專利名稱：使用便攜平板檢測(cè)器的雙能射線照相的圖像采集和處理鏈的制作方法
使用便攜平板檢測(cè)器的雙能射線照相的圖像采集和處理鏈 技術(shù)領(lǐng)域本公開大體上涉及雙能量成像，尤其是使用具有便攜式平板數(shù)字檢測(cè)器的移動(dòng)雙能量(dual-energy)成像系統(tǒng)來(lái)產(chǎn)生和處理雙能量圖像 的技術(shù)。
背景技術(shù)：
醫(yī)療診斷和成像系統(tǒng)普遍存在于現(xiàn)代醫(yī)療保健機(jī)構(gòu)中。當(dāng)前，存在 著用于醫(yī)療診斷和成像系統(tǒng)的多種醫(yī)療器械(modality )。這些包括計(jì) 算機(jī)斷層成像(computed tomography CT )系統(tǒng)、X射線系統(tǒng)(包括常 規(guī)和數(shù)字或數(shù)字化的成像系統(tǒng))、磁共振(magnetic resonance MR) 系統(tǒng)、正電子發(fā)射斷層成像(positron emission tomography PET)系 統(tǒng)、超聲系統(tǒng)、核醫(yī)療系統(tǒng)等等。這樣的系統(tǒng)提供了用于識(shí)別、診斷和 處理身體狀況的非常寶貴的工具并且極大地減少了對(duì)外科診斷介入 (intervention)的需求。在許多場(chǎng)合中，這些醫(yī)療器才戒相互補(bǔ)充并且 向醫(yī)師提供一系列用于對(duì)特定類型的組織、器官和生理系統(tǒng)等進(jìn)行成像 的技術(shù)。'數(shù)字成像系統(tǒng)正日益廣泛地用于產(chǎn)生能夠被重建成有用射線照相 圖像的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)。在數(shù)字成像系統(tǒng)的一個(gè)應(yīng)用中，來(lái)自源的輻射被指向 受檢者，典型地是醫(yī)療診斷應(yīng)用中的患者，并且一部分輻射穿過受檢者 并撞擊(impact )檢測(cè)器。檢測(cè)器的表面將輻射轉(zhuǎn)換成可見光子，所述 可見光子被感測(cè)到。檢測(cè)器被分成離散圖像元素或像素陣列，并且根據(jù) 撞擊每個(gè)像素區(qū)域的輻射的量或強(qiáng)度來(lái)對(duì)輸出信號(hào)進(jìn)行編碼。因?yàn)楫?dāng)輻 射穿過受檢者時(shí)輻射強(qiáng)度被改變，所以根據(jù)輸出信號(hào)重建的圖像可以提射一(pProje,ction;f。、在使用中:在Lr測(cè)器的像素位置產(chǎn)生的信號(hào)被采樣 并數(shù)字化。數(shù)字值被傳送到處理電路，其中所述數(shù)字值被過濾、縮放 (scaled),并且被進(jìn)一步處理以產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)集。所述數(shù)據(jù)集然后可 以被用于重建作為結(jié)果的圖像，以將所述圖像顯示在例如計(jì)算機(jī)監(jiān)視器 上，以將所述圖像轉(zhuǎn)印到傳統(tǒng)感光膠片等等。雙能量(DE)射線照相(radiography)涉及在相對(duì)小的時(shí)間間隔內(nèi)在不同的能量采集兩個(gè)x射線圖像。這兩個(gè)圖像然后被用于分解成像 的解剖結(jié)構(gòu)(anatomy)并且創(chuàng)建軟組織和骨骼圖像?，F(xiàn)有的數(shù)字射線 照相(digital radiography DR )圖像采集和處理技術(shù)不是為DE射線 照相設(shè)計(jì)的。另外，將DE成像應(yīng)用于移動(dòng)DR成像系統(tǒng)增加了若干特殊 的難題。例如，在移動(dòng)DR成像系統(tǒng)中，檢測(cè)器相對(duì)于X射線源的空間 位置并不像在固定不變的DR成像系統(tǒng)中的那樣總是已知的。另外，檢 測(cè)器相對(duì)于X射線源可能沒有被機(jī)械地固定，并且每當(dāng)患者移動(dòng)時(shí)，它 都可能會(huì)有微小的移動(dòng)。結(jié)果，在X射線源和檢測(cè)器之間可能會(huì)出現(xiàn)未 對(duì)準(zhǔn)(misalignment)。此外，移動(dòng)DR成像系統(tǒng)常常被用于獲得虛弱 到無(wú)法移動(dòng)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(wú)法屏息。結(jié)果，當(dāng)肺容積在第一和第二照射之間改變時(shí)，就會(huì)在 圖像中形成偽像。因此，就需要克服與移動(dòng)DR成像系統(tǒng)相關(guān)聯(lián)的問題的技術(shù)。在此 所描述的技術(shù)旨在解決與移動(dòng)DR成像系統(tǒng)相關(guān)聯(lián)的問題。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明提供了一種移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)。所述移動(dòng)雙能量X 射線成像系統(tǒng)是數(shù)字X射線系統(tǒng)，所述數(shù)字X射線系統(tǒng)被設(shè)計(jì)成既釆集 原始圖像數(shù)據(jù)又處理所述圖像數(shù)據(jù)以產(chǎn)生圖像以供查看。所述系統(tǒng)具有 X射線源和便攜式平板(flat-panel)數(shù)字X射線檢測(cè)器。所述系統(tǒng)具 有配輪的運(yùn)載工具(wheeled-carrier )以4吏系統(tǒng)能夠^皮運(yùn)到患者處。 所述系統(tǒng)可操作來(lái)產(chǎn)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(chǎn)生軟組織圖像和骨骼圖像以用于對(duì)所需的解剖結(jié)構(gòu)進(jìn)行進(jìn) 一步分析。由于移動(dòng)系統(tǒng)相比于安裝系統(tǒng)的局限性的緣故，多種技術(shù)被 用于增強(qiáng)移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)的圖像采集、處理和顯示能力。本發(fā)明的 一個(gè)方面是所述系統(tǒng)可以利用呼吸傳感器來(lái)在圖像釆集 期間執(zhí)行肺部門控(pulmonary gating)。