CN114929111A - 放射成像方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种放射成像方法，所述方法包括：2个成像方向相互正交的辐射源沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20)进行竖直扫描，其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：得到正面探查视图以标识所述正面探查视图内的特定骨骼定位(21)，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(21)，所述正面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节(11)是同时进行的，优选地同步自动进行的，以改进以下之间的折衷：降低在所述竖直扫描期间由患者(20)接收的整体辐射剂量，并且对于正面图像，增加所述标识的特定骨骼定位(21)在沿所述竖直扫描方向(Z)的不同成像位置处的局部图像对比度。

Description

放射成像方法
技术领域
本发明涉及放射成像方法，希望降低患者接收的辐射剂量，同时仍希望获得高质量的患者身体图像。
背景技术
扫描立体射线照相系统展示了同时拍摄正面和侧面图像用于如脊椎或骨盆等骨架解剖部位的3D重建的令人关注的能力，其中相比于CT(计算机断层扫描)扫描，剂量减少多达50甚至多达100，并且相比于经典的CR(计算机射线照相)或DR(直接射线照相)系统，针对单视图图像剂量减少多达10。
但是此系统不具备AEC(自动曝光控制)，并且因此患者扫描的参数只能由操作者根据其能对患者解剖结构进行的视觉评估进行手动选择。所述操作者只能在三种可能的解剖尺寸之间进行选择：小型、中型或大型。X射线束的光谱特性(kV和滤光片)和强度根据方案选择(全身、全脊柱、骨盆…)和患者体型(小型、中型或大型)参照简单的表格来调整。此系统在帮助操作者选择参数方面令人关注，但主要缺点与操作者的唯一视觉选择有关。
这个缺点也因标准2D放射学而闻名，并且开发了一些自动曝光控制(AEC)以实现自动曝光持续时间。一旦在剂量计单元中达到剂量目标，这种AEC就可以停止曝光，所述剂量计单元通常是放置在患者与检测器(胶片、CR、DR)之间的射线可透过的电离室。这种AEC也有一些缺点。第一个缺点是再次与操作者对光谱(kV、滤光片)的选择有关，通常在方案和患者体型的3种可能的交叉选择中进行选择。这种AEC的第二个缺点是与用于获取图像的检测器的类型有关。只要使用胶片，这种AEC就可以提供正确的结果，因为提供太亮或太暗图像密度的过度曝光或曝光不足的效果在胶片上都清晰可见。因此，可以设置AEC的剂量目标以获得一种胶片的标准预期密度。但是，当计算机射线照相(CR)和直接射线照相(DR)捕获器开始成为广泛用于放射学的2D检测器时，出现了其它问题，因为操作者不再能够简单地通过观察浅色或黑色图像密度来检测过度曝光或曝光不足，因为无论剂量如何，这些检测器及其自动图像处理都可以提供几乎相同类型的图像密度，唯一的区别是图像中的噪声。操作者在根据图像中的噪声正确设置剂量目标时存在一些困难，并且使用不同类型或供应商的CR或DR检测器模型也是极难获得良好结果的原因。
IEC 62494-1建议使用依赖于噪声并且因此依赖于图像的信噪比(SNR)的曝光指数(EI)，以将AEC的剂量目标定义为曝光指数目标(EIT)。IEC 62494-1还建议将偏差指数(DI)定义为达到的曝光指数与曝光指数目标之比，以分贝DI＝10*log10(EI/EIT)表示。
考虑到扫描射线照相系统，使用放置在患者与检测器之间的剂量计单元的用于标准2D射线照相的AEC的已知方法由于不同的原因很难兼容。第一个原因与改变曝光时间的巨大困难或甚至不可能有关，改变曝光时间仅与扫描速度和扫描区域的大小有关，其中对于2D系统，AEC剂量计单元不会相对于患者移动，并且因此这种用于2D系统的静态测量能够在达到曝光目标后立即停止曝光。第二个原因是用于扫描射线照相系统的这种剂量计的视场，所述视场仅依赖于用于诊断患者身体的相关ROI(所关注区域)的极小部分，通常仅为总图像的一行。使用相关ROI的这种小部分几乎没有机会提供先验信息，将需要所述先验信息来处理拍摄参数以获得相关ROI中接近曝光指数目标的曝光指数并获得令人满意的信噪比(SNR)。
