專(zhuān)利名稱(chēng):用于雙能量動(dòng)態(tài)x射線(xiàn)成像的系統(tǒng)和方法
用于雙能量動(dòng)態(tài)X射線(xiàn)成像的系統(tǒng)和方法技術(shù)領(lǐng)域本公開(kāi)內(nèi)容總體涉及到雙能量成像,并且特別涉及一種用于動(dòng)態(tài) 雙能量成像的方法和系統(tǒng),更具體來(lái)說(shuō),涉及到采用雙(即兩種不同 的)x射線(xiàn)能量的所述動(dòng)態(tài)雙能量成像系統(tǒng)和方法,這是通過(guò)在低和高 能量級(jí)別之間快速切換x射線(xiàn)能量源而實(shí)現(xiàn)的,并且其中利用單一大 面積像素化(pixelated)的數(shù)字x射線(xiàn)檢測(cè)器來(lái)捕獲所得到的對(duì)應(yīng)的 雙能量x射線(xiàn)圖像。利用預(yù)先校準(zhǔn)的數(shù)據(jù)庫(kù)和可調(diào)節(jié)的參數(shù)來(lái)處理所 述雙能量圖像,以便產(chǎn)生對(duì)于感興趣的解剖結(jié)構(gòu)提供增強(qiáng)的可見(jiàn)性的 對(duì)應(yīng)的單獨(dú)圖像,從而例如在心臟/脈管應(yīng)用期間促進(jìn)x射線(xiàn)成#_。
背景技術(shù):
在臨床成像和診斷中使用x射線(xiàn)系統(tǒng)的做法已被廣為接受??梢?采用幾種類(lèi)型的x射線(xiàn)成像方法來(lái)對(duì)不同的解剖區(qū)域進(jìn)行成像,或者 提供不同的診斷工具。其中一種所述x射線(xiàn)成像方法是雙能量(DE) 成像。已經(jīng)知道,在^f吏用DE成像時(shí)可以獲得附加的成像對(duì)比度。雙能量(DE)是一種臨床應(yīng)用,其中在不同的x射線(xiàn)能量下采集 兩個(gè)x射線(xiàn)圖像。隨后組合所述兩個(gè)x射線(xiàn)圖像,以便提供組織減去 的圖像,即軟組織和骨骼圖像。DE的一種臨床應(yīng)用是利用x射線(xiàn)診斷 冠狀動(dòng)脈中的斑塊。在實(shí)踐中,軟組織圖像通過(guò)去除由于骨骼導(dǎo)致的 結(jié)構(gòu)化噪聲而提高靈敏度,并且骨骼圖像通過(guò)顯示出動(dòng)脈是否易損于 斑塊而提高特異性。利用平板x射線(xiàn)檢測(cè)器技術(shù),通過(guò)利用不同能量下的兩次單獨(dú)的x 射線(xiàn)曝光來(lái)連續(xù)采集所述兩個(gè)x射線(xiàn)圖像。為了最小化所述兩個(gè)x射 線(xiàn)圖像之間的患者運(yùn)動(dòng)偽像,所述x射線(xiàn)圖像之間的時(shí)間通常被最小 化(一般大約是200ms)。為了最小化隔膜運(yùn)動(dòng),通常要求患者屏住呼 吸。然而,不自覺(jué)的患者運(yùn)動(dòng)是無(wú)法避免的,比如心臟的收縮。在所 述兩個(gè)x射線(xiàn)圖像之間的心臟的顯著運(yùn)動(dòng)可能會(huì)由于減法圖像中的有 缺陷的組織消除而產(chǎn)生較差的圖像質(zhì)量。所述較差的圖像質(zhì)量可能會(huì) 導(dǎo)致可能的錯(cuò)失的動(dòng)脈,其具有圍繞心臟的斑塊。此外,在用于動(dòng)態(tài)成像的傳統(tǒng)的X射線(xiàn)成像系統(tǒng)中,圖像采集、劑量控制以及圖像讀出都太慢,以至于無(wú)法在一個(gè)圖像(其例如具有2 個(gè)或更多子圖像)中對(duì)于x射線(xiàn)源使用不同的kV值。這意味著雙能量 成像在動(dòng)態(tài)成像序列中是不可能的。因此, 一直以來(lái)都需要一種提供更好的診斷動(dòng)態(tài)x射線(xiàn)成像的系 統(tǒng)和方法。具體來(lái)說(shuō), 一直以來(lái)都需要一種采用DE的改進(jìn)的診斷動(dòng)態(tài) x射線(xiàn)成像系統(tǒng)。此外, 一直以來(lái)都需要這樣一種改進(jìn)的DE系統(tǒng),其 最小化不自覺(jué)的患者運(yùn)動(dòng)在所得到的x射線(xiàn)圖像中的效杲,并且允許 動(dòng)態(tài)的成像序列,以便實(shí)時(shí)地改進(jìn)圖像對(duì)比度和作為結(jié)果的診斷。發(fā)明內(nèi)容本公開(kāi)內(nèi)容提供一種用于在動(dòng)態(tài)成像序列中進(jìn)行雙能量成像的系 統(tǒng)。該系統(tǒng)包括x射線(xiàn)源,其被配置成在該x射線(xiàn)源的不同kV值下 進(jìn)行快速適配;以及平坦x射線(xiàn)檢測(cè)器,其具有并行的信號(hào)積分與讀 出。該檢測(cè)器(202 )在第一kV值(302 )下對(duì)第一信號(hào)進(jìn)行積分并且 在第二 kV值(306 )下對(duì)第二信號(hào)進(jìn)行積分,該第一信號(hào)對(duì)應(yīng)于第一 子圖像(300 ),該第二信號(hào)對(duì)應(yīng)于第二子圖像(304 )。