CN112384144A - 双能x射线成像设备 - Google Patents

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Abstract

公开了一种双能X射线成像设备，包括：X射线发生器，配置成生成预定剂量的X射线；X射线检测器，配置成检测来自上述X射线发生器的上述X射线；X射线滤波器，位于X射线发生器和X射线检测器之间，并且配置成过滤掉所生成的X射线的一部分以便具有两种剂量类型的X射线到达X射线检测器；以及医学图像处理单元，配置成生成医学图像，医学图像分别与X射线检测器识别的两种剂量类型相对应。

Description

双能X射线成像设备
技术领域
本公开涉及一种双能X射线成像设备，尤其涉及一种通过照射一次X射线且使用X射线滤波器部分过滤X射线能够生成高剂量低能图像和低剂量高能图像的双能X射线成像设备。
背景技术
X射线成像设备通过生成X射线并且将所生成的X射线照射到人体或动物体上以获取骨骼或器官的X射线图像。通过所获取的图像可以诊断人类或动物的健康状态。为了获取骨骼或器官的X射线图像发射X射线。不管是人类还是动物，在骨骼和器官之间呈现出明显的区别。但是，在某些人类或动物中患者的骨密度低，可能难以在X射线图像中区分骨骼和器官，这是因为在X射线图像中软组织和诸如骨骼的硬组织之间的密度差别很小。因此，需要一种X射线成像设备，其能够通过一次照射X射线来获取在软组织和硬组织之间具有高对比度的X射线图像。
题为“使用双能级X射线源的X射线荧光装置”的韩国专利申请10-2016-0079961中提供了X射线成像设备的技术，其能够通过照射更高能级的X射线和更低能级的X射线二者来获取软组织和硬组织具有高对比度的X射线图像。
现有技术所存在的问题在于，当通过高能级的X射线和低能级的X射线均照射时，人体将暴露至较高剂量的照射中，从对人体造成损害。因此，需要一种X射线成像设备，其能够对人体照射一次X射线，就能得到软组织和硬组织具有高对比度的X射线图像。
发明内容
本公开的目的在于：提供一种双能X射线成像设备，以便人体可以暴露至更少的照射中，并且还可以仅在照射一次X射线的情况下来获取两种不同剂量类型的X射线图像。
本公开的目的在于：使用一个滤波器通过衰减所生成的X射线的预定剂量或者不进行衰减，来生成两种类型的X射线，即低剂量高能X射线和高剂量低能X射线。
本公开的目的在于：通过应用具有特定网格图案的滤波器并且规则地设置衰减部分和传输部分，使用通过衰减部分和传输部分过滤的X射线来更容易地估计X射线图像。
本公开的目的在于：允许衰减部分和传输部分之间的分界面朝向X射线发生器倾斜，以便X射线不会传输通过衰减部分和传输部分的二者，而是传输通过衰减部分和传输部分中的一个，因此能够更精确地识别所生成的X射线。
本公开的目的在于：允许在从X射线垂直照射到X射线检测器上的点向外的方向中，衰减部分的厚度逐渐减小，使得垂直照射的X射线的衰减的X射线剂量与以倾斜角度照射的X射线的衰减的X射线剂量相同。
本公开的目的在于：允许衰减部分和传输部分的尺寸是X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍，以便X射线检测器的最小测量单元仅识别传输通过衰减部分和传输部分的一个的X射线，从而在低剂量X射线与高剂量X射线之间清楚地区分。
本公开的目的在于：基于与高剂量X射线对应的部分周围的被识别信息来估计与低剂量X射线对应的空白部分，以生成高剂量图像，这样通过使用一个滤波器、被照射一次且过滤掉X射线的一部分，可以生成两种类型的X射线图像。
根据本公开的一个方面，提供了一种双能X射线成像设备，可以包括：X射线发生器，配置成生成预定剂量的X射线；X射线检测器，配置成检测来自上述X射线发生器的上述X射线；X射线滤波器，位于所述X射线发生器和所述X射线检测器之间，并且配置成过滤掉所生成的X射线的一部分以便具有两种剂量类型的X射线到达所述X射线检测器；以及医学图像处理单元，配置成生成医学图像，所述医学图像分别与所述X射线检测器识别的两种剂量类型相对应。
所述X射线滤波器可以包括：衰减部分，所述衰减部分由铅、铜、铌、锡和金中的至少一种制成，并且配置成将所生成的X射线衰减预定剂量；以及传输部分，配置成；与传输通过所述衰减部分的X射线相比，所述传输部分传输通过更高剂量的X射线。
所述衰减部分和所述传输部分可以设置为形成网格图案。
所述衰减部分和所述传输部分之间的分界面可以朝向所述X射线发生器倾斜。
在从X射线垂直照射到所述X射线检测器上的点朝外的方向中，所述衰减部分的厚度可以逐渐减小。
所述衰减部分和所述传输部分的尺寸可以确定为：传输通过所述衰减部分中一个衰减部分的X射线或者传输通过所述传输部分中一个传输部分的X射线在所述X射线检测器的表面上所形成的面积为所述的X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍。