根据放射竖直扫描成像技术领域之外的第一现有技术，已知专利申请US 2011/0026668中的基于旋转辐射源发射非常高的辐射剂量的计算机断层扫描成像方法，所述发射沿着躺在病床上的病人的水平扫描方向以螺旋路径进行。此辐射源由电流强度和电压强度驱动。电流强度与单位时间(例如一秒)内辐射源发射的辐射剂量有关。电压强度与辐射源发射的每个光子的能量有关。为了对给定的特定躺着的患者进行这种水平扫描，电压强度被调节以适应沿水平扫描方向的发射的辐射剂量，或者电流强度沿水平扫描方向被调节以适应发射的辐射剂量，所述辐射剂量无论如何对于沿水平方向的患者厚度而言是非常高的，并且至少是站立的患者的竖直扫描的五十倍，从而提高整体图像与沿水平方向的患者厚度的对比度。
在一个实施例中，仅根据辐射源沿躺着的患者的角度位置而不根据辐射源沿躺着的患者的水平位置进行电压强度调节，根据辐射源沿躺着的患者的水平位置进行电流强度调节。
在另一个实施例中，仅根据辐射源沿躺着的患者的角度位置并且根据辐射源沿躺着的患者的水平位置进行电压强度调节，但是不根据辐射源沿躺着的患者的水平位置进行电流强度调节。
但是在该第一现有技术的实施例中，不沿此水平方向，即根据辐射源沿躺着的患者的水平位置同时调节电压强度和电流强度。
发明内容
本发明的目的是至少部分地缓解上述缺点。
更具体地，本发明旨在改善以下之间的折衷：
Figure BDA0003735652270000031
降低患者接收的辐射剂量，
Figure BDA0003735652270000032
和改善患者身体或患者器官的图像质量。
本发明建议解决以下问题，即在站立的患者的竖直扫描中，无论如何发射的辐射剂量远低于计算机断层扫描中的，仍然减少此发射的辐射剂量，同时根据沿所述竖直扫描方向的患者厚度变化，通过调节发射的辐射粒子的量并且通过调节每个发射的辐射粒子的固有能量来寻找沿所述竖直方向不同地改善图像对比度。
由此，不仅在患者身体的低厚度区处减少发射的辐射剂量并保持最小化同时在患者身体的高厚度区处维持仍然足够的发射的辐射剂量，而且每个发射的粒子的固有能量适于患者的成像区中的厚度值，从而使得不仅改善了整体的发射的辐射剂量还改善了局部图像对比度。
这种降低发射的辐射剂量与增强的图像对比度之间的折衷在沿所述竖直扫描方向的每个高度上可能是不同的，或者至少通常随着沿所述竖直扫描方向的患者身体厚度的变化而变化。
此外，该局部图像对比度被增强：
Figure BDA0003735652270000033
这不仅全局地取决于患者的整体厚度，如第一现有技术中，
Figure BDA0003735652270000034
还取决于患者在探查视图中标识的特定骨骼定位上引导的局部厚度。
此目的通过一种放射成像方法实现，所述方法包括：2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向对站立的患者进行竖直扫描，其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：通过由所述正面辐射源沿所述竖直扫描方向对站立的患者进行初步竖直扫描来得到正面探查视图，处理所述正面探查视图以标识所述正面探查视图内的特定骨骼定位，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节至少所述正面辐射源的驱动电流强度，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节所述正面辐射源的驱动电压强度，所述正面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节同时进行，优选地同步自动进行，以改善以下之间的折衷：降低在所述竖直扫描期间由患者接收的整体辐射剂量，并且对于正面图像，增加所述标识的特定骨骼定位在沿所述竖直扫描方向的不同成像位置处的局部图像对比度。驱动电压强度是驱动张力强度的代名词。
