对原始软组织图像13 0和原始骨骼图像13 2执行呈现图 像处理(主要由块142表示)。呈现图像处理142包括处理，例如边缘 增强、显示窗口水平和窗口宽度调整以用于最优显示。后处理技术108 的结果是经处理的软组织图像H4和经处理的骨骼图像146。考虑到临 床环境中的及时的图像审阅，能够通过发送原始图像到专用离线处理器 来加速图像处理，所述专用离线处理器然后将经处理的图像传送回移动 X射线成像系统20以供审阅。参照图9,其中给出了图5的图像显示技术110的示例性实施例， 显示技术IIO旨在覆盖多种显示技术，包括在监视器上显示或通过打印 机显示。显示技术110包括响应于用户输入(例如，放射学家的偏好) 而指定显示选项和悬挂协议(hanging protocol),这主要由块148表 示。这些显示选项和悬挂协议可以根据工作站、图像存档和通信系统 (PACS)等的限制来定制或标准化，其中图像在所述工作站^f皮审阅。例 如，可以根据工作站的显示和带宽能力来调整图像的分辨率，其中图像 在所述工作站被查看。交互信息工具(主要由块150表示)可以被利用来使移动X射线成 像系统20在紧急情况下更加有效。例如，互动信息工具150可以提供 参数，例如距离、大小、伪容积和对象计数。另外，工具150可以使用 户能够在图像上进行拖曳，以及对感兴趣的区域执行统计。计算机辅助诊断(CAD)算法(主要由块152表示)可以;陂应用于 经处理的软组织图像144、经处理的骨骼图像146和标准图像中的一个 或全部。CAD算法152可以被设计成适应经处理的软组织图像和经处理 的骨骼图像以改善性能。经处理的软组织图像144和/或经处理的骨骼 图像146连同任何CAD算法的结果一起被显示以供查看，这主要由块154三种图像类型(标准、软组织和骨骼)。该可视化技术154能够潜在地 突出显示在并排审阅图像时不是很明显的病状。特征特定的增强技术(主要由块156表示)也可以被利用。移动X 射线成像系统20可以被用在这样的情形中，其中外科和/或监视设备是 共用的。在这样的情形中，突出显示特定设备的算法会有助于诊断和患 者管理。另外，移动X射线成像系统20可以被无线连接到本地或远程工作 站。因此，系统20获得的图像可以被快速转移到放射学家以供诊断和 治疗。尽管在此仅示出和描述了本发明的某些特征，但是本领域技术人员 将会4艮容易想到许多修改和改变。因此，将会理解的是所附权利要求旨 在覆盖落入本发明的真实精神范围内的所有这样的修改和改变。部件列表20移动双能量X射线成像系统 22 X射线源2224便携式平板数字X射线检测器26患者28基本单元30移动推车32系统电子器件34操作员工作站36显示器38呼吸传感器40对准发射机42可调整的支架44准直仪46辐射流48部分辐射5 0功率供给/控制电路52检测器控制器54系统控制器56成像检测器控制器 58检测器控制电路 60电源62基准/调节器电路64行总线66列总线68行驱动器70读出电子器件72;险测器面板74部分检测器面板76 —系列像素或分立图像元素78行80列82图像矩阵84图像矩阵高度86图像矩阵宽度88列电极9(M亍电才及92薄膜晶体管94光电二极管96防散射格栅98泡沫垫100通过移动双能量X射线成像系统处理成像数据的技术102图像采集技术104预处理技术106分解技术108图像后处理技术110图像显示技术112图像采集技术优化114心脏门控和/或肺部门控116 X射线源与便携式平板数字检测器的对准118采集高能量图像120采集低能量图像122高kVp检测器校正124低kVp检测器校正126应用噪声削减算法128配准/运动4交正4支术130原始软组织图傳_132原始骨骼图像134格栅伪像消除技术136散射校正技术138对比度匹配140噪声削减技术142呈现图像处理144经处理的專t组织图4象146经处理的骨骼图像148响应于用户l俞入而指定显示选项和悬挂协i义150交互信息工具152计算机辅助诊断(CAD)算法154可一见化:技术156特征特定的增强技术
权利要求
