CN105103237A

CN105103237A - X射线减少系统

Info

Publication number: CN105103237A
Application number: CN201380074199.6A
Authority: CN
Inventors: H·Z·梅尔曼; A·格斯
Original assignee: Control Radiation System Co Ltd
Current assignee: Control Radiation System Co Ltd; ControlRad Systems Inc
Priority date: 2013-01-01
Filing date: 2013-12-04
Publication date: 2015-11-25
Also published as: EP2941774A4; US9931087B2; CA2893671A1; US20150313558A1; CA2893671C; EP2941774B1; RU2015131573A; JP2016501656A; KR20160000452A; EP2941774A1; JP6173482B2; ES2751448T3; WO2014106783A1; RU2660944C2

Abstract

一种X射线系统，该X射线系统包括：X射线源；检测器，该检测器具有输入区域；显示器，该显示器被配置成显示所检测的图像；用于在所显示的图像上确定患者的感兴趣区域(ROI)的装置；以及准直仪，该准直仪包括用于将所述感兴趣区域(ROI)投影在由所述X射线源曝光的所述输入区域的所选择部分上的装置，所述准直仪可在平行于所述检测器输入区域的平面内移动，所述准直仪包括具有不同尺寸的多个孔，所述孔中的每一者被配置以针对检测器的不同缩放来投影所曝光区域的所述所选择部分。

Description

X射线减少系统

技术领域

本发明涉及多帧X射线成像的技术领域，且更具体地涉及在多帧X射线成像期间控制X射线辐射量的技术领域。

相关专利申请的交叉引用

本专利申请要求于2013年1月1日申请的美国临时专利申请号61/748,091的优先权并与其有关，该美国临时专利申请的全部内容以引用的方式结合于此。

背景技术

在典型的多帧X射线成像系统中，X射线管在相对宽的立体角产生X射线辐射。为了避免对患者和医疗团队不必要的曝光，诸如铅的X射线吸收材料的准直仪被用于阻挡多余的辐射。这样，只有必要的立体角的有用辐射离开X射线管来照射必要的单元。

这种准直仪通常用于静态模式，但其可以具有不同的设计和X射线辐射几何形状。可以利用输入来手动或者自动设置准直仪，该输入包括例如在所涉及的环境中的器官的尺寸。

在多帧X射线成像中，情况比单一辐射X射线更为动态。X射线辐射在相对长的时间段辐射，而医护人员通常需要站在患者旁边，因此靠近X射线辐射。因此，理想的是提供方法来最小化对医疗团队的照射。已经提出了减少X射线辐射强度的方法，其中X射线图象的信噪比(S/N)的减少由数字图象增强来补偿。其它方法提议准直仪将X射线辐射的立体角限制为图象增强器区域的一部分，并移动准直仪来调换图象增强器的整个输入区域，其中兴趣区(ROI)比其余区域被照射更多。这样，ROI得到足够高的X射线辐射来产生高S/N的图象，而图象的其余部分被低X射线强度照射，提供相对低S/N的图象。ROI的尺寸和位置可以以多种方法来确定。例如，其可以是图象中心的固定区域，或者可以自动地围绕在图象的最活跃区域的中心，这个活跃性可以由从多帧X射线成像系统的视频摄像机接收的一系列摄影图象的实时图象分析来确定。

发明内容

根据本发明第一个方面，提供了一种X射线系统，包括X射线源、检测器、用于显示X射线成像视场的显示器和眼球跟踪器，其中所述眼球跟踪器被配置成在图像区域内提供用户的凝视坐标；所述系统被配置为确定感兴趣区域(ROI)以使以使凝视点包含在所述ROI；以及根据包含在所述ROI内的图像部分优化在所述显示器上显示的图像。

可以通过控制一下中的任意一个参数来进行图像优化：X射线管电流(连续模式或脉冲模式)；X射线管峰值千伏电压(PKV)；X射线脉宽；AGC(自动增益控制)，模拟或数字的；在亮度函数中实施的图像的色调再现；在对比度函数中实施的图像的色调再现；在伽马函数中实施的图像的色调再现；在补偿函数中实施的图像的色调再现；在n次线性函数中实施的图像的色调再现；以及在非线性函数中实施的图像的色调再现。

X射线系统还可以包括准直仪，该准直仪可以被配置为在视场中根据凝视点来修改X射线的每像素辐射剂量(DPP)。

X射线系统还可以包括准直仪，该准直仪可以被配置为在视场中根据凝视点来修改每像素辐射剂量(DPP)。

根据本发明的第二方面，提供了一种X射线系统，包括X射线源、检测器、用于显示X射线成像视场的显示器和准直仪；所述准直仪被配置为将第一区域曝光至第一辐射级以及将第二区域曝光至第二辐射级；以及所述系统被配置成使用色调校正函数将所述第二区域处理为与所述第一区域相同。

色调校正函数可以是至少两个色调校正函数中的一者，色调校正函数中的每一者与特定的PKV相关联。

所述系统还被配置成通过两个其他色调校正函数的插值法来创建色调校正函数，所述两个其他色调校正函数中的每一者与特定的PKV相关联。

所述系统还被配置成针对第三区域从用于所述第二区域的色调校正函数中估计色调校正函数。

所述估计可以使用指数计算。

所述系统还被配置成调整色调校正函数的输入范围以适合X射线电流的变化。

可以使用与X射线电流的相对变化量相等的因子来进行所述调整。

根据本发明的第三方面，提供一种计算色调校正函数的方法，该方法包括：将第一区域曝光至第一X射线辐射并且将第二区域曝光至第二X射线辐射，其中至少部分所述第一和第二辐射穿过可变吸收幻象以使针对所述幻象的每一个指定的传输电平，存在至少一个由所述第一射线曝光的区域以及至少一个由所述第二射线曝光的区域；针对每个这种指定传输电平计算平均像素值；针对所有指定的吸收电平计算所述两个平均像素值的比值；为所述所计算的比值拟合函数以被用作色调校正函数。

所述可变吸收幻象可以是步进式光楔。

所述可变吸收幻象可以是连续的斜率函数的可变厚度幻象。

根据本发明的第四方面，提供一种计算色调校正函数的方法，该方法包括：将第一区域曝光至第一X射线辐射并且将第二区域曝光至第二X射线辐射，其中所述第一辐射或所述第二辐射在所述区域中穿过人体组织；将在所述对应于所述第一辐射的区域内的至少一个像素值的比值计算为在所述对应于所述第二辐射的区域内的对应的像素值；以及配置为为在所述对应于所述第二辐射的区域内的所述至少一个所计算的比值和像素值拟合函数以用户第一色调校正函数。

不只一个区域被使用。

使用在用于计算所述第一色调校正函数的数据的采集之后而被采集的数据计算第二色调校正函数。

用于计算所述第一色调校正函数的数据可以来自至少2个患者。

根据本发明的第五方面，提供了一种X射线系统，包括X射线源、准直仪、检测器和显示器、用于将所述准直仪在大体上与所述准直仪平面平行的平面上移动的装置；其中所述准直仪包括允许所有辐射通过的孔径，用于根据材料和外部圆环的厚度减少通过的辐射量外部圆环，以及在所述中心孔径和所述外部圆环之间的内部圆环，所述内部圆环的厚度作为来自所述孔径的距离的函数而改变，该改变开始于孔径侧的低厚度，并结束于外部圆环侧的外部圆环的厚度。所述系统被配置成修改图像数据以将通过所述内部圆环采集的图像和通过所述外部圆环采集的图像本质上调整为与通过所述孔径采集的图像出现视觉上相同，其中用于所述调整的参数取决于所述准直仪的位置。

所述系统可以被配置为通过校准程序采集所述参数，所述校准程序包括在各种所述准直仪位置处所进行的测量。

所述各种准直仪位置可以包括在所述准直仪平面内的各种位置。

所述各种准直仪位置可以包括与所述X射线源的各种距离。

所述内部圆环厚度可以是相对于平面本质上对称的，所述平面本质上位于所述外部圆环的两个外表面之间。

所述系统可以包括与所述外部圆环的所述材料不相同的材料层，所述层位于所述孔径区域。

所述层可以与至少部分所述内部圆环重叠。

根据本发明的第六方面，提供了一种X射线系统，包括X射线源、检测器、用于显示X射线成像视场的显示器、准直仪和输入设备，其中所述输入设备被配置成提供与所述X射线成像相关的坐标；所述系统被配置成根据所述坐标选择图像的区域；并且根据所述坐标调整以下参数中的至少一者：所述区域形状和所述区域位置。

所述系统还被配置成根据所述区域调整以下参数中的至少一者：X射线管mA、X射线管mAs、X射线管KVp、所述X射线图像亮度、所述图像对比度以及所述图像色调。

所述输入设备可以是以下中的至少一者：眼球跟踪器、操纵杆、键盘、交互式显示器、手势读取设备以及声音解释器。

附图说明

通过参考以下附图将更好的理解本发明：

图1A是多帧X射线成像临床环境和系统的布置示例的简化示意图；

图1B是图1A的系统的布置示例的说明，其显示了本发明的系统示例的部件的其它细节；

图2是显示在多帧X射线成像系统的显示器上的图象示例的示意图；

图3是图1A的系统示例的其它方面的示意图；

图4是参考图3的参数的检测器的X射线曝光区域示例的示意图；

图5是根据本发明的准直仪示例的示意图；

图6是图5的准直仪在某个旋转角度的图象增强器的曝光区域示例的示意图；

图7是图5的准直仪在某个旋转角度的传感器的光线曝光图形示例的示意图；

图8是传感器像素值的读取过程示例的示意图；

图9是传感器像素值的读取过程示例的示意图；

图10A是本发明的准直仪示例的顶部视图的示意图；

图10B是图10A的准直仪示例的底部视图的示意图；

图10C是图10A的准直仪示例的横截面视图的示意图；

图11A是本发明的另一个准直仪示例的主要部件的示意图；

图11B是图11A的部分在操作配置中的示意图；

图11C是图11B的横截面的示意图；

图11D是图11B的准直仪示例的部件的示意图；

图12A是本发明的另一个准直仪示例的主要模块的示意图；

图12B是图12A的模块在操作配置中的示意图；

图13A是本发明的另一个准直仪示例的示意图；

图13B是本发明的另一个准直仪示例的示意图；

图14A是本发明的另一个准直仪示例的主要部件的示意图；

图14B是图14A的部件在操作配置中的示意图；

图15是本发明的另外4个准直仪示例和准直仪随着与旋转中心的距离的变化所产生的定性曝光的示意图；

图16是本发明的另外4个准直仪示例的示意图；

图17A是通常不位于旋转中心周围的ROI示例的示意图；

图17B是改变准直仪的旋转速度配置以提高图17A的ROI的图象质量的示例的示意图；

图18是非旋转准直仪的示例和其在显示器上显示的图像产生作用的示意图；

图19是图17A的ROI和一准直仪的示例，该准直仪可以将旋转中心转移至ROI的中心；

图20A是与图5的示例的相同的准直仪，在此提供用于与图20B的准直仪进行直观比较；

图20B是图5的准直仪具有更大直径和更长扇区孔径的版本示例，其用于避免在准直仪转移期间的图象阴影；

图21A显示了用于X射线的典型的步进式光楔幻象；

图21B示出由于背景滤波和X射线光谱的变化引起的在ROI和背景区域中的不同的吸收。

图21C时被制作以色调校正背景图像从而适合ROI图像的色调校正函数的示例；

图21D是相比于在计算阶段中的X射线曝光调整x2X射线暴光的色调校正函数；

图21E是图21D的函数在可试用范围内的放大；

图22A提供用于色调校正函数计算的ROI位置和背景的示意图；

图22B提供用于色调校正函数计算的另一ROI位置和背景的示意图；

图23A示出在一个准直仪位置处通过图18的准直仪的两个X射线的射线路径；

图23B示出在第二准直仪位置处通过图18的准直仪的两个X射线的射线路径；

图24A示出在一个准直仪位置处通过具有对称孔径边缘的校准仪的两个X射线的射线路径；

图24B示出在第二准直仪位置处通过具有对称孔径边缘的校准仪的两个X射线的射线路径；

图25示出图18的准直仪的改进示例；

图26是具有附加的眼球跟踪器的多帧X射线成像临床环境和系统的布置示例的简化示意图；

图27是参考图1A描述使用眼球跟踪器的基本的多帧X射线成像过程的流程图；

图28A描述用于使用多帧从一个EC中显示完整数据、分别在每个帧上执行归一化的方法的流程图；

图28B描述用于使用多帧从一个EC中显示完整数据、在帧已经被总和之后执行归一化的方法的流程图；

图28C描述用于使用多帧从一个EC中显示完整数据、在每一帧之后更新显示的方法的流程图；

图29是参考图8描述读取传感器的像素值的方法的流程图；

图30是参考图17B描述准直仪的旋转速度型线变化以包含不再显示器中心的ROI的流程图；

图31是参考图18D描述穿过可变准直仪圆环宽度的为实现同类的S/N的必要的调整的流程图；

图32是描述针对已经移动至背景的ROI的先前的图像区域来逐渐移位显示器的方法的流程图；

图33A是参考图21A、21B、21C描述使用可变吸收幻象(VAP)生成色调校正函数的方法的流程图；

图33B是参考图22A、22B描述使用患者的身体生成色调校正函数的方法的流程图；

图34A是具有利用不同缩放级别的检测器的X射线系统的示意图；

图34B是具有3个ROI單元的准直仪的示例图；

图34C是具有3个ROI單元的准直仪的另一示例图；

图35A提供了由4个对X射线部分地透明的板构建的准直仪的视图；

图35B是图35A的准直仪的顶视图，其ROI是在中心的；

图35C是图35A的准直仪的顶视图，其ROI是偏离中心的；

图35D是图35C的准直仪的顶视图，其具有更小的ROI；

图35E是图35A的准直仪的顶视图，其具有更大并且不同的几何结构的ROI；以及

图36示出了当ROI处于在图35B中所存在的位置时，在图像中不同区域的X射线强度分布。

具体实施方式

现在参考图1A，其表示了多帧X射线成像临床环境的典型布置。

X射线管100产生X射线辐射102，其向上朝向准直仪104占据相对大的立体角。准直仪104阻挡一部分的射线，允许较小立体角的射线继续向上发射，经过通常是由对X射线辐射相对透明的材料制成的床108和通过躺在床108上的患者110。射线的一部分由患者吸收和散射，其余射线到达图象增强器114的典型圆形输入区域112。图象增强器的输入区域通常具有300mm的直径大小，但是对每个型号和技术来说可以不同。图象增强器114产生的图象由照相机116捕获，由图象处理器117处理，然后在显示器118上显示为图象120。

虽然本发明主要参考图象增强器114和照相机116的结合来说明，但是应当理解这些单元可以由任何技术的数字辐射成像传感器来替代，例如CCD或CMOS平板或者其他技术例如在平面112上的具有闪烁器的非晶硅。一个这种例子是在纽约的LakeSuccess的美国佳能公司的CXDI-50RF。术语“检测器”将用于包括任何这些技术，包括任何图象增强器与任何照相机的结合，以及包括任何类型的平板传感器或者将X射线转换为电信号的任何其它设备。

术语“区域”和“地区”在本发明详细说明中任意选择使用，它们含义相同，作为同义词使用。

术语“X射线源”将用于提供对具有X射线点源的设备的宽泛的解释，并不必具有管的形状。虽然在本发明示例中以本领域通用术语惯例使用术语X射线管，但是在此表示本发明的示例不局限于X射线管的狭隘解释，任何X射线源(例如，配置作为点源的辐射性材料)可以用于这些示例中。

操作者122站在患者身边执行治疗过程同时注视图象120。

操作者附近有脚底开关124。当踩下开关时，持续的X射线辐射(或者可选地如下所述的高频脉冲X射线)发射出来，以提供电影图象120。X射线辐射的强度通常是以期望减少对患者和操作者的辐射的低强度辐射和期望能得到高质量图象120(高S/N)的高强度辐射之间的权衡。利用低强度X射线辐射并由此得到的低辐射的图象增强器输入区域，图象120的S/N可能至图象120变得无用。

协调系统126是参考笛卡尔坐标系统，其中Y轴指向页面，X-Y是平行于例如准直仪104和图象增强器输入平板112的平面的平面。

本发明的一个目的是在期望的ROI的图象增强器的输入区域提供高曝光，因此提供高S/N图象同时减少图象增强器区域的其它部分的曝光量，以低图象质量(低S/N)为代价。利用这个配置，操作者可以在ROI看到清楚的图象，并在剩余的图象区域得到足够好的用于一般定位的图象。本发明的另一个目的是在图象中提供更复杂的图象部分，其中每个部分来自于如特定应用期望的不同程度的X射线辐射。本发明还有一个目的是提供从图象传感器读取数据的不同方法。