此目的还通过一种放射成像方法实现，所述方法包括：2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向对站立的患者进行竖直扫描，其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：通过由所述侧面辐射源沿所述竖直扫描方向对站立的患者进行初步竖直扫描来得到侧面探查视图，处理所述侧面探查视图以标识所述侧面探查视图内的特定骨骼定位，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节至少所述侧面辐射源的驱动电流强度，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节所述侧面辐射源的驱动电压强度，所述侧面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节同时进行，优选地同步自动进行，以改善以下之间的折衷：降低在所述竖直扫描期间由患者接收的整体辐射剂量，并且对于侧面图像，增加所述标识的特定骨骼定位在沿所述竖直扫描方向的不同成像位置处的局部图像对比度。
此目的还通过一种放射成像方法实现，所述方法包括：2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向对站立的患者进行竖直扫描，其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：通过由所述正面和侧面辐射源沿所述竖直扫描方向对站立的患者进行初步竖直扫描来得到正面和侧面探查视图，处理所述正面和侧面探查视图以标识所述正面和侧面探查视图内的特定骨骼定位，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节至少所述正面和侧面辐射源的驱动电流强度，根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向的所述标识的特定骨骼定位，沿所述竖直扫描方向调节正面和侧面辐射源的驱动电压强度，所述正面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节以及所述侧面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节都同时进行，优选地同步自动进行，以改善以下之间的折衷：降低在所述竖直扫描期间由患者接收的整体辐射剂量，并且对于正面图像和侧面图像，增加所述标识的特定骨骼定位在沿所述竖直扫描方向的不同成像位置处的局部图像对比度。
同步意指：
Figure BDA0003735652270000041
对于正面图像或侧面图像，驱动电流强度和电压强度调节完全一起同步，即彼此同相，
Figure BDA0003735652270000042
正面图像的驱动电流强度与侧面图像的驱动电流强度同步，可能存在时移(一个比另一个在竖直方向上提前或推后一些行，以便减少交叉散射效应)，
Figure BDA0003735652270000043
正面图像的驱动电压强度与侧面图像的驱动电压强度同步，可能存在时移(一个比另一个在竖直方向上提前或推后一些行，以便减少交叉散射效应)。
优选实施例包括以下特征中的一个或多个，所述特征可以与本发明的任何前述目的分开或一起，以部分组合或完全组合的形式。
优选地，所述标识的特定骨骼定位包含患者脊柱，优选地是患者脊柱。
事实上，患者脊柱是在患者体内进行详细分析最关注的特定骨骼定位；因此其用于驱动电压强度和电流强度调节。
可替代地，特定骨骼定位也可以是沿竖直扫描方向的站立的患者的骨盆或手臂或腿，这取决于被成像的患者身体部位内的所关注区域。
优选地，还进行所述正面辐射源的所述驱动电流强度和电压强度调节，以达到某一信噪比值，对于所述正面图像和/或对于所述侧面图像，所述信噪比值对于沿所述竖直扫描方向的大多数所述成像位置，优选地对于沿所述竖直扫描方向的所有所述成像位置是恒定且共有的，但是对于正面图像和侧面图像可以分别采取两个不同的值。
