CN106491147B - 用于一般射线照相的快速双能量 - Google Patents

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Abstract

一些实施例与X射线源关联，X射线源配置成生成被引导朝向对象的X射线，其中X射线源要执行下列操作：(i)生成第一能量X射线脉冲，(ii)切换以生成第二能量X射线脉冲，以及(iii)切换回以生成另一个第一能量X射线脉冲。检测器可与多个图像像素关联，并且对于各像素检测器包括：X射线敏感元件，用于接收X射线；第一存储元件及关联开关，用于捕获与第一能量X射线脉冲关联的信息；以及第二存储元件及关联开关，用于捕获与第二能量X射线脉冲关联的信息。控制器可同步X射线源和检测器。

Description

用于一般射线照相的快速双能量
技术领域
本发明涉及一般射线照相，以及更具体来说涉及提供用于医疗成像和类似应用的快速双能量(“DE”)射线照相的方法和系统。
背景技术
一般来说，由X射线管所生成的X射线可穿过患者并且然后由X射线检测器来检测。所检测的X射线等级(X-ray level)然后可用来生成患者的图像。为了改进图像的质量，可利用各在不同能量级的X射线的两次曝光。此类方式称作“双能量”射线照相。
双能量射线照相的一个目的是要得到图像，其通过利用在这些不同能量谱的两个扫描来增强图像内的对比度分隔。例如，双能量方式可促进骨信息或软组织信息的提取—或者分隔任何两种不同的任意材料。还存在双能量能够改进冠状动脉钙检测(其是心血管病的指标)的证据。然而注意到，需要生成两个图像(低能量和高能量)，并且可存在两个图像之间因X射线管切换和检测器读出时间引起的延迟(例如150 ms延迟)。这可能因在那个时间段中的患者/解剖运动（motion）而引起两个图像之间的未配准，其能够引起最终图像中的模糊和/或伪影。
因此，设计提供改进的双能量切换和能量捕获的设备和方法会是期望的。
发明内容
按照一些实施例，X射线源配置成生成被引导朝向对象的X射线，其中X射线源要执行下列操作：(i) 生成第一能量X射线脉冲，(ii) 切换以生成第二能量X射线脉冲，以及(iii) 切换回以生成另一个第一能量X射线脉冲。检测器可与多个图像像素关联，并且对于各像素检测器包括：X射线敏感元件，用于接收X射线；第一存储元件及关联开关，用于捕获与第一能量X射线脉冲关联的信息；以及第二存储元件及关联开关，用于捕获与第二能量X射线脉冲关联的信息。控制器可同步X射线源和检测器。
一些实施例包括：用于由X射线源生成第一能量X射线脉冲的部件；用于切换X射线源以生成第二能量X射线脉冲的部件；用于切换回X射线源以生成另一个第一能量X射线脉冲的部件，其中检测器与多个图像像素关联，并且对于各像素包括：X射线敏感元件，用于接收X射线；第一存储元件及关联开关，用于捕获与第一能量X射线脉冲关联的信息；以及第二存储元件及关联开关，用于捕获与第二能量X射线脉冲关联的信息；以及用于由控制器来同步X射线源和检测器的部件。
本文所描述的一些实施例的技术效果可以是图像信息的改进和准确捕获。实施例可与系统和/或存储用于执行本文所描述的方法的任一种的指令的计算机可读介质关联。
提供了技术方案1：
一种系统，包括：
X射线源，配置成生成被引导朝向对象的X射线，其中所述X射线源要执行下列操作：(i) 生成第一能量X射线脉冲，(ii) 切换以生成第二能量X射线脉冲，以及(iii) 切换回以生成另一个第一能量X射线脉冲；
检测器，与多个图像像素关联，对于各像素所述检测器包括：
X射线敏感元件，用于接收X射线，
第一存储元件及关联开关，用于捕获与所述第一能量X射线脉冲关联的信息，以及
第二存储元件及关联开关，用于捕获与所述第二能量X射线脉冲关联的信息；以及
控制器，用于同步所述X射线源和检测器。
提供了技术方案2：如技术方案1所述的系统，还包括计算机，其配置成：
获取与所述第一和第二能量X射线脉冲关联的成像数据；以及
从所述成像数据中来重构至少一个图像。
提供了技术方案3：如技术方案1所述的系统，其中，所述第二能量X射线脉冲与所述第一能量X射线脉冲相比与更高的电压电平关联。
提供了技术方案4：如技术方案1所述的系统，其中，所述第一和第二存储元件包括电容器C1和C2。
提供了技术方案5：如技术方案4所述的系统，其中，所述X射线敏感元件包括具有比C1和C2的电容明显更低的电容的光电二极管，以实现到C1和C2的快速和充分完全的电荷转移。
提供了技术方案6：如技术方案4所述的系统，其中，所述X射线敏感元件是针形光电二极管。
提供了技术方案7：如技术方案4所述的系统，其中，C1和C2的所述电容基于低能量和高能量X射线脉冲的动态范围要求来选择。