在本发明的详细说明全文中提供的示例的上下文中，当一个区域的S/N与另一个区域的S/N进行比较时，比较的是具有相同的对象(例如患者和操作者双手和工具)透射比的像素的S/N。例如，当区域A被描述为比区域B更低的S/N时，则假设两个区域的对象的X射线的传输在该区域时是统一的和相同的。例如，在区域A的中心，只有到达对象的射线的1/2被发送到达图象增强器，则区域B的S/N与区域A的进行比较，该区域B也是只有到达对象的射线的1/2被发送到达图象增强器。区域A的S(信号)是区域A的平均读取值(时间平均或者区域平均(如果在统计意义上包括了足够的像素))。区域B的S(信号)是区域B的平均读取值(时间平均或者区域平均(如果在统计意义上包括了足够的像素))。为了简化讨论，在本发明详细说明中不考虑散射辐射。散射辐射的影响和减少它的装置是本领域公知的。

在下面的示例中，噪声统计假设是高斯分布，其满足实施本发明的大部分实际的方面，并可很好地作为本发明详细说明示例的清晰的表达。这不是本发明的限制，并且如果需要的话，与高斯统计相关的数学分析可以用泊松统计(或者其它统计)替换而不会减少本发明的范围。与每个信号关联的噪声值由那个信号的泊松统计的标准偏差来表示，在本领域中已知为泊松噪声。

另外，在本发明详细说明全文中以相同含义说明每像素剂量DPP，即当像素A的DPP与像素B的DPP比较时，则假设两个像素的对象传输是相同的。

根据本发明的多帧X射线成像临床环境的更详细的布置示例显示于图1B和图21。操作者122踩下脚底开关124来激活X射线(步骤2724)。眼球跟踪器128(例如来自加拿大安大略省卡纳塔的SR研究有限公司的Eyelink1000)或者任何可选输入设备提供操作者122在往哪里看的指示(步骤2728)。这个信息通常相对于显示器118提供。这个信息，“注视点”，可以例如以(X,Z)坐标形式来提供，在显示器118的平面上，使用坐标系统126。应当理解在这个示例中，显示器118的平面以及因此图象120是平行于坐标系统126的(X,Z)平面的。其它坐标系统也是可用的，包括绑定到显示器118并当显示器118相对于坐标系统126旋转时随显示器118旋转的坐标系统。

将输入128输入的数据提供给基本上是计算机，例如任何PC计算机，的控制器127。如果控制器127判断操作者的注视不固定在图象120上，X射线管100不被激活(步骤2700)。否则，在步骤2710，激活X射线管100并向准直仪104(和/或150/150A)发射X射线辐射。

图1B中的框150代表根据本发明的准直仪，例如，图5、图10A至图10C、图11A至图11D、图12A至图12B、图13A至图13B、图14A至图14B、图15A至图15D、图16A至图16D、图18A至图18C、图20A至图20B、图20A至图20B以及图25。

框150可以位于准直仪104之下、如参考数字150A所示的位于准直仪104之上或者取代准直仪104(在图1B中未示出)。通过框150和150A代表的准直仪由控制器127控制，X射线发射也由控制器127控制，典型地通过X射线控制器130控制。在一实施方式中，如果操作者的凝视点不再图像120区域，即使操作者122按压了脚底开关，X射线可以被停止。根据所确定的操作者的凝视点(步骤2720)，准直仪部分地阻碍辐射。部分X射线被患者110吸收(步骤2730)而剩余部分的辐射到达图像增强器114(步骤2740)。在步骤2750中，图像被增强，并由相机116捕捉，在步骤2760中，所捕捉的图像被传递给图像处理器117，在步骤2770中，所处理的图像被显示在显示器120上。

图像处理器117可以假设许多形式并且可以不同的方式被合并在本发明中。在图1B的实例中，图像处理器117包括两个主要的子单元：117A提供诸如像素非均匀性(黑色补偿、灵敏度、坏像素重建等)的基础图像校正，117C提供图像增强处理(诸如，噪声消减、非锐利掩膜、伽马校正等)。在常规系统中，来自子单元117A的图像被传递以在子单元117C中用于进一步处理。图像处理器117的子单元可以通过专用硬件而彼此支持，但是他们也可以是有任意硬件支持的逻辑子单元。

在图1B的示例中，来自相机116的图像由图像处理子单元117A校正并且然后被传递给控制器127。控制器127根据需要使用由框150表示的任意准直仪处理该图像并且将所处理的图像返回给子单元117C以进行图像增强。

应当理解，控制器127的图像处理没有必要发生在控制器127中并且其可以由位于117A和117C之间的第三子单元117B(图1B中未示出)执行。子单元117B还可以是在图像处理器117的任意位置执行的逻辑单元。

还应当理解，这里提供的X射线控制器130是广义的系统控制器。同样地，如通信线132所示，其也可以与图像处理器通信以确定它的操作参数并且接收信息。其也可以控制图像增强器114，例如，针对缩放参数(通信线未示出)，其也可以控制相机116参数(通信线未示出)，其也可以控制c臂和床位置(通信线未示出)，以及其也可以控制X射线管100和准直仪104操作参数(通信线未示出)。

可以具有针对操作者122或其它职工的用户界面以对X射线控制器130输入请求或其它需要。

部分或全部图像处理器117、控制器127以及X射线生成器(驱动X射线管100的电子单元)可以全部被物理地包括在X射线控制器130中。X射线控制器130可以包含一个或多个计算机和支持必要功能的合适的软件。这种具有X射线控制器的系统的示例是可从GEOECMedicalSystems,Inc.,SaltLakeCity,UTUSA得到的c-armOEC9900Elite。可以理解示例性系统与图1的系统是不一样的，并且仅提供了一般的示例。不分这些特征在图26中被示出。

现在参考图2说明显示于显示器118上的图象120的示例。在这个示例中，圆虚线204指示图象的部分200与图象的部分202之间的边界，这两个部分构成完整的图象120。在此示例中，期望在部分200获得好的图象质量，意味着对于部分200的X射线DPP较高，在部分202具有较低的图象质量是可接受的，意味着部分202的DPP较低。

应当理解，两个部分200和202在此仅作为本发明实施方式的示例提供，其并不局限于本示例，并且可以通过控制准直仪中孔径的形状和准直仪移动的模式将图象120划分为任意个部分。下面将提供这些示例。

应当理解，DPP应当解释为向代表图象120的一个像素的部分发送的X射线剂量，该剂量产生用于构造图象120的像素读取值(不包括患者或者不属于系统一部分的其它单元的吸收，例如操作者的双手和工具)。

现在参考图3，具有圆形孔径304的典型准直仪104引入到X射线路径中，以使得只有从X射线管100的焦点306发出的和通过孔径304的X射线106到达图象增强器114的圆形输入表面112，而其它X射线102被准直仪阻挡。这个设置将图象增强器的整个输入区域112曝光于相同的DPP。这个设置不提供与图2的部分200关联的部分300的一个DPP和与图2的部分202关联的部分302的另一个DPP的功能。输入区域112的直径如图3所示是B。

D1表示从X射线焦点306到孔径104的距离。D2表示从X射线焦点306到图象增强器输入表面112的距离。

现在参考图4，其限定了图象增强器输入表面112的当前的示例的部分以支持本发明的示例。在此示例中，部分300是位于图象增强器圆形输入区域112中心的直径为R1的圆形区域。部分302具有环形形状，内部直径R1，外部直径R2。R2通常也是图象增强器输入区域的直径。

现在参考图5，其提供了用于为部分300提供一个DPP和为部分302提供另一个DPP的准直仪的一个实施方式。

准直仪500基本上构造为X射线吸收材料(例如铅，通常厚度为1-4mm)的圆形平板，直径大于r2。准直仪500的孔径502构造为准直仪中心的半径为r1的圆形缺口504和半径为r2和角度508的扇形缺口506。应当理解，如上下文所述，术语扇形用于指示圆形区域的扇形和环形区域的扇形。

在此示例中，孔径502的r1和r2设计为提供图4的R1和R2。当准直仪500位于图4的准直仪104的位置时，r1和r2可以用以下公式来计算：

r1＝R1/(D2/D1)

r2＝R2/(D2/D1)

在此示例中，角度跨度508是36度，即圆周的1/10。准直仪500可以围绕其中心旋转，如箭头512所示。砝码/重量510可以加入以平衡准直仪500，以及确保重量中心的坐标在准直仪平面与旋转中心的坐标重合，因此避免可能由于准直仪失衡导致的系统震动。在一个360度旋转完成之后，部分302的DPP是部分300的DPP的1/10。

应当理解，角度508可以设计为满足任何的DPP比率要求。例如，如果角度508被设计为18度，在孔径500的一个完整的旋转之后，部分302的DPP是部分300的DPP的1/20。当前示例的讨论将以角度508为36度来进行。

在准直仪500的一个旋转完成之后，照相机116捕获由传感器在准直仪500的一个完整旋转时间期间集中的数据的一个帧，这个帧包括从照相机传感器的像素组读取的数据值。现在将更详细地说明这方面，并提供基于CCD(电荷耦合设备)传感器的照相机作为示例，例如来自于法国VelizyCedex的THALESELECTRONDEVICES的TH8730CCD照相机。

在此示例中，照相机116与准直仪500旋转的同步使用构造于准直仪500上的通过光传感器516(例如来自于美国伊利诺伊州Schaumburg的OMRONManagementCenterofAmerica有限公司的EE-SX3070)的突出部514来进行。

当从光传感器516接收到突出部514的中断信号时，照相机116传感器的路线被传送给它们的移位寄存器，并且像素开始新的集成周期。从照相机读取之前集成周期的数据。当突出部514再次中断光传感器516时，累积的信号再次传送给照相机传感器116的移位寄存器，形成要被读出的下一帧。

通过这个方法，为每个准直仪完整周期产生一个帧。对于每个帧，图象120的部分202中的DPP是图象120的部分200中的DPP的1/10。

为了提供上述的的附加视图，现在参考图6，其描述了旋转准直仪500的瞬时位置的图象增强器输入112的曝光图象。在这个位置，圆形区域600和扇形区域602暴露在辐射中，而其余扇区604被准直仪500阻挡而未被暴露在辐射中。随着准直仪500旋转，扇区602和604随之旋转，而圆形区域600保持不变。在准直仪500的恒定速度旋转的一个周期期间，区域600之外的每个像素被X射线照射的时间是区域600中的像素被X射线照射的时间的1/10，因此区域600之外的像素接收的DPP是区域600中的像素接收的DPP的1/10。

在图7中，显示了投射于照相机传感器710上的等效光学图像，其中图7的区域700等同于图6的区域600，图7的区域702等同于图6的区域602。图象增强器投射于传感器710的输出图象由数字标号712表示。714是位于图象增强器输出图象的范围之外的典型传感器区域。

对于每个帧，除了利用典型偏移和增益校正来补偿每个像素的线性响应特性之外，还需要部分202的像素的信号乘以因子10以产生图象120，以使得部分202的亮度和对比显示类似于部分200的。在此参考特定示例所述的这个方法将被称为像素“归一化”。根据X射线曝光方案来制成归一化方案(即，准直仪的形状、速度和位置)。

为了产生每秒10帧(fps)的电影，准直仪500需要以每秒10圈(rps)的速度旋转。为了产生16fps的电影，准直仪500需要以16rps的速度旋转。

随着每个360度的旋转，完成了输入区域112的完整曝光。曝光周期(EC)由此定义为用于提供输入区域112的最少的完整设计曝光的准直仪500的最少量旋转。在图5的准直仪500示例中，EC需要旋转360度。对于其它准直仪的设计，例如图13A中的一个，EC需要旋转180度，对于图13B中的一个，EC需要旋转120度。

应当理解，准直仪、投射在图象增强器输入区域112上的X射线、投射在照相机传感器(或者平板传感器)上的图象以及显示于显示器118上的图象的示例以忽略了可能的几何问题的一般方式来说明，例如由于如果还使用了镜子就可能不同的镜头图象导致的图象倒置，或者在说明书全文中显示为顺时针方向但根据特定设计和观察者的朝向可能不同的旋转方向。应当理解，本领域技术人员理解这些选项，并且对于任何特定的系统设计具有正确的解释。应当理解，上述参考准直仪500所述的照相机帧读取方案可以不同：

1.帧的读取不必在突出部514中断光传感器516的时刻。相反，只要每个EC在相同阶段完成，则这可以在准直仪500旋转的任何阶段完成。

2.在一个EC期间读取多于一个帧。然而期望的是，对于每个EC读取整数个帧。如此，读取的帧包括一个EC的完整数据，使得更易于以多种方式建立在显示器118上呈现的一个显示帧：

a.参考图28A，在步骤2800中，开始新的EC。在步骤2805中来自当前帧的像素被归一化并且被增加至像素和(步骤2810)。在步骤2815中，考虑了下一帧，如果已经到达了EC的末端，所显示的图像被刷新(步骤2825)并且过程返回至开始新的EC。该过程对一个EC的所有帧的像素值求和以产生一个完整曝光图象。然后对下一个EC的所有帧的像素值求和以产生下一个完整曝光图象。这样，在每次完成EC时，显示器上的图片由时间上是连续的图象替换。像素值的归一化可以为每个帧独立进行，也可以只对于帧的总和，如图28B所示，或者帧的任何组合进行一次。

b.参考图28C，对于本方法的示例，我们将假设照相机在一个EC期间提供8个帧。在步骤2830中，开始新的EC，在此示例中，序号从1到8的所有8个帧都存储在帧存储器中(步骤2835-2845)，而第一个显示帧如上所述的由这些帧产生(在步骤2850中对所有帧求和并在步骤2855中归一化像素值)。得到的图象随后显示于显示器118。当得到帧9时(在1/8EC后)，在帧存储器中帧1被替换为帧9(步骤2870)，并处理(求和，归一化)帧9、2、3、4、5、6、7、8以产生在1/8EC之后现在可以显示于显示器118的第二个显示帧。在另一个1/8EC之后，在步骤2875中，得到下一帧(帧10)并将其存储于帧2的位置。处理帧9、10、3、4、5、6、7、8以产生第三个显示帧。以这个方式，使用FIFO(先进先出)方法管理的帧存储器并用从传感器获得的每个新帧产生显示帧，在显示器118上给用户显示电影图象序列。

c.在本发明另一个实施方式中，在所获取的帧的集成时间期间，只对根据准直仪形状和动作的规则被X射线曝光的像素的帧像素求和。在上面的示例b中这可以是EC时间的1/8。将要被求和以产生图象的像素是(1)来自区域700的和(2)角度为2x级的扇区中的(准直仪扇区506的角度跨度508)。2X的理由是在集成时间的1/8中，准直仪旋转了EC的1/8。期望稍大于2·的扇区角度(角度508)来补偿准确性的限制。这个求和方法显著减少了涉及求和过程的像素的数量，因此减少了计算时间和计算资源。

d.在本发明另一个实施方式中，像素处理局限于上面c中指定的像素。这个处理方法显著减少了涉及求和过程的像素的数量，因此减少了计算时间和计算资源。

e.在本发明另一个实施方式中，存储的像素局限于上面c中指定的像素。这个存储方法显著减少了存储器中包括的像素的数量，因此减少了存储需求。

f.在本发明另一个实施方式中，本部分所述的任何方法(a－通用概念，b－作为a、c、d和e的特定示例)可以结合到使用这些方法中的一些的任意组合的实施。

3.在多于一个EC期间读取一个帧。在另一个实施方式中，可以操作准直仪以为从传感器接收的每一个帧提供整数个EC。例如，在准直仪的2个EC之后，从传感器读取一个帧。在归一化这个帧的像素值之后，可以将其显示于显示器118上。

应当理解，在很多设计中，传感器提供的帧速率由传感器和相关的电子器件和固件来规定。在这种情况下，准直仪500的旋转速度可以适应传感器特性，以使得一个EC的时间与从传感器接收整数个帧(一个帧或者多个)的时间相同。还可能设置准直仪的旋转速度，以使得在从传感器获得帧的时间周期期间完成整数个EC。

上述有关帧的读取的说明对于CCD类传感器是特别足够的，无论CCD照相机装配于图象增强器还是替代图象增强器和照相机的大致位于图3的平面112的平板传感器。CCD的特殊特性是一次获取整个帧，即传感器的所有像素的值。这之后是将模拟值顺序传输至模数转换器(A/D)。其他传感器例如CMOS光传感器通常一个接一个读取帧像素，这已知为滚动快门方法。与准直仪EC同步的读取传感器帧的方法可应用于这种传感器，而不管使用何种帧的读取方法。读取传感器(例如CMOS传感器)的像素的“随机访问”功能提供了本发明的另一种实施方式。不像CCD传感器，从CMOS传感器读取的像素的顺序可以是系统设计者期望的任意顺序。以下的实施方式使用这个功能。在此上下文中，CMOS传感器代表支持任意顺序的像素读取的任何传感器。