本發(fā)明的另一方面是一種有 助于平板數(shù)字檢測(cè)器與X射線源的對(duì)準(zhǔn)的系統(tǒng)。本發(fā)明的又一方面是溫 度校準(zhǔn)功能，用于在從低功率條件轉(zhuǎn)換到全功率條件之后補(bǔ)償平板數(shù)字 X射線檢測(cè)器中的溫度梯度。本發(fā)明的又另一方面是當(dāng)防散射格柵 (grid)被使用時(shí)的防散射才各柵配準(zhǔn)(registration)。本發(fā)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(xì)描述之后，本發(fā)明的這些和其他特征、 方面和優(yōu)勢(shì)將會(huì)被更好地理解，在全部附圖中，相同的附圖標(biāo)記表示相同的部分，其中圖1是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的雙能量X射線成像系統(tǒng)的透視圖；圖2是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖1的雙能量X射線成像系統(tǒng)圖3是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖1的系統(tǒng)的檢測(cè)器的功能電 路的概略表示；圖4是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的泡沫墊和圖1的檢測(cè)器的透視圖；圖5是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖像采集和處理技術(shù)的框圖； 圖6是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖5的圖像采集技術(shù)的框圖； 圖7是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖5的圖像預(yù)處理技術(shù)的框圖；圖8是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖5的圖像后處理技術(shù)的框 圖；以及圖9是根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖5的圖像顯示技術(shù)的框圖。
具體實(shí)施方式
盡管在如上描述中描述了雙能量系統(tǒng)，但是這些概念同樣適用于多 能量系統(tǒng)。主要參照?qǐng)D1，其中呈現(xiàn)了主要由附圖標(biāo)記20指代的移動(dòng)雙 能量X射線成像系統(tǒng)。在所示出的實(shí)施例中，雙能量X射線成像系統(tǒng)20 是數(shù)字X射線系統(tǒng)，根據(jù)所提供的技術(shù)，所述數(shù)字X射線系統(tǒng)被設(shè)計(jì)成 既采集原始圖像數(shù)據(jù)又處理所述圖像數(shù)據(jù)以供顯示。特別地，系統(tǒng)20 可操作來(lái)產(chǎn)生高能量圖像和低能量圖像，這些圖像可以被分解以產(chǎn)生軟 組織圖像和骨骼圖像以用于對(duì)所需的解剖結(jié)構(gòu)進(jìn)行進(jìn)一步分析。移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)20具有X射線源22和便攜式平板數(shù)字 X射線檢測(cè)器24。便攜式數(shù)字X射線檢測(cè)器24可操作來(lái)執(zhí)行雙能量X 射線成像?；颊?6位于X射線源22和檢測(cè)器24之間。檢測(cè)器24接收 穿過患者26的X射線并且將成像數(shù)據(jù)傳送到基本單元28。便攜式平板 數(shù)字X射線檢測(cè)器24通過電纜耦合到基本單元28,并且可以在運(yùn)輸期 間被存放在基本單元28中?；締卧?8容納著系統(tǒng)電子器件32,所述系統(tǒng)電子器件32對(duì)成像數(shù)據(jù)進(jìn)行處理以產(chǎn)生用于查看的圖像。另外， 系統(tǒng)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(fā)電機(jī)供電，所述發(fā)電機(jī)可操作來(lái)向X射線源22供電 從而不僅產(chǎn)生高能量圖像而且還產(chǎn)生低能量圖像?；締卧?8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(tǒng)20的操作 以產(chǎn)生所需的圖像。系統(tǒng)電子器件32所產(chǎn)生的圖像被顯示在顯示器36。 另外，系統(tǒng)20所產(chǎn)生的圖像可以被印到膠片上。移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)20還包括若干傳感器以增強(qiáng)系統(tǒng)20的 操作。在所示出的實(shí)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(hào)發(fā)送到系統(tǒng)電子器件32。因?yàn)楸銛y式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器 24的移動(dòng)獨(dú)立于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(chǎn)生患者26的不準(zhǔn)確的圖#>。在所示的實(shí)施例中，；險(xiǎn)測(cè) 器24具有對(duì)準(zhǔn)發(fā)射機(jī)40,它們用于使檢測(cè)器24與X射線源22對(duì)準(zhǔn)以 確保來(lái)自X射線源22的X射線以正確的角度撞擊檢測(cè)器24。在所示的 實(shí)施例中，靠近X射線源22定位的傳感器適于接收由對(duì)準(zhǔn)發(fā)射機(jī)40產(chǎn) 生的信號(hào)。系統(tǒng)20能夠使用所述信號(hào)來(lái)對(duì)檢測(cè)器24相對(duì)于X射線源22 的定向和位置進(jìn)行三角測(cè)量以確定檢測(cè)器24是否^L對(duì)準(zhǔn)以垂直于來(lái)自 X射線源22的X射線的路徑。對(duì)準(zhǔn)傳感器還可以操作來(lái)指示檢測(cè)器22 何時(shí)在X射線源22的范圍內(nèi)。當(dāng)檢測(cè)器24和X射線源22被對(duì)準(zhǔn)時(shí)， 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(duì)準(zhǔn)發(fā)射機(jī)40可以凈皮放置在X射線源22和檢測(cè)器24內(nèi)的傳感器上。 