所述医学图像处理单元还可以配置为：基于与所述X射线检测器识别的两种剂量类型的高剂量类型对应部分周围的被识别信息，生成临时高剂量图像，其中在所述高剂量图像中与低剂量类型对应部分为空白部分，以及基于所述临时高剂量图像的信息来估计所述空白部分，从而生成最终的高剂量图像。
附图说明
通过以下的详细描述并且结合附图，本公开的上述或其他目的、特征及优点可以被更清楚地理解。
图1示出了根据本公开实施方式的双能X射线成像设备的构造示意图。
图2示出了根据本公开的一个实施方式的具有网格图案的X射线滤波器的前表面的示例。
图3示出了根据本公开的一个实施方式的具有条纹图案的X射线滤波器的前表面的示例。
图4示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分和传输部分之间的分界面为垂直的。
图5示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分和传输部分之间的分界面为倾斜的。
图6示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分的厚度在向外方向中逐渐变薄。
图7示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中衰减部分和传输部分的尺寸不是用于检测X射线的传感器的单位面积的整数倍。
图8示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中衰减部分和传输部分的尺寸是用于检测X射线的传感器的单位面积的整数倍。
图9示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中X射线滤波器的衰减部分和传输部分识别物体。
图10是根据本公开的一个实施方式基于X射线滤波器的衰减部分和传输部分提取X射线图像的实施例的示意图。
图11示出了根据本公开实施方式的按照X射线滤波器的厚度而获得的剂量结果的示例的图表。
图12示出了根据本公开的一个实施方式的基于X射线滤波器的材料和厚度输出光子量和入射光子量之间的比例的图表。
图13示出了根据本公开的一个实施方式的为了确定X射线滤波器的衰减部分和传输部分的尺寸计算三角比和以确定X射线滤波器的衰减部分和传输部分的尺寸计算参数的实施例的图表。
具体实施方式
图1示出了根据本公开实施方式的双能X射线成像设备的构造示意图。
本公开涉及一种双能X射线成像设备，其适用于电子计算机断层扫描(CT)设备和X光机。双能X射线成像设备包括X射线发生器110、X射线检测器120、X射线滤波器130和医学图像处理单元140，其中X射线滤波器130包括衰减部分210和传输部分220。
X射线发生器110生成预定剂量的X射线。
X射线发生器110可以是生成X射线的X射线源或X射线管，并且也可以是生成X射线所需的多个装置组合而成的装置，该多个装置例如可以包括高压变压器、整流器、控制器和X光管。
X射线检测器120检测来自X射线发生器110的X射线。
X射线检测器120用于检测X射线，并且可以基于X射线使用荧光来进行放大，而不是使用用于X射线的胶片和干板以及荧光板。当X射线检测器120设置在被X射线照射的物体上时，被X射线发生器110发射X射线照射，X射线检测器120可以检测由X射线发生器110生成的X射线并且生成被X射线照射的物体的X射线信息。
X射线滤波器130位于X射线发生器110和X射线检测器120之间，并且过滤掉所生成的X射线的一部分，从而允许具有两种剂量类型的X射线到达X射线检测器120。
到达X射线检测器120的两种剂量类型X射线可以是高剂量低能X射线和低剂量高能X射线。由X射线发生器生成的X射线包括低能X射线和高能X射线。通过X射线滤波器130传输的X射线可以是低剂量高能X射线，因为低能X射线被过滤掉，所以仅有高能X射线被输出。相反地，传输通过未过滤区域的X射线可以表示为高剂量低能X射线/高剂量高能X射线，因为具有较高剂量类型的低能X射线和高能X射线均能够到达X射线检测器120。为了将它们与低剂量高能X射线清楚地区分，它们可以表达为高剂量低能X射线。
当X射线发生器110朝向将被X射线照射的物体发射X射线时，X射线检测器120检测通过X射线发生器110被照射的X射线。物体位于X射线发生器110和X射线检测器120之间。X射线滤波器130可以位于X射线发生器110和X射线检测器120之间。X射线滤波器130可以位于更靠近X射线发生器110的位置处(131的情况)或者可以位于更靠近X射线检测器120的位置处(132的情况)。换句话说，当X射线滤波器130更靠近X射线发生器110时，X射线成像设备的部件可以按照X射线发生器110、X射线滤波器130、物体和X射线检测器120的顺序排列。相反地，当X射线滤波器130更靠近X射线检测器120时，X射线成像设备的部件可以按照X射线发生器110、物体、X射线滤波器130和X射线检测器120的顺序排列。