提供了技术方案8：如技术方案4所述的系统，其中，C1和C2的一个端连接到公共参考电压，C1和C2的另一个端经过第一开关和第二开关连接到所述像素的输出，并且对于各像素，所述检测器还包括：
复位开关，将所述像素的所述输出连接到已知复位电压，
放大器，具有连接到所述像素的所述输出的输入，以促进充分低的电子噪声以及从所述像素的充分快速读出，
第一开关，耦合在C1与所述像素的所述输出之间，以及
第二开关，耦合在C2与所述像素的所述输出之间。
提供了技术方案9：如技术方案4所述的系统，其中，所述检测器具有读出模式操作，使得C1在C2被读取的同时进行充电，以及C2在C1被读取的同时进行充电，并且对于各像素还包括：
第一开关，将C1连接到所述像素的输出，
第二开关，将C2连接到所述像素的所述输出，
第三开关，将C1连接到所述放大器的所述输入，以及
第四开关，将C2连接到所述放大器的所述输入。
提供了技术方案10：如技术方案4所述的系统，其中，对于各像素，所述检测器还包括：
晶体管，使得所述像素的所述输出以对数方式响应于所述光电二极管的光电荷，其中参考电压用来控制引起加权因子的对数放大器的增益。
提供了技术方案11：如技术方案4所述的系统，其中，对于各列，所述检测器还包括：
减法元件，使得所述像素的所述输出与C1中存储的电荷和C2中存储的电荷之间的差关联。
提供了技术方案12：如技术方案4所述的系统，其中，将加权因子应用于C1中存储的电荷和C2中存储的电荷的至少一个。
提供了技术方案13：如技术方案10所述的系统，其中，至少一个加权因子基于骨密度和软组织密度的至少一个来选择。
提供了技术方案14：一种方法，包括：
由X射线源生成第一能量X射线脉冲；
切换所述X射线源以生成第二能量X射线脉冲；
切换回所述X射线源以生成另一个第一能量X射线脉冲，
其中检测器与多个图像像素关联，并且对于各像素包括：X射线敏感元件，用于接收X射线；第一存储元件及关联开关，用于捕获与所述第一能量X射线脉冲关联的信息；以及第二存储元件及关联开关，用于捕获与所述第二能量X射线脉冲关联的信息；以及
由控制器同步所述X射线源和检测器。
提供了技术方案15：如技术方案14所述的方法，还包括：
获取与所述第一和第二能量X射线脉冲关联的成像数据；以及
从所述成像数据中来重构至少一个图像。
提供了技术方案16：如技术方案14所述的方法，其中，所述第二能量X射线脉冲与所述第一能量X射线脉冲相比与更高的电压电平关联。
提供了技术方案17：如技术方案14所述的方法，其中，所述第一和第二存储元件包括电容器C1和C2。
提供了技术方案18：如技术方案17所述的方法，其中，所述光电二极管包括具有比C1和C2的电容明显更低的电容的针形光电二极管，以实现到C1和C2的完全电荷转移，以及C1和C2的所述电容基于低能量和高能量X射线脉冲的动态范围要求来选择。
提供了技术方案19：一种系统，包括：
X射线源，配置成生成N个成像条件，其中N > 2，并且所述成像条件与下列至少一个关联：(i) kVp，(ii) 滤波器，(iii) 角度以及(iv) mA；
检测器，与多个图像像素关联，对于各像素所述检测器包括：
X射线敏感元件，用于接收X射线，以及
N个存储元件及关联开关，用于捕获与所述第一能量X射线脉冲关联的信息；以及
控制器，用于同步所述X射线源和检测器，其中所述控制器生成多个不同投影，各投影存储在各像素的所述N个存储元件之一中。
提供了技术方案20：如技术方案19所述的系统，其中，与每个N个成像条件有关的信息在生成全部多个不同投影之前存储到各像素的所述N个存储元件中，而没有从所述检测器转移出。
附图说明
图1示出按照一些实施例的使用双能量图像获取的系统。
图2示出能量的两次曝光。
图3示出检测器定时。
图4示出双能量脉冲。
图5是按照本文所描述的一些实施例的双能量脉冲的示例。
图6示出按照本文所描述的一些实施例的双能量脉冲。
图7是按照一些实施例的双阱像素的检测器像素示意图。
图8是按照一些实施例的具有读出模式操作的双阱像素的检测器像素示意图。
图9示出按照一些实施例的定时图。
图10是按照一些实施例的对数像素的检测器像素示意图。
图11是按照一些实施例的减法电路的检测器像素示意图。
图12是与一些实施例关联的方法的流程图。
图13是可按照本文所描述的一些实施例实现的结果的示例。
具体实施方式
图1示出按照一些实施例的使用双能量图像获取的系统100。系统100包括患者105和双能量医疗成像系统110。双能量医疗成像系统110包括检测器120、用户界面130、X射线源112、图像处理模块140和控制模块160。在一些实施例中，可针对成像技术的变化快速调整双能量医疗成像系统110。
检测器120将X射线转换成数字信号。检测器120可以是例如固态检测器。检测器120可以相对快(例如在1秒之内)地调整其操作。双能量医疗成像系统110采用检测器120基于经过患者105所透射的能量，例如X射线能量来产生图像。