該檢測(cè)器(202 ) 與對(duì)第一子圖像(300 )的讀出并行地提供對(duì)笫二子圖像(134)的信 號(hào)積分。x射線(xiàn)控制器(206 )控制x射線(xiàn)源(204 )中的x射線(xiàn)脈沖的 生成,并且在毫秒時(shí)間尺度上控制利用在不同kV值下生成x射線(xiàn)脈沖 的x射線(xiàn)源(204 )進(jìn)行圖像采集。本公開(kāi)內(nèi)容還提供一種雙能量動(dòng)態(tài)x射線(xiàn)成像方法。該方法包括 在所選幀速率下獲得圖像,其中的每個(gè)圖像包括第一子圖像(300 )和 第二子圖像(304 );在第一kV值(30"下,在幾毫秒內(nèi)對(duì)與第一子 圖像(300 )相對(duì)應(yīng)的第一信號(hào)進(jìn)行積分;對(duì)于CMOS平坦檢測(cè)器(202 ) 的每一個(gè)像素,把積分后的對(duì)應(yīng)于第一子圖像(300 )的笫一信號(hào)傳送 到采樣保持節(jié)點(diǎn);增大x射線(xiàn)管電壓,以便給出高于第一kV值(30" 的第二kV值(306 );在少于大約1毫秒內(nèi)重置該檢測(cè)器(202 );以 及在獲得第二kV值(306 )的同時(shí)讀出第一圖像(300 ),并且并行地 由該平坦檢測(cè)器(202 )對(duì)與第二子圖像(304 )相對(duì)應(yīng)的第二信號(hào)進(jìn) 行積分。通過(guò)下面進(jìn)行的詳細(xì)描述,特別是與附圖相結(jié)合閱讀時(shí),與所公開(kāi)的系統(tǒng)和方法相關(guān)聯(lián)的附加特征、功能和優(yōu)點(diǎn)將變得顯而易見(jiàn)。
為了幫助本領(lǐng)域技術(shù)人員制造及使用所公開(kāi)的系統(tǒng)和方法,下面將參照附圖,其中圖1是示出根據(jù)本公開(kāi)內(nèi)容的一個(gè)示例性實(shí)施例的用于雙能量動(dòng) 態(tài)x射線(xiàn)吸光測(cè)定法的設(shè)備的結(jié)構(gòu)部件的方框圖;圖2示出了用在本公開(kāi)內(nèi)容的一個(gè)示例性實(shí)施例中的雙能量x射 線(xiàn)成像中的x射線(xiàn)源、檢測(cè)器和x射線(xiàn)控制器的方框圖;以及圖3分別示出了本公開(kāi)內(nèi)容的一個(gè)示例性實(shí)施例中的管電壓、管 電流、對(duì)第一和第二脈沖的積分和讀出的四個(gè)曲線(xiàn)圖。
具體實(shí)施方式
如這里所闡述的那樣,本公開(kāi)內(nèi)容有利地促進(jìn)了雙能量動(dòng)態(tài)成像 并且改進(jìn)了組織對(duì)比度而無(wú)需使用或者使用較少的造影劑。本公開(kāi)內(nèi) 容可以有利地-波采用在心臟應(yīng)用中,其中例如包括對(duì)心動(dòng)脈中的易損 斑塊進(jìn)行顯像。通過(guò)使用在非常小的時(shí)間間隔內(nèi)在x射線(xiàn)源的不同kV值下采集的雙能量子圖像,可以在無(wú)需使用或使用較少造影劑的情;凡 下改進(jìn)對(duì)比度。當(dāng)對(duì)在不同kV值下得到的子圖像實(shí)施減法或除法時(shí),在動(dòng)態(tài)序列的每一幀中獲得雙能量圖像。圖1是示出了根據(jù)一個(gè)實(shí)施例的用于雙能量動(dòng)態(tài)成像的設(shè)備100 的結(jié)構(gòu)部件的方框圖。圖1的橫截面限定了 X-Z平面,其中Z是垂直 維度,X是水平維度。水平維度延伸到頁(yè)面之外,垂直于該X-Z平面的 是Y維度。該設(shè)備包括機(jī)架122,其形狀被設(shè)定成把x射線(xiàn)源組件130固定成 與接收器組件150成固定關(guān)系。從該源組件13G向接收器組件150發(fā) 射x射線(xiàn)束138。在一個(gè)實(shí)施例中,射束138的中心線(xiàn)位于X-Z平面內(nèi)。 該機(jī)架被可移動(dòng)地附著到機(jī)架底座101,從而源組件130、接收器組件 150和射束138中心線(xiàn)在X-Z平面內(nèi)圍繞Y維度中的軸線(xiàn)旋轉(zhuǎn)。所述旋 轉(zhuǎn)保持源組件130與接收器組件150之間的距離和相對(duì)方向。在其他 實(shí)施例中,源組件130和接收器組件150在機(jī)架上的位置可以互換, 從而可以使得該源位于對(duì)象下方,并且使得該接收器位于對(duì)象上方。在其他實(shí)施例中,所述才幾架可以有其他形狀,比如環(huán)形。對(duì)于x射線(xiàn)是透明的對(duì)象臺(tái)190在X-Z平面內(nèi)被布置在源組件130 與接收器組件150之間。對(duì)象臺(tái)190在設(shè)備100的操作期間支撐對(duì)象 191。對(duì)象臺(tái)190或機(jī)架底座101或全部二者被配置成在Y維度中平移, 從而使得對(duì)象191的不同部分與X-Z平面相交。