專利名稱:圖像導引的定量雙能量數(shù)據(jù)采集的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域:
1—本發(fā)明一般地涉及醫(yī)學成像,特別涉及具有平板數(shù)字X射 線探測器的數(shù)字X射線醫(yī)學成像系統(tǒng)。
背景技術(shù):
10 2—骨骼的骨無機物密度(BMD)反映了由釣含量表示的骨駱
強度。它定義為每單位投影面積的骨無機物的總體質(zhì)量,單位是為克 每平方厘米。BMD是診斷和治療若干疾病和病癥(其中之一是骨質(zhì) 疏+^癥)的有效工具。
3— 骨質(zhì)疏松癥是一種由鈣和骨蛋白的損耗引起骨骼中BMD 15減少的骨骼疾病。骨質(zhì)疏松癥使人易于骨折,而骨折通常愈合緩慢且
不佳。該疾病在老年人中,特別是絕經(jīng)后的婦女;在依賴類固醇的患 者中;以及在服用類固醇類藥物的人中更普遍。無抑制的骨質(zhì)疏杠、癥 能導致體態(tài)的改變,身體異形(特別是俗稱為"老婦駝背"的病癥), 和減退的活動能力。骨質(zhì)疏松癥的治療包括確保患者的飲食包含充分 20 的鈣和其他促進新骨骼生長所需的礦物質(zhì),以及對于絕經(jīng)后的婦女的 雌激素或混合荷爾蒙補充。
4— 雙能量X射線吸收測量法(DXA或DEXA)是日益重要的 骨密度測量技術(shù)。實際上,骨質(zhì)疏+>癥纟皮世界衛(wèi)生組織(WHO)定義 為由DXA測量的BMD具有低于峰值骨骼質(zhì)量(20歲同性健康人平
25 均值)2.5個標準差的值。DXA背后的基本原理是帶兩個不同能量級 的X射線的發(fā)射的測量。通過測量多少X射線能量發(fā)射透過患者,能 確定患者體內(nèi)吸收的X射線能量的數(shù)量。軟組織和骨骼以不同程度吸 收兩種能量級的X射線。結(jié)果,軟組織的X射線的吸收可區(qū)別于骨骼的x射線的吸收。然后可將軟組織圖像數(shù)據(jù)從骨骼圖像數(shù)據(jù)中減去, 僅留下關(guān)于骨駱的圖像數(shù)據(jù)。然后根椐骨骼圖像數(shù)據(jù)確定BMD。
5然而,對于治療來說僅有BMD是不夠的。脊柱骨折的跡象 是骨骼病癥的另一重要指標。確定骨折是否出現(xiàn)對于治療和研究這兩 5 個目的都是重要的。患者可能顯示減少的BMD,但醫(yī)生在沒有骨折 或畸形的診斷時會遲疑或不愿意開始特定的治療。在研究環(huán)境中,作
為臨床研究的進入判據(jù)或作為對于特定治療的療效測量,骨折的診斷 在調(diào)查人群中骨質(zhì)疏;^癥的發(fā)病和傳播方面是重要的。實際上,歐洲 骨質(zhì)疏松癥協(xié)會已公開了關(guān)于骨質(zhì)疏松癥中臨床實驗的準則,該準則
10 推薦骨質(zhì)疏松癥的定義為"一種由骨脆性的增加引致一處或多處骨折 的病癥"。另外,該協(xié)會提出以骨折減少作為對骨質(zhì)疏松癥的治療中 使用的新藥物的療效的臨床研究的結(jié)束。
6—盡管脊稚骨折的出現(xiàn)或消失在骨質(zhì)疏松癥的診斷中是關(guān)鍵 的,但脊推骨折的診斷通常是困難的。超過一半的這種骨折是無癥狀
15 的,而且在最小癥狀的病例中,明顯的骨折或畸形通常觀測不到,尤 其在沒有以前的放射記錄作比較時更是如此。脊椎形態(tài)測量技術(shù)保i正 使得脊推骨折或變形的確定更客觀。這些途徑依賴于脊推體大小的某 些指標或標準值。在使用脊推形態(tài)測量來診斷骨折過程中,臨床醫(yī)生 通常運用模擬放射線成像技術(shù)。大體上,拍攝患者脊推的模擬或數(shù)字
20 X射線圖像,然后印到固定介質(zhì)上,例如X射線相片。該相片做成相 對于患者的特定比例,例如一比一,或特定地減少或擴大的比例。然 后臨床醫(yī)生通過使用標尺和直規(guī)手工地測量脊推的尺寸以及在膠片 上實際繪制以畫出脊稚體的輪廓,以及接著用標尺在直接繪制于膠片 上的基準線之間測量。
25 7—最近出現(xiàn)了用計算機處理這種形態(tài)測量技術(shù)的成果。這些
成果仍然有賴于要首先獲得脊推的模擬X射線圖像,數(shù)字化該模擬圖 像以及接著手工選擇測量點。因此臨床醫(yī)生診斷或治療骨質(zhì)疏松癥必 須最少使用兩個較昂貴的醫(yī)學設(shè)備骨密度儀和X射線成像設(shè)備。此