现在参考图8和图29。图8的实施方式也使用图象增强器和CMOS照相机的示例来说明，但是应当理解这个实施方式的方法还可以用于平板传感器和能够随机访问像素读取的其它传感器。

在步骤2900中，图象增强器114的输出图象被投射到传感器710的区域712上。根据旋转准直仪500的瞬时位置，与准直仪500的位置一起圆形700和扇区702被瞬时照亮，扇区704和扇区714未被照亮。扇区702和704如箭头706所示与准直仪500的旋转一起旋转。

为了本示例的目的，在径向线例如702A或800A之前的像素是它们的中心位于径向线上或者在径向线的顺时针方向的像素。在径向线之后的像素是它们的中心在径向线的逆时针方向的像素。扇区702例如包括在径向线702A之后的像素和在径向线702B之前的像素。例如，在一实施方式模式中，其中在EC中从传感器读取帧一次，与径向线702A相邻的像素刚刚开始曝光于图象增强器的输出图象，与径向线702B相邻的像素刚刚结束了曝光于图象增强器的输出图象。扇区702中的像素在它们位于702A和702B之间的每个位置部分地曝光。在此示例中，在径向线702B和800B之间的扇区中的像素在曝光于图象增强器输出之后还未被读取。

在本实施方式的当前实例中，径向线702A的即时角度位置是K·360度(K乘以360，K是整数，其指示从旋转开始的EC数量)。在准直仪500的示例中，扇区702的角度跨度是36度。因此径向线702B是在K·360-36度的角度。在准直仪的这个位置，扇区800的像素读取周期开始了(步骤2910)。径向线800A被定义为保证在这个径向线之后的所有像素都被完全曝光。这个角度可以使用图5的R1和投射到图5上的像素大小来确定。为了计算702B和800A之间理论上最小的角度跨度以保证与800A相邻的像素也被完全曝光，应当考虑半径R1的圆弧在长度上具有1/2像素对角线的长度的弦长。这确定了702B和800A之间的最小角度跨度以保证扇区800中所有像素被完全曝光。在更具体实施中，假设区域712在垂直方向大约有1000个像素和在水平方向大约有1000个像素，并且R1大约是R2的(参见图4)的1/4-1/2，并考虑这个设计和实施的公差，半径R1的有用的圆弧长度应当是例如5个像素对角线的长度。这意味着702B和800A之间的角度跨度是大约2.5度。也就是说，在图8的实例的瞬间，径向线800A的角度位置是K·360-(36+2.5)度。

在本实施方式的这个特定示例中，扇区800的角度跨度也被选择为36度。因此，在图8实例的瞬间，射线800B的角度位置是K·360-(36+2.5+36)度。

在图8中，画出扇区800的角度跨度以说明比扇区702的角度跨度更小的角度，以强调角度不必是相同的，并且它们在此处提供的例子为相同是仅为了作为该实施方式的一个特定示例的目的。

已经确定了扇区800的几何形状，现在从照相机传感器读取那个扇区的像素。在典型的CMOS传感器中，在读取每个像素之后重置该像素(步骤2920)以使得像素可以再次从零开始累计信号。在另一种实施方式中，在第一阶段，扇区800的所有像素被读取，在第二阶段，像素被重置。扇区800的读取和重置周期必须在扇区702旋转等于扇区800的角度跨度的角度距离的时间之内结束(步骤2950)，以使得系统及时准备好读取与扇区800的角度跨度相同的下一个扇区，该下一个扇区相对于扇区800的角度位置顺时针旋转扇区800的角度跨度的量。在此示例中：36度。

在上述的示例中，准直仪500以10rps旋转时，36度跨度的扇区800假设在一个EC中具有10个定向，定向之间相隔36度，而像素读取和重置周期的速度为10cps(每秒周期数)。

应当理解，这个实施方式可以以不同的特定设计而实现。

例如，扇区800的角度跨度可以被设计为18度，而扇区702的角度跨度则仍然是36度，并且准直仪500以10rps旋转。

在此示例中，扇区800假设在一个EC中具有20个定向，定向之间相隔18度，而像素读取和重置周期的速度为20cps(每秒周期数)。

在另一个实施方式中，扇区704中在径向线800B之后和径向线802A之前的像素累积的暗噪声由位于扇区802(径向线802A之后和径向线802B之前)中的像素的另一个重置周期删除。这个重置过程理想地在特别靠近扇区702并且在其之前的扇区802中进行。扇区802的所有像素的重置必须在旋转扇区702的径向线702A到达扇区802的像素之前完成。否则，以与那些用于确定扇区800的类似方法和考虑来设计重置扇区802的角度跨度和角度位置。

从扇区800读取的像素应当进行归一化处理(步骤2950)，并可以用于以与上述部分2“在一个EC期间读取多于一个帧”中所述的那些类似的方式产生显示帧(步骤2940)，在那当前的实施方式只读取、存储和处理扇区像素，而不是整个传感器帧。

在此实施方式中，在最后被读取的扇区的像素被归一化之后，该被处理的像素可以用于直接替换显示帧中对应的像素。这样，以与雷达波束扫描类似的模式刷新显示帧，每次图像的下一个扇区被刷新。在360/(读取扇区的角度跨度)刷新之后，刷新了整个显示帧。这提供了简单的图象刷新方案。

现在注意图9。不像图8，其中读取扇区包括在径向线800A之后和径向线800B之前的完整的像素集，在本发明中，读取区域几何形状被划分为两个部分：圆形区域700和扇区900。图9的实施方式的扇区900包含径向线900A之后的以及径向线900B之前的，以及还位于半径R-1之后和R-2之前的像素。在此示例中，在半径之前的像素是到中心的距离小于或者等于半径R的像素，而半径R之后的像素是到中心的距离大于R的像素。区域700的像素是位于R-1之前的所有这些像素。

在此实施方式中，以与参考图8实施方式所述的相同方法读取和处理部分900的像素，同样也适用于重置扇区802。

区域700的像素以不同方式处理。

在当前实施方式的一种实施中，区域700的像素在一个EC期间可以读取一次或者多次，并如上用于读取整个CMOS传感器所述的实施方式来处理，或者区域700可以在不仅一个EC期间被读取一次，由此如上用于读取整个CMOS传感器所述的实施方式来处理。

应当理解，对于每个读取方法，必须执行像素的归一化处理以获得显示帧，其中所有像素值代表相同灵敏度的曝光。

现在注意图10，提供了本发明的准直仪与向准直仪500提供旋转功能的运动系统结合的一个示例。

图10A是本示例的准直仪和旋转系统的顶部视图。

图10B是本示例的准直仪和旋转系统的底部视图。

图10C是图10A的a-a的截面图。

图10A显示了准直仪500和孔径502(为清楚起见移除了其它细节)。滑轮1000在与准直仪同心的位置装配于准直仪500顶部。滑轮1002装配于马达1012上(参见图10B和图10C中的马达)。皮带1004将滑轮1000与滑轮1002连接，以将滑轮1002的旋转传输至滑轮1000，因此提供准直仪500所期望的旋转。皮带和滑轮系统示例1000、1002和1004提出了一种平坦皮带系统，但是应当理解，任何其它皮带系统都可以使用，包括圆形带、V型带、多槽带、有棱带、薄膜带和计时带系统。

图10B显示了图10A的底部，显示了之前未显示的更多部件。显示了与准直仪500同轴的V型圆轨道1006(参见图10C的1006的a-a截面)。三个轮子1008、1010和1012与V槽轨道1006接触。3个轮子的旋转轴装配于固定到X射线管的相关机身的环形静止部分1016(图10B中未显示)。这个结构提供了支持准直仪500相对于X射线管位于期望的位置(例如，图3的准直仪104的位置)，然而同时提供了3个轮子1008、1010和1012与轨道1006以用于准直仪如期望的旋转。

马达1014的旋转由滑轮1002通过皮带1004和滑轮1006传送至准直仪500。准直仪然后由在轮子1008、1010和1012上滑动的轨道1006支持旋转。

应当理解，在此所述的旋转机制仅是用于旋转准直仪的旋转机制的可能实施的一种示例。旋转机制可以替换为使用任何类型的齿轮传输机制，包括直齿、螺旋、斜面、准双曲面齿轮、冠状和螺纹齿轮。旋转机制可以为1002使用高摩擦表面柱，并将1002直接与准直仪的边缘接触，以使得不需要皮带1004和滑轮1000。在另一种实施中，也可以将准直仪500配置为马达的转子，在其周围另外设置有定子。

在图5的准直仪的说明中，突出部514和光传感器516被表示为提供跟踪准直仪500的角度位置以用于准直仪角度位置和传感器读取过程之间的同步的元件。这些元件作为一种实施示例而提出。用于跟踪旋转位置的实施装置可以以多种其他方式实现。在图10的示例中，马达1002具有附着的编码器，例如美国马萨诸塞州FallRiver的MaxonPrecisionMotors公司的。简单的编码器可以通过将黑色和白色二进制代码条录在准直仪500的圆周上，并使用光传感器来读取这些带来构造，光传感器是例如Newark(http://www.newark.com)的TCRT5000反射光传感器。

上文描述的准直仪具有固定孔径，在准直仪制造好之后不能改变。

应当理解，在本发明的其他实施方式中，准直仪组件的机械设计可制成适应可更换的准直器。这样，不同的孔径可以根据特定应用的需求装配于准直仪组件上。

在本发明的其它实施示例中，准直仪可以设计为在准直仪组件内具有可变孔径。这在图11显示。

图11的准直仪由图11A所示的两个叠加准直仪构造而成。一个准直仪是1100，其具有孔径1104和平衡砝码510，以使得这个准直仪的重力中心为准直仪的旋转中心。第二个准直仪是1102，具有孔径1105和平衡砝码511，以使得这个准直仪的重力中心为准直仪的旋转中心。在这两个准直仪中，孔径的几何形状是半径r1的中心圆孔和半径r2的扇形孔和180度的扇区角度跨度的结合。实际上，准直仪1102与准直仪1100的设计相同，只是上下翻转了。

如图11B所示的将准直仪1100和1102放置为一个在另一个之上且同轴时，得到组合孔径，其与图5的准直仪中的孔径相同。通过相对于准直仪1102旋转准直仪1100，扇区508的角度跨度可以增加或减少。在此示例中，扇区508的角度跨度可以设置为0-180度的范围中。在此示例中，环1108将准直仪1100和1102保持在一起，如图11C所示，其是图11B的b-b截面图。

现在参考图11C(在这截面图中未显示砝码510和511)。在本发明的此示例中，环1108显示为将准直仪1100和1102保持在一起，允许它们一个相对于另一个旋转以如期望的来设置扇区506的角度跨度508。用于将准直仪1100和1102保持在相对期望的角度的锁定机制示例显示于图11D。在图11D中，为清楚起见，环1108未显示准直仪1100和1102。部分1110在图中被切断以暴露环1108的U型1112，在其中容纳准直仪1100和1102。在已经设置了期望的角度跨度508之后，适于螺纹孔1116的螺丝1114被用于将准直仪1100和1102锁定在适当位置。为了改变角度跨度508，操作者可以释放螺丝1114，重新调整准直仪1100和/或1102的方向，然后再次拧紧螺丝1114以设置准直仪位置。

图11的示例，包括角度跨度508的人工调整，提供作为本发明的一个实施实例。很多其他选项也是可用的。图12显示了另一个示例。在此示例中，角度跨度508可以由计算机控制。图12的机制主要是包括类似于图10的单元的两个单元的结构，但具有包括删除了滑轮1000而替换使用准直仪的边缘作为滑轮的少量改变。为清楚起见，附图中未显示平衡砝码510和511。

在图12A中，包括准直仪500的底部单元基本上是图10的组件，但删除了滑轮1000并替换使用准直仪500的边缘作为滑轮。在包括准直仪1200的顶部单元中，当底部组件围绕垂直于纸面的轴旋转180度时该组件与底部组件相同，除非马达1214另外旋转180度以使其低于滑轮，类似于马达1014。这不是本示例必须的，但是在某些设计情况中，这有助于保持图12的组件上部的空间无不需要的物品。图12B显示这2个组件在一起，以使得准直仪500和1200接近彼此并且同心。在图12B的组件中，准直仪500和1200中的每一个可以独立旋转。对于每个准直仪，可以通过任何的编码系统(包括上述提供的示例)来知道角度位置。

在使用图12B的组件的一个示例中，在准直仪500静止而准直仪1200被旋转直至达到期望的角度508时，角度跨度508才被设置好。然后，两个准直仪以相同速度旋转以提供如上所示的X射线曝光模式示例。应当理解，不需要停止任何一个准直仪来调整角度508。相反，在两个准直仪旋转期间，一个准直仪相对于另一个的旋转速度可以改变，直至达到期望的角度508，然后两个准直仪继续以相同速度旋转。

应当理解，具有例如图12B所示示例的功能的机制可以用于引入更复杂的曝光模式。利用这个机制，角度508可以在一EC期间改变以产生多个曝光模式。例如，角度508可以在EC的前一半加大，在EC的后一半减少。这产生3个不同曝光的曝光模式(应当理解通过扇区506曝光的区域的边界不锐利，并且这些边界的宽度依赖于角度508和相对于准直仪的旋转速度改变这个角度的速度)。

还应当理解，本发明的任何准直仪可以在EC以可变的速度旋转并影响曝光的几何形状。例如，图5的准直仪500可以在EC的前180度以一个速度旋转，在EC另一个180度以两倍速度旋转。在此示例中，在EC的前一半期间通过扇区506曝光的区域的DPP是在EC的第二半期间通过扇区506曝光的区域的DPP的两倍，在这两个半部分之间的边界DPP逐步改变。通过圆形孔径504曝光的中心区域具有第3阶DPP。其它旋转速度配置可以产生其它的曝光形状。例如在EC的3个不同部分的3个不同旋转速度将产生4个具有不同DPP的区域。

上述提供的示例提出的准直仪具有孔径，其具有包括中心圆开口结合扇形开口的类似的基本形状。使用这些示例来表示本发明的很多方面，但是本发明并不局限于这些示例。

现在参考图13A，显示了本发明的孔径的另一个示例。在此示例中，准直仪1300的孔径是由与准直仪边缘同心的圆形孔1302、扇形孔1304和位于1304相反方向(两个扇形间隔180度)的扇形孔1306构成。如果期望例如图6的环形区域(包括扇区602和604)曝光的DPP是图6的区域600的DPP的1/10，那么扇区1304和1306中的每一个可以被设置为18度，然后相对于图5的准直仪所需要的360度，准直仪1300只旋转180度就可以完成一个EC。此外，对于10fps，准直仪1300的旋转速度应当是5rps，而不是图5的准直仪500的情况下的10rps。另外，例如图5的平衡砝码510对于图13A的准直仪1300是不需要的，因为其通过自己的形状来平衡。

根据本发明的准直仪的另一个示例在图13B中提供。准直仪1310的孔径由与准直仪边缘同心的圆形孔1312、扇形孔1314、扇形孔1316和扇形孔1318构成，三个扇形间隔120度。如果期望例如图6的环形区域(包括扇区602和604)曝光的DPP是图6的区域600的DPP的1/10，那么扇区1314、1316和1318中的每一个可以被设置为12度，然后相对于图5的准直仪所需要的60度，准直仪1310只旋转120度就可以完成一个EC。此外，对于10fps，准直仪1300的旋转速度应当是10/3rps，而不是图5的准直仪500的情况下的10rps。而且，例如图5的平衡砝码510对于图13B的准直仪1310是不需要的，因为其通过自己的形状来平衡。

应当理解，用于旋转图13A和图13B示例中的准直仪的关系和方法，以及如上结合图5的准直仪示例所述的从光传感器读取像素值都可以通过本领域技术人员显而易见的调整来完全移植到图13A和图13B的准直仪示例中。例如，可以通过增加两个像素读取传感器来补充图13B的准直仪和图8的CMOS照相机像素读取传感器800，每一个像素读取传感器与图13B的2个额外的孔径扇区中的一个结合。

这些改变和比较中的一些被显示于下面的表格中，表示了3个不同准直仪示例之间特征和实施上的区别示例。

图11和图12提供了如何以扇区506的可变角度跨度508的方式实现图5的准直仪的一个示例。

图14提供了如何构造图13A的准直仪以使得可以如期望的调整扇区1304和1306的角度跨度的示例。

在图14A中显示了2个准直仪1400和1402的示例。灰色背景矩形块用于提供准直仪固体区域和孔径洞更好的显示，而其并不是结构的一部分。

图14B也是这样的。每个准直仪具有与准直仪边缘同心的环形孔构成的孔径和两个扇区孔，每个扇区孔具有90度的角度跨度，扇区间隔180度。当准直仪1400和1402中的一个放置在另一个之上并同心时，提供了图14B的组合准直仪。图14B中准直仪的孔径尺寸和形状与图13A中准直仪的孔径尺寸和形状相同。然而，在如图14B所示组合的情况下，孔径扇区1404和1406的角度跨度可以通过重置准直仪1400和1402相对于另一个的比率来改变。这可以使用上述参考图11和图12所述的任何方法来完成。