在某些實(shí)施例中,該 對(duì)象臺(tái)還可以在X-Y平面內(nèi)圍繞Z維度中的軸線(xiàn)旋轉(zhuǎn)。在其他實(shí)施例 中,所述接收器組件采用在Y維度中足夠大的檢測(cè)器,從而不在Y方 向上平移所述對(duì)象。所述機(jī)架通過(guò)通信鏈路162連接到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)160。通過(guò)鏈路162, 計(jì)算機(jī)系統(tǒng)160控制機(jī)架122和機(jī)架底座101的運(yùn)動(dòng),控制源組件130 的操作,并且從接收器組件150的檢測(cè)器152接收數(shù)據(jù)。在某些實(shí)施 例中,該計(jì)算機(jī)系統(tǒng)還通過(guò)鏈路162或其他鏈路(未示出)控制所述 對(duì)象臺(tái)的移動(dòng)。源組件130包括x射線(xiàn)電源140、 x射線(xiàn)管132以及x射線(xiàn)束成形 部件135。 x射線(xiàn)是電磁波,電磁波的離散量子是光子。頻率(v)的x 射線(xiàn)的光子能量(E)與普朗克常數(shù)h成比例;即E-hv。在x射線(xiàn)管中,來(lái)自加熱的燈絲的高能光子與某種材料(在帶正 電的陽(yáng)極處)碰撞,其中所述光子被突然減速,從而產(chǎn)生x射線(xiàn),其 每光子能(頻率)的分布(光子的相對(duì)數(shù)目)由入射光子的能量決定。 在光子與所述陽(yáng)極碰撞之前,施加在所述加熱的燈絲與所述陽(yáng)極之間 的高電壓(V)輸入VI對(duì)每一個(gè)光子加速。由1伏特電場(chǎng)加速的單一 光子的動(dòng)能是l電子伏(大約是1.6xl(T"焦耳或4.45xlO—"千瓦時(shí))。 為了產(chǎn)生x射線(xiàn),電壓V1高達(dá)數(shù)萬(wàn)伏特。所述x射線(xiàn)管所產(chǎn)生的x射 線(xiàn)光子具有高達(dá)由輸入電壓VI決定的截止光子能的光子能分布;也就 是說(shuō),所有的x射線(xiàn)光子的能量都小于或等于VI電子伏的截止能量(在 截止頻率vc下)。峰值能量(在頻率vp下)是具有最多光子的x射 線(xiàn)光子能;峰值能量略低于V1電子伏。隨著把光子能(頻率)降低到 所述峰值能量(頻率vp)以下,所產(chǎn)生的光子數(shù)目減少。所述x射線(xiàn)電源140提供所述加熱的燈絲與所述陽(yáng)極之間的高電 壓輸入VI。該x射線(xiàn)電源140還提供每秒足夠多的電子(電流(I )), 以便提供撞擊該陽(yáng)極的有用數(shù)目的電子。1安培的電流是1庫(kù)侖每秒, 即大約每秒0. 6xl0"個(gè)電子。由該電源提供的功率是電流I與電壓VI的乘積。究其定義,所述乘積的單位(即安培-伏特)是焦耳每秒,其 被定義為1瓦特。在雙能量系統(tǒng)中,所述電源還在不同的電壓V2下驅(qū)動(dòng)所述x射線(xiàn) 管,這導(dǎo)致具有不同截止頻率(在第二截止頻率vc2下)和不同峰值 能量(在第二峰值頻率vp2下)的不同的x射線(xiàn)能量分布(頻率)。所述x射線(xiàn)束成形部件135包括用于對(duì)射束角度139進(jìn)行整形的 準(zhǔn)直器134和用于限制所述峰值頻率周?chē)念l率分布的濾波器136。還 包括監(jiān)視器137來(lái)測(cè)量所述源的x射線(xiàn)特性,以便監(jiān)控可能影響到校 準(zhǔn)的改變并且用于確定衰減。所述準(zhǔn)直器由對(duì)于x射線(xiàn)不透明的材料(比如鉛)制成,其開(kāi)口 (孔徑)尺寸和形狀被選擇成在垂直于中心線(xiàn)的平面內(nèi)為射束138給出 特定的橫截面。在穿過(guò)對(duì)象191的X-Z平面內(nèi)的射束角度oc可以不同 于在包含射束138的中心線(xiàn)并且沿著對(duì)象191垂直于X-Z平面的平面 內(nèi)的射束角度P 。所述濾波器由阻斷所述峰值能量以下的較低能量x射線(xiàn)而僅僅通 過(guò)其能量高于某一高通能量(在頻率va下)的x射線(xiàn)的材料制成。結(jié) 果,僅僅從所述x射線(xiàn)源組件130出現(xiàn)較窄范圍的x射線(xiàn)光子能,即 從恰好低于所述峰值能量(vp下)的高通能量(va下)到所述截止能 量(vc下)。在雙能量系統(tǒng)中,當(dāng)所述電源在第二電壓V2下驅(qū)動(dòng)所述 x射線(xiàn)管時(shí),使用第二濾波器。該第二濾波器阻斷低于第二高通能量 (va2下)的x射線(xiàn)光子能,其中該第二高通能量低于第二峰值能量(vp2下)。所述接收器組件150包括檢測(cè)器152、可選的徑向調(diào)節(jié)部件156 以及抗散射元件(比如抗散射柵格154 )。該檢測(cè)器包括一個(gè)或多個(gè)對(duì) x射線(xiàn)積分通量(每單位面積的能量)做出響應(yīng)的感受器。