优选地，对于所述正面和/或侧面图像中的每一个，对于每个要成像的不同患者器官，所述信噪比值是恒定且预定的。
优选地，对于患者脊柱的正面图像，所述标准信噪比值对应于每个检测器像素接收到的包括在50与70之间的X射线光子数，所述放射成像方法操作者优选地通过手动命令具有从此标准值偏离至少+或-20％，更优选地至少+或-50％的可能性，和/或对于患者脊柱的侧面图像，所述标准信噪比值对应于每个检测器像素接收到的包括在20与40之间的X射线光子数，所述放射成像方法操作者优选地通过手动命令具有从此标准值偏离至少+或-20％，更优选地至少+或-50％的可能性。
因此，在沿或甚至一直沿所述竖直扫描方向具有恒定且优化的信噪比的情况下，所述标识的特定骨骼定位在沿所述竖直扫描方向的不同成像位置处的局部图像对比度得到很大改善，因为这是正面和/或侧面图像中实际上所关注的区域。
优选地，所述正面和/或侧面图像在经历了至少第一步增加所述标识的特定骨骼定位在沿所述竖直扫描方向的不同成像位置处的局部图像对比度之后优选地通过对仅位于患者身体轮廓外的区域的均质化来归一化，以便消除来自所述驱动电流强度和电压强度调节的图像伪影。
实际上，由于这些驱动电流强度和电压强度调节，在正面和/或侧面图像中存在一些伪影，所述伪影在图像的空白部分(就在患者体外)或患者的非常薄的部位上叠加了一些清晰和深灰度级的交替波，使这些图像对于放射成像方法操作者的解释来说不太满意，或者至少需要在他或她侧进行一些训练。
优选地，所述正面和/或侧面图像在归一化之后，经历对比度增强步骤。
因此，一方面来自这些驱动电流强度和电压强度调节的图像伪影被消除，而通过这些相同驱动电流强度和电压强度调节改进的对比度增强不仅被保留而且还被充分利用。
优选地，所述标识的特定骨骼定位排除金属部件，如果有的话，例如患者身体骨架部位的金属假体或例如在进行所述放射成像方法之前放置在患者身体上的金属保护物。
实际上，这些引入到患者身体内或身体上的外来(对患者身体而言)物体，由于是金属的并且因此比患者身体的其余部分阻止更多的辐射和X射线，可能导致发射的剂量的一些非优化，这可能导致在与这些外来物体相对应的高度上对发射的辐射的一些过度曝光或一些曝光不足。在以下模式下，首先驱动电压强度是恒定的，其次驱动电压强度和驱动电流强度都是恒定的，如果不排除金属异常值，则后果可能会更糟，因为为最大厚度选择了更多或所有参数，因此发射的辐射剂量高于或远高于所需的剂量，这对患者非常有害。
优选地，调节电流强度和电压强度：对于较大的患者厚度，同时增加电流强度和电压强度，对于较小的患者厚度，同时减少电流强度和电压强度，电流强度变化率比电压强度变化率慢。
因此，对于大患者厚度，更大数量的更高能量辐射粒子更容易穿过患者身体，尽管其厚度大，而无需增加太多发射的辐射剂量，由于更大数量的发射的辐射粒子和每个发射的辐射粒子的更高能量，因此避免了所有发射的信号被大厚度患者身体吸收。
而对于小患者厚度，更大数量的更低能量辐射粒子被患者身体吸收，尽管其厚度小，而无需增加太多发射的辐射剂量，由于更少数量的发射的辐射粒子和每个发射的辐射粒子的更低能量，因此避免了所有发射的信号穿过小厚度患者身体。
优选地，所述电流强度调节被最大化，从而也使所述竖直扫描速度被最大化为恒定值。
因此对于给定的发射的辐射剂量，进而对于在所述竖直扫描期间由站立的患者接收的给定的辐射剂量，两者都保持在相同水平，总的竖直扫描时间显著减少，具有降低站立的患者移动的可能性和患者移动的影响的优点，从而在一定程度上降低了正面和侧面图像的模糊风险和变形风险，从而仍然增强了这些正面和侧面图像的信噪比。
优选地，所述操作模式可以由放射成像方法操作者手动开启或关闭。
因此，这种非常有利的操作放射成像设备的方式是可用的，而如果并且当此放射成像设备的操作者想要去除这种方式时，所述方式可以被取消，以便例如完全手动地操作此放射成像设备。根据本发明的有利实施例的放射成像方法呈现3种操作模式：全手动模式、不带调节的AEC模式、带调节的AEC模式。