6外,圖像放大使依賴于模擬或數(shù)字的放射線照相的形態(tài)測量的技術(shù)復(fù)
雜化。模擬/數(shù)字放射線照相圖像通常比實物尺寸大10_15%,而該 放大根據(jù)物體相對于放射線照片平面的位置而變。具體而言,遠離放 射線照相感光板的物體的前邊緣,比靠近放射線照相感光板的后邊緣 5 ;陂更加放大。結(jié)果是垂直于感光板的平面的骨骼邊緣,對于形態(tài)的測 量應(yīng)該在扇形束放射線照片上產(chǎn)生尖銳的視覺分界,但卻產(chǎn)生了才莫糊 的邊界。對于錐形束曝光,脊柱的失真在光束最傾斜的錐形束的邊緣 處特別嚴重。對于脊推形態(tài),這種角度形成(angulation)模糊和扭曲 了位于視場的頂部和底部的脊推間的間距(intervertebral spacing),從 10 而使得形態(tài)的測量不準確。當測量點留給臨床醫(yī)生人工選擇時,這種 不準確被人為錯誤加重。另外,偏差肯定會經(jīng)常存在于臨床醫(yī)生之間 和同一臨床醫(yī)生的不同測量之間。
8— 盡管骨密度儀能夠產(chǎn)生圖像,但現(xiàn)有骨密度儀的圖像質(zhì)量 劣于普通模擬或數(shù)字X射線成像系統(tǒng)的圖像質(zhì)量。對于有意限制分辨
15 率以避免過長掃描時間的掃描系統(tǒng)尤其如此。因此,診斷上一直沒有 依靠骨密度儀的成像能力,并且在本發(fā)明以前,骨密度測定系統(tǒng)沒有 用于確定骨骼形態(tài),或用于分析骨骼結(jié)構(gòu)的關(guān)系。另外,需要在同一 個使用相似的包括放大和分辨率等的采集條件的放射室中進行骨密 度測定。不幸的是,由于圖像中存在散射,診斷用X射線圖像也不是
20 定量的。
9— 因此,需要一種將診斷用X射線圖像的有利方面與由BMD 采集提供的定量信息相結(jié)合的技術(shù)。
發(fā)明內(nèi)容
25 10—本發(fā)明提出一種將診斷用X射線圖像的有利方面與由 BMD釆集提供的定量信息相結(jié)合的技術(shù)。該技術(shù)利用雙能量X射線 成像系統(tǒng)。該系統(tǒng)用于取得標準數(shù)字X射線圖像。該標準數(shù)字X射線 圖像用于導引該系統(tǒng)獲得關(guān)注區(qū)的圖像。另外,該標準數(shù)字X射線圖像4皮用于計算不同的肌體和形態(tài)測量的參數(shù),例如骨折的長度。該雙
能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)用于取得關(guān)注區(qū)的雙能量圖像。平板數(shù)字X 射線探測器探測穿透過患者的關(guān)注區(qū)的X射線并產(chǎn)生到達探測器的X
射線的強度的數(shù)據(jù)表示。在因為"R射而校正圖像強度數(shù)據(jù)后,將對于
5 患者的關(guān)注區(qū)的每部分的圖像強度數(shù)據(jù)結(jié)合進來,以形成一個或多個 關(guān)注區(qū)的圖像??筛鶕?jù)經(jīng)散射校正的圖像強度數(shù)據(jù)確定BMD。 BMD 和肌理量度(texture metrics)可顯示在標準數(shù)字X射線圖像上,也可 顯示在一個或多個雙能量圖像上。
10
11— 參照附圖閱讀以下的詳細描述,這些和其他的本發(fā)明的特 征、形態(tài)和優(yōu)點會變得更好理解,附圖中類似的標記表示遍及這些圖
的類似的部分,其中
12— 圖1是具有準直器和大平板數(shù)字X射線探測器的雙能量X 15射線醫(yī)學成像系統(tǒng)的示意圖,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;
13— 圖2是圖1的X射線源、準直器和大平板數(shù)字X射線探 測器的圖示,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;
14圖3和4是圖2的X射線源和準直器的三維視圖,對應(yīng)于 本技術(shù)的示范實施例; 20 15—圖5是關(guān)于使用大視場圖像導引雙能量X射線醫(yī)學成像系
統(tǒng)取得較窄視場圖像的處理的框圖,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;