沿著任何徑 向線(xiàn)從所述源組件到所述檢測(cè)器中的感受器的積分通量的減少是由于 射束的幾何擴(kuò)散(其可以被很容易地計(jì)算)以及對(duì)象191和對(duì)象臺(tái)190 的吸收造成的。對(duì)象的吸收取決于射束的光子能(頻率)以及對(duì)象191 中的材料。所述抗散射元件減少?gòu)膹较蚍较蛑獾钠渌较蜃矒羲鰴z測(cè)器 的光子數(shù),所述徑向方向是從所述x射線(xiàn)管中的焦點(diǎn)133到該檢測(cè)器。 對(duì)象191和臺(tái)190中的材料吸收一些x射線(xiàn)光子,并且在其他方向上散射一些X射線(xiàn)光子。如果這些被散射的光子撞擊到該檢測(cè)器,則所 測(cè)量的強(qiáng)度會(huì)增大,并且所計(jì)算的衰減會(huì)錯(cuò)誤地減小。可以對(duì)散射進(jìn) 行估計(jì),以便校正對(duì)吸收的計(jì)算,但是所述估計(jì)既困難又不精確。如 果可以減輕所述散射,則可以提高吸收計(jì)算的速度和精度。抗散射部 件通常由對(duì)x射線(xiàn)不透明的材料(比如鉛)制成,其隙縫與該檢測(cè)器垂直對(duì)準(zhǔn),從而使得只有在垂直射線(xiàn)上行進(jìn)的光子才撞擊到該檢測(cè)器152。這種垂直隙縫消除了傳統(tǒng)DE系統(tǒng)中的大部分所述散射。在一個(gè) 實(shí)施例中,抗散射柵格包括在球面彎曲的鉛片上排成陣列的孔,該鉛 片大到足以覆蓋檢測(cè)器152并且其曲率半徑與從所述柵格到x射線(xiàn)管 132中的焦點(diǎn)133的距離相匹配。徑向調(diào)節(jié)部件156允許改變從檢測(cè)器152到對(duì)象191或焦點(diǎn)133 的距離或者改變?nèi)慷?。改變這些距離有時(shí)是有利的。例如,減小 從對(duì)象191到檢測(cè)器152的距離并且增大從接收器組件150到源組件 130的徑向距離可以允許一次對(duì)整個(gè)對(duì)象進(jìn)行成像。這是獲得對(duì)象191 的全體掃描的 一種方式。隨后每當(dāng)改變?cè)摼嚯x時(shí)重新校準(zhǔn)所述系統(tǒng) 100。在利用傳統(tǒng)的x射線(xiàn)成像系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)成像序列中,圖像采集、劑 量控制以及圖像讀出太慢,以至于無(wú)法在一個(gè)圖像(其具有2個(gè)或更 多子圖像)中對(duì)所述x射線(xiàn)源使用不同的kV值。這意味著在動(dòng)態(tài)成像 序列中尚不可能進(jìn)行雙能量成像。然而,已經(jīng)證明在按照下面描述的 方式改變所述成像系統(tǒng)時(shí),可以使得雙能量動(dòng)態(tài)成像序列成為可能。在一個(gè)示例性實(shí)施例中,與x射線(xiàn)管l32的kV值的非??焖俚倪m配相組合地使用具有并行的信號(hào)積分與讀出的非常快速的x射線(xiàn)檢測(cè) 器152。此夕卜,該非??焖俚臋z測(cè)器152可以配備有積分劑量感測(cè)選項(xiàng)。 因此,成像對(duì)比度得到提高并且可以觀看動(dòng)態(tài)成像序列,從而例如可 以實(shí)時(shí)地使得心動(dòng)脈中的易損斑塊可見(jiàn)。參照?qǐng)D2,其中示意性地描繪了雙能量成像序列系統(tǒng)200的一個(gè)示 例性實(shí)施例。系統(tǒng)200包括平坦x射線(xiàn)4全測(cè)器202 (例如圖1中的;f僉測(cè) 器152),其是基于全面積CMOS成像器。檢測(cè)器202被配置成提供遠(yuǎn) 高于一百幀每秒U(xiǎn)00fps)的幀速率,并且根據(jù)所使用的像素尺寸可 以高達(dá)幾千fps。檢測(cè)器202包括緩沖存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn)或采樣保持節(jié)點(diǎn)(S&H), 其中可以對(duì)于總體圖像同步地存儲(chǔ)積分信號(hào)。在一個(gè)示例性實(shí)施例中,該存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn)是內(nèi)部緩沖存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn),但是可以設(shè)想到,該存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn)可以包括不同的CMOS基板層,或者其可以包括例如通過(guò)凸塊接合連接到每 個(gè)像素的不同的存儲(chǔ)系統(tǒng)。檢測(cè)器202還被配置成在對(duì)下一個(gè)圖像進(jìn) 行積分的同時(shí)進(jìn)行讀出。檢測(cè)器202還具有運(yùn)行在積分劑量感測(cè)模式 下的能力(例如在以所期望的像素尺寸對(duì)實(shí)際圖像進(jìn)行積分的同時(shí), 在進(jìn)程像素模式下以高達(dá)10000fps的幀速率操作)。