应当理解，类似的设计可以提供图13B的准直仪1310的孔径扇区和其它孔径设计的可变角度跨度。

在上述的孔径设计中，孔径形状被设计为以不变的旋转速度提供具有两个不同DPP的两个区域。

图15A表示了这种准直仪和显示对于距离该中心的不同距离r的两个级别的DPP的曝光量图示。可以设计其它孔径以提供任何期望的曝光图示。一些示例显示于图15B、图15C和图15D。图15的所有准直仪具有针对一个EC旋转360度的孔径设计。

图15的准直仪中的孔径特征可以与图13的准直仪中的孔径特征结合。这种结合的示例显示于图16，其显示了具有4种不同孔径设计的4个准直仪。在图16A中，孔径的左和右半边是不对称的，并且一个EC需要旋转360度。图16B提供可具有提供类似于(但不等同)图15C的曝光图示的孔径的准直仪，但是一个EC只旋转90度。图16C提供可具有提供类似于(但不等同)图15D的曝光图示的孔径的准直仪，但是一个EC只包括360/8＝45度旋转。图16D提供具有提供类似于(但不等同)图15D的曝光外形的孔径的准直仪，但是一个EC只包括180度旋转。

根据这些示例，应当理解本发明可以以多种设计实现，并不局限于上述作为示例提供的特定设计。

像素校正：

如上所述，对每个准直仪设计和使用具有不同DPP的像素进行归一化以提供合适的显示帧。归一化方案根据X射线曝光方式(即，准直仪的形状、速度和位置)来进行。这个归一化可以在理论参数的基础上进行。例如，参考图7和图5，准直仪500以恒定速度旋转，环形合成扇区702和704的像素接收圆形区域700的剂量的1/10(在此示例中，扇区506的角度跨度508是36度)。为了简化本示例，假设每次EC结束时(即，准直仪500完成360度旋转)从传感器读取一个帧。还假设所有传感器像素对图象增强器输出具有相同的响应，而图象增强器具有均匀的响应，以及来自X射线管的X射线是均匀的。像素之间唯一的内建(即，系统级的)差异来源来自于准直仪和其运行的方式。在此示例中，基于系统设计的归一化将是像素乘以用于补偿DPP差异的一个或者两个因子。

在一个归一化示例中，环形合成扇区702和704的像素值可以乘以10。在另一个归一化示例中，圆形区域700的像素值可以乘以1/10。在另一个归一化示例中，环形合成扇区702和704的像素值可以乘以5，而圆形区域700的像素值可以乘以1/2。应当理解，在本发明的说明、解释和举例中，乘和除是等同的，也就是说，类似于“乘以1/10”的表达式完全等同于“除以10”的表达式，无论何时提到乘以一个值，其也意味着可选地除以其倒数值，反之亦然。这也适用于公式中使用的乘和除符号。例如A/B也表示A·C，其中C＝1/B。

上述的示例相对简单，因为归一化方案结合具有两个已知DPP的2个已知的区域。对不同的准直仪或者准直仪运动方案来说，情况可以变得更加复杂。

在下面的示例中，对准直仪500的旋转引入改变。即，使用可变的旋转速度替换恒定的旋转速度，如的下表中对于一个EC(如果是准直仪500：360度)提出的：

扇区号	EC范围(度)	角度旋转状态
			1	0-150	恒定速度1

2	150-180	恒定正加速度
			3	180-330	恒定速度2
4	330-360	恒定负加速度

这个旋转模式结合图象像素的卷积，特别是加速扇区，使其更难于估计归一化因子。

在图15C和图15D的准直仪示例中，多个“像素环”(离中心一固定距离的像素)需要合适的归一化因子。归一化因子的理论估计中未包括的系统制造公差可能导致错误，其将在显示器118显示的图象中显示为环模式/图案。

以下的校准方法提供了无需因子的理论估计并补偿了制造公差的校准。

在此示例中，本发明的任何准直仪都可以使用，也可以使用对每个EC来说是固定的任何旋转模式。

多帧X射线成像系统被设置为包括与成像处理相关的所有固定组件(X射线管，期望的X射线操作模式，即电压和电流，可能的X射线滤波器，准直仪，病床，图象增强器，照相机)，但是不包括任何可变部分(患者，操作者双手和工具)。

根据这个校准方法，所需的准直仪以期望的模式旋转。获得一组原始帧(使用上述任何方法)。原始帧是区域712(图7)的所有像素的一个或者多个整数个EC中得到的帧，没有对像素进行任何操作。得到的原始帧的数量应当足够以在平均原始帧获得相对好的S/N，平均原始帧为得到的原始帧的平均。具有比原始帧的S/N高10倍的平均原始帧通常是足够的，而这可以通过获取100个原始帧的平均来得到。应当理解，根据期望的归一化帧的质量，可以使用更多或者更少原始帧。

一个平均原始帧在X射线关闭时创建，另一个在X射线打开时创建。对于此示例，假设用于显示目的的每个像素的亮度值范围从零到255。还选择显示在5-250范围中的理论无噪声帧(最黑的无噪声像素显示于值5，最亮的曝光的无噪声像素显示于值250。这使得将像素值带到范围0-4和251-255的噪声将其统计显示贡献给所显示的帧)。

原始帧j的每个像素i的校正Pij(在此示例中j是帧数索引)使用X射线打开得到的平均原始帧的像素的值Ai，和使用X射线关闭得到的平均原始帧的像素的值Bi来计算，以产生校正的像素Dij，如下所示：

(公式1)Dij＝(Pij-Bi)·(245/Ai)+5

在另一个较为简单的方法中，校正可以忽略在黑暗和明亮级的噪声视觉方面，并简单地如下所示的校正显示范围0-255：

(公式2)Dij＝(Pij-Bi)·(255/Ai)

应当理解上述建议的校正是线性的，其最好地工作于图象增强器和照相机具有相对线性响应的系统。

对于非线性响应的系统，可以使用更复杂的校正方案，例如双线性校正。在此示例中，像素值的范围粗略地被划分为两个范围。X射线的电流可以被减少，例如为其常规操作模式的1/2，以使得DPP减少1/2。可以理解，减少的电流级别依赖于非线性的性质，而最佳的双线性校正可能要求不同于1/2的X射线电流。还应当理解，DPP还可以以其它方式减少，例如通过将铝板放置于准直仪后。

在此示例中，利用1/2的X射线电流，获得另一组原始帧。应当理解，对于特定的应用，这些原始帧的S/N低于的标准X射线电流的原始帧的S/N。这可以通过使用更多原始帧，例如200个原始帧，来产生1/2的X射线电流的平均原始帧来补偿。假设Mi表示1/2的X射线辐射打开时得到的平均原始帧的像素值。

在此示例中公式2的校正示例如下所述的实现：

对于Pij小于或等于127

(公式3)Dij＝(Pij-Bi)·(127/Mi)

对于Pij大于127

(公式4)Dij＝(Pij-Bi)·(255/Ai)

应当理解，Mi的X射线电流可以设置为不同的级别(例如，对于特定应用是标准电流的1/4)，并且公式为以下的形式：

对于Pij小于或等于63

(公式5)Dij＝(Pij-Bi)·(63/Mi)

对于Pij大于63

(公式6)Dij＝(Pij-Bi)·(255/Ai)

还应当理解，如果像素的非线性类似于在系统操作范围内不同的像素(即非线性响应中的区别相对很小)，非线性的校正在大多数情况下是不需要的。如果应用不要求线性响应，而只期望减少显示帧上的像素响应非均匀性效应，那么可以忽略非线性校正。如果忽略所有的像素校正而导致的噪声模式不干扰应用，那么所有的像素校正都可以忽略。根据应用，校正可以不同的复杂程度(线性，双线性，三线性，多项式插值等等)进行，或者完全不用。

可变的ROI和可变的旋转速度分布：

在上述的示例中，说明了具有不同旋转速度的不同旋转分布。在下面的示例中，将在图象的ROI的背景下说明可变的速度的旋转分布。在上述的准直仪示例中，中心圆形区域(例如，图6的600和图7的700)作为ROI，因此比接收较少DPP的环形扇区702和704接收更多DPP。这是常见的情况，并且通常图象的中心区域也是ROI，图像的較重要的部分位于其中。较高DPP导致本区域的S/N较高，因此在那个区域提供更好的图象质量(例如，更好地可分辨的细节)。一般來說，在例如导管插入过程期间，在此過程中移动病床以保持导管在区域700的范围内。然而，有时候图象中的最感兴趣的区域移动到区域700之外。例如参考图17A数字标号1700所示的区域。这可以是多种原因的结果，例如(1)导管顶端移动到区域1700，而患者没有移动以将导管顶端带到区域700，(2)操作者由于任何原因在查看区域1700。这个新ROI信息可以以多种方式反馈以作为系统的输入，包括自动跟随导管顶端或者使用眼球跟踪设备(例如来自加拿大安大略省Kanata的SR研究有限公司的Eyelink1000)跟随操作者查看的区域，以指示将与用户的注视点结合的期望的ROI位置，或者通过使用计算机鼠标指示期望的ROI位置。

利用孔径扇区702的角度跨度和准直仪的恒定旋转速度，环形外部区域700的DPP是环形内部区域700的DPP的1/10，而环形外部区域700的S/N是环形内部区域700的S/N的1/101/2，这导致较低的图象质量。为了克服这个问题并如本发明的基础示例中保持准直仪500的1/10秒的EC的10fps的显示帧的刷新速率，旋转分布配置可以被修改以使得包含区域700的扇区1702(图17B)中的准直仪旋转速度减少为均匀速度的1/10，而在EC的其余部分的旋转速度被增加以保持1/10秒的EC。

现在参考图17B和图30中相应的流程图利用实际数字举例来进行说明。

假设正好包括区域1700的扇区1702的角度跨度是54度(步骤3000)。扇区1702的第一边缘是1702A，其位于63度的角度位置，而扇区1702的第二边缘是边缘1702B，其位于117度的角度位置。即扇区1700以90度的角度位置为中心。

在步骤31010中，准直仪500的所减少的旋转速度针对区域1702而被计算，那将导致区域1702具有与区域702相同的S/N。

在此示例中，当扇区702的边缘702A达到63度的角度(1702A的位置)时，准直仪500的旋转速度减少至1rps。这个旋转速度被保持至扇区702的边缘702B到达边缘1700B的位置(117度)。从这点开始，准直仪500的旋转速度再次增加。在步骤3020中，在区域704中准直仪500所增加的旋转速度被计算，这将补偿在区域1702中的速度变化，使得全部rps是未变化的。为简单起见，假设加速度和减速度非常高，并且因此加速时间和减速时间在此示例中可以忽略。对于上述说明，准直仪500旋转配置包括在速度1rps的54+36＝90度(EC旋转的1/4)。为了补偿这个和在平均10rps完成EC，准直仪500的旋转速度在EC旋转剩余的3/4必须增加至Xrps，满足以下公式：

(公式7)1rps·1/4+Xrps·3/4＝10rps

因此

(公式8)Xrps＝(10rps-1rps·1/4)/(3/4)＝13rps

也就是说，在EC剩余的270度旋转期间，旋转速度应当是13rps。

利用这个旋转配置，扇区1702暴露于与区域700相同的DPP，而区域1700的S/N也与区域700的相同。

应当理解，在扇区1702之外的扇区范围的准直仪旋转速度增加到13rps，DPP减少到低于恒定旋转速度的DPP，并为区域700的DPP的1/13。

还应当理解，在此提出的区域700仅作为示例来解释根据不同ROI几何形状的旋转配置的设计。区域1700可以在形状和位置上不同，并且有可能的是多个ROI被增加到圆形700的基本ROI上。这些改变利用与上述相同概念的配置变化来处理。

还应当理解，上述的加速度和减速度是EC的不可靠部分，也必须计算在内。假设在下一个示例中，加速度和减速度各占用45度的旋转以及它们是均匀的。在这种情况下，加速必须在边缘702A到达边缘1702A的位置之前的45度开始，减速必须在边缘702B到达1702B的位置时开始。系统所有其它参数是相同的。如果X表示180度的EC期间的旋转速度，而Y是每个45度加速/减速扇区期间的平均旋转速度，那么必须满足以下公式来保持0.1s的EC(或者10rps的平均旋转速度)：

(公式9)1rps·1/4+2·Yrps·1/8+Xrps·1/2＝10rps

假设在1rps到10rps之间加速度和减速度不变，Y＝(1+10)/2＝5.5，在180度期间的高旋转是16.75rps。

应当理解，上述的示例中提出的这个方法还可应用于其它加速配置，其它准直仪和其它操作方式(例如不同的fps速率)。还应当理解，上述的像素校正方法也完全可用于不同旋转速度配置。

对于不同图象区域的不同刷新速率

上面已经提出(用图5的准直仪500示例和10rps的准直仪恒定旋转速度和10fps显示帧刷新速率的操作模式)图7的圆形区域700的DPP比扇区702和704构成的环形区域(简称为“环”)的DPP高10倍。因此，区域700的S/N也比环形区域的S/N好1/101/2。整个图象120(图2)的刷新速率是相同的：10fps。整个帧的时间分辨率是0.1秒。在之前的示例中，每个显示帧是从来自照相机116的一个帧的数据构造出来的。显示器118上的区域200等同于传感器上的区域700。区域200的DPP比区域202的DPP高10倍，以及区域200的S/N也比环形区域202的S/N好1/101/2。在准直仪的每个EC，数据从传感器714读取，然后被处理并显示于显示器118。完整图象120被每0.1秒刷新一次。

在本发明下面的示例中，期望改进环202的S/N。

在第一个示例中，虽然每0.1秒刷新一次区域200并利用从传感器714读取数据，环202只在每1秒刷新一次。在这1秒期间，从传感器714接收的环202的像素的数据被用于产生之前10个帧的总和的环形图象。在一简化的形式中，索引j＝1到10的所有10个帧都被存储。然后对于环202的范围中的每个像素i，计算值的总和：Pni＝∑pij。然后校正和显示Pni，其中n是每10个帧组的索引号。因此对于j＝1到10，总和帧的像素是P1i。对于j＝11到20，总和帧的像素是P2i。对于j＝21到30，总和帧的像素是P3i，依此类推。因此，利用这个示例得到图象120的显示，其中环202的S/N类似于区域200的，虽然环202在每个单元时间接收区域200的DPP的1/10。要妥协的是，相对于区域200每0.1秒刷新一次，环202每1秒刷新一次，相对于区域200的0.1秒的时间分辨率，环202的时间分辨率是1s。

在第二个示例中，在获得和存储索引为j＝1到10的前10个帧并显示为环202的像素总和之后，以不同的方式对环202进行刷新。代替保持环202的显示1秒直至获得j＝11到20，被显示的图象在0.1秒之后如下所示的被刷新：

获得帧j＝11并将其存储以替换帧1。因此之前存储的帧1、2、3、4、5、6、7、8、9、10，后面存储的帧：11、2、3、4、5、6、7、8、9、10。以与之前的组相同的方式处理这组帧，并刷新环202。在另一个0.1秒后获得索引为12的帧并将其存储以替换索引为2的帧：11、12、3、4、5、6、7、8、9、10。以相同的方式处理这组，并刷新环202的显示。这个过程不断重复，结果环形区域每0.1秒被刷新，与区域200相同。环202的时间分辨率仍然是1秒，相对于区域200的0.1秒的时间分辨率。环202的S/N类似于区域200的S/N。

在第三个示例中，提出了中间方法。在第一个示例之后，替换对10个帧像素求和以及每1秒刷新一次环202，可以对每5个帧求和以及环202的刷新可以是每0.5秒一次。环202的S/N现在是区域200的S/N的1/2^1/2，但是仍然比准直仪500的基本示例的1/101/2好，并且时间分辨率仅是0.5秒，相对于本方法的第一个示例的1秒。

应当理解，在第二个示例中也可以使用中间方法，可以是替换5个帧的组中的一个而不是每次替换10个帧中的一个，即：1、2、3、4、5，然后6、2、3、4、5，然后6、6、3、4、5，依此类推。在此再次获得环202每0.1秒的刷新，但是0.5秒的时间分辨率，以及环202的S/N现在是区域200的S/N的1/2^1/2，但是仍然比准直仪500的基本示例中的1/10^1/2好。

应当理解，这个方法还可以用于不是旋转准直仪的准直仪，如图18中的一个。图18A提供了准直仪的顶部视图，图18B是图18A的c-c截面图。准直仪1800提供如本发明其它准直仪的X射线减少的类似功能。其具有孔径1802以允许那个区域中的所有辐射通过，环1806根据材料(通常是铝)和材料厚度减少通过该区域的辐射量，并且环1804具有以离中心的距离的函数而改变的厚度，在孔径1802侧开始厚度为零，在环1806侧结束环1806的厚度。图18C提供了作为距离中心r的距离的函数的示意性DPP图表。