用户界面130允许用户输入配置信息。配置信息可包括诸如患者信息、解剖、视图和其他技术的信息，例如kV、mA和曝光时间。双能量医疗成像系统110可基于来自用户界面130的用户输入来配置。
图像处理模块140利用检测器120从双能量医疗成像系统110来接收患者105的图像。图像处理模块140可处理通过高和低能量所拍摄的图像，并且生成软组织和骨图像。图像处理模块140还可处理软组织图像和骨图像，并且将它们转换为向内科医生可呈现的最终格式。
注意到，检测器120可检测由X射线源112所生成的能量(例如低能量脉冲和高能量脉冲)的两个不同曝光。图2示出200能量的两次曝光210、212。还要注意到，通过按照本文所述的一些实施例的检测器的改进速度，X射线源112也可需被要改进，以使DE的总扫描时间为最小。
如图2中所示的，扫描的总体时间可包括：T第一 + TD + T第二。通常，TD因相对慢的检测器读出时间而相对长，例如大约140 ms。T第一和T第二是曝光时间，并且与TD相比相对短，例如从对于120 kVp的大约10 ms和对于60 kVp的大约40 ms (注意到，这些示例可与胸部X射线图像关联，并且与腹部X射线图像关联的值可明显更长)。在60 kVp，与120 kVp相比，所需mA可能要大许多，例如大约5至10倍。但是因为TD长，所以管灯丝温度可增加，以将在60 kVp的mA保持为与在120 kVp的mA相似。灯丝温度在典型X射线管中能够在大约100 ms中改变。因此，使用典型系统的胸部X射线图像的总DE扫描时间可与下列项关联：在120 kV：2 mA，200 mA，10 ms；在60 kV：8 mA，200 mA，40 ms，TD=140 ms。T总 = 40 ms + 140 ms + 10 ms= 190 ms。注意到，在60 kVp的管mA几乎与在120 kV相同，因为管灯丝温度可在大约140 ms之内改变。
现在，通过按照本文所描述的一些实施例的新的更快的检测器，TD可明显降低，例如从140 ms降低到几ms。但是现在，管可能过慢而无法在几ms之内改变灯丝温度。因此，在60 kVp的mA将下降，这将增加在60 kVp的曝光时间。这可抵消从快速检测器所获得的有益效果的一部分。
为了避免此类结果，在一些实施例中，可以不执行灯丝温度改变，或者可缓慢地执行(不稳定的)改变。例如，在60 kVp，管可从120 kVp的mA下降。这个下降可能是例如从大约10%至大约50%，这取决于管电流。假定管电流下降20%，从200 mA下降到160 mA，则对于低kVp，曝光时间将增加。总体时间仍然可比传统慢检测器要短。对于胸部X射线图像，例如，总体时间仍然极大地改进。例如，假定在120 kV：2 mA，200 mA，10 ms；在60 kV：8 mA，150 mA，53 ms，TD为5 ms，因此总时间为10 ms + 5 ms + 53 ms = 68 ms，其与利用典型成像系统的大约190 ms相比仍然明显降低。
避免此类结果的另一种方式可以是进一步通过引入具有独立可控mA的管，来降低在60 kVp的曝光时间。mA能够利用例如在数微秒至数毫秒的范围中的相对短的时间段与kV无关地来控制。这可以是例如具有专门设计的电极或栅极(grid)的管。阴极可具有用于控制mA的独立电极，使得mA不受管kV所影响。在一些实施例中，在60 kVp，系统可可比在120kVp更多地增加mA。例如，在120 kV：2 mA，200 mA，10 ms；在60 kV：8 mA，400 mA，20 ms。TD仍然为5 ms，并且这时T总 = 10 ms + 20 ms + 5 ms = 35 ms，其在没有（或慢）灯丝温度改变被执行时短于68 ms。例如在美国专利No. 8320521和8396185、美国专利No. 8027433以及美国专利No. 8401151中描述了可与这种方式关联的管的示例。还注意到，这种解决方案对于腹部X射线图像可具有甚至更大的有益效果。
现在参照图3，示出典型检测器定时的示例300。具体来说，可获取310第一X射线图像，并且然后执行读出操作320以得到图像数据。该过程然后可根据需要而重复。然而注意到，各读出操作320可花费例如100 ms或以上。因此，在那个时间期间的患者移动可使图像数据未配准，从而引起最终诊断图像中的伪影和/或模糊。
图4示出400帧n和帧n+1的双能量脉冲。具体来说，患者可暴露于第一kVp能量脉冲410 (例如低kVp能量脉冲)，之后接着第二kVp能量脉冲412(例如高kVp能量脉冲)。注意到，不同脉冲410、412之间可以(或者可以不)存在小延迟。在两种曝光410、412之后，可获得两个独立读数420、422(各能量级一个)。注意到，在两次曝光410、412之间仍然可存在时间间隔。因此，患者进行的移动仍然能够引起偏移图像450。