在一個(gè)示例性實(shí) 施例中,檢測(cè)器2 02是基于CMOS的平坦檢測(cè)器(FD),其實(shí)現(xiàn)上述特 征。系統(tǒng)200包括x射線(xiàn)源204 (例如管和發(fā)生器),其中,在操作期 間,可以在毫秒時(shí)間幀內(nèi)改變(增大或減小)所述x射線(xiàn)管的管電壓 (例如大約5kV/ms到大約100kV/ms的范圍的數(shù)量級(jí))并且對(duì)曝光時(shí)間 具有精確的控制。優(yōu)選地,可以在大約20kV/ms到大約40kV/ms的范 圍內(nèi)改變x射線(xiàn)管電壓。此外,可以非常快速地接通或關(guān)斷管電流, 并且在不同kV值下以及在精確的kV值下提供所請(qǐng)求的x射線(xiàn)劑量。x 射線(xiàn)源204類(lèi)似于圖1的x射線(xiàn)源組件130。系統(tǒng)200還包括x射線(xiàn)控制器206 (例如圖1的計(jì)算機(jī)160),其 通過(guò)線(xiàn)路208控制x射線(xiàn)脈沖的生成,并且通過(guò)線(xiàn)路210控制不同管 條件下的圖像采集?;颊?12 (例如圖1的對(duì)象191 )顯示為被布置在 x射線(xiàn)源204與檢測(cè)器202之間,其中x射線(xiàn)214 (例如圖1的x射線(xiàn) 束138)發(fā)射自源204,穿過(guò)患者和臺(tái)(未示出),并且在檢測(cè)器202 處#皮接收。現(xiàn)在參照?qǐng)D3,其中描述了典型的圖像序列。在所選的幀速率下獲 得x射線(xiàn)圖像。在一個(gè)實(shí)施例中,所述幀速率大約是十五幀每秒 (15fps),但是本發(fā)明不限于此,其中每個(gè)圖像包括2個(gè)或更多子圖 像。在一個(gè)示例性序列中,第一子圖像300在幾ms內(nèi)在較低kV值302 下生成,與之相比,第二子圖像304在較高kV值306下生成。在一個(gè) 實(shí)施例中,第一與第二kV值之間的差在大約10kV到SOkV之間,更優(yōu) 選地是在大約30到大約5 0kV之間。在一個(gè)實(shí)施例中,關(guān)于管電流對(duì)時(shí)間的電流曲線(xiàn)圖312,以總體上 在310處示出的非常陡的下側(cè)翼關(guān)斷(例如柵格開(kāi)關(guān))管電流。此外, 當(dāng)管電流被關(guān)斷時(shí),如管電壓對(duì)時(shí)間的電壓曲線(xiàn)圖316中所示,管電 壓總體上按照較低值302與較高值306中間的傾斜段314所示增大到較高kV值306。電壓曲線(xiàn)圖316示出了分別對(duì)應(yīng)于較低和較高kV值 302和306的低kV第一脈沖318和高kV第二樂(lè);K沖320的持續(xù)時(shí)間。在 324處的像素曲線(xiàn)圖對(duì)時(shí)間曲線(xiàn)圖示出了分別對(duì)應(yīng)于作為第一和第二 脈沖318和320的積分的第一和第二子圖像的笫一和第二信號(hào)??傮w上如330處所示,對(duì)于基于CMOS的FD 202的每個(gè)^f象素把對(duì) 應(yīng)于第一子圖像300的積分后的第一信號(hào)傳送到采樣保持(S&H)節(jié)點(diǎn), 并且在少于大約0. lms內(nèi)在332處重置。然而,在任何情況下,重置 檢測(cè)器202都應(yīng)當(dāng)少于10tns,更為優(yōu)選地是少于lms。 一旦管電流是 零,優(yōu)選地就在少于大約lms內(nèi)把管電壓增大(見(jiàn)正傾斜段314)到預(yù) 設(shè)的較高kV值306。在一個(gè)示例性實(shí)施例中,該較高kV值306比較低 kV值302高大約20kV。然而,還設(shè)想了適合所期望的最終目的的所述 較低與較高kV值302和306之間的其他kV差值。此外,雖然所述管 電流被描述為下降到零,但是并不要求這樣,因?yàn)檫€有可能保持電流 并且增大管電壓??傮w上如像素S&H對(duì)時(shí)間曲線(xiàn)圖340中的336處所示,在系統(tǒng)200 處于零管電流條件下時(shí),F(xiàn)D 202準(zhǔn)備好采集新的子圖像,x射線(xiàn)源204 被切換到較高kV值設(shè)置,并且第一子圖像300被讀出。隨后立即與讀 出第一子圖像300并行地在342處在較高kV值306下積分對(duì)應(yīng)于第二 圖像304的第二信號(hào)。如管電流曲線(xiàn)圖312中所示,在該kV值306下, 管電流應(yīng)當(dāng)?shù)陀谳^低kV值302下的管電流,以便減少較高kV值306 下的劑量。可替換地,可以以較短時(shí)間幀設(shè)置該較高kV值306的脈沖 320的寬度或持續(xù)時(shí)間。在另一個(gè)替換實(shí)施例中,可以利用管電流的減 小以及該較高kV值306的持續(xù)時(shí)間的減小來(lái)減少該較高kV值306下 的劑量。