以上假设环1806之外的辐射被完全阻拦。为了说明本示例的目的，从准直仪1800散射的辐射被忽略。对于本示例，假设通过环1806的DPP是通过孔径1802的DPP的1/10。帧速率是10fps，显示帧刷新速率是10/秒。如上面的示例中所述的，与环1806关联的图象部分的S/N是与孔径1802关联的S/N的1/101/2。为了显示其中与环1806关联的区域的S/N类似于与孔径1802关联的区域的S/N的图象，可以使用任何上述方法。

图18D提供了具有与准直仪1800关联的显示帧的显示器118的呈现。圆形1822是与通过准直仪1800的孔径1802到达的辐射相关的区域。环1824是与通过准直仪1800的环1804到达的辐射相关的区域。环1826是与通过准直仪1800的环1806到达的辐射相关的区域。应当理解，虽然图18B中的环1804示例的厚度是线性改变的，但是图18C中1814的辐射改变示例是非线性的厚度改变。也就是说，很多不同函数可以用于产生厚度1804的坡度，以适于图18B的环1800和环1806之间辐射量的期望的逐步改变。

在第一个示例中，虽然每0.1秒刷新区域1822并利用传感器714读取数据，但环1826仅每1秒刷新一次。在这1秒期间，从传感器714接收的用于环1826的像素的数据被用于产生为之前10个帧的总和的环图象。在一简化的形式中，索引j＝1到10的所有10个帧都被存储。然后对于环1826的范围中的每个像素i，计算值的总和：Pni＝∑pij。然后校正和显示Pni，其中n是每10个帧的组的索引号。因此对于j＝1到10，总和帧的像素是P1i。对于j＝11到20，总和帧的像素是P2i。对于j＝21到30，总和帧的像素是P3i，依此类推。因此，利用这个示例，得到图象120的显示，其中环1826的S/N类似于区域1822的S/N，虽然环1826在每个单元时间接收区域1822的DPP的1/10。要妥协的是，相对于区域1822每0.1秒刷新一次，环1826每1秒刷新一次，相对于区域1822的0.1秒的时间分辨率，环1826的时间分辨率是1s。

对于环1824，可以使用DPP在环1820的宽度上从1822的DPP线性减少到这个DPP(环1826的DPP)的1/10的示例。

在此示例中，可以将环1824划分为相同半径的8个环，以使得最小的环#1中的平均DPP是1822的9/10，下一个环#2中的DPP是1822的8/10，环#3是7/10，依此类推，直至最后的环#8是1822的DPP的2/10。

每当参考上述的部分(环#1到环#8)提到一个值，考虑准直仪通过那个部分的厚度变化，该值是那个部分的平均值。当目的是为了在完整的显示图象120提供相同的S/N和将时间分辨率保持为达到1秒时，对环#5(在区域1822中的DPP的1/2)和环#8(在区域1822中的DPP的1/5)可以以简单的方式来完成，这是因为区域1822中的DPP与环#5中的DPP的比例是整数。对于环#2情况相同。

在环#5的情况中，以如任何上述的方法(具有如上所述的足够的像素校正)中所述的增加2个时间上是连续的帧提供类似于区域1822的S/N。在此示例中的时间分辨率是0.2秒。

在环#8的情况中，以如任何上述的方法(具有如上所述的足够的像素校正)中所述的增加5个时间上是连续的帧提供类似于区域1822的S/N。在此示例中的时间分辨率是0.5秒。

对于其它环(#1、#3、#4、#6、#7和#8)，区域1822中的DPP与这些环中任一个的DPP的比例不是整数。因此增加整数个帧(考虑不超过1秒时间分辨率的期望了限制最多10个)的像素将超过期望的S/N或小于期望的S/N。

为了在本示例的要求下达到期望的S/N，可以使用下述方法(由图31的流程图描述)：

1.对于每个环#m，增加时间上是连续的帧的最少数量的像素，其提供的S/N等于或者高于区域1822的S/N(步骤3100-3120)。

2.执行像素校正(如上所述的偏移、归一化等等)(步骤3130)。

3.向环#m中的每个像素增加噪声，以补偿S/N高于区域1822中S/N的情况(步骤3140-3150)。

下面将参考环#1更详细地说明上述步骤。

环#1中的DPP是区域1822的DPP的9/10。环#1中的S/N是区域1822的S/N的(9/10)1/2。因此，根据上述步骤1，在环#1的区域中需要增加两个时间上是连续的帧的像素，以使得环#1中像素的S/N等于或者大于区域1822的S/N。

通过在环#1的区域中增加两个时间上是连续的帧的像素，在环#1中得到的最终的帧的有效DPP是区域1822的DPP的18/10。环#1中的S/N是区域1822的S/N的(18/10)1/2。

为了补偿过高的S/N(以及因此导致图象120中可能的视觉假象)，高斯噪声被增加到每个像素以满足公式：

(公式10)(N₁₈₂₂)²＝(N_#1)²+(N_add)²

其中N1822是对于特定对象传输的与区域1822中的特定像素关联的噪声，N_#1是与环#1的2个时间上是连续的帧的像素总和的像素(像素和)关联的噪声，其具有相同的对象传输并在像素和已经通过像素校正处理之后(在最简单的校正形式中包括将像素总和除以1.8以使有效的DPP从18/10降到10/10－与区域1822中的相同)，N_add是增加到像素和的噪声，以使其S/N达到与区域1822中的同等像素相同的级别。

在以上的示例中，由于X射线光子的数量在环#1的像素和中是区域1822的同等像素(相同对象传输)的1.8倍，像素和的噪声是区域1822的同等像素的(1.8)^1/2，而S/N也是区域1822的同等像素的(1.8)^1/2。

为了计算N_add的量，我们以以下形式使用公式10：

(公式11)N_add＝((N₁₈₂₂)²-(N_#1)²)^1/2

利用像素校正除以1.8。

使用数字：

N_add＝(1²-((1.8)^1/2/1.8)²)^1/2

N_add＝0.667

因此，通过将这个泊松噪声增加到像素和中，向那个像素提供了类似于区域1822应当理解，所有示例是在相对的基础上计算的，因此区域1822的像素是1。

应当理解，公式10中的噪声值依赖于像素值，通常是像素平均级别的平方根。

通过使用适当的调整，相同校正方法可用于环1824的所有部分。

应当理解，增加连续的帧的像素可以通过在显示帧刷新或者每次增加新的帧或者使用如上所述的FIFO方法来完成。

应当理解，将环1824分为8个部分(环#1到环#8)仅作为示例提供。部分的数量越多，环1824的S/N越均匀。然而，S/N调整不均匀性的可见度由图象的S/N掩蔽，因此，在超过一定数量的部分时，更多的部分的视觉上的贡献很低，并且可能是操作者不能区分的。因此可以在特定过程中根据图象的S/N统计分析来限制环部分的数量。

还可以将处理不均匀的DPP的区域例如准直仪示例1800的环1824的相同方法用于本发明的也产生不一致的DPP的区域的准直仪，例如图15C、图15D和图16的所有准直仪。这些方法可以用于产生不同曝光区域的任何准直仪，而不论准直仪使用什么方法，例如不同的曝光区域是否由准直仪形状、准直仪的运动或者形状和运行的结合所产生。在准直仪运动的所有情况中，相同的运动模式的周期如上所述的简化了图象的增强，但是允许上述的图象的增强不是必需的。中的同等像素的噪声。

在上述示例中，关于对应于环1806(图18A)的图像区域1826(图18D)，参考图像区域1826的基本处理来讨论：由于这里的辐射是区域1822中的辐射的1/10，可以对区域1826的最后10帧求和以产生具有与区域1822的S/N相同的S/N的已处理的1826区域。

在另一方法中，在区域1826中可以折中S/N目标以增加更少的帧。例如，可以只对5帧求和并且得到S/N，该S/N是区域188的S/N的0.71，但是，通过这样做，与对10帧求和的情况相比，通过2的因子改善了区域1826的暂时分辨率。

在该示例中，为了补偿1/2亮度的结果，区域1826的每个像素值可以被乘以2。更一般地说，如果需要对M个帧求和以得到与区域1822的亮度相结合的亮度，而对m帧求和(m可以是人以正数)，区域1826中像素的像素值应当乘以M/m。

还应当理解，所求和的帧的数目不必须为整数。例如，可以对4.5帧求和。在该示例中FRMn是最后一帧，FRMn-1是前一帧等。对最后4.5帧求和可以假设为以下形式(针对每一帧)：

SUM＝(FRMn)+(FRMn-1)+(FRMn-2)+(FRMn-3)+0.5X(FRMn-4)

亮度调整可以使用因子10/4.5。

在某些情况下，由于穿过环1806(以及也穿过1804)的辐射的光谱变化，当穿过患者时，该区域的X射线经历更低的吸收系数。因此，尽管当没有患者或者其它吸收物质出现时，针对区域1826的吸收是针对1822的吸收的1/10，当吸收对象出现时，针对区域1826的有效辐射相对于针对区域1822的有效辐射比1/10更高，例如，也可能是1/8。在这种情况下，最后几帧增加8被满足S/N和亮度标准(与区域1822的亮度相同)。这可以用于对更少的帧求和，尤其是在暗区域(高吸收系数)。

在本发明另一个示例中，当如图17A所示的区域1700的ROI偏移时，替换参考图17B所述的调整准直仪500的旋转配置，整个准直仪可以在平行于准直仪500平面的方向线性移位，以使得通过图5的圆形孔径504的X射线辐射现在集中于区域1700周围，如图19A在照相机传感器710上所示的。假设可以到达准直仪输入表面112的唯一射线是通过准直仪500的孔径(圆形孔505和扇形孔506)的射线。因此，传感器中的区域1902在图19A中被遮蔽(没有射线到达图象增强器输入112的对应区域)，只有被边界712限制的包括700、702和704的区域曝了光。曝光的区域然后在两个圆之间重叠，並且一个的中心相对于另一个偏移，如图19A由数字指示1900指示的。

本发明的这个期望的功能在此在区域1900中通过在区域700能够得到高DPP的圆形孔504和通过与图象区域的其余部分关联的只能得到孔504的DPP的1/10的扇形孔506提供。

图19B根据图19A的示例显示了图2的显示版本。

准直仪500可以使用任何通用的X-Y机械系统在X-Y平面移动(参考图1A的坐标系统126)。例如，图10C的环形静止部分1016连接至X-Y系统而不是连接至X射线管结构，而X-Y系统连接到X-Y管结构，因此使得图10C的准直仪在此示例中能够在X-Y平面移动，如图19A的示例所述的那样。

应当理解，上述的方法，例如像素校正、S/N调整、增加不同的帧的像素，完全可以应用于图19A的调整准直仪的移位的示例。X-Y移位方法可用于本发明的任何准直仪。

应当理解，沿直线移位(例如沿X轴)而不是X-Y可以以相同的方式使用，其具有在图象120的区域中可以以这种方式处理的ROI区域的局限。

X-Y机械系统可以有很多不同的设计，包括例如中国上海的上海正心公司的机动XY桌ZXW050HA02。X-Y机械系统的客户化设计是本领域常见的，并且通常被制成以满足特定应用的需要。客户化设计的X-Y机械系统的一个这种提供者是美国加利福尼亚Monrovia的LinTech。

应当理解，准直仪500的直径可以增加，以使得扇区702的长度增加至r3，如图20B所示。

图20A是图5的准直仪在此作为图20A提供，用于与图20B的准直仪作简单的对比。角度508是相同的(在此示例中是36度)，圆形孔504的直径是相同的(r1)。R3足够大以结合图象增强器输入112的完整视场，例如在参考图19所述的准直仪横向移动时。利用这个设计，图19B的完整图象区域120保持活跃，没有任何阴影(被遮蔽的)区域，例如在图19的示例中的1902。这个准直仪扩大可以在本发明的任何准直仪中实施。

对于图19的示例，其中期望的最大位移是边缘圆形孔700在一个点与图象712边缘的任何一点接触的那个点(例如图19A中1904那个点)，扇区孔期望的半径r3可以如下参考图20B被计算：

(公式12)r3＝A–r1

其中A是图象增强器输入112B(参见图3)按比例投射在准直仪平面上的直径：

(公式13)A＝B·(D1/D2)

在X-Y平面上移动准直仪的过程中，已经完全DPP曝光(通过区域504)的像素可以将状态改变为在1/10DPP曝光，因为区域504已经移动而这些像素不再包括在那个区域中。应当理解，在1秒中，像素的状态从包括在区域504中和完全DPP改变为在区域504之外和1/10DPP，考虑这个示例的操作模式，1/10DPP的10个帧已经获得，而这个像素用于显示的处理已经以上述使用最后10个帧(或者在另一个示例中在0.5秒之后的5个帧)来提供与区域504中相同S/N的方法中任一种完成了。在该1秒的转换期间，需要另一个处理来保持这个像素的S/N与其被包括在区域504中的一样。

参考图32。在步骤3200中，来自当前帧的像素被增加至像素总和，并且考虑了下一帧(步骤3210)。到目前为止所求和的帧在转换时期被合并为具有完全DPP数据的加权和(步骤3220)，其中完全DPP数据被加权以补偿新的帧的更低DPP并且保持一致的S/N。

因此，一帧进入转换，显示器将对90％完全DPP和新的帧加权求和。两帧之后，80％全部帧和两个新的帧加权求和等。完全DPP的权值减弱它的有效剂量以代表必要的DPP保持像素的S/N与其被包括在区域504中的一样。

在步骤3230中，如果执行了归一化，并且人后显示更新的图像(步骤3240)。针对全部EC的处理继续，其中与旧的完全DPP数据相比，新的帧逐渐的接收更多的权值。当已经通过10帧时，转换时期结束并且诸如如图28C中描述的方法可以开始操作(步骤3260)。

为了进一步说明，提出以下示例，在此示例中，利用0.1秒的刷新速率和从0.1秒变化到1秒的时间分辨率实现以下过程，其中N是那个像素最后一个完全DPP帧的索引：

1.在时刻0，显示帧N的最后完全DPP数据的100％的像素。时间分辨率是0.1秒。

2.在时刻0.1秒，显示帧N的最后完全DPP数据的90％和帧N+1的新DPP数据的100％的加权和的像素。

3.在时刻0.2秒，显示帧N的最后完全DPP数据的80％、帧N+1的DPP数据的100％和帧N+2的DPP数据的100％的加权和的像素。

4.…

5.…

6.…

7.…

8.…

9.…

10.在时刻0.9秒，显示帧N的最后完全DPP数据的10％和每个帧N+1、N+2、。。。、N+9的新DPP数据的100％的加权和的像素。

11.在时刻1.0秒，显示帧N的最后完全DPP数据的0％和每个帧N+1、N+2、。。。、N+9、N+10的新DPP数据的100％的加权和的像素。时间分辨率现在改变为1秒。

12.继续上述的方法来为1/10DPP区域改善图象。时间分辨率为1秒。

应当理解，在以仅1fps的速率刷新1/10DPP像素的方法的情况下，最后的完全DPP数据在像素改变为1/10DPP曝光之后呈现1秒，然后最后10个1/10DPP的帧的平均值将用于刷新像素。

在像素以相反的方向改变状态的情况下，即从1/10DPP区域改变至完全DPP区域，这个转换是即时的，在状态改变之后的第一个0.1秒，就利用完全DPP的第一个0.1秒针刷新所显示的图象。

应当理解，如参考图1A所述，上述的方法还可用于相对高频的脉冲的X射线。术语“相对高频”是相对于准直仪设计和操作模式而言。在图5的准直仪500示例中，具有36度的扇区角度跨度和10rps的旋转，脉冲频率应当至少在频率100/s，以使得在帧的每个36度区域至少有一个X射线脉冲。为了简化像素校正方式，还期望X射线脉冲频率应当是最小频率的正整数倍。在此示例中：200/s、300/s、400/s，依此类推。在此示例中，1000/s(最小频率的10倍)可以被认为是相对高频。

应当理解，没有准直仪是对X射线完全不透射的，而准直仪被构造为在不透射部分阻挡大部分X射线。利用0.25mm(类似于铅的)的HVL(半值层)，3mm厚度的准直仪允许入射X射线辐射的0.5^(3/0.25)＝1/4096通过(无散射)。术语“基本不透射”将用于说明这些实际的准直仪。在此所述的大部分准直仪是由基本不透射的区域例如图5的518和孔径或者洞(例如图5的504和506)构造而成。例如图18的准直仪示例是不同的，因为除了基本不透射区域1806和孔径1802之外，它们还包括半透射区域(例如图18A的1804)。