按照本文所描述的一些实施例，可对一般射线照相实现超快速DE。两次曝光(高和低能量)之间的延迟可以在例如若干ms的范围中，从而引起降低的患者运动。这例如相对于心脏DE应用(例如冠状动脉中的钙检测)可以是特别有价值的。一些实施例可利用快速X射线管、快速检测器，其能够存储在所述像素的两个图像，并且可选地能够产生在像素级的DE减法。按照一些实施例，该系统可同步管X射线发射和检测器积分时间。可例如在若干ms控制两次曝光之间的延迟。这可帮助降低患者运动影响，并且改进图像质量(例如图像的空间分辨率)。在生成器中，在检测器表面的X射线通量对于高kVp和低kVp曝光可以是或者可以不是充分相同的。通常，在低kVp的mA将比高kVp mA要高3至10。例如，对于具有中等尺寸的患者的胸部DE，高kVp为120 kVp、2 mA，而低kVp为60 kVp和12 mA。如果使用200 mA的管电流，则可对高能量脉冲需要10 ms而对低能量脉冲需要60 ms。有时，低kVp在检测器可具有较少X射线通量，并且较高噪声可能产生(例如，量子噪声和电子噪声)。
按照一些实施例，X射线管和生成器可生成在不同kVp和mA的两个曝光（通常从50kV至140 kV）。此外，X射线管能够把来自高压生成器的电压从一个kV直接切换到另一个kV。当电压从低转变到高(或者高到低)时，电子束发射可通过阴极的栅极上的偏置电压来抑制。因此，在电压转变期间可能不存在曝光。同时，灯丝温度可需要改变以在不同kVp发射高或低mA，或者灯丝温度可保持相同，但是可改变曝光时间以调整针对不同kVp的mA。此类曝光时间改变可通过接通和关断主X射线管电压或者通过接近阴极的栅极电压来控制。在另一种方式中，管发射没有被关栅极（gridded off），并且在电压转变期间可存在少量发射(但是剂量与主曝光相比相当小)。注意到，可期望稳定管灯丝温度在第二图像期间是稳定的。如果不是的话，则可期望控制曝光时间，以维持期望的总mA。管能够在若干ms的范围中从一个电压转变到另一个电压。
按照一些实施例，两个DE kVp脉冲其中之一(例如低kVp X射线脉冲)可分离为两个脉冲。可期望两个分离脉冲的比率各为50%，但是也能够是其他百分比。一般来说，因为低kVp脉冲具有更长曝光时间，所以可期望将低kVp脉冲分离为两个脉冲。然而，也有可能分离高kVp脉冲。例如，图5是按照本文所描述的一些实施例的DE脉冲的示例500。具体来说，生成低kVp X射线脉冲510的一半，之后接着全高kVp X射线脉冲512，然后其之后接着低kVp X射线脉冲510的另一半。此外，切换全部可在读出(520、522)任何图像数据之前执行。因此，时间分隔与图4相比可降低(以及通过由患者的移动所引起的偏移图像550能够可降低)。在此类实施例中，检测器元件可具有如图7中所示的两个存储元件C1和C2。当第一脉冲510可以仅接通一半时间时，且M1开关可闭合(允许存储元件C1收集低能量图像数据)，而M2开关断开(防止存储元件C2收集数据)。该系统然后可对于全脉冲宽度512接通第二kVp曝光，其中M1开关断开(防止存储元件C1收集数据)，而M2开关闭合(允许存储元件C2收集高能量图像数据)。在与第一kVp曝光510对应的第三脉冲期间，M1开关将再次闭合，而M2开关断开。优点在于，它将降低由于曝光之间的任何患者移动引起的未配准。
另一个实施例是将两个kVp图像分离为许多个小脉冲，其被交错（interleave）和设置使得高与低kVp之间的未配准可降低。每个小脉冲可例如在若干μs至若干ms的范围中。图6示出600按照本文所描述的一些实施例的双能量脉冲。为了降低在低kVp脉冲610与高kVp脉冲612之间的移动伪影(例如，为了降低时间分隔)，在执行针对各能量级的读取620、622之前将两种脉冲610、622分离为多个较小脉冲会是有利的。来自各能量的信号对应地存储到C1和C2存储元件中。因为各脉冲很短，所以可要求X射线管kV相对快地切换，并且检测器M1和M2开关也可需要是快速的。
图7是按照一些实施例的双阱像素700的检测器像素示意图。像素700包括光电二极管710和两个存储元件：(1) 电容器C1及关联开关M1，以及(2) 电容器C2及关联开关M2。C1和M1可与例如低能量X射线关联，而C2和M2与高能量X射线关联。光电二极管710例如可实现为与C1或C2相比具有充分更低的电容的针形（pinned）光电二极管，以实现对存储电容C1和C2的快速和近完全电荷转移。注意到，电容C1和C2可设计成满足低kVp和高kVp X射线脉冲的动态范围要求。此外，开关M1和M2可实现低kVp与高kVp X射线脉冲之间的相对快速(例如小于1 μs)和有效的电荷分隔。