X射线滤波器130通过过滤将X射线发生器110生成的X射线输出为低剂量X射线或高剂量X射线。因此，X射线检测器120可以识别X射线，仿佛X射线发生器110发射低剂量高能X射线或高剂量X射线。换句话说，当X射线发生器110朝向物体发射一种类型的X射线时，X射线滤波器130可以通过过滤将X射线发生器110生成的X射线输出为通过滤波的高剂量X射线和低剂量X射线。X射线检测器120识别由X射线滤波器130过滤的两种剂量类型的X射线(高剂量X射线和低剂量X射线)。因此，这样可以达到与X射线发生器110发射两种剂量类型X射线时所达到的效果相同的效果。
X射线滤波器130包括衰减部分210和传输部分220，其中衰减部分210由铅、铜、铌、锡和金中的至少一种制成并且配置成将所生成的X射线衰减预定剂量，传输部分220配置成传输比通过衰减部分210的X射线的剂量更高剂量的X射线。
用于X射线滤波器130的优选材料的材料组分的各种类型可以包括：主要用于X射线成像的滤波器的铜、用于获得牙齿X射线图像的滤波器的铌、应用至和用于双能CT设备的滤波器的锡、和金。为了优化X射线滤波器130的厚度，铅、铜、铌、锡和金各种材料的厚度可以等于或大于约0.1mm，并且小于或等于约1.0mm。
X射线滤波器130的衰减部分210可以接收由X射线生成单元生成的X射线并且输出低剂量X射线。X射线滤波器130的传输部分220可以接收由X射线生成单元生成的X射线并且传输高剂量X射线。因此，X射线滤波器130可以过滤由X射线生成单元生成的X射线并且输出两种剂量类型的X射线，即低剂量高能X射线和高剂量低能X射线。
衰减部分210和传输部分220可以设置为形成网格图案。
X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220可以配置在网格图案中。当该X射线滤波器130暴露于所生成的X射线时，通过衰减部分210输出低剂量X射线，并且通过传输部分220输出高剂量X射线。过滤后的X射线可以由X射线检测器120接收并且可以基于X射线的网格图案来识别。
衰减部分210和传输部分220可以设置为形成条纹图案，其中衰减部分210和传输部分220被交替设置。
X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220可以配置在条纹图案中。当该X射线滤波器130暴露于所生成的X射线时，通过衰减部分210输出低剂量X射线，并且通过传输部分220输出高剂量X射线。过滤后的X射线可以由X射线检测器120接收并且可以基于X射线的条纹图案来识别。
衰减部分210和传输部分220之间的分界面朝向X射线发生器110倾斜。
X射线发生器110朝向X射线检测器120照射X射线。当从X射线发生器110朝向X射线检测器120照射X射线时，X射线被从X射线发生器110传播至X射线检测器120的方式照射。当从X射线发生器110和X射线检测器120观察时，X射线以倾斜角度而不是直接朝向的方式来照射。取决于X射线被照射的方向，X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220的方向也朝向X射线发生器110倾斜。在衰减部分210和传输部分220之间的分界面朝向X射线发生器110倾斜的情况下，当X射线发生器110朝向X射线滤波器130照射X射线时，X射线可以更精确地传输通过衰减部分210和传输部分220，并且因此X射线可以被更精确地过滤。
在X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220之间的分界面不朝向X射线发生器110倾斜而是垂直的情况(410的情况)下，当X射线发生器110以倾斜角度朝向X射线检测器120照射X射线时，可能发生420的情况，即X射线通过衰减部分210及传输部分220的二者。当X射线被照射且通过衰减部分210和传输部分220的二者传输时，可能发生X射线既被传输又被衰减的结果，因此将导致X射线可能不能被精确过滤的问题。相反地，在衰减部分210和传输部分220之间的分界面朝向X射线发生器110倾斜的情况下，X射线传输经过衰减部分210和传输部分220二者的情况将不会发生，那么就会得到X射线可以被精确过滤的优点。
在从X射线垂直照射到X射线检测器120上的点朝外的方向中，衰减部分210的厚度逐渐减小。