另夕卜，X射線源22由可調(diào)整的支架42支持。最終，系統(tǒng)20可以被連接 到因特網(wǎng)或其他通信網(wǎng)絡(luò)以使系統(tǒng)20所產(chǎn)生的圖像可以被發(fā)送到遠(yuǎn)程 用戶，例如放射學(xué)家的工作站。主要參照?qǐng)D2,移動(dòng)雙能量成像系統(tǒng)20包括靠近X射線源22定位 的準(zhǔn)直儀44。準(zhǔn)直儀44允許輻射流46傳入到患者26被安置在的區(qū)域 中。部分輻射48穿過或繞過患者26并撞擊便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè) 器24。如下文更加充分地描述，X射線檢測(cè)器24把在它的表面接收到 的X射線光子轉(zhuǎn)換成低能量光子，并隨后轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，所述電信號(hào)被 采集并處理以重建受檢者內(nèi)的特征的圖像。圖2還圖示了 X射線源22 與便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器24對(duì)準(zhǔn)的重要性。如果沒有對(duì)準(zhǔn)，穿 過或繞過患者26的部分輻射48不能纟皮檢測(cè)器24接收，并且患者26的準(zhǔn)確圖像不能被獲得。此外，即使檢測(cè)器24與X射線源成一條直線， 檢測(cè)器24也必須轉(zhuǎn)動(dòng)角度以相對(duì)于X射線源22垂直，用于準(zhǔn)確地檢測(cè) 輻射48。X射線源22由功率供給/控制電路50來(lái)控制，所迷功率供給/控制 電路50為檢測(cè)序列提供功率和控制信號(hào)。此外，檢測(cè)器24被耦合到檢 測(cè)器控制器52，所述檢測(cè)器控制器52控制對(duì)在檢測(cè)器24產(chǎn)生的信號(hào)的 釆集。檢測(cè)器控制器52還可以執(zhí)行各種信號(hào)處理和過濾功能，例如對(duì) 動(dòng)態(tài)范圍的初始調(diào)整、對(duì)數(shù)字圖像數(shù)據(jù)的交織等。功率供給/控制電路 50和檢測(cè)器控制器52這二者都對(duì)來(lái)自系統(tǒng)控制器54的信號(hào)進(jìn)行響應(yīng)。 通常，系統(tǒng)控制器54控制成像系統(tǒng)的操作以執(zhí)行檢查規(guī)程(protocol ) 和處理所采集的圖像數(shù)據(jù)。在本文中，系統(tǒng)控制器54還包括信號(hào)處理 電路(常?；谕ㄓ没?qū)Ｓ脭?shù)字計(jì)算機(jī))，用于存儲(chǔ)由計(jì)算機(jī)執(zhí)行的程 序和例程以及配置參數(shù)和圖像數(shù)據(jù)的相關(guān)聯(lián)的存儲(chǔ)器電路，接口電路等 等。在所示的實(shí)施例中，呼吸傳感器38向系統(tǒng)控制器54提供呼吸周期 (cycle )數(shù)據(jù)。系統(tǒng)控制器54被鏈接(link)到輸出設(shè)備，例如顯示器36或打印 機(jī)。系統(tǒng)控制器54還^L鏈接到操作員工作站34以用于輸出系統(tǒng)參數(shù)、 請(qǐng)求檢查、查看圖像等等。通常，顯示器、打印機(jī)、工作站和提供于系 統(tǒng)內(nèi)的類似設(shè)備可以在數(shù)據(jù)釆集部件附近，或者可以遠(yuǎn)離這些部件(例 如在機(jī)構(gòu)或醫(yī)院內(nèi)的其他地方)，或在完全不同的位置，經(jīng)由一個(gè)或多 個(gè)可配置的網(wǎng)絡(luò)(例如因特網(wǎng)、虛擬專用網(wǎng)等等)鏈接到圖像采集系統(tǒng)。主要參照?qǐng)D3，其中給出了數(shù)字檢測(cè)器24的功能部件。另夕卜，還給 出了成寸象^r測(cè)器4空制器即IDC (Imaging detector controller) 56, 典型地所述成像檢測(cè)器控制器56將被配置在檢測(cè)器控制器52內(nèi)。IDC 56包括CPU或數(shù)字信號(hào)處理器，以及用于命令采集從檢測(cè)器感測(cè)的信號(hào) 的存儲(chǔ)器電路。IDC 56經(jīng)由雙向光纖導(dǎo)線(conductor)傳禹合到檢測(cè)器 24內(nèi)的檢測(cè)器控制電路58。 IDC 56由此在操作期間就檢測(cè)器內(nèi)的圖像 數(shù)據(jù)交換命令信號(hào)。檢測(cè)器控制電路58接收來(lái)自電源60的直流(DC ) 電。檢測(cè)器控制電路58被配皇成發(fā)起對(duì)用于在系統(tǒng)操作的數(shù)據(jù)采集階 段傳送信號(hào)的行和列驅(qū)動(dòng)器的定時(shí)和控制命令。檢測(cè)器控制電路58因 此傳送功率和控制信號(hào)到基準(zhǔn)/調(diào)節(jié)器電路62,并且接收來(lái)自基準(zhǔn)/調(diào)節(jié) 器電路62的數(shù)字圖像像素?cái)?shù)據(jù)。在該實(shí)施例中，便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器24包括閃爍器，所述 閃爍器在檢查期間把在檢測(cè)器表面上接收的X射線光子轉(zhuǎn)換成低能量 (可見)光子。光檢測(cè)器陣列然后將可見光子轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，所述電信 號(hào)表示撞擊檢測(cè)器表面的單獨(dú)像素區(qū)域的光子數(shù)量或輻射強(qiáng)度。讀出電 子器件將生成的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字值，所述數(shù)字值能夠被處理、存儲(chǔ) 和顯示，例如在圖像重建之后顯示在顯示器36上。以當(dāng)前的形式，光 檢測(cè)器陣列被形成在非晶硅的單基(single base)上。陣列元件以行 和列來(lái)組織，其中每個(gè)元件包括光電二極管和薄膜晶體管。每個(gè)二極管 的陰極被連接到晶體管的源極，而所有二極管的陽(yáng)極被連接到負(fù)偏壓。 每行中的晶體管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。