按照一些实施例，像素700还包括像素中放大器MA，以实现低电子噪声并且降低读出时间。按照一些实施例，像素700还可包括多个电容器及关联开关(例如100或更多电容器和开关的阵列或集合)。这个像素中存储能够实现多投影成像应用(例如层析照相或荧光照相)和/或图像粘贴应用。例如，对于快速层析照相组合（tomosynthesis）双能量应用，可存在20个图像，包括10个低能量图像和10个高能量图像。对于快速层析照相组合单能量应用，可存在具有相同X射线能量的20个图像。在层析照相组合扫描期间，各图像强度存储在对应电容器(C1…C200)中。在层析照相组合扫描完成之后，将相应地读出各电容器上存储的全部200个图像。注意到，此类像素700还可支持无线检测器(例如通过本地存储图像以便在以后读出)。复位晶体管MR可用来在从C1和C2执行图像数据读出之后使像素700复位。
因此，按照一些实施例，检测器或像素700可包括数字检测器，并且各像素700具有光电二极管710、存储电容器和晶体管，以促进读出。在各像素700，可存在两个存储电容器(存储来自一个kVp的图像信息的C1以及存储来自另一个kVp的图像信息的C2)。一个实施例在于，各电容器具有用于控制信号流的开关(M1和M2)。例如，当一个kVp X射线打开时，C1开关M1闭合，而C2开关M2断开(并且仅C1被充电)。当第二kVp曝光接通时，C1开关M1断开，而C2开关M2闭合(并且仅C2被充电)。在读出数据的时间，各开关能够与从C1和C2读出信号相似地使用。
在一些实施例中，X射线通量以及因此来自高kV和低kV曝光的信号是充分不同的。为了平衡电子信号，按照一些实施例，各C1和C2值能够基于成像协议动态地改变。电容器的改变可例如通过将多个电容器动态地集中在一起或者通过改变各单独电容器的电气性质进行。优化可帮助确保C1和C2上的电压对于高kVp和低kVp信号两者是相当的。
在另一个实施例中，仅存在一个电容器(例如C1)上的一个开关，而C2上没有开关。当执行第一kVp曝光时，C1开关闭合，使得两种电容器被充电。各电容器中的电荷的比率可与电容线性成比例(并且这个比率是已知的)。在执行第二kVp曝光之前，C2电容器复位到零。当执行第二kVp曝光时，C1开关断开，并且信号仅在C2上积分。在读出期间或之后，(因为第一曝光的信号的已知的某个百分比丢失)，该系统可按照电容器比C2/C1缩放回那个信号。C2信号已经是正确的。通过这样做，可使用更少一个开关。按照一些实施例，C2电容与C1电容相比可充分更小(例如将不同的电容器用于不同的kVp)。该系统例如可将C1用于高kVp信号并且将C2用于低kVp信号。通过这样做，可维持来自两个电容器的相当的电压电平。
除了图7所描述的东西之外，还能够实现读出模式结构，以便实现一个电容器的快速读出，同时另一电容器进行充电，其中添加了M3和M4开关。图8是按照一些实施例的具有读出模式操作的双阱像素800的检测器像素示意图。如前所述，像素800包括光电二极管810和两个存储元件：(1) 电容器C1及关联开关M1，以及(2) 电容器C2及关联开关M2。像素800还包括像素中放大器MA，以实现低电子噪声并且降低读出时间。复位晶体管MR可用来在从C1和C2执行图像数据读出之后使像素800复位。按照这个实施例，M3和M4开关可分别与M2和M1相同地定时。通过读出模式操作和快速读出电子器件，双阱像素800可按照分离脉冲的各种组合来操作。也就是说，当电荷信号存储于像素电容器时(当CMOS电容器通常呈现对地的有限电阻时)，读出模式操作能够帮助消除泄漏问题。
图9示出按照一些实施例的定时图900。具体来说，顶部曲线示出随时间的对低电压脉冲910和高电压脉冲912所收集的总体电荷。此外，底部曲线指示在相同时间段上的X射线源的电压电平950。如能够看到的，当M1闭合而M2断开时，在曝光1期间在C1中收集低kVp能量。M1然后断开而M2闭合，使得能够在曝光2期间在C2中收集高kVp能量。M1然后闭合而M2断开，使得能够在曝光3期间在C1中再次收集剩余低kVp能量。信息可从C1和C2来读取，并且像素可在传送下一脉冲系列之前复位。
图10是按照一些实施例的对数像素100的检测器像素示意图。通过添加更多一个晶体管Miso，能够使像素1000输出响应于在光电二极管1010所收集的光电荷的对数(如与从图7和图8的电路产生的线性输出相比)。具体来说，输出可表示为：
Figure 696881DEST_PATH_IMAGE001