1.一种医学成像系统(20)，包括X射线源(22)，适于在第一时间点在第一能量级以及在第二时间点在第二能量级产生X射线；电源(50)，可操作来向X射线源供给功率以便在第一能量级和第二能量级产生X射线；便携式平板数字X射线检测器(24)，可操作来检测来自X射线源(22)的处于第一能量级和第二能量级的X射线，其中所述检测器(24)产生第一信号(118)和第二信号(120)，所述第一信号(118)表示来自在第一能量级产生的X射线的X射线强度，所述第二信号(120)表示来自在第二能量级产生的X射线的X射线强度；基于处理器的设备(28)，可操作来根据从检测器(24)接收到的至少第一(118)和第二信号(120)来产生物质特定的图像(130、132)；运载工具(30)，适于将X射线源(22)、电源(50)、数字X射线检测器(24)和基于处理器的设备(28)中的至少一个运送到患者(26)。
2. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20),包括传感器(38),可操作来检测患者的呼吸周期并且产生表示患者呼 吸周期的信号。
3. 如权利要求2所述的医疗成像系统(20),其中所述医疗成像 系统(20)适于在患者的呼吸周期的所需阶段采集处于第一能量级的图 像和处于第二能量级的图像。
4. 如权利要求2所述的医疗成像系统(20)，其中医疗成像系统 (20)适于在第一呼吸周期期间的给定点采集处于第一能量级的笫一图像，并且适于在后续的呼吸周期上的近似相同的给定点采集处于第二能 量级的第二图像。
5. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20),包括对准传感器(40)， 所述对准传感器(40)可操作来在便携式平板数字X射线检测器(24) 和/或防散射格栅(96)与X射线源(22)对准时产生指示。
6. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20 )，包括散射减少垫(98 ), 其中所述垫(98 )适于在患者(26 )和便携式平板数字X射线检测器(24 ) 之间提供低衰减间隙。
7. 如权利要求l所述的医疗成像系统(20),包括温度校正功能(122， 124)，用于为便携式平板数字X射线检测器(24)补偿由检测 器的温度变化SI起的检测器增益。
8. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20 ),包括防散射格栅(96 ) 和防散射格栅配准技术(128),所述防散射格栅(96)被布置于便携 式平板数字X射线检测器上，所述防散射格栅配准技术(128 )用于对 从在第二能量级产生的X射线获得的第二物质特定图像与从在第一能量 级产生的X射线获得的第 一物质特定图像中的防散射格栅进行配准。
9. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20),包括图像分解过程 (106)，所述图像分解过程(106)具有包括空间可变参数的对数减法算法。
10. 如权利要求1所述的医疗成像系统(20),其中物质特定图像 包括软组织图像(130)和骨骼图像(132)。
全文摘要
本发明提供使用便携平板检测器的双能射线照相的图像采集和处理链。移动双能量X射线成像系统是数字X射线系统，它被设计成既采集原始图像数据又处理该图像数据以产生图像供查看，具有X射线源和便携式平板数字X射线检测器。该系统产生患者的高能量图像和低能量图像，这些图像可被分解以产生软组织图像和骨骼图像以用于对所需的结构进一步分析。所述系统被布置在运载工具上以便于运输。成像系统具有对准系统，对准系统有助于使平板数字检测器与X射线源对准。成像系统还包括防散射格栅和从图像中去除防散射格栅伪像的防散射格栅配准系统。
文档编号H05G1/02GK101273896SQ200810088480
公开日2008年10月1日 申请日期2008年3月31日 优先权日2007年3月30日
发明者G·B·阿维纳什, J·M·萨波尔, K·N·亚布里, R·乌帕卢里 申请人:通用电气公司