优选地，所述操作模式专用于大型和/或肥胖患者的竖直扫描。
优选地，所述操作模式专用于儿童患者的竖直扫描。
根据本发明的放射成像方法更加关注于患者的厚度可以特别地低于或特别地高于平均体型的患者。这显示出根据本发明的放射成像方法对患者非常有针对性的能力。当然，根据本发明的放射成像方法对于标准体型的患者也非常有效。
优选地，所述电流强度调节速率不超过每毫秒5mA的预定阈值，优选地每毫秒2mA的预定阈值，更优选地每毫秒1mA的预定阈值。
因此，根据本发明的放射成像方法也可以用电流强度驱动能力相对较慢的相对简单且便宜的辐射源来进行。
优选地，所述电流强度调节的范围至少为20mA到300mA，并且优选地为10mA到400mA。
因此，根据本发明的放射成像方法也可以用电流强度驱动能力范围相对有限的相对简单且便宜的辐射源来进行。
优选地，所述电压强度调节的范围至少为60kV到100kV，并且优选地为50kV到120kV。
因此，根据本发明的放射成像方法也可以用电压强度驱动能力的范围相对有限的相对简单且便宜的辐射源来进行，而同时充分利用电压强度驱动能力的可用范围。
优选地，所述竖直扫描速度值的范围至少为8厘米/秒到20厘米/秒，并且优选地为4厘米/秒到30厘米/秒。
因此，根据本发明的放射成像方法也可以用竖直扫描速度能力的范围相对有限的相对简单且便宜的辐射源来进行，而同时充分利用竖直扫描速度能力的可用范围。
优选地，在得到所述正面和侧面图像中的每一个之前，通过以相比于所述正面和侧面图像中的每一个减少的整体辐射剂量沿竖直扫描方向对站立的患者进行初步竖直扫描来得到所述正面和/或侧面探查视图中的每一个。
因此，可以仅在进行竖直扫描之前根据厚度分布和站立的患者身体沿竖直扫描方向的特定骨骼定位来确定驱动电流强度和驱动电压强度的调节以及可能的竖直扫描速度，这将导致以足以得到高质量的正面和侧面图像的有限且足够的辐射剂量产生站立的患者身体的有效正面和侧面图像。可以以相当有限的过度曝光于发射的辐射为代价来产生探查视图。
优选地，所述减少的整体辐射少于所述整体辐射剂量的10％，优选地少于所述整体辐射剂量的5％。
因此，好处是双重的：不仅探查视图产生期间的过度曝光(+10％或+5％)非常有限，而且优化接收的整体辐射剂量与增强图像对比度之间折衷也非常高效。
优选地，优选地按N×N像素区，更优选地按至少10×10像素区将所述探查视图中的像素聚集在一起以形成成像区，例如按至少20×20像素区以形成成像区。
因此，尽管用于产生此探查视图的发射的辐射剂量水平非常低，但所述探查视图的图像质量和图像对比度得到了增强。
优选地，处理所述图像或所述成像区以标识突出点，所述突出点进而用于计算所述厚度分布并标识站立的患者沿所述竖直扫描方向的所述特定骨骼定位。
因此，尽管发射的辐射剂量水平非常低，但从探查视图计算所述厚度分布并标识站立的患者沿竖直扫描方向的所述特定骨骼定位更容易且更高效。
优选地，所述图像或所述成像区由神经网络处理以计算所述厚度分布并标识站立的患者沿所述竖直扫描方向的所述特定骨骼定位。
因此，尽管发射的辐射剂量水平非常低，但从探查视图标识站立的患者沿竖直扫描方向的所述特定骨骼定位更容易且更高效。
优选地，所述2个辐射源竖直滑动以便沿竖直扫描方向对站立的患者的骨盆或脊柱或全身进行竖直扫描。
优选地，2个辐射检测器分别与所述2个辐射源相关联，所述2个辐射检测器是2个光子计数检测器(PCD)，每个光子计数检测器都与自动图像处理功能相关联，无论在所述辐射检测器的敏感表面上接收的辐射剂量如何，所述自动图像处理功能都自动平衡图像密度以增强图像对比度。
因此，放射成像方法操作者更难正确地手动评估对辐射源发射的辐射信号的过度曝光或曝光不足。此外，与气体检测器相比，光子计数检测器具有改进的线性度和信噪比。
优选地，2个辐射检测器分别与所述2个辐射源相关联，所述2个辐射检测器是2个多能计数检测器，优选地是2个能量分辨光子计数检测器(ERPCD)。
优选地，辐射是X射线。
站立的患者或站立姿势的患者是处于负重姿势的患者，与躺着的患者或在计算机断层扫描中处于躺着姿势的患者相反。可替代患者站立姿势的另一种患者承重姿势可以是患者就座姿势。