例如在IEEE TRANSACTIONS ON ELECTRON DEVICES(Vol. 56，No. 11，2009年11月)中描述了操作像素1000以实现对数休止（repose）。这个像素处1000对数操作例如对避免需要以后在软件应用中执行此类操作能够是有帮助的。注意到，Vref和增益G可用来控制像素1000的响应性。因此，电容器电压值不再与积分X射线信号成比例，而是替代地与X射线信号的对数成比例。这通过在积分期间闭合晶体管Miso来实现。
类似地，电路可执行减法运算，以便同样地避免需要以后在软件应用中执行此类操作(改进软件应用的速度)。图11是按照一些实施例的减法电路1100的检测器像素示意图。在这个示例中，骨图像可通过从log(高 kVp 图像)中减去加权log(低 kVp 图像)从像素1110数据来构成。这可例如如下所述在像素1100实现：
Figure 676338DEST_PATH_IMAGE002
对高kVp积分并且对像素电容C1上的对数响应进行取样；
Figure 22786DEST_PATH_IMAGE002
对低kVp积分并且对像素电容C2上的对数响应进行取样；
Figure 480313DEST_PATH_IMAGE002
读取高kVp像素值，并且将它存储在列电容器CS1上；
Figure 294685DEST_PATH_IMAGE002
读取低kVp像素值，并且将它存储在列电容器CS2上；以及
Figure 179464DEST_PATH_IMAGE002
从CS1中减去取样电压CS2，以得到所产生的骨图像。
这能够对具有不同的增益集合的软组织重复进行：
Figure 446497DEST_PATH_IMAGE003
要注意，CS1可与
Figure 707715DEST_PATH_IMAGE004
关联，以及CS2可与
Figure 940375DEST_PATH_IMAGE005
关联。电路1100可与图像信息的列的像素关联。例如，信息可对图像列中的多个像素来同时捕获并且随后同时读出。在读出期间，信号的对数都可由列读出电路来读出。每个列读出电路具有两个减法电路。一个输入是来自具有放大系数的C1电压，并且另一输入是来自具有另一个放大系数的C2电压，以及输出是相减的图像。通过仔细选择放大系数，图像能够调谐以表示骨图像。在简单情况下，可能仅使用一个放大器(不是两个)。类似地，对于第二减法电路，每个C1和C2的放大可被选择使得输出是软组织图像。在另一个实施例中，仅存在一个减法电路，其首先用来处理骨图像，并且然后处理软组织图像。放大系数可按照一些实施例动态改变，其中输入基于患者信息和协议。
图12是按照一些实施例的方法1200的流程图。本文所描述的流程图没有暗示对步骤的固定顺序，以及本发明的实施例可按照可实施的任何顺序来实施。注意到，本文所描述方法的任一种可通过硬件、软件或者这些方式的任何组合来执行。例如，计算机可读存储介质可在其上存储指令，其在由机器运行时引起按照本文所述实施例的任一个的执行。
在S1210，该系统可将生成器到X射线源(其配置成生成被引导朝向对象的X射线)的输出从第一电压电平切换成第二电压电平。注意到，该系统可直接切换生成器到X射线源的输出或者“辅助切换”能量级。如本文所使用的，短语“辅助切换”包括在生成器、在切换单元、在X射线源中和/或通过任何其他部件来改变能量级的状况。
在S1220，该系统可将生成器到X射线源的输出从第二电压电平切换(或者辅助切换)回第一电压电平，其中两种切换均在成像数据的获取之前执行。注意到，具有第一能量谱的X射线可由X射线源在应用第一电压电平时生成，以及具有第二能量谱的X射线可由X射线源在应用第二电压电平时生成。
在S1210和S1220的曝光之后，计算机系统可从在第一和第二电压电平所生成的X射线中来获取成像数据，并且从成像数据中来重构至少一个图像。按照一些实施例，第二电压电平高于第一电压电平。按照一些实施例，成像数据可经由包括下列项的双阱像素来捕获和/或收集：(i) X射线敏感元件(例如光电二极管)，用于接收X射线；(ii) 第一存储元件及关联开关，用于捕获与第一电压电平关联的信息；以及(iii) 第二存储元件及关联开关，用于捕获与第二电压电平关联的信息。第一和第二存储元件可包括例如互补金属氧化物半导体(“CMOS”)电容器C1和C2。此外，光电二极管可包括具有与C1或C2相比充分更低的电容的针形光电二极管，以实现到C1和C2的完全电荷转移。C1和C2的电容可基于低能量和高能量X射线脉冲的动态范围要求来选择。按照一些实施例，像素还包括：复位开关，将像素的输出连接到已知复位电压；以及放大器（具有连接到像素的输出的输出，以促进充分低的电子噪声以及从像素的充分快速读出）。此外，如针对图8所描述的，双阱像素可具有读出模式操作，使得C1在C2被读取的同时进行充电，以及C2在C1被读取的同时进行充电，并且还包括：第一开关，耦合在C1与输出放大器之间；以及第二开关，耦合在C2与输出放大器之间。