根据本发明的准直仪可以例如独立地或者与另一个准直仪一起装配于X射线系统，以使其设计为限制X射线到达图象增强器的输入区域112的一部分。

本发明的准直仪和其它准直仪可以沿X射线路径以任何顺序放置。区域112的曝光部分是X射线阻挡路径中所有准直仪的重叠区域的余下部分。在这个顺序设置的设计中，每个准直仪距离X射线源的距离和距离区域112的距离需要结合准直仪的几何形状来考虑，如上述那样，以获得期望的功能。

使用动态ROI和眼球跟踪器来进行图像优化

在另一示例中，上文中任何准直仪的示例和图像处理的示例(以及这里上文没有描述的示例)可以与眼球跟踪器一起用于进一步增强用户多感知的图像。

在典型的多帧X射线成像系统中，典型地，定义以图像的中心为中心的区域来确定哪些通常被称作图像的亮度。有时，也基于该区域确定图像的对比度。典型地，该区域比整个图像小，但是其也可以是与整个图像的尺寸相同的区域。

基于该区域的图像内容，可以确定各种与图像质量相关的参数来为用户优化图像，诸如：

1.当前X射线管(以连续的或脉冲模式)

2.X射线管峰值千伏电压(PKV)

3.X射线脉宽

4.AGC(自动增益控制)，模拟或数字

5.在各种函数中实施的图像的色调校正或色调调整，该各种函数诸如亮度、对比度、伽马、补偿、增益、n次线性函数、非线性函数等。

根据该区域中的内容优化图像的一个示例是识别该区域中10％最亮象素，计算这些像素的平均值并且调整增益(每个像素值乘以常数因子)以使平均值被设置为8比特显示系统的级别240，该8比特显示系统提供0至255的显示级别。

使用所定义的区域的图像数据的这种参数变化的典型的结果是在那个区域中的图像针对用户的视觉感知而被优化为所述图像的内容，而该区域之外的图像部分针对用户的视觉感知而可能不能被优化。

例如，肺可能出现在优化区域内。由于肺对于X射线是相对明显的，减少辐射的优化操作使得肺以期望的亮度出现。因此，附近的脊柱在优化区域的外侧，将会出现模糊并且细节的能见度可能会丢失。在本技术中为了克服这个，患者移动指导脊柱在优化区域中并且对脊柱进行优化，使其亮起来。但是现在，肺太亮了而图像中的肺细节被衰减。这种冲突可以使用诸如上文描述的X射线操纵准直仪与眼球跟踪器来解决。

根据本发明，为了增强/调整ROI内和边缘的强度(并且获得合适的图像质量)并且保证某些特征(例如，内支架、器械或骨骼)出现并且清晰可见，X射线管的输入参数可以是自动控制的或者通过用户手册设置。

在本示例中，ROI不是静态的反而跟随着用户的眼睛凝视坐标(而动)。眼球跟踪器在屏幕上提供一连串用户的凝视点(x，y)。随着准直仪的补充调整，ROI移动至这些坐标，并且对包含在用户正在凝视的ROI内的图像进行优化。

因此，在用户正盯着的区域内优化图像，并且在那，用户需要任何时间的最佳图像而不需要手动调整或补偿自动图像优化函数。

应当理解，该函数可以在整个过程中使用或者仅仅在所期望的区间过程的期间使用。

按照ROI内容使用上文提到的任意参数或者修改图像中像素所显示的值的其它参数可以对图像进行优化。

应当理解，ROI不需要以凝视点为中心。当ROI被选择以使其包含凝视点时，也可以进行所期望的优化。

应当理解，在没有上述任意示例的准直仪和任意示例的图像处理的情况下，上述优化方法也可以被实施。该方法可以被应用于多帧X射线成像系统，该系统主要使用在图像增强器输入112的视场之外的均匀DPP。眼球跟踪器被增加至这种多帧X射线成像系统以在图像区域内检测操作者的凝视点。然后如上文所述，为包含该凝视点的图像区域进行上述优化。

使用色调校正函数进行背景图像处理

使用参考图18A至图18D的所描述的类型的准直仪的一个效果是相对于ROI(环1802)的背景(环1806)中的X射线辐射的光谱变化。使用背景滤波器减少X射线DPP的结果是相比于图像的ROI区域(简言之，ROI)，图像的那个区域中的X射线光谱的变化。这反过来导致相对于ROI的背景区域中的人体组织(或其它材质)的X射线的不同的吸收特征。在与图18A至图18D相关联的准直仪的示例中，以及也鉴于不存在患者或幻象(图1A的110)的情况下，背景区域每像素光子数是ROI中的每像素光子数的10％的示例，可以建议将每个背景像素乘以10(或者如上文所述，通过对最后10个背景图像求和)，背景图像将变为与ROI中的图像相同。这不是典型的情况。典型地，需要更复杂的色调再现函数使得背景图像看起来与ROI图像更相同。参考图21A至图21C，更详细的解释了这个。

应当理解，这里上文选择的10％是任意的并且仅作为示例。也可以选择在1％和90％之间的其它值以及高于零而低于100％的任意值。除了10％，所描述的值的调整对于本领域技术人员来说是显而易见的。

在X射线领域中使用的用于图像研究、测量、校准和评估的典型的工具是图21A所示的10步进光楔。其可以由很多种材质创建。通过在X射线路径中放置这种步进式光楔而不是图1A的患者110，获得条纹图像，与相邻台阶的像素之间的不同相比，每个矩形条纹的像素具有相对相同的值(假设相对地高S/N)。每个条纹的平均值可以被测量以产生图21B中11个点状条形的值。在该示例中，水平轴代表相对台阶厚度，数字零代表没有吸收(仅空气的一条)，数字1代表步进式光楔2100的最薄的台阶，以及数字10代表步进式光楔2100的最厚的台阶，其是最薄的台阶的10倍厚。

垂直轴代表像素值。在该示例中，选择了提供0-4095的动态范围的12比特系统。在这个示例中选择12比特系统是因为其实本领域中用于数字图像处理的著名的系统，但是应当理解，可以使用任何系统以实现本发明，本发明所采用的系统相对于其它系统对于本领域技术人员来说更简单，而本发明的范围不应该由该示例限制。

而且，在本示例中，在空气中的平均像素值被设置为4000，允许用于像素噪声的95个附加级别，并且避免在4095的高噪声数字切断。这种选择作为一种示例，并且应当理解，在这种系统中的噪声取决于X射线DPP以及根据优选的X射线特征来制造用于空气传递的值。

在该示例中，导致在背景中的X射线辐射的光谱分布变化的在背景中的X射线增强的滤波，将改变通过相同步进式光楔2100的吸收系数的特征变化。针对每一台阶合成的用于背景辐射的像素值如图21B中的11个黑条2106所示。

当通过如上文所述的对最后10个背景帧求和(或将每个背景像素乘以10)来实施背景的第一过程时，如11个带条2108中的最左侧的带条所示，在台阶中的初始处理的背景像素值变为与在台阶中的ROI像素值相同，增加最后10帧之后，该带条代表背景中台阶的平均值。

通过检查条2108和条2104，很明显，除了台阶零，剩余的所有10个2108条比剩余10个条2104具有更高值。这起因于由于图18A的滤波器的环1806而引起的在背景中的不同的吸收。例如，在ROI中台阶5的平均像素值是1419，而在初始处理的背景中该值为2005。这导致初始处理的背景图像和ROI图像之间的明显不同。

为了解决该问题，需要用于背景图像区域(简而言之，背景)的附加处理步骤。因此，如图21C的函数2112所示，参考图21B的步骤的ROI区域和背景区域的校正函数被示出。并且在这里将被称为色调校正函数。使用色调校正函数而改变图像的方法在这里将被称作色调校正。

通过针对11个条计算色调校正因子而创建色调校正函数2112，以将背景条的平均值带为与ROI区域中的条的平均值相同。每个这种因子是ROI中的平均台阶像素值与背景中的平均台阶像素值的比值。针对这些所计算的值之间的像素值，可以使用诸如立方插值的任意种类的插值法或者为11个所计算的点拟合诸如指数函数或n维线性函数的任何函数来获得因子。例如，对于初始处理的背景像素值762，其校正因子为0.44(图21C的2114中)，而对于初始处理的背景像素值2542，其校正因子为0.79(图21C的2116中)。

该示例中的色调校正涉及将初始处理的背景的每个像素的乘以图21C中的每个示例的相关因子。

图21C的色调校正函数被用于通过将初始处理的背景像素的每一者乘以由色调校正函数2112提供的相关因子(背景像素校正因子)来进一步处理初始处理的背景。

应当理解，尽管在该示例中，处理背景以使其与ROI相同，但是也可以使用相同的方法处理ROI以与使其与背景相同。也可以在背景上执行初始处理并且相对于背景在ROI上执行色调再现。只需要交换上述示例中的词语背景和ROI以得到描述的这种色调校正。

还应当理解，导致针对ROI和背景的相同台阶值的初始处理不需要色调校正。色调校正可以在没有上述初始处理的情况下而被执行，或者与例如被设计为将背景台阶零带为ROI台阶零的值的一半的初始处理一起被执行。这可以被进行，例如，在当前的10％背景辐射中增加最后5个图像而不是最后10个图像，只有色调校正函数(以相同的方式计算)不同。

使用步进式光楔计算色调校正函数

在下文的示例中更详细的示出了一种方法，以产生用于背景图像的色调校正函数以使背景图像显的与ROI的图像相同。在该方法中，将参考图33A。

该方法的第一阶段是数据收集。

为了收集数据，可变吸收幻象被用于为整个图像区域提供不同吸收级别。这种幻象可以由步进式光楔(诸如图21A中的一个)、线性光楔幻象、连续斜率函数的可变厚度幻象、随机厚度幻象或者在图像的动态范围(12比特系统中为0-4095)内可以提供足够的测量点，该足够的测量点合理地遍布动态范围以提供所期望的精确度的任何其它可变吸收幻象组成。应当理解，更均匀地遍布动态范围的台阶越多，色调校正函数的精确度将越高。10台阶的步进式光楔是用于合理的精确度的合理的选择。

可变吸收幻象(VAP)的优选材质应当是行为与活体组织相同的材质。通常假设水是活体软组织的代表。可以考虑用于提供这种幻象的与水等效的材质，诸如能够从高技术、埃尔克哈特、印第安、美国获得的塑料水(PlasticWater)。通过使用这种材质，经过滤波的背景辐射光谱和ROI光谱的数据收集更类似于活体软组织。与骨骼等效的材质也可以被用在这种可变吸收幻象中，但是本领域的技术人员应当理解，这只是软组织讨论的延伸，并且因此，其将不会在这里被更详细的讨论。

可变吸收幻象(VAP)被放置在图1A的系统中而不是患者110中。

针对给定的PKV1采集图像或图像的集合。PKV成为参数的原因是PKV依赖X射线的光谱，并且因此，针对给定的PKV计算每个色调校正曲线。所采集的图像被设计以使，在步进式光楔的示例中，每一台阶与ROI和背景的X射线光谱中的每一者一起被采集。即，台阶的一部分在ROI中而另一部分在背景中或者在一幅图像中台阶在ROI中而在另一幅图像中台阶在背景中。

现在，在该示例中，我们选择修改背景像素的值并使用ROI作为参考，并将背景调整为似乎与ROI相同。应当理解，ROI的像素的值可以被调整以将ROI促使为与背景看起来相同(或者可以使用如上述讨论的其它可替代的)，但是因为技术完全类比本示例，这里将不再详细地讨论。

为此，针对每个台阶i(包括空气的台阶零)计算2个像素组的平均值：

1.(步骤3300)在ROI中的台阶i的像素：AVGri

2.(步骤3305)在背景中的台阶i的像素：AVGbi

现在使用这两个数字(步骤3310)以针对具有级别AVGbi的背景像素计算色调校正函数：F(AVGbi)：

F(AVGbi)＝AVGri/AVGbi

在10台阶步进式光楔+一个空气台阶的示例中，提供了11个色调校正函数：

{F(AVGb0),F(AVGb1),F(AVGb2),…,F(AVGb10)}

在12比特显示系统的示例中，4096的校正值被期望以使背景中的每个可能的像素值具有校正色调校正函数值。超过上文计算的11个值的这些值可以使用任何内插和外插法而被计算(步骤3320)，诸如线性、2次或任意n次线性函数拟合或指数函数拟合等。概念是相同的，在所计算的色调校正函数中，典型地通过在校正之后，如何将背景变为与ROI相同的来估算差异。这可以使用下文的示例被示出。

针对步进式光楔提供示例表格，该表格被用于测量10台阶中的每一者加上空气台阶的函数值。

在该示例中，台阶零是没有吸收的区域，在VAP之外的区域。在该示例中，背景也已经经过初始处理(诸如，如上文的详细描述，增加最后10帧以补偿10％背景辐射)。因此，AVGr0＝AVGb0。在该示例中也设置了曝光，以使AVGr0＝4000。对于给定的PKV，通过例如，在连续多帧X射线成像系统中确定mA(milliampere，毫安)或者在脉冲X射线系统中确定每脉冲电荷(毫安秒：mAs)，其可以被进行。为了下文讨论的目的，我们将mA-0参考为指示X射线当前设置以得到AVGr0＝4000。

因此，为了得到针对0-4095的校正因子，范围319-3999需要内插法而范围0-317和4001-40095需要外插法。使用例如能够从美国Massachusetts洲Natick的MathWorks公司(MathWorks,Inc.,Natick,Massachusetts,USA)获得的matlab所提供的许多曲线拟合方法中的一者，其可以被进行。特定的拟合方法典型地取决于数据。应当理解，不是所有的台阶必须被使用以计算色调校正函数，但是，典型地，使用更多的台阶支持更好的色调校正函数。

应当理解，针对曲线拟合的目的，这种与曲线经常被期望穿过并经过点(AVGb,F(AVGb))＝(0,0))，即，当吸收器厚度是如此高而使得经由该厚度的辐射被全部阻挡，在该点的色调校正值是零。

根据上文示例，在表格中可以用两个附加的线来说明，呈现出200和无强大的相对厚度：

台阶	AVGri	AVGbi	F(AVGbi)
				200	0.00	0.03	0.0068
∞	0.00	0.00	0.00

为了更好的曲线拟合，该附加点(0,0)因此可以与测量的任意集合一起被附加使用。

应当理解，不仅仅是诸如ROI(与图18A和图18B中的滤波部分1802相对应的图18D中的1822)和背景(与图18A和图18B中的滤波部分1806相对应的图18D中的1826)的2个图像区域与上文描述的色调校正函数相关。诸如与图18A和图18B中的滤波部分1804相对应的图18D中的过渡区域1824的其它图像区域与上文描述的色调校正函数相关。在过渡区域1824的示例中，由于在环1804之上的滤波器厚度中的变量变化，X射线的光谱以与ROI中心的距离函数而逐渐变化。应当理解，所设计的用于背景1826的色调校正曲线对于过渡区域1826并不是优选地。

因此，期望将过渡区域1824划分为若干过渡子区域，在滤波之后，每个过渡子区域具有相对均匀地X射线光谱。针对每个过渡子区域计算色调校正函数(针对每个PKV)并且该色调校正函数被用于色调校正相关的过渡子区域。

在另一方法中，考虑到在特定过渡子区域中的滤波器厚度，针对特定子区域的色调校正函数可以从背景的色调校正函数中估算。例如，对于与背景的厚度接近的过渡子区域，其色调校正函数将接近于背景的色调校正函数。下表中提供了针对这种色调校正函数估算的一个示例：

步骤	背景	接近背景	接近ROI
				0	1.00	1.00	1.00
1	0.98	0.98	1.00
				2	0.93	0.94	1.00
3	0.87	0.89	0.99
				4	0.79	0.82	0.98
5	0.71	0.75	0.98
				6	0.62	0.66	0.97

7	0.52	0.58	0.96
				8	0.44	0.49	0.94
9	0.35	0.41	0.93
				10	0.28	0.34	0.92

“接近背景”和“接近ROI”的值使用下列形式的指数估算从背景值中被估算：

所估算的值＝背景值^E

其中对于“接近背景”值估算E＝0.85，对于“接近ROI”值估算E＝0.07。

许多其它估算可以被使用。指数估算合理地支持X射线在物质中的指数吸收特征。

针对一些PKV值而执行上述方法以产生针对每个这种PKV值的色调校正函数。例如在范围50PKV至150PKV中，可以产生针对50、75、100、125和150PKV的5个色调校正函数。

假如，例如，90PKV被用于患者，使用线性内插法或者任意其它内插法，色调校正函数可以是从所计算的用于75PKV和100PKV的色调校正函数中以内插值替换的。以内插值替换的色调校正函数现在可以用于使用90PKV辐射而产生的背景的色调校正。