列中的晶體管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(shí)施例中，便攜式平板數(shù)字檢測(cè)器24具有行總線64和列 總線66。行總線64包括多個(gè)導(dǎo)線，所述多個(gè)導(dǎo)線用于在需要之處啟用 從檢測(cè)器的各列讀出，以及禁止行和施加電荷補(bǔ)償電壓到選定的行。列 總線66包括附加導(dǎo)線，所述附加導(dǎo)線用于在行;波順序地啟用時(shí)命令從 列讀出。行總線64被耦合到一系列行驅(qū)動(dòng)器68,所述行驅(qū)動(dòng)器68中的 每個(gè)都命令檢測(cè)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以用于命令檢測(cè)器所有列的讀出。在所提供的技術(shù)中， 通過采用對(duì)檢測(cè)器24的部分讀出來(lái)增加圖像釆集速率。在所示的實(shí)施 例中，行驅(qū)動(dòng)器68和讀出電子器件70被耦合到檢測(cè)器面板72，所述檢 測(cè)器面板72可以#:再分成多個(gè)部分74。每個(gè)部分74都^皮耦合到行驅(qū)動(dòng) 器68其中一個(gè)，并且包括多個(gè)行。類似地，讀出電子器件"中的每一 個(gè)都被耦合到 一 系列列。上述光電二極管和薄膜晶體管布置由此限定了 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(gè)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，與光電二極管94 一樣，對(duì)于每個(gè) 像素，薄膜晶體管92被提供于每個(gè)交叉位置。當(dāng)每一行被行驅(qū)動(dòng)器68 啟用時(shí)，來(lái)自每個(gè)光電二極管94的信號(hào)可以經(jīng)由讀出電子器件70來(lái)訪 問，并且所述信號(hào)被轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)以用于后續(xù)處理和圖像重建。因此， 當(dāng)掃描線被附于激活的行上的像素的所有晶體管的柵極時(shí)，陣列中的整行像素被同時(shí)控制。因此，該特定行中的每個(gè)像素都通過開關(guān)連接到時(shí)間線，所述開關(guān)被讀出電子器件使用來(lái)把電荷恢復(fù)到光電二極管94。應(yīng)該注意到，當(dāng)通過相關(guān)聯(lián)的專用讀出通道中的每一個(gè)同時(shí)恢復(fù)電 荷到 一行中的所有像素時(shí)，讀出電子器件就把來(lái)自先前行的測(cè)量值從模 擬電壓轉(zhuǎn)換成數(shù)字值。此外，讀出電子器件將來(lái)自前兩行的數(shù)字值轉(zhuǎn)移 到采集子系統(tǒng)，所述采集子系統(tǒng)將在把診斷圖像顯示在監(jiān)視器上或?qū)⑵?寫到膠片之前執(zhí)行一些處理。因此，讀出電子器件同時(shí)執(zhí)行三個(gè)功能 為特定行中的像素測(cè)量或恢復(fù)充電，轉(zhuǎn)換先前行中的像素的數(shù)據(jù)，以及 轉(zhuǎn)移前兩行中的像素的已轉(zhuǎn)換的數(shù)據(jù)。主要參照?qǐng)D4，其中給出了便攜式平板數(shù)字檢測(cè)器24的實(shí)施例。檢 測(cè)器24具有防散射格柵(grid) 96,所述防散射格柵96覆蓋便攜式平 板數(shù)字檢測(cè)器24的圖像矩陣82。散射是一種普通物理過程，借此，某 些形式的輻射，例如X射線因它所通過的介質(zhì)中的 一個(gè)或多個(gè)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(dá)檢測(cè)器24而減少了散射效應(yīng)。當(dāng)使用這樣的防散射格柵時(shí)，X射線源 22和格柵之間的明顯的未對(duì)準(zhǔn)會(huì)引起圖像偽像(artifact)。檢測(cè)器 24與X射線源22的對(duì)準(zhǔn)受阻于獨(dú)立于X射線源22的檢測(cè)器24。另外， 因?yàn)闄z測(cè)器24被放置在待成像的患者26的區(qū)域之下，所以檢測(cè)器24 的位置是由患者26的位置來(lái)確定的。為了避免因未對(duì)準(zhǔn)引起的圖像偽像，發(fā)射機(jī)40被用于實(shí)現(xiàn)檢測(cè)器 24與X射線源22的對(duì)準(zhǔn)?？商鎿Q地，對(duì)準(zhǔn)發(fā)射機(jī)40可以被置于防散射 格柵96上以確保來(lái)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(jī)并且對(duì)檢測(cè)器24相對(duì)于X射線源22的 位置進(jìn)行三角測(cè)量，所述接收機(jī)可操作來(lái)接收來(lái)自發(fā)射機(jī)40的信號(hào)。 當(dāng)檢測(cè)器24被定位成使得檢測(cè)器24的平面垂直于由X射線源22產(chǎn)生 的X射線束并且檢測(cè)器24相對(duì)于X射線源位于中心時(shí)，檢測(cè)器24和X 射線源22就是對(duì)準(zhǔn)的。在所示的實(shí)施例中，當(dāng)檢測(cè)器24和X射線源22 被對(duì)準(zhǔn)時(shí)，系統(tǒng)20產(chǎn)生可視和/或可聽的指示。因此，在對(duì)患者26進(jìn) 行成像之前，使用戶能夠定位檢測(cè)器24并且確保其被對(duì)準(zhǔn)。另外，在 所示的實(shí)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(cè)器之間產(chǎn)生空隙，這也通過防止散射的X射線到達(dá) 檢測(cè)器24而減少了散射效應(yīng)。主要參照?qǐng)D5，其中給出了用于通過圖1的移動(dòng)雙能量X射線成像 系統(tǒng)20來(lái)處理成像數(shù)據(jù)的技術(shù)，所述技術(shù)主要由附圖標(biāo)記100來(lái)表示。 因?yàn)橄到y(tǒng)20是移動(dòng)的，所以在如下技術(shù)中已經(jīng)進(jìn)行了某些適配。所示 的實(shí)施例中的第一技術(shù)是圖像采集技術(shù)，主要由塊102表示。 一旦圖像 采集被完成，預(yù)處理技術(shù)就在所采集的圖像上執(zhí)行，所述預(yù)處理技術(shù)主 要由塊104表示。