如针对图10所描述的，双阱像素还可包括晶体管，使得像素的输出以对数方式响应于光电二极管的光电荷。如针对图11所描述的，双阱像素还可包括减法元件，使得像素的输出与C1中存储的电荷和C2中存储的电荷之间的差关联。此外，将加权因子应用于C1中存储的电荷和C2中存储的电荷的至少一个，以及至少一个加权因子可基于骨密度和软组织密度的至少一个来选择。按照一些实施例，参考电压可用来控制引起加权因子的对数放大器的增益。例如，图13是可按照本文所描述的一些实施例所实现的结果1300的说明。具体来说，结果1300包括具有正常调谐的第一图像1310、具有为软组织所修改（tailored）的调谐的第二图像1320以及具有为骨所修改的调谐的第三图像1330。
因此，一些实施例可将延迟时间降低到若干ms，其可明显降低未配准。降低患者运动的另一方面在于，实施例可降低低kVp曝光的曝光时间，因为这是促成总体时间的最长时间。通过选择优化电容值以匹配剂量，噪声能够降低。虽然一些实施例针对X射线数据来描述，但是注意到，实施例可结合层析照相组合扫描数据、荧光照相数据、图像粘贴数据和/或无线检测器来实施。注意到，DE荧光照相可在扫描期间具有多次曝光。在荧光照相上进行DE可能是困难的，因为它花费长时间通过软件来处理DE减法。通过在检测器上进行DE处理，实施例可明显降低花费来生成骨或软组织图像的时间。在检测器进行DE减法还可更进一步简化系统设计。
要理解，不一定按照任何具体实施例可实现以上所描述的所有此类目的或优点。因此，例如，本领域的技术人员将认识到，本文所描述的系统和技术可通过如下方式来实施或执行：实现或优化如本文教导的一个或一组优点，而不一定实现如本文可能教导或提出的其他目的或优点。
例如，虽然许多实施例针对DE系统来描述，但是注意到，实施例可与单能量层析照相组合成像系统结合使用。例如，该系统可包括：扫描架（具有用于接纳待扫描对象的开口）；以及X射线源，配置成生成被引导朝向对象的X射线。在扫描期间，X射线源将经由预定义轨迹从起始位置移动到结束位置。检测器在扫描期间可以或者可以不移动。该系统还可包括双阱像素的集合，各像素包括：(1) 光电二极管，用于接收X射线；(2) 多个n个存储元件及关联开关，用于捕获与X射线关联的信息，其中存储元件包括电容器C1至Cn；以及(3)计算机，用于从双阱像素的集合中来获取成像数据，并且从成像数据中来重构至少一个图像。例如当X射线源是单能量X射线源或DE X射线源时，此类设置可能是有帮助的。在任一种情况下，n可包括例如从10至100的整数值。
作为另一个示例，本文所描述的实施例可用来动态调谐像素中的C1和/或C2。例如考虑包括X射线源的系统，X射线源配置成生成被引导朝向对象的X射线，包括具有第一能量谱的X射线的第一脉冲以及具有第二能量谱的X射线的第二脉冲。此外，该系统还包括双阱像素，其包括：(1) x射线敏感元件，用于接收X射线；(2) 第一存储元件及关联开关，用于捕获与第一能量谱关联的信息；以及(3) 第二存储元件及关联开关，用于捕获与第二能量谱关联的信息，其中第一和第二存储元件包括电容器C1和C2，以及C1和C2的电容至少部分基于第一和第二能量谱来选择。这可例如使用电容器C1至Cn的库来实现，其中电容器的库的至少一个子集被动态选择以创建C1和C2的至少一个。
虽然本文仅说明和描述了本发明的某些特征，但本领域的技术人员将会想到许多修改和改变。因此要理解，所附权利要求预计涵盖落入本发明的真实精神之内的所有此类修改和改变。
配件表
编号 描述
100 系统
105 患者
110 DE医疗成像系统
112 源
120 检测器
130 用户界面
140 图像处理模块
160 控制模块
200 图示
210 第一曝光
212 第二曝光
300 示例
310 获取第一X射线图像
320 读出
400 图示
410 第一kVp X射线
412 第二kVp X射线
420 读取1
422 读取2
450 偏移图像
500 示例
510 低kVp X射线
512 高kVp X射线
520 读取1
522 读取2
550 偏移图像
600 示例
610 低kVp X射线
612 高kVp X射线
620 读取1
622 读取2
700 像素
710 光电二极管
800 像素
810 光电二极管
1000 像素
1010 光电二极管
1100 减法电路
1110 像素
1310 第一图像
1320 第二图像
1330 第三图像

Claims (18)

1.一种用于射线照相的系统，包括：
X射线源，配置成生成被引导朝向对象的X射线，其中所述X射线源要执行下列操作：(i)生成第一能量X射线脉冲，(ii) 切换以生成第二能量X射线脉冲，以及(iii) 切换回以生成另一个第一能量X射线脉冲，其中，所述第二能量X射线脉冲与所述第一能量X射线脉冲相比与更高的电压电平关联；