16— 圖6是髖關(guān)節(jié)的大視場圖像,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;
17— 圖7是標出股骨頭部中的關(guān)注解剖區(qū)的圖6的大視場圖 像,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;
25 18—圖8是帶有表示放置于關(guān)注解剖區(qū)上的較窄視場的指引標
記的圖6的大視場圖像,對應(yīng)于本技術(shù)的示范實施例;以及
19—圖9是具有關(guān)注解剖區(qū)的窄視場的雙能量圖像,對應(yīng)于本 技術(shù)的示范實施例。附圖標記清單
20X射線成像系統(tǒng)
22x射線探測器
24準直器
26x射線源
28壁架
30工作臺
32操作站
34計算機
1036顯示器
38鍵盤
40鼠標
42主x射線
44狹縫
1546散射
48圖像強度數(shù)據(jù)
50區(qū)域
52區(qū)域
54曝光范圍
2056方法
58取得圖像
60識別關(guān)注區(qū)
62計算肌理量度
64減小視場
2566設(shè)置系統(tǒng)的位置
'68取得多個圖像
70執(zhí)行散射校正
72計算BMD
74顯示/存儲
3076X射線圖像
78股骨
80髖骨
82關(guān)5主區(qū)(region of interest: ROI)
84頭部
3586窗口
88圖像
具體實施例方式
20— 現(xiàn)在參考圖1,本發(fā)明將描述為可應(yīng)用其與示范的成像系 統(tǒng)協(xié)作,在該情況中雙能量X射線成像系統(tǒng),由附圖標記20統(tǒng)一表 示。在示出的實施例中,雙能量X射線成像系統(tǒng)20可用來執(zhí)行雙能
5 量X射線吸收測量法(DXA)。然而,總的來說應(yīng)記住可用任何合適 的成像形態(tài)使用本技術(shù)。具體而言,本技術(shù)適用于任何使用大平板數(shù) 字探測器的成像系統(tǒng)。另外,也能使用其他技術(shù)來確定BMD。
21— 在所說明的實施例中,系統(tǒng)20具有大平板數(shù)字X射線探 測器22和可設(shè)置在X射線源26上的準直器24。圖像可用系統(tǒng)20的
10 全視場獲得。備選的方式是,可通過使用準直器24減少系統(tǒng)20的視 場以減少由X射線源26產(chǎn)生的X射線的擴散。如下面將更具體地討 論的,準直器24也可用于減少由系統(tǒng)20產(chǎn)生的圖像中嘲:射的影響。 準直器24可在需要時放在X射線源26上或可一直放置在X射線源 26上。在所說明的實施例中,準直器24是可調(diào)整的,以可用設(shè)于X
15 射線源26上的準直器24獲得全(或?qū)?視場和縮小(或窄)視場圖 像。在此實施例中,準直器24是狹縫準直器。然而,本技術(shù)可用在 不使用狹縫準直器24的成像系統(tǒng)中。例如,本技術(shù)可用在具有標準 準直器或完全不帶準直器的成像系統(tǒng)中。
22— 雙能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)20能夠使用具有第一能量級 20 的X射線產(chǎn)生關(guān)注區(qū)的圖像,并接著使用具有第二能量級的X射線產(chǎn)
生關(guān)注區(qū)的圖像。雙能量X射線成像系統(tǒng)20能夠用不同能量級的X 射線分開地形成骨骼和軟組織的圖像。在此實施例中,在第一能量級 產(chǎn)生的X射線在能量方面低于在第二能量級產(chǎn)生的X射線。這兩個圖 像可數(shù)字地組合。軟組織和骨骼以不同程度吸收較低能量的X射線和 25 較高能量X射線,這使得系統(tǒng)20能夠區(qū)分由軟組織引起的X射線的 吸收和由骨骼引起的吸收。
23— 另外,雙能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)能夠取得標準數(shù)字X 射線圖像。標準數(shù)字X射線圖像用單能量X射線的單一曝光取得。另夕卜,用完全打開的準直器24取得標準數(shù)字X射線圖像,以使得它不 影響圖像。然而,也可用在未全打開的位置中的準直器24獲得標準 數(shù)字X射線圖像。
24— 在所說明的實施例中,平板數(shù)字X射線探測器22是非晶 5 硅平板,非晶硅平板具有快速連續(xù)取得兩個圖像的能力。該圖像采集