当X射线发生器110照射X射线时，在X射线检测器120的方向中X射线发生器110照射X射线。在这种情况下，由X射线发生器110照射的X射线以倾斜和传播的方式被照射。X射线滤波器130用于过滤X射线。X射线滤波器130需要过滤以倾斜角度进入的X射线。为了过滤相同剂量的X射线，X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220的传输通过X射线的厚度需要是一致的。换句话说，X射线滤波器130过滤被照射的X射线，将被过滤的X射线的剂量将基于X射线传输通过X射线滤波器130的长度而变化。也就是说，低剂量X射线被通过X射线滤波器130的衰减部分210输出。与X射线被暴露至衰减部分210的更少表面的情况相比，当X射线被暴露至衰减部分210的更多表面时，X射线可以进一步减少。换句话说，过滤后的X射线的剂量可以基于X射线传输通过X射线滤波器130的衰减部分210的表面或路径而变化。因此，X射线滤波器130需要有相同的厚度，以便X射线能够均匀地暴露至X射线滤波器130的所有部分。从X射线发生器110到X射线被垂直照射到X射线滤波器130上的点之间的距离相对较短。此外，从X射线发生器110到X射线滤波器130的端部(最外侧点)之间的距离相对较长，因为X射线被照射到X射线滤波器130的端部的情况下需要进行传播。此外，X射线在倾斜方向中照射。衰减部分210的厚度在X射线垂直照射的部分较厚，并且在朝外方向逐渐变薄，这样，衰减部分210可以暴露于相同剂量的X射线，而不需要考虑X射线是垂直照射还是倾斜照射。这样，可以防止因为X射线以较小的倾斜角度照射到外侧，在相同厚度的情况下在外侧处过滤掉的X射线多于在X射线垂直照射点处过滤掉的X射线。
确定衰减部分210和传输部分220的尺寸，以便传输通过衰减部分210的X射线或者传输通过传输部分220的X射线在X射线检测器的表面上所形成的面积为X射线检测器120的最小测量单元面积的整数倍。
X射线检测器可以包括多个电荷耦合(CCD)传感器或CCD图像传感器，以便检测X射线。通常，X射线检测器120的CCD传感器的最小单元可以等于或小于已经传输通过X射线滤波器130的每一衰减部分210和传输部分220的X射线的尺寸。X射线滤波器130可以设置在X射线发生器110附近，并且也可以设置在X射线检测器120附近。由X射线发生器110生成的X射线通过X射线滤波器130过滤，然后到达X射线检测器120。由X射线滤波器130过滤的X射线的一个单元的面积(通过衰减部分210或传输部分220的一个单元过滤)为X射线检测器的CCD传感器的测量单元面积的整数倍。
对应于由X射线检测器120识别的两种剂量类型，医学图像处理单元140分别生成医学图像。
医学图像处理单元140可以根据X射线检测器120识别的高剂量X射线(高剂量低能X射线)和低剂量X射线(低剂量高能X射线)来生成X射线图像。为了在医学图像处理单元140中生成医学图像，需要采用内插处理。内插处理为根据已知值来估计位于多个点的已知值之间的值的处理方法。
基于与X射线检测器120识别的两种剂量类型的高剂量类型对应部分周围的被识别信息，医学图像处理单元140生成临时高剂量图像，在高剂量图像中与低剂量类型对应的部分为空白的，并且基于临时的高剂量图像的信息来估计空白部分，从而生成最终的高剂量图像。医学图像处理单元140将X射线检测器120识别的高剂量X射线(高剂量低能X射线)和低剂量X射线(低剂量高能X射线)分离，并且分别提取高剂量X射线的图像和低剂量X射线的图像。医学图像处理单元140可以通过插值法填充空白部分，为了实施插值法，通过水平方法和垂直方法从2D投影数据中获取两个图像，并且通过合并方法将两个图像转换成一个图像。医学图像处理单元140可以将该方法应用至高剂量图像及低剂量图像。为了使得图像失真最小化且减少噪音，可以通过高斯滤波和中值滤波来最终获得高剂量图像和低剂量图像。
X射线检测器120同时检测低剂量X射线(低剂量高能X射线)区域和高剂量X射线(高剂量低能X射线)区域。当医学图像处理单元140仅提取由X射线检测器120识别的高剂量低能X射线的区域时，低剂量高能X射线的区域为空白。当使用高剂量X射线(高剂量低能X射线)生成高剂量图像时，医学图像处理单元140提取X射线检测器120识别的高剂量X射线，并且估计与低剂量X射线(低剂量高能X射线)对应地空白部分的形状，从而生成高剂量图像。以同样的方式，为了生成低剂量图像，医学图像处理单元140提取与X射线检测器120识别的低剂量高能X射线对应的部分，并且估计与高剂量低能X射线对应的空白部分，从而生成最终的低剂量图像。
图2示出了根据本公开的一个实施方式的具有网格图案的X射线滤波器的前表面的示例。
在该X射线滤波器，衰减部分和传输部分可以被设置为形成网格图案。
X射线滤波器的衰减部分和传输部分可以配置在网格图案中。当X射线滤波器暴露至所生成得X射线时，通过衰减部分输出低剂量X射线，通过传输部分输出高剂量X射线。过滤后的X射线可以由X射线检测器接收，并且可以基于设置有衰减部分和传输部分的网格图案来识别。换句话说，通过衰减部分输出低剂量X射线，以及通过传输部分输出高剂量X射线。因此，X射线检测器可以根据网格图案来检测X射线。
图3示出了根据本公开的一个实施方式的具有条纹图案的X射线滤波器的前表面的示例。