在預(yù)處理(pre-process)被完成之后，所釆集的圖 像被分解以產(chǎn)生原始軟組織圖像和原始骨骼圖像，這主要由附圖標(biāo)記 106表示。接下來(lái)，所采集的圖傳4皮后處理(post-process),這主要 由附圖標(biāo)記108表示。最后， 一旦后處理被完成，所采集的圖像就被處 理以用于視覺顯示，這主要由塊110表示。主要參照?qǐng)D6,其中呈現(xiàn)了圖5的圖像采集技術(shù)102的示例性實(shí)施 例。在所示出的實(shí)施例中，圖像采集技術(shù)102包括用于移動(dòng)成像系統(tǒng)的 技術(shù)優(yōu)化技術(shù)，這主要由塊112表示。安裝的X射線成像系統(tǒng)常常具有 大得多的發(fā)電機(jī)來(lái)向X射線源供電。例如，固定的數(shù)字射線照相系統(tǒng)常 常具有60-80千瓦的發(fā)電機(jī)，而移動(dòng)系統(tǒng)所具有的發(fā)電機(jī)常常在15-30 千瓦的范圍內(nèi)。技術(shù)優(yōu)化指的是這樣的技術(shù)，所述技術(shù)用于解決與安裝 的X射線成像系統(tǒng)相比移動(dòng)X射線成像系統(tǒng)產(chǎn)生X射線的可用的功率較 低的問題。在所示的實(shí)施例中，技術(shù)優(yōu)化112包括調(diào)整相對(duì)于安裝的系 統(tǒng)的千伏峰值(kVp)和銅過濾(copper filtration)(用于穩(wěn)定X射 線譜)。一旦采集參數(shù)被定義，心臟門控和/或肺部門控就可以#:執(zhí)行，這 主要由附圖標(biāo)記114表示。心臟門控是這樣的技術(shù)，該技術(shù)在心臟周期 中的特定點(diǎn)觸發(fā)檢測(cè)器24的圖像采集。這減少了包括心臟的視圖中的 心臟運(yùn)動(dòng)偽像，以及與心臟運(yùn)動(dòng)間接相關(guān)的運(yùn)動(dòng)(例如肺運(yùn)動(dòng))的偽像。 心臟門控處理由心臟/主動(dòng)脈脈動(dòng)引起的肺部/心臟運(yùn)動(dòng)偽像。肺部門控 是這樣的技術(shù)，該技術(shù)防止當(dāng)肺容積在第一和第二照射之間改變時(shí)在圖 像中形成圖像偽像。當(dāng)DR成像系統(tǒng)被用于獲取不能屏息很長(zhǎng)時(shí)間或根 本無(wú)法屏息的患者的圖像時(shí)，肺容積變化會(huì)出現(xiàn)。在肺部門控的一個(gè)實(shí) 施例中，系統(tǒng)20根據(jù)來(lái)自圖1的呼吸傳感器38的信號(hào)，在肺運(yùn)動(dòng)最慢 時(shí)既采集高能量圖像又采集低能量圖像。在肺部門控的可替換的實(shí)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采集的，不過卻 是在呼吸周期中的近似相同的點(diǎn)采集的。在所示的技術(shù)中，X射線源與便攜式平板數(shù)字檢測(cè)器24的對(duì)準(zhǔn)由用 戶來(lái)執(zhí)行，這主要由塊116表示。如上所論述的，位于檢測(cè)器24上的 發(fā)射機(jī)40被用于使檢測(cè)器24與X射線源22對(duì)準(zhǔn)。如上所論述的，當(dāng) 檢測(cè)器24與X射線源22對(duì)準(zhǔn)時(shí)，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(xiàn)時(shí)獲取的圖像將具有檢測(cè)器24與X射線 源22的準(zhǔn)確對(duì)準(zhǔn)。在圖像采集期間，在高能量("kVp")采集X射線圖像，這主要 由塊118表示。緊接著，在低能量("kVp")采集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(xù)大 約100-300 msec。高能量照射出現(xiàn)在大約0. 5秒之后并且持續(xù)大約10-30 msec。準(zhǔn)直儀44的過濾可以在采集之間被改變以考慮到X射線能量中 較大間隔。檢測(cè)器校正可以被分別應(yīng)用于高能量圖像和低能量圖像。這 樣的檢測(cè)器校正在采用平板檢測(cè)器的系統(tǒng)中是已知的并且包括以下技 術(shù)，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(dòng)(laggy)像素校正。另外，上 述泡沫墊98在患者26和;f全測(cè)器24之間產(chǎn)生空隙。所述空隙通過減少散射來(lái)改善圖像采集。主要參照?qǐng)D7，其中給出了圖5的預(yù)處理技術(shù)104的示例性實(shí)施例。 預(yù)處理技術(shù)104包括高kVp檢測(cè)器校正，這主要由塊122表示，以及低 kVp檢測(cè)器校正，這主要由塊124表示?，F(xiàn)有的檢測(cè)器校正技術(shù)可以被 使用，例如包括專門防散射格柵的硬件解決方案，和或使用基于巻積或 基于去巻積的方法的軟件解決方案。另外，軟件技術(shù)能夠利用來(lái)自一個(gè) 圖像的信息來(lái)對(duì)用于另一圖像的參數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)。另外，檢測(cè)器校正可以 被用于補(bǔ)償檢測(cè)器24上的溫度影響。在使用固定的X射線成像系統(tǒng)的情況下， 一旦檢測(cè)器最初被加熱， 它的溫度就保持穩(wěn)定。然而，移動(dòng)X射線成像系統(tǒng)頻繁被打開和關(guān)閉。 另外，所示的系統(tǒng)20的實(shí)施例具有能量節(jié)約(conservation)特征， 由此在一段時(shí)間不使用之后供給檢測(cè)器24的功率就;陂減少。因此，當(dāng) 移動(dòng)X射線成像系統(tǒng)20被用于采集圖像時(shí)，檢測(cè)器24的溫度可能不會(huì) 穩(wěn)定在靜止溫度。典型地，當(dāng)檢測(cè)器24被供給全功率時(shí)，由于供給檢 測(cè)器24的功率的增加，檢測(cè)器24會(huì)變熱。當(dāng)檢測(cè)器24變熱時(shí)，在跨 越檢測(cè)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射線照射之后生成的圖像值。溫度校正功能被提供以補(bǔ)償溫度梯度。溫度校正功能基于當(dāng)在全功率下運(yùn)行時(shí)檢測(cè)器24 如何隨時(shí)間推移而變熱的模型。對(duì)校正的輸入是切換到全功率模式和圖 像捕捉的時(shí)間之間的時(shí)間間隔。