在执行上述色调校正函数计算之后，可能遇到的常见情况是使用中的实际图像不包含空气部分并且也可能不包含相当于步骤1、2、3和4的对象。也可能，例如，在所检测对象(图1A中的患者110)中最“X射线透明”部分只到达级别2000以外或者0-4095的动态范围。在这种情况下，当前X射线可能被双倍地增加DPP以使该区域亮起来并且达到级别4000。在这种情况下，因为当前4000是在与色调校正函数的200级别相等的吸收之后差生的，初始被设计为4000的色调校正函数不再适合。

为了解决该情况，如果X射线mA是双倍的以使当前mA为2x(mA-0)，可以还使用乘以2倍X轴单元修改图21C的色调校正函数的X轴单元，以得到图21D的改进的色调校正函数。图21D的色调校正函数所使用的动态范围仍然是0-4095(4095由图21D中的虚线2120来指示)。在该范围中，如前所述，真实的色调校正值范围从0.00至大约0.71而不上升至1.00。

因此，当当前使用期间的X射线相对于色调校正函数的校正期间当前X摄像而改变时，色调校正函数的x范围(“输入范围”)可以按照上文描述的按照mA中变化的相同比例而被调整，并且然后被用于提供在当前新的X射线下提供所需要的校正。

应当理解，更加精确地确定该范围调整地是从X射线管向被检查对象所发射的X射线光子在数量上的变化。由于这通常被认为与mA的变化成合理地比例，为此，mA通常被使用。

如上文关于使用色调校正函数所解释的，色调校正函数可以在背景没有初始处理的情况下而被使用。在这种情况下，色调校正函数的计算可以再相同条件下进行，即，对用于色调校正函数的数据不实施初始处理。

使用患者的身体进行背景图像校正函数计算

在本发明的另一示例中，色调校正函数的计算可以基于实时患者数据(而不是上文所述的幻象)并且优选的为特定患者。为了描述本示例，参考图22A至图22B。图像出现在显示层中，但是这仅仅是为了方便。参考这些图进行的讨论也可以参考图像处理和典型的在12比特中使用的图像存数数据层，并且也可以参考X射线分布和检测器层(平板检测器或者图像增强器或者其它理论的X射线检测器)，与这些层相关的几何是完全地模拟参考图22A和图22B和图33B中的相应流程图所描述的这些层。

所提供的该示例具有相同的与上文示例的描述中所选择的参数，诸如：针对特定的PKV和mA进行色调函数校正，当没有患者或幻象出现为图1A的110时，背景辐射被设计为ROI辐射的10％等。用于解释本示例的重要的偏差将被明确地示出。下文描述也将采纳上文中的图18A的准直仪的简单化，即环1804宽度为零并且只考虑环中间孔1802和环1806。环1804的情形的扩展是完全模拟上文所述的扩展。

现在参考图22A。在图22A所表示的时期内，操作者凝视点2202。如上文所述，ROI2204被设置为环绕凝视点2202(步骤3330)。在ROI2204处，高辐射级别现在被指导而背景2206被曝光为ROI辐射的1/10。在主流程中，数据如上文所述的被处理(增加帧的典型的初始处理，使用乘法可选择的调整像素以及使用存储的色调校正函数的第二处理。诸如空间滤波的其它图像增强处理也可以被应用)。

在背景流程中，基于从患者110的图像中所采集的数据，色调校正函数的计算发生。

从图22A中，两种类型的数据被采集：

1.针对没有由图18A的环1806滤波的X射线光谱，ROI2202中的图像数据被采集并且被存储(步骤3335)(优选地存储为12比特但是也可能以诸如8比特的其他精确度)。

2.针对由图18A的环1806滤波的X射线光谱，背景2206中的图像数据被采集并且被存储(步骤3340)(优选地存储为12比特但是也可能以诸如8比特的其他精确度)。

现在，过一段时间后，操作者的凝视点移动至图22B的点2208。ROI跟随着凝视点并且现在被示为ROI2210(步骤3345)。

从图22B中，两种类型的数据被采集：

3.针对没有由图18A的环1806滤波的X射线光谱，ROI2210中的图像数据被采集并且被存储(步骤3350)(优选地存储为12比特但是也可能以诸如8比特的其他精确度)。

4.针对由图18A的环1806滤波的X射线光谱，背景2206中的图像数据被采集并且被存储(步骤3340)(优选地存储为12比特但是也可能以诸如8比特的其他精确度)。

使用该采集的数据，色调校正函数可以被计算。

在一方法中，针对帧中的每一者的初始处理被执行(帧求和和亮度调整)。没有初始处理的色调校正函数的另一计算方法将不被讨论，因为其已经在上文示例中被很好地解释。

在该阶段中，使用初始处理的数据，来自ROI2204的像素值(部分或全部)根据来自背景区域2214的相应的像素值被划分(步骤3370)从而为图22B的区域2214中的相应的背景像素值(输入)提供图21C的色调校正背景像素因子(输出)。

此外，使用初始处理的数据，来自ROI2210的像素值(部分或全部)根据来自在图22A的阶段所采集的数据的背景区域2206的相应的像素值被划分)从而为图22A的区域2206中的相应的背景像素值提供图21C的色调校正背景像素因子(输出)。

这为具有相应的所计算的背景像素校正因子的色调校正函数提供多个输入点的集合。由于噪声，这种设置典型地还包括相同值的输入值，具有不同的输出值。这种输出值的统计分布可以由任意方法解决，包括对输出值求平均、取中间值或任意其它方法。在该示例中采取了平均值方法。这种方法，可能的不同的输出值的多个输入值被减少为单个输入值具有单个输出值。

具有点的集合，曲线拟合可以被执行以符合该集合(优选地，也包括(0,0)点)进而基于真实的患者数据计算色调校正函数(步骤3380)。

应当理解，只有一个ROI位置可以被用于该目的，同样的，上文示例中所示出的超过2个ROI位置也可以被用于该目的。

还应当理解，使用越多不同的ROI位置，更可能得到更多用于曲线拟合的集合的点，并且因此，得到更精确的色调校正函数。

还应当理解，可以使用更多的数据来计算以改善精确度。例如，如果示例是基于10fps并且图22A中ROI的位置持续超过5秒钟，然后，可以在将凝视点移动至图22B的位置之前，从在最后5秒期间产生的所有帧中收集ROI和背景数据。以相同的方式，如果图22B中的ROI位置持续超过3秒钟，可以在将凝视点移动至图22B的位置之后，从在前3秒期间产生的所有帧中收集ROI和背景数据。

每个这种数据可以被暂时地求平均，进而减少噪声误差并且为曲线校正函数的曲线拟合提供更精确的值。

还应当理解，曲线校正函数的这种计算可以在患者的临床过程期间被计算，在ROI第一次从一个位置移动至另一位置之后立即执行第一计算，并且色调校正函数可以在任意时间间隔中使用额外累积的数据被计算。

在方法的开始处，可以使用默认的色调校正函数，在第一所计算的色调校正函数计算之后使用其代替默认的色调校正函数，并且，使用由于额外的数据而被改善的相继地所计算的色调校正函数代替每个色调校正函数。

应当理解，从多个患者收集的色调校正函数可以被用于产生可以被用于将来的患者的一个或多个“一般患者”色调校正函数。

这种数据可以随着每个额外患者而被改善，每个额外患者的数据被增加至已经存储的数据并且被一起处理。

如上文所解释的，参考色调校正函数的使用，可以在背景没有初始处理的情况下使用色调校正函数。在这种情况下，可以在相同条件下执行色调校正函数的计算，即，在用于色调校正函数的数据没有被执行初始处理的情况下。

上文已经提供，作为示例，可以将图18的环1824换分为8个相同半径步长的环，以使在最小环#1中的平均DPP为1822的9/10，下一个环#2中的平均DPP为1822的8/10，环#3为1822的7/10等直到最后一个环#8具有1822的2/10DPP。在该示例中，假设具有特定内和外半径的每个环提供不依赖图18A的角度1828的DPP。

当X射线源如图23A所示正横孔径的中心，该方法可以精确地工作。在图23A中，虚线2302标记了准直仪1800的中间层(半厚度)。穿过环1804的上表面的X射线光线(光线)2304和2306在相同点线20302处穿过环1804的上表面。这代表光线以相同的半径但是以不同的角度通过准直仪。由于X射线源正横环1802和孔径1804的中心，该对称性意味着在光线2304和2306每一者的路径中，准直仪1800的材质相同。因此，衰减相同并且不依赖于图18A的角度1828。

图23B示出准直仪1800已经移动至右边的状况。模拟光线2304的光线2308和模拟光线2306的光线2310，也以相同的半径通过准直仪1800，在准直仪1800表面处没有相同的入射角。在准直仪内，光线2308和2310的枯井不相同并且因此它们具有不同的衰减。为了克服该问题，对该现象进行考虑并且该考虑被引入至DPP计算。

在一种方法中，根据准直仪1800位置的参数对DPP进行修正。这可以使用准直仪材质的X射线吸收系数和准直仪架构来进行。由于源306至准直仪1800的距离也影响DPP与准直仪位置，该距离也可以被考虑在进一步增强精确度的计算中。

DPP计算的替换，DPP可以针对准直仪1800的不同位置而被计算并且被用作衰减数据。通过还可以作为源306至准直仪1800距离的函数的DPP的测量，精确度可以被进一步提高。

为光线的入射角减少衰减灵敏度可以由图24所示的，数字引用2312的对称的或近似对称的孔径边缘提供。使用这种设计，在准直仪材料中，光线2308和光线2310之间的路径的差异比使用图23A和23B的的孔径边缘更小。应当理解，可以对不对称于线2302的孔径边缘的每一侧进行优化设计，以最小化光线入射角的衰减灵敏度。这种优化的结果将是不对称于线2302的孔径边缘的两个表面。

现在参考示出准直仪1800的该进示例的图25。使用诸如各种厚度铝(Al)层的层来过滤X射线辐射以改变X射线辐射的光谱分布是很普遍的。这种滤波典型地(但不限于)减少X射线光谱的低能部分。图18的准直仪具有更多的材料，可以同样地进行。现在，如果图18的准直仪与又一滤波器的层一起被使用，被设计为覆盖整个X射线光束的横截面的滤波器的另一层不只提供在孔径1802的区域中所期望的结果，并且其在准直仪已经进行的基础之上，还将该结果增加至孔径1806的外面。这是不期望的。为了克服该问题，不使用覆盖整个X射线光束的横截面的滤波器，更小的过滤器2500作为准直仪1800的部分只被增加在ROI区域中。这种方式使得过滤器在孔景区与1802中按照所期望的运行，但是不再区域1806中增加额外的不期望的过滤。

现在注意图26，图26示出实施本发明的示例性系统。

典型地，在X射线系统中，以图像120为中心并具有固定位置的ROI(诸如图2的ROI200)被用于图像分析并被用于产生驱动X射线管100和修改图像120的参数。

诸如平均值、最大值和对比度的参数可以针对该区域而被计算。这些参数典型地被用于优化X射线管操作(诸如mA、mAs和KVp)。

在该示例中，眼球追踪器128被用于为X射线控制器130提供用户122的凝视坐标。不使用现有技术的固定的位置ROI，ROI根据凝视坐标而移动以便其包括凝视点或者其接近凝视点。利用这种作为凝视点函数的ROI位置的调整，分析和从ROI中计算的用于驱动X射线管和修改图像120的参数是从根据凝视点而被定位的ROI中得出而不是固定的ROI中得出，固定的ROI有时可能远离凝视点并且不代表与凝视点相关的图像信息。

例如，图像的中心可能主要包括构成图像的暗部分的骨骼(诸如脊椎或胸骨)，并且图像120的侧边主要包括图像的亮部分的肺。使用固定中心的ROI，X射线参数和图像调整(诸如亮度、对比度和色调校正)可以被调整以便中心图像将变的清晰。这种调整可能向ROI外面的肺区域驱动过量的X射线并且还可能将肺区域的亮度超过可接受的图像质量，导致不可使用的肺成像。当用户看向肺时，图像质量可能是无用的。在这种情况下，用户可能将患者或c形臂系统移动至新的位置以便肺进入固定位置ROI的中心。使用当前的示例，作为凝视点函数的移动的ROI，当用户凝视在图像120侧边的肺时，根据对肺的需要，ROI也被移动至肺区域并且根据移位的ROI来进行X射线参数和图像调整。在该示例中，这还应当典型地，根据凝视点减少X射线强度并减少患者的曝光。

应当理解，凝视点和ROI之间的许多关系是可用的。这些关系可以包括相对于凝视点的ROI位置，相对于凝视点的ROI尺寸，相对于凝视点的ROI形状(在矩形形状中，ROI可以是在中央区域的圆形以及靠近图像的角的矩形或者假设任意其它形状，包括拱形和90度直边的组合)。ROI也可以凝视点为中心但是也可以具有相对于凝视点的可变位置。这种可变位置可能取决于凝视点、凝视点的动态和ROI的固定或可变的形状的任意组合。作为凝视点函数的ROI可以位置固定而只改变尺寸。一个这种示例是以图像120为中心的圆形ROI，其中ROI的直径根据凝视点而改变。在一示例中，当凝视点与图像120的中心的距离增加时。ROI的直径可能增加。

应当理解，在本发明的词语眼球跟踪器被用于指示可以提供与用户的凝视点相关的信息的任何设备。

在图26的示例中，应当理解，本发明不限于典型地自动提供用户的凝视点的信息的眼球跟踪器。在本发明的示例中，眼球跟踪器可以由影响ROI的位置和/或形状的任何输入设备来代替。例如，操纵杆、键盘、诸如平板电脑或智能手机的显示器的交互式显示器、手势读取设备、语音解释器或任意其它适当的设备可以被用于确定图像120的坐标关系，并且ROI位置和/或形状将根据这种输入而改变。

上文使用词语色调校正来描述色调改变。尽管在很多示例中，使用了词语色调校正，但是这并不限制“校正”的情形的示例并且所有这些示例可以在图像的任意色调改变的情形中被解释，包括诸如包括任何所期望的图像修改。词语色调校正应当被解释为可以包括任何所期望的图像修改的色调改变。

多个ROI准直仪

图18A和18B公开了具有部分透明背景(1806)和全透明ROI部分(1802)的准直仪，其中ROI的直径使区域1822(图18D)曝光且部分透明区域1806使图18D中的区域1826曝光。为简单起见，在该示例中忽略了图18A中的过渡区域1804和图18D中的过渡区域1824，但是应当理解，该示例也可以包括具有过渡区域的版本。

例如，在图34A中，在图像增强器112的输入平面处，被X射线束106全部曝光的区域3402的直径可以是12英寸。如数字显示符3404所示，ROI曝光区域可以被设计例如为全区域3402的直径的1/3，即4英寸。在1024x1024像素的图像区域的示例中，12英寸的直径被成像到大约1024个像素(图18D的1826和1824)并且ROI的直径被成像到大约1024/3＝341个像素(图18D的1822)。

在一些情况下，用户可以激活图像增强器114的缩放功能以便只有一部分的输入区域112被成像到相机116的传感器上。例如，来自输入区域112直径仅9英寸(而不是12英寸)的区域被成像在相机116的传感器。在此示例中，直径9英寸的区域被成像为1024x1024个像素的图像。用户可能期望ROI区域将仍然是所显示图像120的直径的1/3。在这种情况下，如数字指示符3406所示，输入112的3英寸(而不是像之前的4英寸)直径区域应当被曝光到341个像素以作为ROI直径。

在一示例中，ROI辐射区域的直径从4英寸到3英寸的调整可以通过将设计用于4英寸直径的ROI区域1802的准直仪1800朝向图像增强器114移动，以创建准直仪1800与X射线焦点306之间的新距离来实现。如果D1是准直仪1800与焦点306之间用于4英寸直径的ROI的距离，那么为了得到3英寸直径的ROI，准直仪1800与焦点306的新距离在该示例中应当是D1x3/4。这种比例计算示例也可以用于其它ROI直径。可以使用任何机动机械系统来将准直仪1800移离或移近焦点306。应当理解，在该示例中，准直仪1800在图34A中由更一般的准直仪150代表，并且根据该示例，由准直仪150(如上文所解释的)代表的其它准直仪也可以被使用。

在另一示例中，可以根据图34B的示例和由准直仪3410所示出的来设计诸如准直仪1800的准直仪，而不是将准直仪1800移离或移近焦点306。该准直仪具有针对3个不同尺寸的ROI的3个孔。例如，每个ROI孔直径被设计为投射曝光区域的直径的1/3。例如，如果图像增强器输入区域112的直径为12英寸并且其具有2个缩放选项(9英寸和6英寸)，则孔3414的直径将是孔3412的9/12而孔3416的直径将是孔3412的6/12。对于图像增强器114的每个缩放，准直仪3410的相应区域被使用以便ROI的直径保持为图像120直径的1/3。