速度使得有大的能量差別(達到90kVp)的高低能量圖像能夠轉(zhuǎn)換成 改善的圖像相減。在此實施例中,雙能量X射線成像系統(tǒng)20的探測 器22和X射線源26安裝于傾斜臺壁架(tilting wall stand) 28上。正 如下面將具體討論的,不是一次性暴露探測器22的整個表面范圍,
10 而是用探測器22來拍攝利用準直器24的較小部分的圖像帶。用傾斜 臺壁架28來繞軸旋轉(zhuǎn)X射線源26和準直器24,以使得系統(tǒng)能夠拍 攝一系列圖像帶,然后這些圖像帶數(shù)字地組合而形成更大的圖像。系 統(tǒng)20也利用了移動擔架或工作臺30,在成像過程中患者可躺于其上。 備選的方式是,系統(tǒng)可配置固定在不同的支架上的平板數(shù)字X射線探
15 測器22和X射線源26。例如,平板數(shù)字X射線探測器22可固定在 能使探測器22垂直定向的支架,而X射線源26懸桂于使用獨立支架 的天花板上。另外,所說明的系統(tǒng)20的實施例具有操作站32,操作 站32使用計算機34控制系統(tǒng)20來處理閨像。操作站32在本實施例 中包括兩個顯示器36、鍵盤38和鼠標40,以便于系統(tǒng)20和用戶之
20 間的互動。
25— 如圖2概略示出,使用準直器24來減少散射的影響以產(chǎn) 生更精確的患者圖像。在理想情況下,觸及探測器22的X射線只是 由X射線源26在直線路徑中傳播并透過患者而到達纟果測器22的X射 線。這些在理想路徑中傳播的X射線祐:認為是"主"X射線42。主X
25 射線42能夠通過準直器24中的狹縫44。準直器24阻擋由X射線源 26產(chǎn)生的離散的X射線,使之不觸及患者。然而,由探測器22探測 到的其他X射線并沒有遵循該直接路徑。這些X射線被認為是"R射 46。根本上說,散射46是和患者的組織互動而由其原始路徑偏離或變向的x射線。
26—散射對于治療對象體內(nèi)的X射線的吸收和衰減的探測結(jié) 果失真的有影響。探測器22具有探測主X射線42和散射46的像素。 對于符合X射線的原始路徑的探測器22的像素,散射的X射線會顯 5 示為已吸收。另一方面,對于探測散射的X射線的探測器22的像素, 散射的X射線會顯示為已正常地直接穿透過患者。在每種情況中,散 射將錯誤引入圖像強度數(shù)椐且因此引入醫(yī)學圖像。這種錯誤減少圖像 的對比度,而且可能在圖像中出現(xiàn)模糊,并且可能對基于圖像數(shù)椐進
行的分析有不利影響。
10 27——如附圖標記48所示,探測器22上示出了圖像強度數(shù)據(jù)的
示意曲線圖,該曲線由探測器22探測。圖像強度數(shù)據(jù)48內(nèi)的最大強 度發(fā)生在探測器22的與狹縫44直線相對的區(qū)域中。如附圖標記50 所示,圖像強度數(shù)據(jù)48的該區(qū)域是由探測器22對主X射線42和散 射46的探測引起的。如附圖標記52統(tǒng)所示,圖像強度數(shù)據(jù)48中的
15 斜坡狀的強度,表示僅有^t射的探測。這些圖像強度數(shù)據(jù)48的"僅 有散射"區(qū)域52不表示任何主X射線42的探測,因為準直器24阻 擋主X射線42使之不到達探測器22的對應(yīng)部分。然而,圖像強度數(shù) 據(jù)48的僅有散射區(qū)域中的強度,用于估計圖像強度數(shù)據(jù)48的由主X 射線42和lt射46的探測引起的區(qū)域50中的散射成分。然后,將所
20 估計的散射從圖像強度數(shù)據(jù)48的由主X射線42和散射46的探測引 起的區(qū)域50中減去,從而留下僅由主X射線42引起的圖像強度數(shù)據(jù) 48。
28圖3和圖4概略表示了所說明實施例的將X射線源26和 準直器24組合而形成矩形的圖像曝光范圍,統(tǒng)一由附圖標記54指示。 25 但是,也可用X射線源26和準直器24來產(chǎn)生具有其他形狀和尺寸的 曝光范圍。另外,在系統(tǒng)20的此實施例中,狹縫44約2.5cm寬。如 果需要大于單個曝光范圍的尺寸的圖像,可用傾斜結(jié)構(gòu)例如壁架28 繞軸旋轉(zhuǎn)X射線源26和準直器24,以在需要的曝光范圍內(nèi)移動矩形曝光范圍54。在所說明的實施例中,X射線源26和準直器24可從圖 3中的第一位置繞軸旋轉(zhuǎn)到圖4中的第二位置。如此,矩形曝光范圍 54在探測器22的表面上移動以使得系統(tǒng)20能夠拍攝一系列圖像,這 些圖像可數(shù)字地整體地形成關(guān)注區(qū)的一個或多個圖像。探測器22上 5 可以有從一個曝光部分到下一個曝光部分的一些重疊。另外,系統(tǒng)可 配置成繞軸旋轉(zhuǎn)到一個位置,然后拍攝較高和較低能量級這兩種圖 像,或者系統(tǒng)20可在一個能量級上走過完整的X射線圖像的序列然 后在另一能量級上重復(fù)X射線圖像的序列。