兩個(gè)子圖像300和304之間的延遲應(yīng)當(dāng)盡可能短,并且優(yōu)選地短 于大約lms。如總體上在342處示出的那樣,在關(guān)斷管電流之后,第二 子圖像342保持存儲(chǔ)在每個(gè)像素上。如總體上在360處所示,對(duì)于每 個(gè)像素,在完成對(duì)第一子圖像336的讀出之后把對(duì)應(yīng)于第二圖像342 的積分后的信號(hào)傳送到所述S&H節(jié)點(diǎn),并且隨后讀出第二子圖像364。 讀出第一圖像336所需要的時(shí)間通常取決于檢測(cè)器202的劃分 (binning )模式 在一個(gè)替換實(shí)施例中,在采集2個(gè)或更多子圖像的過(guò)程中,到x射線(xiàn)管的管電流不被切換到零,而是被保持在近似相同的電平。隨后在把管電壓從較低值切換到較高值的時(shí)間段內(nèi)停止在FD 202中對(duì)第一 子圖像的積分。隨后把來(lái)自第一子圖像的積分后的信號(hào)切換到所迷S&H 節(jié)點(diǎn),該檢測(cè)器202被重置,并且開(kāi)始對(duì)第二子圖像的積分。在本例 中,第 一子圖像的積分結(jié)束與第二子圖像的積分開(kāi)始之間的時(shí)間應(yīng)當(dāng) 非常短(例如短于1毫秒,并且優(yōu)選地短于Q. 1毫秒),這是因?yàn)樵?該時(shí)間段內(nèi)到患者的x射線(xiàn)劑量不被用于成像。對(duì)于兩個(gè)子圖像336、 364所需要的總時(shí)間應(yīng)當(dāng)較短(例如優(yōu)選地 短于大約10ms),從而解剖圖像目標(biāo)(例如心臟的動(dòng)脈)的移動(dòng)不會(huì) 模糊所述圖像。隨后使用所述兩個(gè)子圖像336、 364來(lái)獲得最大對(duì)比度, 以便例如顯示出動(dòng)脈中的易損斑塊。通過(guò)對(duì)所述兩個(gè)圖像336、 364實(shí) 施減法或除法來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)比度最大化。取決于生成所述兩個(gè)子圖像所需 要的總時(shí)間,根據(jù)所成像的組織(例如心臟的動(dòng)脈)的移動(dòng)速率,經(jīng) 過(guò)減法后的子圖像336、 364將能夠示出改進(jìn)的結(jié)果。此外,生成所述兩個(gè)圖像所需要的總時(shí)間和所成像的組織的移動(dòng)速率決定在解剖移動(dòng) 的哪些階段(例如心臟移動(dòng)的階段)期間可以生成雙能量圖像??梢酝ㄟ^(guò)使用CMOS FD 202的積分劑量感測(cè)選項(xiàng)來(lái)改進(jìn)每個(gè)子圖 像中的劑量控制。隨后可以在亞毫秒時(shí)間尺度上控制對(duì)管電流的關(guān)斷, 以便優(yōu)化每子幀的劑量,從而對(duì)于每個(gè)劑量水平獲得最優(yōu)減法圖像。 通過(guò)使用在x射線(xiàn)源的不同kV值下以非常小的時(shí)間間隔采集的子圖像 可以在不使用造影劑的情況下大大提高對(duì)比度?;蛘撸梢允褂帽韧?常使用的更少的造影劑來(lái)提高對(duì)比度。在心臟應(yīng)用中,上述做法例如 導(dǎo)致對(duì)目標(biāo)組織(心動(dòng)脈中的易損斑塊)大大改進(jìn)的顯像。本公開(kāi)內(nèi)容可以在x射線(xiàn)成像系統(tǒng)中實(shí)現(xiàn),以便在不使用造影劑 或使用較少造影劑的情況下提高對(duì)比度。特別地,例如在心臟/脈管應(yīng) 用中,通過(guò)與x射線(xiàn)源以及在毫秒時(shí)間尺度上對(duì)x射線(xiàn)管的kV值的非 ??焖龠m配和不同管條件下的圖像采集的控制相組合地使用非常快速 的x射線(xiàn)檢測(cè)器,可以實(shí)現(xiàn)對(duì)于對(duì)象的動(dòng)態(tài)雙能量x射線(xiàn)成像,其中 該x射線(xiàn)檢測(cè)器使用并行的信號(hào)積分和讀出。該檢測(cè)器還包括積分劑 量感測(cè)模式(例如在以所期望的像素尺寸對(duì)實(shí)際圖像進(jìn)行積分的同時(shí), 在進(jìn)程像素模式下以高達(dá)10000fps的幀速率操作)。本公開(kāi)內(nèi)容的功能應(yīng)用允許通過(guò)提高圖像采集、劑量控制和圖像讀出的速度而允許雙能量動(dòng)態(tài)成像。總而言之,所公開(kāi)的系統(tǒng)、設(shè)備和方法為雙能量X射線(xiàn)成像系統(tǒng) 的用戶(hù)提供了顯著的好處,特別是期望在對(duì)心臟/脈管結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像時(shí) 提高圖像對(duì)比度以便實(shí)時(shí)確定可見(jiàn)動(dòng)脈中的易損斑塊的存在的醫(yī)師。按照這種方式,通過(guò)使用在x射線(xiàn)源的不同kV值下以非常小的時(shí)間間 隔與讀出并行采集的雙能量子圖像,可以導(dǎo)致在不使用造影劑或使用較少造影劑的情況下提高組織中的對(duì)比度。雖然已經(jīng)參照示例性實(shí)施例描述了本公開(kāi)內(nèi)容的系統(tǒng)和方法,但 是本公開(kāi)內(nèi)容不限于這種示例性實(shí)施例。相反,在不背離本公開(kāi)內(nèi)容 的精神或范圍的情況下,可以對(duì)這里公開(kāi)的系統(tǒng)和方法做出多種修改、 增強(qiáng)和/或變化。相應(yīng)地,本公開(kāi)內(nèi)容具體實(shí)現(xiàn)并且包含落在所附權(quán)利 要求書(shū)的范圍內(nèi)的所述修改、增強(qiáng)和/或變化。