本发明的进一步特征和优点将从以下参照下文列出的附图作为非限制性实例给出的本发明实施例的描述中显现。
附图说明
图1示出了根据本发明实施例的放射成像方法的一部分的实例，其处理辐射源的驱动电流强度调节的计算。
图2示出了通过突出点检测的特定骨骼定位的实例，在此是包含脊柱延伸到骨盆和腿的患者完整身体。
图3示出了对应参数的实例，所述参数是随沿患者身高的以毫米表示的竖直位置变化的中值信号贴片值。
图4示出了以毫米表示的对应厚度分布随沿患者身高的以毫米表示的竖直位置变化的实例。
图5示出了根据本发明实施例的放射成像方法的实例，其处理辐射源的驱动电流强度和电压强度调节的计算。
图6示出了以千伏表示的电压调节随以厘米表示的患者等效厚度变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
图7示出了以毫安表示的电流调节随以厘米表示的患者等效厚度变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
图8示出了获得的每个检测器像素的X射线光子数(表示信噪比)随以厘米表示的患者等效厚度变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
图9示出了患者接收的以μGy(微戈瑞(microgray))为单位的辐射剂量随以厘米表示的患者等效厚度变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
图10示出了在突出点检测步骤之后但在突出点过滤步骤之前的经过滤的正面探查视图的实例。
图11示出了在突出点检测步骤之后且在突出点过滤步骤之后的经过滤的正面探查视图的实例。
图12示出了在突出点检测步骤之后但在突出点过滤步骤之前的经过滤的侧面探查视图的实例。
图13示出了在突出点检测步骤之后且在突出点过滤步骤之后的经过滤的侧面探查视图的实例。
图14示出了在深度神经网络检测步骤之后的经过滤的正面探查视图的实例。
图15示出了在深度神经网络检测步骤之后的经过滤的侧面探查视图的实例。
图16示出了在恒定电流和电压模式下具有恒定驱动电流强度和恒定驱动电压强度的侧面图像的实例。
图17示出了在经调节的电流和恒定电压模式下具有经调节的驱动电流强度和恒定驱动电压强度的侧面图像的实例。
图18示出了在双调节电流和电压模式下具有经调节的驱动电流强度和经调节的驱动电压强度的侧面图像的实例。
图19示出了向放射科医师显示的最终侧面图像的实例。
具体实施方式
本发明旨在提供一种向扫描立体射线照相系统提供AEC系统的解决方案，此AEC符合IEC 62494-1。此AEC系统被设计用于在申请PCT/IB2016/000273和PCT/IB2017/000986中描述的扫描立体射线照相系统，所述申请通过引用并入并由同一申请人EOS-成像(EOS-Imaging)拥有。
在优选实施例中，此扫描立体射线照相系统的两个检测器是多能量计数检测器，也称为具有至少2个能量仓的能量分辨光子计数检测器(ERPCD)。在另一个实施例中，此扫描立体射线照相系统的两个检测器是单能计数检测器，也称为光子计数检测器(PCD)。
与气体检测器相比，使用多能或单能形式的光子计数检测器是有利的，主要有两个原因。第一个原因是ERPCD或PCD的信号与入射通量呈线性关系并且直接等于检测到的光子数，而气体检测器的信号呈强非线性，并且这种非线性对于建模以精确校正它来说是相当复杂的。在ERPCD和PCD中，在高通量下仍然存在非线性行为，称为堆积效应，但这种堆积效应可以通过图像校准软件很好地建模和校正。第二个原因是ERPCD和PCD具有非常稳定的行为和灵敏度，无需在几个月内进行新的校准，并且对室温变化不敏感，而气体检测器远没有那么稳定并且需要日常校准，并且所述气体检测器的行为和灵敏度也可能会根据室温的变化在几分钟内发生变化。PCD和ERPCD的稳定性以及光子计数功能使得能够直接使用检测器中入射光子的计数信号来评估曝光指数和信噪比。信噪比直接等于信号的均方根。其它类型的能量积分检测器，例如气体检测器，不具备这一优势，并且需要精确校准来评估SNR，并且因此评估曝光指数。