衰减部分210和传输部分220可以设置为形成条纹图案，其中衰减部分210和传输部分220被交替设置。
X射线滤波器的衰减部分和传输部分可以配置在条纹图案中。当X射线滤波器接收所生成的X射线时，通过衰减部分输出低剂量X射线，以及通过传输部分输出高剂量X射线。过滤后的X射线可以由X射线检测器120接收并且可以基于X射线的条纹图案来识别。换句话说，通过衰减部分输出低剂量X射线，以及通过传输部分输出高剂量X射线。因此，X射线检测器可以按照低剂量X射线、高剂量X射线、低剂量X射线、高剂量X射线、……的顺序来检测X射线。
图4示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分和传输部分之间的分界面为垂直的。
衰减部分和传输部分之间的分界面朝向X射线发生器倾斜。
在X射线滤波器130的衰减部分和传输部分之间的分界面不朝向X射线发生器倾斜而是垂直的情况(410的情况)下，当X射线发生器以倾斜角度朝向X射线检测器照射X射线时，可能发生420的情况，即X射线通过衰减部分及传输部分的二者。当X射线被照射且传输通过衰减部分210和传输部分220的二者时，可能发生X射线既被传输又被衰减的结果，因此将导致X射线可能不能被精确过滤的问题。相反地，在衰减部分210和传输部分220之间的分界面朝向X射线发生器110倾斜的情况下，X射线传输经过衰减部分210和传输部分220二者的情况不会发生，那么就会得到X射线可以被精确过滤的优点。
图5示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分和传输部分之间的分界面为倾斜的。
衰减部分和传输部分之间的分界面朝向X射线发生器倾斜(510的情况)。
X射线发生器朝向X射线检测器照射X射线。当从X射线发生器朝向X射线检测器照射X射线时，X射线被照射成从X射线发生器至X射线检测器传播的方式。当从X射线发生器和X射线检测器观察时，以倾斜角度而不是直接朝向的方式来照射X射线。取决于X射线照射的方向，X射线滤波器的衰减部分和传输部分的方向也倾斜地朝向X射线发生器。在衰减部分和传输部分之间的分界面朝向X射线发生器倾斜的情况下，当X射线发生器朝向X射线滤波器照射X射线时，可以通过衰减部分和传输部分更精确地传输X射线，因此可以更精确地过滤X射线。
在从X射线发生器至X射线检测器的垂直方向中的X射线滤波器的部分的角度530将较大，并且与X射线检测器的外侧对应地X射线滤波器的部分的角度520将较小。因为从X射线发生器照射的X射线的角度是多样的，所以衰减部分和传输部分的角度也可以相应地倾斜。
图6示出了根据本公开的一个实施方式的X射线滤波器的侧表面的实施例的视图，其中衰减部分的厚度在向外方向中逐渐变薄。
在从X射线垂直照射到X射线检测器120上的点向外的方向中，衰减部分210的厚度逐渐减小。
当X射线发生器照射X射线时，在X射线检测器方向中从X射线发生器照射X射线。在这种情况下，X射线发生器以倾斜传播的方式来照射X射线。X射线滤波器用于过滤X射线。X射线滤波器需要过滤以倾斜角度进入的X射线。为了过滤相同剂量的X射线，X射线滤波器130的衰减部分210和传输部分220的厚度(X射线被传输通过的厚度)需要是一致的。换句话说，X射线滤波器130过滤被照射的X射线，将被过滤的X射线的剂量将基于X射线传输通过X射线滤波器130的长度而变化。也就是说，通过X射线滤波器的衰减部分输出低剂量X射线。与X射线经过衰减部分的更少表面相比，当X射线经过衰减部分的更多表面时，X射线可以被衰减地更少。换句话说，过滤后的X射线的剂量可以基于X射线通过X射线滤波器的衰减部分的表面或路径而变化。因此，X射线滤波器需要有相同的厚度，以便X射线能够均匀地经过X射线滤波器的所有部分。从X射线发生器到X射线垂直照射到X射线滤波器上的点之间的距离相对较短。此外，从X射线发生器到X射线滤波器130的端部(最外侧点)之间的距离较长，因为X射线被照射到X射线滤波器的端部的情况下需要进行传播。此外，在倾斜方向中照射X射线。衰减部分的厚度在X射线垂直照射的部分较厚，并且在朝外方向逐渐变薄，这样，衰减部分可以受到相同剂量的X射线的影响，而不需要考虑X射线是垂直照射还是倾斜照射。这样，可以防止因为X射线以较小的倾斜角度照射到外侧，在相同厚度的情况较小在外侧过滤掉的X射线多于在X射线垂直照射点过滤掉的X射线。
例如，当X射线发生器照射X射线620时，将通过X射线检测器识别X射线。在检测之前，通过X射线滤波器过滤X射线，以便提取低剂量X射线(低剂量高能X射线)和高剂量X射线(高剂量低能X射线)。为此，设置衰减部分和传输部分。为了使得由衰减部分A621过滤后的X射线的剂量和由衰减部分B622过滤后的射线的剂量相同，X射线传输通过的衰减部分A的厚度631需要等于X射线传输通过的衰减部分B的厚度632。换句话说，X射线传输通过的衰减部分的厚度可以基于X射线所照射的角度来确定。因为X射线被以更小的倾斜角度照射至外侧，所以X射线垂直照射到的点的厚度较大，并且衰减部分的外侧的厚度将较小。