在可替換的實(shí)施例中，檢測(cè)器24具有 溫度傳感夢(mèng)，所述溫度傳感器用于根據(jù)實(shí)際的檢測(cè)器24溫度提供輸入。 實(shí)際的檢測(cè)器溫度然后被用于建立溫度校正函數(shù)。噪聲削減也被執(zhí)行。 一個(gè)或多個(gè)噪聲削減算法被應(yīng)用于高kVp和低kVp圖像，這主要由塊126 表示。配準(zhǔn)技術(shù)被用于通過對(duì)高kVp和低kVp圖像之間的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行校正來(lái) 減少運(yùn)動(dòng)偽像，這主要由塊128表示。配準(zhǔn)算法可以是應(yīng)用于高kVp和 低kVp圖像的已知的剛體或扭曲(warp)配準(zhǔn)例程。配準(zhǔn)處理解決軟組 織圖像和/或骨骼圖像中的殘留結(jié)構(gòu)和肺/心臟運(yùn)動(dòng)偽像。另外，配準(zhǔn)技 術(shù)128包括格柵配準(zhǔn)。當(dāng)使用防散射格柵96時(shí)，格柵96能夠獨(dú)立于患 者26移動(dòng)。格柵配準(zhǔn)通過使高kVp和低kVp圖像中的格柵對(duì)準(zhǔn)來(lái)校正 才各柵的任何運(yùn)動(dòng)。再次參照?qǐng)D5,分解技術(shù)106還包括基于雙能量X射線成像系統(tǒng)是 移動(dòng)的考慮因素。這兩個(gè)圖像通常根據(jù)雙能量分解方程來(lái)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(shù)，WB是骨骼分解參數(shù)，并且 0<WS<WB<1。關(guān)于分解的特殊考慮因素包括使用空間可變參數(shù)對(duì)數(shù)減法(log subtraction)技術(shù)，所述對(duì)數(shù)減法技術(shù)通過這樣的事實(shí)來(lái)激發(fā)，即在 移動(dòng)環(huán)境中遇到的非最優(yōu)條件下分解是依賴于區(qū)域的。現(xiàn)有的對(duì)數(shù)減法 技術(shù)假定用于對(duì)數(shù)減法的參數(shù)相對(duì)于圖像中的位置是不變的。然而，通 過經(jīng)驗(yàn)已經(jīng)確定所述參數(shù)依賴于位置。這意味著參數(shù)的給定值在圖像的 一個(gè)區(qū)域中效果最好，而該參數(shù)的不同值在圖像的另一個(gè)區(qū)域中效果最 好。這里，我們假定對(duì)于圖像中的"m"個(gè)區(qū)域存在著"m"個(gè)最優(yōu)參數(shù)。 空間可變參數(shù)對(duì)數(shù)減法技術(shù)是這樣的方法，所述方法將區(qū)域分割成"m" 個(gè)區(qū)域，使用"m"個(gè)不同參數(shù)來(lái)分解圖像以及組合所有結(jié)果以獲得組 合生成的圖像。關(guān)于空間可變參數(shù)對(duì)數(shù)減法技術(shù)的 一個(gè)主要考慮因素是根據(jù)組織 密度的量來(lái)修改對(duì)數(shù)減法參數(shù)，并且以無(wú)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(shí)施例中，算法被用于訪問高和低功率圖像對(duì)。根據(jù)衰減密度將高能量圖像分割成多個(gè)區(qū)域以導(dǎo)出蒙片(mask),"M"。所述蒙片然后被處理以通過該區(qū)域改變?yōu)樗鼈冎車南噜弲^(qū)域 來(lái)消除任何、孔或間隙。所述區(qū)域然后被合并成數(shù)目相對(duì)少的超區(qū)域。 例如，所述超區(qū)域可以;故分成高、中和低組織密度。然后使用標(biāo)準(zhǔn)參數(shù)("w")和非標(biāo)準(zhǔn)參數(shù)(W^W2,W3...)來(lái)分解圖像。這產(chǎn)生了多對(duì)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(gè)密度匹配到IS以獲得密度匹配的圖像 IS!，IS2...。
IS中的區(qū)域然后被由蒙片"M"導(dǎo)向的密度匹配的圖像(ISi，IS2...)中的區(qū)域替換。類似地，將骨骼圖像(IBt， IB2...)中的每 一個(gè)密度匹配到IB以獲得密度匹配的圖像IB" IB2...。 IB中的區(qū)域然后 被由蒙片"M"導(dǎo)向的密度匹配的圖像(IBl5 IB2...)替換。結(jié)果，最終 的IS和IB圖像就具有無(wú)縫、多參數(shù)的對(duì)數(shù)提取的圖像。主要參照?qǐng)D8,其中給出了圖5的圖像后處理技術(shù)108的示例性實(shí) 施例。在分解之后，就生成原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像132。 在后處理期間，原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像132經(jīng)歷類似的處 理技術(shù)。在所示的實(shí)施例中，如果預(yù)處理技術(shù)104沒有去除所有的;格柵 偽像，則格柵偽像消除技術(shù)(主要由塊134表示)就被用于從原始軟組 織圖像130和原始骨骼圖像132去除所有殘余的才各柵偽像。才各柵偽像消 除技術(shù)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，所述尖峰然后被抑制。當(dāng)出于臨床考慮不能使用防散射格柵時(shí)，可以使用散射校正技術(shù) 136。在散射校正技術(shù)136中，高梯度邊緣區(qū)域在任何計(jì)算中都不考慮。 在不在高梯度邊緣區(qū)域的區(qū)域中，執(zhí)行合成圖像的加權(quán)平均。在對(duì)應(yīng)于 邊緣區(qū)域的區(qū)域中，根據(jù)相鄰包含的區(qū)域來(lái)外推值以產(chǎn)生最終的經(jīng)平均 的圖像。最終的經(jīng)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(duì)比度匹配138被執(zhí)行，以對(duì)原始軟組織圖像130和原始骨骼圖像 132中的結(jié)構(gòu)和標(biāo)準(zhǔn)圖像中的相應(yīng)結(jié)構(gòu)的對(duì)比度進(jìn)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(jié)構(gòu)的對(duì)比度被匹配到標(biāo)準(zhǔn)PA圖像中的對(duì)比度。