检测器，与多个图像像素关联，对于各像素所述检测器包括：
X射线敏感元件，用于接收X射线，
第一存储元件及关联开关，用于捕获与所述第一能量X射线脉冲关联的信息，以及
第二存储元件及关联开关，用于捕获与所述第二能量X射线脉冲关联的信息；以及
控制器，用于同步所述X射线源和检测器。
2.如权利要求1所述的系统，还包括计算机，其配置成：
获取与所述第一和第二能量X射线脉冲关联的成像数据；以及
从所述成像数据中来重构至少一个图像。
3.如权利要求1所述的系统，其中，所述第一和第二存储元件包括电容器C1和C2。
4.如权利要求3所述的系统，其中，所述X射线敏感元件包括具有比C1和C2的电容明显更低的电容的光电二极管，以实现到C1和C2的快速和充分完全的电荷转移。
5.如权利要求3所述的系统，其中，所述X射线敏感元件是针形光电二极管。
6.如权利要求3所述的系统，其中，C1和C2的电容基于低能量和高能量X射线脉冲的动态范围要求来选择。
7.如权利要求4所述的系统，其中，C1和C2的一个端连接到公共参考电压，C1和C2的另一个端经过第一开关和第二开关连接到所述像素的输出，并且对于各像素，所述检测器还包括：
复位开关，将所述像素的所述输出连接到已知复位电压，
放大器，具有连接到所述像素的所述输出的输入，以促进充分低的电子噪声以及从所述像素的充分快速读出，
第一开关，耦合在C1与所述像素的所述输出之间，以及
第二开关，耦合在C2与所述像素的所述输出之间。
8.如权利要求7所述的系统，其中，所述检测器具有读出模式操作，使得C1在C2被读取的同时进行充电，以及C2在C1被读取的同时进行充电，并且对于各像素还包括：
第一开关，将C1连接到所述像素的输出，
第二开关，将C2连接到所述像素的所述输出，
第三开关，将C1连接到所述放大器的所述输入，以及
第四开关，将C2连接到所述放大器的所述输入。
9.如权利要求7所述的系统，其中，对于各像素，所述检测器还包括：
晶体管，使得所述像素的所述输出以对数方式响应于所述光电二极管的光电荷，其中参考电压用来控制引起加权因子的放大器的增益。
10.如权利要求7所述的系统，其中，对于各列，所述检测器还包括：
减法元件，使得所述像素的所述输出与C1中存储的电荷和C2中存储的电荷之间的差关联。
11.如权利要求9所述的系统，其中，将加权因子应用于C1中存储的电荷和C2中存储的电荷的至少一个。
12.如权利要求9所述的系统，其中，至少一个加权因子基于骨密度和软组织密度的至少一个来选择。
13.一种用于射线照相的方法，包括：
由X射线源生成第一能量X射线脉冲；
切换所述X射线源以生成第二能量X射线脉冲；
切换回所述X射线源以生成另一个第一能量X射线脉冲，
其中，所述第二能量X射线脉冲与所述第一能量X射线脉冲相比与更高的电压电平关联，
其中检测器与多个图像像素关联，并且对于各像素包括：X射线敏感元件，用于接收X射线；第一存储元件及关联开关，用于捕获与所述第一能量X射线脉冲关联的信息；以及第二存储元件及关联开关，用于捕获与所述第二能量X射线脉冲关联的信息；以及
由控制器同步所述X射线源和检测器。
14.如权利要求13所述的方法，还包括：
获取与所述第一和第二能量X射线脉冲关联的成像数据；以及
从所述成像数据中来重构至少一个图像。
15.如权利要求13所述的方法，其中，所述第一和第二存储元件包括电容器C1和C2。
16.如权利要求15所述的方法，其中，所述X射线敏感元件包括具有比C1和C2的电容明显更低的电容的针形光电二极管，以实现到C1和C2的完全电荷转移，以及C1和C2的所述电容基于低能量和高能量X射线脉冲的动态范围要求来选择。
17.一种用于射线照相的系统，包括：
X射线源，配置成生成N个成像条件，其中N > 2，并且所述成像条件与下列至少一个关联：(i) kVp，(ii) 滤波器，(iii) 角度以及(iv) mA；
检测器，与多个图像像素关联，对于各像素所述检测器包括：
X射线敏感元件，用于接收X射线，以及
N个存储元件及关联开关，用于捕获与多个不同能量的X射线脉冲关联的信息；以及
控制器，用于同步所述X射线源和检测器，以生成多个不同能量的投影，各不同能量的投影存储在各像素的所述N个存储元件之一中。
18.如权利要求17所述的系统，其中，与N个成像条件中的每个有关的信息在生成全部多个不同投影之前存储到各像素的所述N个存储元件中，而没有从所述检测器转移出。
CN201610801690.XA 2015-09-03 2016-09-05 用于一般射线照相的快速双能量 Active CN106491147B (zh)

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