權(quán)利要求
1、一種用于動(dòng)態(tài)成像序列中的雙能量成像的系統(tǒng),該系統(tǒng)包括x射線(xiàn)源(204),其被配置成在該x射線(xiàn)源(204)的不同kV值下進(jìn)行快速適配;平坦x射線(xiàn)檢測(cè)器(202),該檢測(cè)器(202)在第一kV值(302)下對(duì)第一信號(hào)進(jìn)行積分并且在第二kV值(306)下對(duì)第二信號(hào)進(jìn)行積分,該第一信號(hào)對(duì)應(yīng)于第一子圖像(300),該第二信號(hào)對(duì)應(yīng)于第二子圖像(304),該檢測(cè)器(202)與對(duì)第一子圖像(300)的讀出并行地提供對(duì)第二子圖像(134)的信號(hào)積分;以及x射線(xiàn)控制器(206),其與該x射線(xiàn)檢測(cè)器(202)和x射線(xiàn)源(204)可操作地通信,該x射線(xiàn)控制器(206)控制該x射線(xiàn)源(204)中的x射線(xiàn)脈沖的生成,并且在毫秒時(shí)間尺度上控制利用在不同kV值下生成x射線(xiàn)脈沖的x射線(xiàn)源(204)進(jìn)行圖像采集。
2、 權(quán)利要求1的系統(tǒng),其中,所述檢測(cè)器(202 )是單一全面積 像素化的CMOS成像器。
3、 權(quán)利要求l的系統(tǒng),還包括緩沖存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn),其中對(duì)于所述成像序列的第一子圖像(300 )的總 圖像同步地存儲(chǔ)對(duì)應(yīng)于所述檢測(cè)器(202 )的每個(gè)像素的積分后的信號(hào), 此后該檢測(cè)器被重置,并且該檢測(cè)器積分對(duì)應(yīng)于第二子圖像(304)的 第二信號(hào)。
4、 權(quán)利要求3的系統(tǒng),其中,在對(duì)第一子圖像(300 )的讀出和 對(duì)第二子圖像(304 )的積分都完成之后,第二子圖像被傳送到所述存 儲(chǔ)節(jié)點(diǎn),所述檢測(cè)器被重置,并且與對(duì)于該檢測(cè)器(202 )的每個(gè)像素 積分另一個(gè)子圖像并行地從該存儲(chǔ)節(jié)點(diǎn)讀出第二子圖像(304 )。
5、 權(quán)利要求1的系統(tǒng),其中,所述檢測(cè)器(202 )包括積分劑量 感測(cè)模式,該積分劑量感測(cè)模式包括在以所期望的像素尺寸對(duì)實(shí)際 圖像進(jìn)行積分的同時(shí),在粗糙像素模式下以高達(dá)大約10000fps的幀速 率操作。
6、 權(quán)利要求5的系統(tǒng),其中,通過(guò)使用所述積分劑量感測(cè)模式來(lái)控制對(duì)每個(gè)所迷子圖像中的劑量的控制。
7、 權(quán)利要求l的系統(tǒng),其中,以大約5kV/ras到大約100kV/ms的 數(shù)量級(jí)快速地改變所述x射線(xiàn)源(2(H)的第一與第二kV值之間的差。
8、 權(quán)利要求l的系統(tǒng),其中,所述x射線(xiàn)源(204 )包括x射線(xiàn) 管(132)和發(fā)生器,該x射線(xiàn)源(204 )包括以下屬性的至少其中之x射線(xiàn)管(132)的管電壓可以在毫秒時(shí)間尺度或亞毫秒時(shí)間尺度 上改變;以及可以接通/關(guān)斷x射線(xiàn)管(132)的管電流,從而在不同kV值下提 供所期望的x射線(xiàn)劑量。
9、 權(quán)利要求8的系統(tǒng),其中,在第一kV值(302 )下在大約幾毫 秒內(nèi)生成第一子圖像(300 )以便生成第一子圖像(300 ),并且通過(guò) 把管電壓增大到預(yù)設(shè)的第二kV值(306 )來(lái)生成第二子圖像(304 ), 該預(yù)設(shè)的第二kV值比第一kv值(302 )高大約10kV到大約50kV。
10、 權(quán)利要求9的系統(tǒng),其中,在所述x射線(xiàn)管(132)處于第二 kV值(306 )時(shí),所述檢測(cè)器(202 )準(zhǔn)備好與讀出第一圖像(300 )并 行地采集第二子圖像(304 )。
11、 權(quán)利要求10的系統(tǒng),其中,第一子圖像(300 )與第二子圖 像(304 )之間的延遲小于大約1毫秒。