图7示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中衰减部分和传输部分的尺寸不是用于检测X射线的传感器的单位面积的整数倍。
衰减部分和传输部分的尺寸，尤其是传输通过每个衰减部分或每个传输部分X射线在X射线检测器的表面上形成的面积，为X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍。
但是，当衰减部分和传输部分的尺寸不是用于检测X射线的传感器的单位面积的整数倍时，很难精确地检测高剂量X射线(高剂量低能X射线)和低剂量X射线(低剂量高能X射线)。例如，存在具有网格图案的2×2的X射线滤波器720。位置(1,1)和(2,2)对应于生成低剂量X射线的衰减部分。为了便于理解，当左上面积被设置为(1,1)时，(1,2)和(2,1)对应于生成高剂量X射线(高剂量低能X射线)的传输部分。X射线滤波器的衰减部分和传输部分的一个单元占据比检测X射线的传感器830的2×2面积稍大的面积。在这种情况下，虽然在检测X射线的传感器的2×2单元中识别低剂量X射线，但是第三单元是识别低剂量X射线和高剂量X射线二者的部分710，并且不能识别X射线是高剂量还是低剂量。当衰减部分和传输部分的尺寸不是X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍时，可能会发生高剂量X射线和低剂量X射线在一个单元中被测量的情况。在这种情况下，不能精确地测量X射线的剂量，因此需要对此进行改进。
图8示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中衰减部分和传输部分的尺寸是用于检测X射线的传感器的单位面积的整数倍。
衰减部分和传输部分的尺寸，尤其是传输通过每个衰减部分或每个传输部分X射线在X射线检测器的表面上形成的面积，为X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍。
X射线检测器可以包括多个电荷耦合(CCD)传感器或CCD图像传感器，以便检测X射线。通常，X射线检测器的CCD传感器的最小单元可以等于或小于已经传输通过X射线滤波器的衰减部分和传输部分的X射线的尺寸。X射线滤波器可以设置在X射线发生器附近，并且也可以设置在X射线检测器附近。由X射线发生器生成的X射线通过X射线滤波器过滤，然后到达X射线检测器。由X射线滤波器过滤的X射线的一个单元的面积(通过衰减部分或传输部分的一个单元过滤)为X射线检测器的CCD传感器的测量单元面积的整数倍。
例如，存在具有网格图案的2×2的X射线滤波器720。位置(1,1)和(2,2)对应于生成低剂量X射线的衰减部分。为了便于理解，当左上面积被设置为(1,1)时，(1,2)和(2,1)对应于生成高剂量X射线(高剂量低能X射线)的传输部分。因为X射线滤波器的衰减部分和传输部分的一个单元占据检测X射线的传感器的2×2面积，所以在用于衰减部分的每个单元的X射线检测器的四个单元中可以精确地测量低剂量X射线或高剂量X射线。换句话说，传输通过位于X射线滤波器的位置(1,1)的衰减部分的X射线在X射线检测器的位置(1,1)、(1,2)、(2,1)和(2,1)位置处被识别为低剂量X射线，并且传输通过位于X射线滤波器的位置(1,2)的传输部分的X射线在X射线检测器的位置(1,3)、(1,4)、(2,3)和(2,4)位置处被识别为高剂量X射线(高剂量低能X射线)。以同样方式，传输通过位于X射线滤波器的位置(2,1)处的衰减部分的X射线在X射线检测器的位置(3,1)、(3,2)、(4,1)和(4,1)处被识别为高剂量X射线(高剂量低能X射线)，并且传输通过位于X射线滤波器的位置(2,2)处的传输部分的X射线在X射线检测器的位置(3,3)、(3,4)、(4,3)和(4,4)处被识别为低剂量X射线(低剂量高能X射线)。
图9示出了根据本公开的一个实施方式的实施例的示意图，其中X射线滤波器的衰减部分和传输部分识别物体。
医学图像处理单元生成与X射线检测器识别的两种剂量类型对应地医学图像。
X射线发生器生成的X射线包括低能X射线和高能X射线。当X射线发生器生成X射线时，X射线传输通过X射线滤波器并且到达X射线检测器。通过X射线滤波器的传输部分和衰减部分过滤X射线。通过衰减部分，过滤掉低能X射线，并且通过X射线滤波器传输高能X射线并且到达X射线检测器。高能X射线和低能X射线均可以通过传输部分进行传输并且到达X射线检测器。因此，低能X射线和高能X射线被传输通过的区域可以基于X射线滤波器的图案而进行变化。