根据本发明实施例的放射成像方法基于在单能(ERPCD或PCD)下使用探查视图。由于此扫描射线照相系统的一个目标是专用于矫形外科的骨骼成像，因此分析在这种情况下的探查视图以精确地找到所选方案的轴向骨架或骨骼。但是对于一些其它应用，可以选择软组织器官方案，例如肺，在这种情况下，分析探查视图以找到器官。
根据IEC 62494-1定义的用于诊断的相关ROI由一组圆形子ROI的联合定义，所述子ROI也被称为大约椎骨大小的“贴片”(直径4-5cm)，所述一组圆形子ROI根据方案特定的骨骼或器官搜索放置在探查视图上的一组特征检测点或标志上。这种特征点的搜索可以用两种不同的方法来体现：特定的突出点搜索算法或使用经训练的姿势检测深度神经网络。
然后在每个贴片中评估患者的等效厚度，并且某个特定选择规则方案根据患者的Z(竖直)位置提供等效厚度的竖直矢量。当使用单能探查视图时，在单材料PMMA[聚(甲基丙烯酸甲酯)]等效物中评估等效厚度。
然后使用竖直等效厚度矢量来处理特征厚度，这是对最可能的最大厚度的安全检测。然后使用特征厚度和等效矢量厚度来处理扫描的参数，以获得每个贴片中尽可能接近曝光目标的曝光指数。
根据操作者的选择，曝光参数可以在几种不同的模式下产生：
Figure BDA0003735652270000111
被称为“恒定曝光模式”的第一模式仅提供用于扫描的最佳常数kV、mA、过滤器和扫描速度，并将根据IEC 60601-2-44的定义提供恒定通量曝光控制；
Figure BDA0003735652270000112
被称为“弹性剂量”的第二模式可用于两种选项。两种选项将处理扫描速度、选定的过滤器和沿竖直轴的曝光时间调节矢量，并将根据IEC 60601-2-44的定义提供Z轴曝光控制。
“弹性剂量”可以用于第一选项，在所述第一选项中，电压或张力(kV)是固定的，电流(mA)沿Z轴调节，并且在第二选项中，电压或张力(kV)以及电流(mA)都沿竖直(Z)轴调节。根据本发明的操作模式是这种被称为“弹性剂量”的第二模式的第二选项。这种被称为“弹性剂量”的第二模式的第二选项也被称为扫描射线照相系统的自动模式。
根据本发明的实施例的这种自动模式的一般原理不同于用于2D放射学检测器的标准自动曝光控制(AEC)，例如CR(计算机射线照相)或DR(数字射线照相)。标准放射学AEC在患者后面以2D检测器进入水平使用实时剂量测量来在达到目标水平后立刻停止X射线发射；其基于具有边大小为5-10cm的典型正方形的电离室单元来调整曝光时间。通常，标准放射学AEC装置向操作者提供使用一些不同单元之一的选择，例如在2D检测器的中间、左边或右边；因此，曝光时间仅在患者的单元区域的对应部分上得到很好的调整，在2D检测器的整个区域上未被最佳调整。此外，标准放射学AEC无法优化所有X射线拍摄参数；通常需要基于对形态学和方案的选择来手动选择电压(kV)并直接或间接选择过滤器。
自动模式基于所需的非常低剂量的探查视图(也被称为预览图或扫描图)。AEC提供分别具备恒定通量曝光控制和Z轴曝光控制的恒定曝光模式和被称为“弹性剂量”的调节模式。恒定通量曝光控制系统确定要在整个扫描序列上使用的最佳恒定X射线通量，并且Z轴曝光控制系统沿Z轴调整入射X射线通量。当患者处于站立或就坐位置时，Z轴是竖直的。
图1示出了根据本发明实施例的放射成像方法的一部分的实例，其处理辐射源的驱动电流强度调节的计算。
根据本发明实施例的放射成像方法包含用于处理沿竖直扫描方向的辐射源的电流强度和电压强度调节的方法。图1和5呈现了使用突出点的示例实施方案的功能框图。
进行以下连续步骤：
Figure BDA0003735652270000121
在步骤1中，以减少的辐射剂量获取站立的患者的探查视图。探查视图是使用自动模式所必需的，并且是使用0.5mm厚的铜过滤器和非常低的剂量获取的。对于长轴和局部方案，此探查视图与主照片之间的患者剂量比小于10％。所述方法的此步骤1是通过沿患者竖直扫描以减少的剂量获取探查视图。
Figure BDA0003735652270000122