12、 權(quán)利要求10的系統(tǒng),其中,在對(duì)第一子圖像(300 )的讀出 和對(duì)第二子圖像(304 )的積分都完成之后,對(duì)應(yīng)于第二子圖像(304 ) 的積分后的第二信號(hào)被從所迷檢測(cè)器的每個(gè)像素傳送到采樣保持節(jié) 點(diǎn),并且讀出第二子圖像(3(H)。
13、 權(quán)利要求12的系統(tǒng),其中,完成對(duì)第一子圖像(300 )的讀 出所需要的時(shí)間取決于所述檢測(cè)器(202 )的劃分模式。
14、 權(quán)利要求l的系統(tǒng),其中,所述x射線(xiàn)控制器(206 )對(duì)第一 和第二子圖像實(shí)施減法和除法的其中之一,從而在不使用造影劑或使 用較少造影劑的情況下提高組織內(nèi)的對(duì)比度。
15、 一種雙能量動(dòng)態(tài)x射線(xiàn)成像方法,該方法包括 以所選幀速率獲得圖像,其中每個(gè)圖像包括第一子圖像(300 )和第二子圖像(304 );在x射線(xiàn)管(302 )的第一kV值下在幾毫秒內(nèi)對(duì)與第一子圖像(300 ) 相對(duì)應(yīng)的第 一信號(hào)進(jìn)行積分;對(duì)于CMOS平坦檢測(cè)器(202 )的每一個(gè)#_素,把對(duì)應(yīng)于第一子圖 像(300 )的積分后的第一信號(hào)傳送到采樣保持節(jié)點(diǎn);把x射線(xiàn)管電壓增大到高于第一kV值(302 )的預(yù)設(shè)的第二kV值 (306 );在少于大約1毫秒內(nèi)重置該檢測(cè)器(202 );以及 在獲得第二kV值(306 )的同時(shí),與由該平坦檢測(cè)器(202 )對(duì)與第二子圖像(304 )相對(duì)應(yīng)的第二信號(hào)進(jìn)行積分并行地讀出第一圖像(300)。
16、 權(quán)利要求15的方法,其中,對(duì)第一(300 )和第二子圖像(304 ) 實(shí)施減法和除法的其中之一,從而在不使用造影劑或使用較少造影劑 的情況下提高組織內(nèi)的對(duì)比度。
17、 權(quán)利要求15的方法,其中,當(dāng)在高于第一kV值(302 )的第 二kV值(306 )下生成第二子圖像(304 )時(shí),第二kV值(306 )下的 至少其中一個(gè)管電流低于第一kV值(302 )下的管電流,并且第二kV 值(306 )下的管電流的持續(xù)時(shí)間被減小,以便減小更高的第二 kV值 (306 )下的劑量。
18、 權(quán)利要求15的方法,其中,生成第一 (300 )與第二子圖像 (304 )之間的延遲少于大約1毫秒。
19、 權(quán)利要求15的方法,其中,獲得第一 (300 )和第二子圖像 (304 )所需要的總時(shí)間少于大約10亳秒。
20、 權(quán)利要求15的方法,其中,第一 (300 )和第二子圖像(304 ) 是人類(lèi)心臟的圖像。
21、 權(quán)利要求20的方法,其中,第一 (300 )和第二子圖像(304 ) 顯現(xiàn)了心臟的動(dòng)脈中的易損斑塊。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種用于動(dòng)態(tài)成像序列中的雙能量成像的系統(tǒng)和方法。所述系統(tǒng)和方法包括x射線(xiàn)源(204),其被配置成在該x射線(xiàn)源(204)的不同kV值下進(jìn)行快速適配;平坦x射線(xiàn)檢測(cè)器(202),其具有并行的信號(hào)積分和讀出;以及x射線(xiàn)控制器(206),其與該x射線(xiàn)檢測(cè)器(202)和x射線(xiàn)源(204)可操作地通信。該檢測(cè)器(202)在第一kV值(302)下對(duì)與第一子圖像(300)相對(duì)應(yīng)的第一信號(hào)進(jìn)行積分,對(duì)于每個(gè)像素把積分后的第一信號(hào)傳送到采樣保持節(jié)點(diǎn),并且在第二kV值(306)下對(duì)與第二子圖像(304)相對(duì)應(yīng)的第二信號(hào)進(jìn)行積分。該檢測(cè)器(202)與從所述采樣保持節(jié)點(diǎn)讀出第一子圖像并行地積分第二子圖像(134)。該x射線(xiàn)控制器(206)控制所述x射線(xiàn)源(204)中的x射線(xiàn)脈沖的生成,并且在毫秒時(shí)間尺度上控制利用在不同kV值下生成x射線(xiàn)脈沖的x射線(xiàn)源(204)進(jìn)行圖像采集。
文檔編號(hào)A61B6/00GK101237819SQ200680029143
公開(kāi)日2008年8月6日 申請(qǐng)日期2006年7月14日 優(yōu)先權(quán)日2005年8月9日
發(fā)明者T·普爾特 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司