對(duì)比度匹配被執(zhí)行以便于對(duì)X射線圖像的解釋。一種或多種噪聲削減技術(shù)可以被應(yīng)用于軟組織圖像130和骨骼圖像 132,這主要由塊140表示。噪聲削減技術(shù)140處理由于DE分解而引起 的噪聲。可能需要可選的噪聲削減算法，這取決于所使用的散射校正的 量，在希望有高對(duì)比度圖像的情況下尤其如此。噪聲削減技術(shù)1"可以 調(diào)節(jié)參數(shù)設(shè)置以提供對(duì)較大結(jié)構(gòu)的改進(jìn)的可視化以及削弱局部的高頻 噪聲。另外，可以對(duì)原始軟組織圖像13 0和原始骨骼圖像13 2執(zhí)行呈現(xiàn)圖 像處理(主要由塊142表示)。呈現(xiàn)圖像處理142包括處理，例如邊緣 增強(qiáng)、顯示窗口水平和窗口寬度調(diào)整以用于最優(yōu)顯示。后處理技術(shù)108 的結(jié)果是經(jīng)處理的軟組織圖像H4和經(jīng)處理的骨骼圖像146?？紤]到臨 床環(huán)境中的及時(shí)的圖像審閱，能夠通過發(fā)送原始圖像到專用離線處理器 來(lái)加速圖像處理，所述專用離線處理器然后將經(jīng)處理的圖像傳送回移動(dòng) X射線成像系統(tǒng)20以供審閱。參照?qǐng)D9,其中給出了圖5的圖像顯示技術(shù)110的示例性實(shí)施例， 顯示技術(shù)IIO旨在覆蓋多種顯示技術(shù)，包括在監(jiān)視器上顯示或通過打印 機(jī)顯示。顯示技術(shù)110包括響應(yīng)于用戶輸入(例如，放射學(xué)家的偏好) 而指定顯示選項(xiàng)和懸掛協(xié)議(hanging protocol),這主要由塊148表 示。這些顯示選項(xiàng)和懸掛協(xié)議可以根據(jù)工作站、圖像存檔和通信系統(tǒng) (PACS)等的限制來(lái)定制或標(biāo)準(zhǔn)化，其中圖像在所述工作站^f皮審閱。例 如，可以根據(jù)工作站的顯示和帶寬能力來(lái)調(diào)整圖像的分辨率，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(lái)使移動(dòng)X射線成 像系統(tǒng)20在緊急情況下更加有效。例如，互動(dòng)信息工具150可以提供 參數(shù)，例如距離、大小、偽容積和對(duì)象計(jì)數(shù)。另外，工具150可以使用 戶能夠在圖像上進(jìn)行拖曳，以及對(duì)感興趣的區(qū)域執(zhí)行統(tǒng)計(jì)。計(jì)算機(jī)輔助診斷(CAD)算法(主要由塊152表示)可以;陂應(yīng)用于 經(jīng)處理的軟組織圖像144、經(jīng)處理的骨骼圖像146和標(biāo)準(zhǔn)圖像中的一個(gè) 或全部。CAD算法152可以被設(shè)計(jì)成適應(yīng)經(jīng)處理的軟組織圖像和經(jīng)處理 的骨骼圖像以改善性能。經(jīng)處理的軟組織圖像144和/或經(jīng)處理的骨骼 圖像146連同任何CAD算法的結(jié)果一起被顯示以供查看，這主要由塊154三種圖像類型(標(biāo)準(zhǔn)、軟組織和骨骼)。該可視化技術(shù)154能夠潛在地 突出顯示在并排審閱圖像時(shí)不是很明顯的病狀。特征特定的增強(qiáng)技術(shù)(主要由塊156表示)也可以被利用。移動(dòng)X 射線成像系統(tǒng)20可以被用在這樣的情形中，其中外科和/或監(jiān)視設(shè)備是 共用的。在這樣的情形中，突出顯示特定設(shè)備的算法會(huì)有助于診斷和患 者管理。另外，移動(dòng)X射線成像系統(tǒng)20可以被無(wú)線連接到本地或遠(yuǎn)程工作 站。因此，系統(tǒng)20獲得的圖像可以被快速轉(zhuǎn)移到放射學(xué)家以供診斷和 治療。盡管在此僅示出和描述了本發(fā)明的某些特征，但是本領(lǐng)域技術(shù)人員 將會(huì)4艮容易想到許多修改和改變。因此，將會(huì)理解的是所附權(quán)利要求旨 在覆蓋落入本發(fā)明的真實(shí)精神范圍內(nèi)的所有這樣的修改和改變。部件列表20移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng) 22 X射線源2224便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器26患者28基本單元30移動(dòng)推車32系統(tǒng)電子器件34操作員工作站36顯示器38呼吸傳感器40對(duì)準(zhǔn)發(fā)射機(jī)42可調(diào)整的支架44準(zhǔn)直儀46輻射流48部分輻射5 0功率供給/控制電路52檢測(cè)器控制器54系統(tǒng)控制器56成像檢測(cè)器控制器 58檢測(cè)器控制電路 60電源62基準(zhǔn)/調(diào)節(jié)器電路64行總線66列總線68行驅(qū)動(dòng)器70讀出電子器件72;險(xiǎn)測(cè)器面板74部分檢測(cè)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薄膜晶體管94光電二極管96防散射格柵98泡沫墊100通過移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)處理成像數(shù)據(jù)的技術(shù)102圖像采集技術(shù)104預(yù)處理技術(shù)106分解技術(shù)108圖像后處理技術(shù)110圖像顯示技術(shù)112圖像采集技術(shù)優(yōu)化114心臟門控和/或肺部門控116 X射線源與便攜式平板數(shù)字檢測(cè)器的對(duì)準(zhǔn)118采集高能量圖像120采集低能量圖像122高kVp檢測(cè)器校正124低kVp檢測(cè)器校正126應(yīng)用噪聲削減算法128配準(zhǔn)/運(yùn)動(dòng)4交正4支術(shù)130原始軟組織圖傳_132原始骨骼圖像134格柵偽像消除技術(shù)136散射校正技術(shù)138對(duì)比度匹配140噪聲削減技術(shù)142呈現(xiàn)圖像處理144經(jīng)處理的專t組織圖4象146經(jīng)處理的骨骼圖像148響應(yīng)于用戶l俞入而指定顯示選項(xiàng)和懸掛協(xié)i義150交互信息工具152計(jì)算機(jī)輔助診斷(CAD)算法154可一見化:技術(shù)156特征特定的增強(qiáng)技術(shù)