29—如本領(lǐng)域技術(shù)人員所知,在產(chǎn)生在不同能量級的圖像數(shù)據(jù)
10 的實踐中可釆用不同的方法。例如,系統(tǒng)可在每個位置中一并取得兩 個能量級的圖像數(shù)據(jù),或遍歷不同的位置取得一個能量級的圖像數(shù) 據(jù),接著重復(fù)這些相同的位置來取得第二個能量級的圖像數(shù)據(jù)。更進 一步,如果系統(tǒng)包括能同時取得在兩個不同能量級的圖像數(shù)據(jù)的雙能 量探測器,則可進行這些能量級的組合采集。
15 30—圖5是概略描述關(guān)于在骨骼中進行肌理量度并使用雙能量
X射線成像系統(tǒng)20確定患者BMD的技術(shù)的框圖,此方法用附圖標記 56統(tǒng)一表示。在所說明的實施例中,拍攝需要的解剖區(qū)的全視場數(shù)字 X射線圖像,此步驟由附圖標記58統(tǒng)一表示。需要的解剖區(qū)的例子 為髖關(guān)節(jié)或腰推柱。在示出的實施例中,全視場數(shù)字X射線圖像是單
20 能量X射線圖像。然而,也可使用全視場雙能量數(shù)字X射線圖像,而 不僅是單能量數(shù)字X射線圖像。
31— 在所說明的實施例中,全視場圖像用于識別一個或多個解 剖的關(guān)注區(qū),如框60所示。為了幫助識別一個或多個需要的關(guān)注區(qū), 可在有或沒有用戶互動的情況下分割單能量X射線圖像。如果全^L場
25 圖像是雙能量數(shù)字X射線圖像,可執(zhí)行雙能量分解或相減以有助于所 需關(guān)注區(qū)的識別。
32— 全視場圖像也可用于計算這個或這些關(guān)注區(qū)中骨骼的肌 理量度,此步驟由附圖標記62統(tǒng)一表示。例如,全視場圖像能用于
13測量骨骼中骨折的長度和數(shù)量??墒褂貌煌募夹g(shù)來測量骨折的長
度。在示出的實施例中,根據(jù)全視場數(shù)字x射線圖像數(shù)字地測量骨折
的長度。例如,當骨折顯示在系統(tǒng)20的顯示器36之一上時,用戶可 通過使用鼠標40或其他輸入設(shè)備指引顯示器36所顯示的光標移動來 5 描繪骨折。當鼠標40描繪骨折的長度時,系統(tǒng)20能夠根據(jù)鼠標40 的移動計算骨折的長度。除了測量骨折的長度以外,可用全視場圖像 得知并獲得其他肌理量度。全視場圖像也可用于分析骨骼的小梁結(jié) 構(gòu)。
33— 在所說明的實施例中,減少成像系統(tǒng)20的視場以取得需 10 要的關(guān)注區(qū)的雙能量數(shù)字X射線圖像,如框64所示。然而,視場也
能減小以取得標準數(shù)字X射線圖像。為了減小視場,調(diào)節(jié)準直器24 將狹縫44的尺寸減到需要的大小。然后可用系統(tǒng)20的減縮視場來取 得雙能量數(shù)字X射線圖像。通過減小系統(tǒng)20的視場,可減少雙能量 圖像的采集過程中對患者的曝光。正如以下將具體討論的,數(shù)字X射 15線系統(tǒng)20的減縮視場使得在圖像上執(zhí)行散射校正過程成為可能。
34— 標準X射線圖像用于導引X射線源26和準直器24進入 正確的位置以取得需要的關(guān)注區(qū)的雙能量圖像,如框66所示。在定 位了標準數(shù)字X射線圖像中的關(guān)注區(qū)后,當在顯示器36上顯示時, 用戶可用鼠標40來將窗口或其他標記置于這個或這些顯示器36上顯
20 示的標準數(shù)字X射線圖像的關(guān)注區(qū)之上。雙能量X射線成像系統(tǒng)20 會將X射線源26和準直器24與該窗口或標記對齊。在所說明的實施 例中,關(guān)注區(qū)小于縮小的圖傳^見場。然而,當關(guān)注區(qū)大于減縮視場時, 可執(zhí)行對患者的多狹縫掃描(multiple slot scans )。多狹縫掃描能數(shù)字 地加以組合而產(chǎn)生單個圖像。另外,如上指出,可為多個關(guān)注區(qū)取得