例如，在X射线滤波器具有网格图案的情况下，当被X射线照射的人体胸部作为物体910而进行成像时，X射线检测器可以同时识别和拍摄低剂量高能X射线区域921和高剂量低能X射线区域911。此后，被拍摄的图像可以分别地提取为高剂量图像A和低剂量图像B，其中高剂量图像A中低能X射线和高能X射线均被识别，低剂量图像B中高能X射线被识别。在高剂量图像A中，与低剂量类型对应的部分932为空白的，并且仅提取与高剂量类型对应的部分942。以同样方式，在低剂量图像B中，与高剂量类型对应的部分931为空白的，并且仅提取与低剂量类型对应的部分941。
图10是根据本公开的一个实施方式基于X射线滤波器的衰减部分和传输部分提取X射线图像的实施例的示意图。
基于与X射线检测器识别的两种剂量类型的高剂量类型对应的部分周围的被识别信息，医学图像处理单元生成临时高剂量图像，在该高剂量图像中与低剂量类型对应的部分为空白的，并且基于临时的高剂量图像的信息来估计空白部分，从而生成最终的高剂量图像。
例如，当作为物理的人体胸部被X射线照射，医学图像处理单元提取高剂量图像A和低剂量图像B，并且将它们分成两种类型的图像。根据该物体，相对较硬的骨头通过高剂量X射线拍摄，而器官由低剂量X射线拍摄。此后，医学图像处理单元可以使用插值法基于高剂量图像A来估计高剂量图像A的空白部分，并且可以生成最终的高剂量图像A-1，其中物体的骨骼被拍摄。以同样方式，医学图像处理单元可以使用插值法基于低剂量图像B来估计低剂量图像B的空白部分，并且可以生成最终的低剂量图像B-1，其中物体的器官被拍摄。
图11示出了根据本公开实施方式的按照X射线滤波器的厚度而获得的剂量结果的示例的图表。
使用均匀体模方法来获得对于各个网格厚度的剂量。将剂量转换因子7.2×10^4cGy/输出(通过Gafchromic EBT3胶片获得)来乘以MCNP获得的结果值，来获得X射线滤波器的各网格厚度的剂量。图11的图表中示出了结果。作为剂量计算的结果，使用MCNPX，当管电压为80kVp和120kVp时，由体模接收到的，80kVp的剂量和120kVp的剂量分别是10.1cGy和9.8cGy。在80kVp的情况下，计算的剂量大约高出3％。作为基于X射线滤波器的厚度计算出的剂量结果，当设置0.5mm厚的X射线滤波器时，对于两种管电压，剂量为4.0cGy，并且与没有X射线滤波器相比，被降低大约40％。当X射线滤波器的厚度增加到2.0mm时，体模接收到的剂量减小约33％。在X射线滤波器中由康普顿散射效应生成的散射射线的剂量为总剂量的0.04％，这是非常低的。在80kVp的管电压情况通过计算机模拟计算得到的剂量比120kVp管电压情况通过计算机模拟计算得到的剂量高3％，经确定该原因是：在80kVp处较多的低能X射线存在，因此更多的X射线被吸收，因为为了检测表面剂量在体模表面内部的2.0mm单元中观察到了剂量。
图12示出了根据本公开的一个实施方式的基于X射线滤波器的材料和厚度输出光子量和入射光子量之间的比例的图表。
用于优化X射线滤波器材料的组成材料的各种类型包括：主要用于X射线成像的滤波器的铜(8.96g/cm3)、用于获得牙齿X射线成像的滤波器的铌(8.57g/cm3)、应用于和用于双能CT设备的滤波器的锡(7.31g/cm3)、和金(19.32g/cm3)。此外，对于厚度的优化而言，对于每种材料的0.1mm、0.5mm、和1.0mm厚度的X射线滤波器，来检测光谱。使用Matlab程序来分析传输通过X射线滤波器后检测的光子能量。为了相对表示传输通过能量调制滤波器的光子光谱的幅值，基于没有传输通过X射线滤波器的光子光谱的最大值来执行归一化。为了检查由X射线滤波器引起的射线通量的改进，作为未传输通过X射线滤波器的光子光谱的平均能量和传输通过X射线滤波器的光子光谱的平均能量的定量比较结果，金在0.1mm厚度的情况下呈现出最高的平均能量。但是，根据厚度的平均能量增长率较低，总的输出光子量很小，这是因为由滤波器吸收的光子量很大。而且，在传输通过X射线滤波器之后由检测器检测光子光谱的情况下，可以获得平均光子动能增加的效果。但是，与不使用滤波器的情况相比，检测器中所收集的光子的量减少。因此，通过X射线滤波器使用高能光子光谱时，管电流需要被有效地校正以保持图像质量。
图13示出了根据本公开的一个实施方式的为了确定X射线滤波器的衰减部分和传输部分的尺寸计算三角比和为了确定X射线滤波器的衰减部分和传输部分的尺寸计算参数的实施例的图表。
在给定的FOD、ODD和FDD中，为了确定当X射线滤波器设置在X射线发生器前面时以及当X射线滤波器设置在X射线检测器前面时的衰减部分和传输部分的尺寸，使用三角比来进行计算，例如在示出通过三角比计算获得的主要模型参数的图13-A和13-B所示。将X射线滤波器放置在X射线发生器前面并且通过图13的三角比计算方法来确定X射线滤波器的单元尺寸，然后进行模拟。X射线滤波器的面积可以为100mm×100mm，并且可以由具有约1.066mm尺寸的衰减部分和传输部分的单元组成。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，能够通过一次照射X射线并且使用X射线滤波器部分地衰减X射线，来生成高剂量低能图像和低剂量高能图像。尤其是，本公开提供的双能X射线成像设备包括：X射线发生器，配置成生成预定剂量的X射线；X射线检测器，配置成检测来自X射线发生器的X射线；X射线滤波器，位于X射线发生器和X射线检测器之间，并且配置成过滤掉所生成的X射线的一部分，以便使得两种剂量类型的X射线到达X射线检测器；以及，医学图像处理单元，配置成生成与X射线检测器识别的两种剂量类型相对应的医学图像。