權(quán)利要求
1.一種醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)(20)，包括X射線源(22)，適于在第一時(shí)間點(diǎn)在第一能量級(jí)以及在第二時(shí)間點(diǎn)在第二能量級(jí)產(chǎn)生X射線；電源(50)，可操作來(lái)向X射線源供給功率以便在第一能量級(jí)和第二能量級(jí)產(chǎn)生X射線；便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器(24)，可操作來(lái)檢測(cè)來(lái)自X射線源(22)的處于第一能量級(jí)和第二能量級(jí)的X射線，其中所述檢測(cè)器(24)產(chǎn)生第一信號(hào)(118)和第二信號(hào)(120)，所述第一信號(hào)(118)表示來(lái)自在第一能量級(jí)產(chǎn)生的X射線的X射線強(qiáng)度，所述第二信號(hào)(120)表示來(lái)自在第二能量級(jí)產(chǎn)生的X射線的X射線強(qiáng)度；基于處理器的設(shè)備(28)，可操作來(lái)根據(jù)從檢測(cè)器(24)接收到的至少第一(118)和第二信號(hào)(120)來(lái)產(chǎn)生物質(zhì)特定的圖像(130、132)；運(yùn)載工具(30)，適于將X射線源(22)、電源(50)、數(shù)字X射線檢測(cè)器(24)和基于處理器的設(shè)備(28)中的至少一個(gè)運(yùn)送到患者(26)。
2. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20),包括傳感器(38),可操作來(lái)檢測(cè)患者的呼吸周期并且產(chǎn)生表示患者呼 吸周期的信號(hào)。
3. 如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20),其中所述醫(yī)療成像 系統(tǒng)(20)適于在患者的呼吸周期的所需階段采集處于第一能量級(jí)的圖 像和處于第二能量級(jí)的圖像。
4. 如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20)，其中醫(yī)療成像系統(tǒng) (20)適于在第一呼吸周期期間的給定點(diǎn)采集處于第一能量級(jí)的笫一圖像，并且適于在后續(xù)的呼吸周期上的近似相同的給定點(diǎn)采集處于第二能 量級(jí)的第二圖像。
5. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20),包括對(duì)準(zhǔn)傳感器(40)， 所述對(duì)準(zhǔn)傳感器(40)可操作來(lái)在便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器(24) 和/或防散射格柵(96)與X射線源(22)對(duì)準(zhǔn)時(shí)產(chǎn)生指示。
6. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20 )，包括散射減少墊(98 ), 其中所述墊(98 )適于在患者(26 )和便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器(24 ) 之間提供低衰減間隙。
7. 如權(quán)利要求l所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20),包括溫度校正功能(122， 124)，用于為便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器(24)補(bǔ)償由檢測(cè) 器的溫度變化SI起的檢測(cè)器增益。
8. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20 ),包括防散射格柵(96 ) 和防散射格柵配準(zhǔn)技術(shù)(128),所述防散射格柵(96)被布置于便攜 式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器上，所述防散射格柵配準(zhǔn)技術(shù)(128 )用于對(duì) 從在第二能量級(jí)產(chǎn)生的X射線獲得的第二物質(zhì)特定圖像與從在第一能量 級(jí)產(chǎn)生的X射線獲得的第 一物質(zhì)特定圖像中的防散射格柵進(jìn)行配準(zhǔn)。
9. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(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(shù)的對(duì)數(shù)減法算法。
10. 如權(quán)利要求1所述的醫(yī)療成像系統(tǒng)(20),其中物質(zhì)特定圖像 包括軟組織圖像(130)和骨骼圖像(132)。
全文摘要
本發(fā)明提供使用便攜平板檢測(cè)器的雙能射線照相的圖像采集和處理鏈。移動(dòng)雙能量X射線成像系統(tǒng)是數(shù)字X射線系統(tǒng)，它被設(shè)計(jì)成既采集原始圖像數(shù)據(jù)又處理該圖像數(shù)據(jù)以產(chǎn)生圖像供查看，具有X射線源和便攜式平板數(shù)字X射線檢測(cè)器。該系統(tǒng)產(chǎn)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(chǎn)生軟組織圖像和骨骼圖像以用于對(duì)所需的結(jié)構(gòu)進(jìn)一步分析。所述系統(tǒng)被布置在運(yùn)載工具上以便于運(yùn)輸。成像系統(tǒng)具有對(duì)準(zhǔn)系統(tǒng)，對(duì)準(zhǔn)系統(tǒng)有助于使平板數(shù)字檢測(cè)器與X射線源對(duì)準(zhǔn)。成像系統(tǒng)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(zhǔn)系統(tǒng)。
文檔編號(hào)H05G1/02GK101273896SQ200810088480
公開日2008年10月1日 申請(qǐng)日期2008年3月31日 優(yōu)先權(quán)日2007年3月30日
發(fā)明者G·B·阿維納什, J·M·薩波爾, K·N·亞布里, R·烏帕盧里 申請(qǐng)人:通用電氣公司