25 雙能量數(shù)字X射線圖像。用戶可用鼠標40選擇需要數(shù)量的關(guān)注區(qū)以 用于成像。備選的方式是,可用程序來識別標準數(shù)字X射線圖像中的 關(guān)注區(qū)并指引X射線源26和準直器24到正確的位置,以自動取得需 要的關(guān)注區(qū)的雙能量圖像。例如,可用分割程序來識別關(guān)注區(qū)并指引X射線源26和準直器24進入正確的位置,以取得所需要的關(guān)注區(qū)的 雙能量圖像。分割程序適用于識別界標(landmark)或可使用解剖圖 譜定位關(guān)注區(qū)。其他方法也可使用。
35— 在系統(tǒng)20適當?shù)囟ㄏ蛑螅〉藐P(guān)注區(qū)的雙能量圖像集, 5 如框68所示。用第一能量的X射線取得具有減縮視場的第一圖像。
然后用笫二能量的X射線取得具有減縮視場的第二圖像。 一般在用雙 能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)取得圖像時,第二X射線在能量上大于笫一 X射線。這兩個圖像然后組合而產(chǎn)生一個或多個圖像。另外,如上所 述,關(guān)注區(qū)可在尺寸上大于較窄的視場。在這種情況中,可取得一個 10 或多個連續(xù)的或重疊的在多個能量級的區(qū)域的圖像然后粘貼在一起 以獲得雙能量或多能量數(shù)據(jù)集。
36— 雙能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)20因為散射而校正雙能量圖 像集中的圖像強度數(shù)據(jù),如框70所示。因為是減縮視場,探測器22 的一部分會接收到僅為散射結(jié)果的x射線。系統(tǒng)20的所說明的實施
15 例利用散射校正技術(shù)來減少由系統(tǒng)20形成的圖像上的散射影響,這 通過識別圖像強度數(shù)據(jù)48的僅為散射46的產(chǎn)物的區(qū)域52,接著用這 些區(qū)域中散射的強度來估計圖像強度數(shù)據(jù)48為主X射線42和散射 46這二者的產(chǎn)物的區(qū)域50內(nèi)的lt射46的強度來實現(xiàn)。該技術(shù)在標題 為"Slit Collimator Scatter Correction"的2007年10月3日提交的申
20 請序號為11/866,878的申請中有具體描述,該申請內(nèi)容通過引用而并 入本文。此外,圖像強度數(shù)據(jù)48用來形成圖像的唯一區(qū)域是圖像強 度數(shù)據(jù)48為主X射線42和散射46這二者的產(chǎn)物的區(qū)域50。在本技 術(shù)的該實施例中,通過從圖像強度數(shù)據(jù)48減去散射強度校正圖像強 度數(shù)據(jù)48,僅留下為主X射線42的產(chǎn)物的圖像強度數(shù)據(jù)48。另外,
25可執(zhí)行有助于從圖像數(shù)據(jù)集定量地提取數(shù)據(jù)的其他校正。
37— 然后用經(jīng)散射校正的圖像強度數(shù)據(jù)來確定BMD,如框70 所示。另外,可在經(jīng)散射校正的圖像強度數(shù)據(jù)上執(zhí)行除BMD以外的 定量測量。例如,心臟鈣化測量值可根據(jù)經(jīng)lt射校正的圖像強度數(shù)據(jù)獲得。
38— 減縮視場圖像、BMD和肌理量度可在標準數(shù)字X射線圖 像上顯示,此步驟由附圖標記72統(tǒng)一表示。肌理量度與BMD讀數(shù)包 括在一起,以提供除從BMD獲得的成分信息之外的結(jié)構(gòu)信息。將肌
5 理量度、BMD信息、具有全視場標準數(shù)字X射線圖像以及具有減縮 視場雙能量數(shù)字X射線圖像進行組合,能夠使得對骨質(zhì)疏松癥的治療 更可靠。
39— 另外,存儲全視場圖像、減縮視場圖像、BMD和肌理量 度以用于將來的檢索,如框74所示。這些數(shù)據(jù)可存儲在雙能量X射
10線成像系統(tǒng)20中,或發(fā)送至PACS或類似的歸檔系統(tǒng)。