本公开提供了双能X射线成像设备，其可以使人体暴露至更少的辐射，并且通过仅照射一次X射线来获得两种不同剂量类型的X射线图像。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，其可以通过使用单个滤波器将所生成的X射线衰减预定剂量或者不进行衰减，来获得两种类型的X射线，即低剂量高能X射线和高剂量低能X射线。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，可以通过应用具有特殊网格图案且衰减部分和传输部分规则设置的滤波器，采用通过衰减部分和传输部分滤波的X射线，来容易地估计X射线图像。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，其可以允许衰减部分和传输部分之间的分界面朝向X射线发生器倾斜，以便X射线不会传输通过衰减部分和传输部分二者，而是仅传输通过衰减部分和传输部分中的一个，因此能够更准确地识别所生成的X射线。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，其可以允许衰减部分的厚度从X射线垂直入射到X射线检测器的点向外逐渐减小，这样垂直照射的X射线的衰减剂量可能等于以倾斜角度照射的X射线的衰减剂量。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，其可以允许衰减部分和传输部分的尺寸为X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍，以便X射线检测器的最小测量单位仅识别通过衰减部分和传输部分之一传输的X射线，因此可以在低剂量X射线和高剂量X射线之间清楚地区别。
本公开提供了一种双能X射线成像设备，其可以基于与高剂量X射线对应的部分周围的被识别信息，来预计与低剂量X射线对应地空白部分，以便通过使用单个X射线滤波器且仅照射一次的情况下，通过过滤掉部分X射线来生成两种类型的X射线图像。
虽然为了说明目的公开了本公开的具体实施方式，但是本领域的技术人员应当理解，在不脱离本公开的范围与精神的情况下，可能做出的各种修改、增加或者替换也应当落入所要求的范围中。

Claims (7)

1.一种双能X射线成像设备，其特征在于，包括：
X射线发生器，配置成生成预定剂量的X射线；
X射线检测器，配置成检测来自上述X射线发生器的上述X射线；
X射线滤波器，位于所述X射线发生器和所述X射线检测器之间，并且配置成过滤掉所生成的X射线的一部分以便具有两种剂量类型的X射线到达所述X射线检测器；以及
医学图像处理单元，配置成生成医学图像，所述医学图像分别与所述X射线检测器识别的两种剂量类型相对应。
2.如权利要求1所述的双能X射线成像设备，其特征在于，所述X射线滤波器包括：
衰减部分，所述衰减部分由铅、铜、铌、锡和金中的至少一种制成，并且配置成将所生成的X射线衰减预定剂量；以及
传输部分，配置成；与传输通过所述衰减部分的X射线相比，所述传输部分传输通过更高剂量的X射线。
3.如权利要求2所述的双能X射线成像设备，其特征在于，所述衰减部分和所述传输部分设置为形成网格图案。
4.如权利要求2所述的双能X射线成像设备，其特征在于，所述衰减部分和所述传输部分之间的分界面朝向所述X射线发生器倾斜。
5.如权利要求2所述的双能X射线成像设备，其特征在于，在从X射线垂直照射到所述X射线检测器上的点朝外的方向中，所述衰减部分的厚度逐渐减小。
6.如权利要求2所述的双能X射线成像设备，其特征在于，所述衰减部分和所述传输部分的尺寸确定为：传输通过所述衰减部分中一个衰减部分的X射线或者传输通过所述传输部分中一个传输部分的X射线在所述X射线检测器的表面上所形成的面积为所述的X射线检测器的最小测量单元面积的整数倍。
7.如权利要求1所述的双能X射线成像设备，其特征在于，所述医学图像处理单元还配置为：
基于与所述X射线检测器识别的两种剂量类型的高剂量类型对应部分周围的被识别信息，生成临时高剂量图像，其中在所述高剂量图像中与低剂量类型对应部分为空白部分，以及
基于所述临时高剂量图像的信息来估计所述空白部分，从而生成最终的高剂量图像。
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