图34C的准直仪3420是另一允许ROI孔根据图像增强器114的缩放选项来调整的示例，其操作方式类似于准直仪3410但是具有不同的几何结构。

矩形孔3428(其也可以是相对较大的圆孔)提供准直仪区域，该准直仪区域不限制X射线并且允许这种系统的常规使用。

应当理解，诸如图34B和35C的这些具有多个孔的准直仪也可以垂直于准直仪平面被移动，以在输入平面112上提供可变尺寸的ROI。与一个孔相比，通过结合多于一个孔尺寸和垂直于准直仪区域的移动，可以在减小的垂直移动幅度上提供更多的ROI尺寸。

随着孔尺寸的种类增加，需要较小的垂直于准直仪平面的运动范围来覆盖更多ROI尺寸。

还应当理解，图34的示例可以与参考图23、图24和图25的任何孔边缘结合。

现在参考图35A，其提供了本发明的准直仪3500的另一示例。坐标系统126存在于图35A以提供参考图1B的定向。

X射线焦点306被示出并且锥形X射线光束106被向上朝向输入区域112投射(在图35A中没有示出-参见图34A)。

平板3501、3502、3503和3504对于X射线是部分透明的。在该示例中，我们将假设每个这种平板传输30％的光束106，但是应当理解，其他传输级别也是可用的。取决于所传输的X射线光束的光谱分布的预期效果，平板3501、3502、3503和3504可以由任何合适的材料制成。例如，可以使用铜板。

虚线圈106A代表X射线圆锥体106大体在准直仪3500的平面的横截面。除了矩形的X射线光束3510以外，其余的光束(106B)强度由于平板3501、3502、3503和3504而被减小。在只有单层平板的地方，X射线光束被减小为其原始强度的30％。在两个平板重叠的区域，X射线光束被减小为其原始强度(30％x30％)的9％，在该示例，ROI3510是矩形的。如图35B所解释的，电机可以移动板3501、3502、3503和3504。

应当理解，由于X射线光谱根据滤波材料的厚度而改变，因此在2层每层允许30％的入射光束通过的情况的结果通常不是9％而是取决于原始X射线光谱及滤波器的材料。但是，在本发明的公开中，我们将假设这种关系(30％x30％＝9％)以简化本发明的描述。1层和2层的真实吸收率可以根据每个专门应用的需要而设计，并且在本公开中将被忽略。

在图35B中，机动元件的组件参考平板3501被详细说明。其它3个平板的原理与之类似。

电机3501A驱动移动螺母3501B的螺杆3501C。螺母3501B被连接至平板3501，因此能够使平板3501以箭头3501D的方向移动。因此，每个平板可以独立于其它平板而移动，如针对每个平板的双箭头所示的那样。可以用于支撑平板并且允许移动的轨道在该附图中没有示出。应当理解，这里描述的特定移动机制仅被提供以解释本发明，而本发明的范围并不限于该运动机制。

在图35B的示例中，孔3512在光束106的中心(如光束的横截面106A所示)并且其具有一定的尺寸。

在图35C的示例中，平板3503和3504在它们之间的距离不被改变的情况下被移到右边。平板3501和3502被在它们之间的距离不被改变的情况下被移到上方。因此，孔3512在不改变它的尺寸的情况下朝向X射线光束横截面106A的右上边缘移动。

在图35D的示例中，孔3512也是大体在X射线光束横截面106A的右上区域，但是平板3501和3502之间的距离被减小并且平板3503和3504之间的距离也被减小。因此，孔3512的尺寸被减小并且所产生的ROI现在变得更小。

在图35E中，孔仍然在X射线光束横截面106A的右上区域中但是平板之间的距离被再次改变以产生大的矩形，该矩形在Y方向上比在X方向上更长。ROI因此变得更大并且具有不同的形状。

在使用准直仪3500的该示例中，图像120的ROI可以不仅跨过图像120的区域被移动至期望的位置而且ROI的尺寸和长宽比也可以根据需要被改变，以补偿图像增强器114的缩放或者针对其它原因。

应当理解，尽管图35暗示一对准直仪平板被安置在相同的平面，但这并不是本发明的限制，平板对中的平板的每一者可以被放置在不同的平面。

现在参考图36，其示出当ROI存在于图像35B的位置时，在图像120的不同区域的X射线强度分布。在该示例中，在准直仪3500和输入区域112之间没有对象(患者)。因此，理想地在没有准直仪3500的情况下，在输入区域112上的X射线辐射将是均匀的。在该示例中，由于准直仪3500的关系，图像120的区域被划分为3个强度区域：3602，ROI，在那里强度为原始100％；3604(4个这种区域)，在那里强度为ROI的30％；3606(4个这种区域)，在那里强度为ROI的9％。

上文描述的背景校正方法完全适用于校正本示例中的背景，其中区域3604和3606中的每一者需要其自己的校正参数。

因此，应当理解，当前示例可以与上文描述的校正方法一起使用。还应当理解，与诸如图18和图24相关联的边缘过渡概念也可适用于面向孔3512的准直仪3500的平板的边缘。

应当理解，尽管上文参考图像增强器进行描述，但是其也适用于检测器任何检测器(包括平板检测器)。检测器的几何结构、缩放区域和ROI可以是混合性质的并且不需要是相同性质(如，圆形或矩形或其它几何结构)的。

本领域技术人员应当理解上述的方法和技术不用于限制在此提及的作为示例的配置和方法。这些仅作为示例来提供，而根据特定的设计和在设计的生产中实施的技术集合，其它配置和方法也可以用于优化最终结果。

在此上述实施方式仅以示例的形式说明，其并不限制本发明的范围。

本发明的范围完全由在此提供的权利要求来确定。

权利要求书(按照条约第19条的修改)

1.(当前修改的)一种X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；

显示器，该显示器被配置成显示所检测的图像；

用于在所显示的图像上确定患者的感兴趣区域ROI的装置；以及

准直仪，该准直仪包括用于将所述感兴趣区域ROI投影在由所述X射线源曝光的所述输入区域的所选择部分上的装置，所述准直仪可在平行于所述检测器输入区域的平面内移动，所述准直仪包括多个孔，所述多个孔具有与检测器的不同缩放因子成比例的不同尺寸，所述孔中的每一者被配置以针对检测器的相应缩放来投影所曝光区域的所述所选择部分。

2.(当前修改的)一种X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；

显示器，该显示器被配置成显示所检测的图像；

准直仪，该准直仪包括用于将所述感兴趣区域ROI投影在由所述X射线源曝光的所述输入区域的所选择部分上的装置，所述准直仪包括安装在大体与检测器输入表面的平面平行的平面内的两对平板：

形成第一对平板的第一平板和第二平板，该第一平板和第二平板被安装以使其相互面对的边缘大体彼此平行并且彼此相隔；

形成第二对平板的第三平板和第四平板，该第三平板和第四平板被安装以使其相互面对的边缘大体彼此平行并且彼此相隔；

所述四个平板在它们之间限定完全透明的间隙以用于投射所述感兴趣区域ROI，

其中所述四个平板中的每一者对x射线辐射都是部分透明的；

用于将所述平板中的每一者独立于其它平面在其平面内移动的装置，该移动的方向垂直于面对所述对中另一个平板的边缘的边缘；以及

用于通过改变至少一个像素的值以根据通过该间隙接收的图像来修改通过所述平板接收的图像的外观的装置。

3.(当前修改的)根据权利要求2所述的X射线系统，其中所述四个平板的定位被配置成创建由单个平板覆盖的第一部分透明区域和由两个平板覆盖的第二部分透明区域；以及其中所述用于修改的装置包括通过改变至少一个像素的值以将通过单个平板接收的图像和通过两个平板接收的图像调整到通过该间隙接收的图像的装置。

4.(当前修改的)根据权利要求1所述的X射线系统，所述X射线系统还包括：

图像处理单元，该图像处理单元被连接在所述检测器和所述显示器之间，所述图像处理单元被配置成根据在所述感兴趣区域ROI中的图像部分来修改显示在所述显示器上的所检测的图像在感兴趣区域ROI外的区域。

5.(当前修改的)根据权利要求4所述的X射线系统，其中所述图像修改包括针对所述图像确定色调再现函数。

6.(原始的)根据权利要求5所述的X射线系统，其中所述色调再现函数被实施为以下中的一者：亮度函数、对比度函数、伽马函数、补偿函数、n次线性函数和非线性函数。

7.(当前修改的)根据权利要求4所述的X射线系统，其中所述图像修改包括控制所述X射线源参数。

8.(当前修改的)根据权利要求7所述的X射线系统，其中所述X射线源参数从以下组成的组中选择：电流、峰值千伏电压PKV、脉宽和自动增益控制AGC。

9.(当前修改的)根据权利要求2所述的X射线系统，所述X射线系统还包括：

图像处理单元，该图像处理单元被连接在所述检测器和所述显示器之间，所述图像处理单元被配置成根据在所述感兴趣区域ROI中的图像部分来修改用于显示在所述显示器上的所检测的图像在感兴趣区域ROI外的区域。

10.(当前修改的)根据权利要求9所述的X射线系统，其中所述图像修改包括针对所述图像确定色调再现函数。

11.(原始的)根据权利要求10所述的X射线系统，其中所述色调再现函数被实施为以下中的一者：亮度函数、对比度函数、伽马函数、补偿函数、n次线性函数和非线性函数。

12.(当前修改的)根据权利要求11所述的X射线系统，其中所述图像修改包括控制所述X射线源参数。

13.(当前修改的)根据权利要求12所述的X射线系统，其中所述X射线源参数从以下组成的组中选择：电流、峰值千伏电压PKV、脉宽和自动增益控制AGC。

14.(原始的)根据权利要求2所述的X射线系统，其中所述准直仪被配置成根据检测器的缩放设定和所确定的感兴趣区域ROI来移动。

15.(当前修改的)根据权利要求1所述的X射线系统，其中所述准直仪被配置成根据所述检测器的预先设置的缩放选项来合并预先设置的位置。

16.(原始的)根据权利要求1所述的X射线系统，其中所述准直仪在垂直于准直仪平面的方向上也是可移动的。

17.(删去的)一种准直仪，该准直仪包括平板，该平板包括具有不同尺寸的多个孔，所述准直仪在与所述平板平行的平面内是可移动的。

18.(删去的)一种准直仪，该准直仪包括安装在大体彼此平行的平面内的两对平板：

形成第二对平板的第三平板和第四平板，该第三平板和第四平板被安装以使其相互面对的边缘大体彼此平行并且彼此相隔；以及

用于将所述平板中的每一者独立地在其平面内移动的装置，该移动的方向垂直于面对所述对中另一个平板的边缘的边缘。

19.(删去的)根据权利要求18所述的准直仪，其中所述四个平板中的每一者对于X射线辐射是部分透明的，并且其中所述四个平板的定位被配置成创建在平板之间的间隙的全透明区域，由单个平板覆盖的第一部分透明区域且由两个平板覆盖的第二部分透明区域。

20.(当前修改的)一种用于控制在X射线辐射区域的图像内的感兴趣区域ROI显示尺寸的方法，该方法包括：

提供X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；以及

准直仪，该准直仪包括用于将感兴趣区域ROI投影在由所述X射线源曝光的所述输入区域的所选择的部分上；

所述准直仪可在平行于所述检测器输入区域的平面内移动，所述准直仪包括多个孔，所述多个孔具有与检测器的不同缩放因子成比例的不同尺寸，所述孔中的每一者被配置以针对检测器的相应缩放来投影所曝光区域的所述所选择的部分；

将所述检测器设置到所需要的缩放；以及

移动所述准直仪以定位被配置为用于所述所需要的缩放的所述孔。

21.(当前修改的)一种用于控制在X射线辐射区域的图像内的感兴趣区域ROI显示尺寸的方法，该方法包括：

提供X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；以及

所述准直仪包括安装在与检测器输入表面的平面大体平行的平面内的两对平板：

其中所述四个平板中的每一者对x射线辐射都是部分透明的；

将所述平板中的每一者独立地在其平面内移动，该移动的方向垂直于面对所述对中另一个平板的边缘的边缘；

通过移动所述平板中的至少一者来在所述平板之间形成全透明间隙，以在所述检测器输入区域上确定所曝光的区域图像的位置和尺寸；以及

通过改变至少一个像素的值来将通过所述平板接收的图像的外观修改为通过所述间隙接收的图像。

22.(当前修改的)根据权利要21所述的方法，还包括：

图像处理单元，该图像处理单元被连接在所述检测器和所述显示器之间，所述图像处理单元被配置成根据在所述感兴趣区域ROI中的图像部分来修改用于显示在所述显示器上的所检测的图像。

Claims

1.一种X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；

显示器，该显示器被配置成显示所检测的图像；

准直仪，该准直仪包括用于将所述感兴趣区域ROI投影在由所述X射线源曝光的所述输入区域的所选择部分上的装置，所述准直仪可在平行于所述检测器输入区域的平面内移动，所述准直仪包括具有不同尺寸的多个孔，所述孔中的每一者被配置以针对检测器的不同缩放来投影所曝光区域的所述所选择部分。

2.一种X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；

显示器，该显示器被配置成显示所检测的图像；

3.根据权利要求2所述的X射线系统，其中所述四个平板中的每一者对于X射线辐射是部分透明的，并且其中所述四个平板的定位被配置成创建在平板之间的间隙中用于投影所述感兴趣区域ROI的全透明区域，由单个平板覆盖的第一部分透明区域且由两个平板覆盖的第二部分透明区域。

4.根据权利要求1所述的X射线系统，所述X射线系统还包括：

图像处理单元，该图像处理单元被连接在所述检测器和所述显示器之间，所述图像处理单元被配置成根据在所述感兴趣区域ROI中的图像部分来优化显示在所述显示器上的所检测的图像。

5.根据权利要求4所述的X射线系统，其中所述图像优化包括针对所述图像确定色调再现函数。

6.根据权利要求5所述的X射线系统，其中所述色调再现函数被实施为以下中的一者：亮度函数、对比度函数、伽马函数、补偿函数、n次线性函数和非线性函数。

7.根据权利要求4所述的X射线系统，其中所述图像优化包括控制所述X射线源参数。

8.根据权利要求7所述的X射线系统，其中所述X射线源参数从以下组成的组中选择：电流模式、峰值千伏电压PKV、脉宽和自动增益控制AGC。

9.根据权利要求2所述的X射线系统，所述X射线系统还包括：

10.根据权利要求9所述的X射线系统，其中所述图像优化包括针对所述图像确定色调再现函数。

11.根据权利要求10所述的X射线系统，其中所述色调再现函数被实施为以下中的一者：亮度函数、对比度函数、伽马函数、补偿函数、n次线性函数和非线性函数。

12.根据权利要求11所述的X射线系统，其中所述图像优化包括控制所述X射线源参数。

13.根据权利要求12所述的X射线系统，其中所述X射线源参数从以下组成的组中选择：电流模式、峰值千伏电压PKV、脉宽和自动增益控制AGC。

14.根据权利要求2所述的X射线系统，其中所述准直仪被配置成根据检测器的缩放设定和所确定的感兴趣区域ROI来移动。

15.根据权利要求1所述的X射线系统，其中所述准直仪被配置成根据所述检测器的预先设置的缩放选项来合并预先设置的位置。

16.根据权利要求1所述的X射线系统，其中所述准直仪在垂直于准直仪平面的方向上也是可移动的。

17.一种准直仪，该准直仪包括平板，该平板包括具有不同尺寸的多个孔，所述准直仪在与所述平板平行的平面内是可移动的。

18.一种准直仪，该准直仪包括安装在大体彼此平行的平面内的两对平板：

19.根据权利要求18所述的准直仪，其中所述四个平板中的每一者对于X射线辐射是部分透明的，并且其中所述四个平板的定位被配置成创建在平板之间的间隙的全透明区域，由单个平板覆盖的第一部分透明区域且由两个平板覆盖的第二部分透明区域。

20.一种用于控制在X射线辐射区域的图像内的感兴趣区域ROI显示尺寸的方法，该方法包括：

提供X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；以及

所述准直仪可在平行于所述检测器输入区域的平面内移动，所述准直仪包括具有不同尺寸的多个孔，所述孔中的每一者被配置以针对检测器的不同缩放来投影所曝光区域的所述所选择的部分；

将所述检测器设置到所需要的缩放；以及

21.一种用于控制在X射线辐射区域的图像内的感兴趣区域ROI显示尺寸的方法，该方法包括：

提供X射线系统，该X射线系统包括：

X射线源；

检测器，该检测器具有输入区域；以及

用于将所述平板中的每一者独立地在其平面内移动的装置，该移动的方向垂直于面对所述对中另一个平板的边缘的边缘；以及

通过移动所述平板中的至少一者来在所述平板之间形成全透明间隙，以在所述检测器输入区域上确定所曝光的区域图像的位置和尺寸。

22.根据权利要21所述的方法，其中所述四个平板中的每一者对于X射线辐射是部分透明的。