40— 圖6概略表示由配置成以全視場取得圖像的系統(tǒng)20獲得 的患者髖關(guān)節(jié)的標準數(shù)字X射線圖像,此圖像由附圖標記76統(tǒng)一表 示。標準數(shù)字X射線圖像中的所關(guān)注骨骼是股骨78和髖骨80。肌理 量度例如任何骨折的長度,可根據(jù)此全視場數(shù)字X射線圖像76確定。
15 41—圖7概略表示患者臀部的全視場數(shù)字X射線圖像76中的
關(guān)注區(qū)82,以虛線標記。在所說明的實施例中,關(guān)注區(qū)82是股骨78 的頭部84的一部分。
42— 圖8概略表示在本技術(shù)的該實施例中操作員用全視場數(shù)字 X射線圖像76將減縮視場圖像窗口 86的位置設(shè)于關(guān)注區(qū)82之上。
20 減縮視場圖像窗口 86用來將雙能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)20對準到需 要的方位,以取得減縮視場雙能量數(shù)字X射線圖像。雙能量數(shù)字X射 線成像系統(tǒng)20隨著對準而縮小視場,并設(shè)置X射線源26和準直器 24的位置,以獲得需要的減縮視場雙能量數(shù)字X射線圖像。雙能量 數(shù)字X射線探測器22保持固定,而X射線源26和準直器24移動進
25 入與^/測器22相對的位置。
43— 圖9概略表示雙能量數(shù)字X射線成像系統(tǒng)20可產(chǎn)生減縮 視場雙能量數(shù)字X射線圖像,該圖像由附圖標記88統(tǒng)一表示。在此 實施例中,圖像為股骨78的頭部84。如上所述,減縮視場雙能量數(shù)字X射線圖像88因散射而被校正,并根據(jù)該圖像確定BMD。如上所 述,BMD可覆蓋或注釋于標準數(shù)字X射線圖像76或減縮視場雙能量 數(shù)字X射線圖像88之上。另外,減縮視場雙能量數(shù)字X射線圖像88 可嵌入在全視場數(shù)字X射線圖像76中,以占據(jù)由圖8中減縮視場圖 5 像窗口 86占據(jù)的空間。肌理量度可根據(jù)減縮視場雙能量數(shù)字X射線 圖像88確定,而不是根據(jù)標準數(shù)字X射線圖像76。另外,任何肌理 量度,例如骨折長度,可覆蓋或注釋于標準數(shù)字X射線圖像76或減 縮視場雙能量數(shù)字X射線圖像88之上。
44盡管此處僅示出并描述了本發(fā)明的某些特征,但對于本領(lǐng) 10 域技術(shù)人員而言,將會有許多修改和變更。因此不難理解,所附的權(quán) 利要求書有意覆蓋所有這些歸屬于本發(fā)明要旨的修改和變更。
權(quán)利要求
1. 一種用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,包括使用數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)取得(58)具有第一視場的數(shù)字X射線圖像(76);識別(60)所述具有第一視場的數(shù)字X射線圖像(76)中的關(guān)注區(qū)(84);用重新配置成以第二視場取得數(shù)字X射線圖像的所述數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)設(shè)置(66)所述數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)的位置以取得所述關(guān)注區(qū)的圖像,所述第二視場不同于所述第一視場;以及用重新配置成以所述第二視場取得數(shù)字X射線圖像的所述數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)取得(68)所述關(guān)注區(qū)(82)的雙能量數(shù)字X射線圖像(88)。
2.如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,其中用數(shù)字X射線成像系統(tǒng)取得(58 )具有笫一視場的數(shù)字X射線 圖像(76)包括將設(shè)置在所述數(shù)字X射線成像系錄的X射線源(26) 上的準直器(24)的狹縫(44)打開到全開位置。
3.如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,還包括基于所述具有笫一視場的數(shù)字X射線圖像(76)確定所關(guān)注對象 的定量量度。
4.如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,其中重新配置所述數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)包括將準直器(24)設(shè) 置在X射線源(26)上。
5.如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,其中用數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)取得(58)具有第一視場的數(shù)字X 射線圖像(76)包括用基本上單能量級的X射線取得數(shù)字X射線圖像。
6. 如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法,其中所述數(shù)字X射線成像系統(tǒng)(20)包括雙能量X射線源(26)、準直器(24)和雙能量數(shù)字X射線探測器(22),設(shè)置所述數(shù)字X射線 成像系統(tǒng)(20)的位置包括將所述雙能量X射線源(26)和所述準直 器(24)相對于所述雙能量數(shù)字X射線探測器(22)定向,以將第二 視場設(shè)置在所述雙能量數(shù)字X射線探測器上的對應(yīng)于所述具有第一視場的數(shù)字X射線圖像(76)的關(guān)注區(qū)(82)的位置。
7. 如權(quán)利要求1所述的用于處理圖像數(shù)據(jù)的計算機實現(xiàn)的方法, 還包括因為散射而校正(70)所述關(guān)注區(qū)的所述雙能量數(shù)字X射線圖 像(88),其中所述雙能量數(shù)字X射線圖像(88)包括具有由主X射 線(42)和散射(46)產(chǎn)生的第一區(qū)域(50)和僅由散射產(chǎn)生的第二 區(qū)域(52)的圖像強度數(shù)據(jù)。
8. —種用于獲得數(shù)字X射線圖像的計算機實現(xiàn)的方法,包括 用配置成產(chǎn)生具有第一視場的圖像的X射線源(26)取得(58) 第一數(shù)字X射線圖像(76);基于所述第一數(shù)字X射線圖像(76)中的關(guān)注區(qū)(82)的位置將 所述X射線源(26)導引(66)到取得關(guān)注區(qū)圖像的位置;以及用重新配置成產(chǎn)生具有笫二視場的圖像的所述X射線源(26)取 得(68)所述關(guān)注區(qū)(82)的雙能量數(shù)字X射線圖像(88),所述笫 二視場不同于所述第一視場。
9. 如權(quán)利要求8所述的用于獲得數(shù)字X射線圖像的計算機實現(xiàn) 的方法,還包括基于所述第一數(shù)字X射線圖像(76)計算(62)所關(guān)注對象的定量量度。
10.如權(quán)利要求8所述的用于獲得數(shù)字X射線圖像的計算機實現(xiàn) 的方法,還包括因為散射(46)而校正(70)所述關(guān)注區(qū)的所述雙能量數(shù)字X射 線圖像(88)。
全文摘要
一種圖像導引的定量雙能量數(shù)據(jù)采集技術(shù),用于在解剖的關(guān)注區(qū)(82)內(nèi)確定肌理量度和骨無機物密度(BMD),其中數(shù)字成像系統(tǒng)(20)用于取得帶有寬視場的標準數(shù)字X射線圖像(76);標準數(shù)字X射線圖像(76)用于導引成像系統(tǒng)(20)取得關(guān)注區(qū)的圖像;標準數(shù)字X射線圖像(76)用于計算不同的肌理量度,例如骨折的長度;取得關(guān)注區(qū)的雙能量數(shù)字X射線圖像(88);因為散射(46)而校正雙能量數(shù)字X射線圖像(88);關(guān)注區(qū)(82)的BMD可根據(jù)經(jīng)散射校正的雙能量數(shù)字X射線圖像確定。BMD、肌理量度和/或經(jīng)散射校正的雙能量X射線圖像可在標準數(shù)字X射線圖像(76)上顯示。
文檔編號A61B6/03GK101422371SQ20081016978
公開日2009年5月6日 申請日期2008年10月17日 優(yōu)先權(quán)日2007年10月19日
發(fā)明者G·B·阿維納什, J·M·薩博爾, K·N·賈布里, R·F·桑德斯 申請人:通用電氣公司