在步骤2中，对探查视图执行后处理，其中优选地按N×N像素区，例如按至少20×20像素区将探查视图中的像素聚集在一起，以得到具有校准和平均分仓的成像区。此处，探查视图是在如此低水平的剂量下获取的，以至于应用了20×20的大分仓来过滤足够的噪声并获得对估计厚度的更高的置信度水平。此步骤2是对探查视图图像的后处理，包含使用检测器的增益校准进行均匀性校正，以及使用过滤器提高信噪比而不引入任何偏差以获得对估计厚度的高置信度水平，例如20×20的平均分仓非常适合。
Figure BDA0003735652270000123
在步骤3中，如将参考图10到13更详细地解释的那样检测突出点，其中首先检测到较高辐射吸收的点，并且然后根据预定规则过滤掉部分检测到的点，以便实际上仅保留希望的特定骨骼定位，例如患者身体脊柱，使突出点连续。为检测经过验证的轴向骨骼而开发的突出点检测算法应用于分仓图像。然后根据患者定向在正面和侧面图像中以不同方式选择检测到的突出点。所选突出点主要沿着由下肢、骨盆、脊柱、颈部和头部构成的轴向骨架。金属假体或金属保护检测也用于去除和排除在步骤3中进行金属检测时对应选择的突出点，而在步骤8中，仅关于厚度选择异常值。此步骤3是在探查视图中检测特定骨骼定位和拒绝金属部件。作为实例，我们使用使用突出点检测的方法的描述，但也可以使用使用特定神经网络的另一种实施方案。使用的突出点检测方法包括在典型椎骨大小的范围内进行搜索，即直径约为5cm，以在探查视图中找到一组局部最大衰减点。然后根据患者定向在正面和侧面图像中以不同方式选择检测到的突出点。所选突出点主要沿着由下肢、骨盆、脊柱、颈部和头部构成的轴向骨架。在一个Z高度(沿竖直扫描方向的一个Z位置)仅存在一个所选突出点，而在一个Z高度可以存在几个不同的检测到的突出点。图10到13分别呈现了患者正面和侧面探查视图上的突出点检测和选择。图10至13的左部分呈现了检测到的突出点，并且图10至13的右部分呈现了所选突出点。图14和15呈现了使用神经网络方法进行骨架检测的实例，包含有限数量的标志，与图10到13相比，应用于同一患者。作为实例，图14和15中呈现的有限数量的标志对应于颈椎C2和C7、胸椎T9、骶骨，以及下肢的左右股骨头、1/3骨干、滑车中心、胫骨远端和胫骨近端。选择突出点的方法还能够去除在金属部件上检测到的点，包含例如金属假体或用于乳房、性腺卵巢或身体其它敏感部位的金属保护物。金属部件也可以使用神经网络方法去除。
Figure BDA0003735652270000131
在步骤4中，根据突出点，获得随竖直位置变化的以mm表示的信号分布。此步骤4是处理沿患者竖直扫描的信号分布。探查视图图像的信号的中值在以所选突出点为中心的每个圆形贴片中处理并且与竖直扫描参考中对应突出点的高度z相关联。贴片大小表示的面积大约相当于直径约为5cm的椎骨大小。得到的z的信号分布函数是稀疏的，并且此稀疏信号分布的插值和外推根据患者需要进行竖直扫描的整个身高上的竖直高度z提供了完整的信号竖直分布采样，包含供操作者选择的扫描区域的一些底部和顶部扩展。
Figure BDA0003735652270000132
在步骤5中，根据先前的信号分布，计算患者厚度分布。实际上，此步骤5是处理沿患者竖直扫描的厚度分布。使用校准二次多项式函数处理z的信号分布函数的对数，以根据等式1提供对应的PMMA厚度等效值：
Figure BDA0003735652270000133
其中mAs＝mA探查视图*时间/行并且最大厚度＝600mm的PMMA。
多项式的系数a、b和c使用校准进行处理。
Figure BDA0003735652270000134
在步骤6中，任选地，可以由放射成像方法操作者手动选择新的扫描上限和/或下限。操作者可以使用界面软件中探查视图图像上的选择工具稍微降低或增加扫描高度。
Figure BDA0003735652270000135
在步骤7中，任选地，根据先前的新的扫描上限和/或下限裁剪患者厚度分布。然后根据操作者对沿患者的竖直扫描的上限和下限的选择来裁剪z的处理后的厚度分布函数。
Figure BDA0003735652270000136
在步骤8中，根据之前的厚度分布，在已经在步骤3中过滤掉金属假体或金属保护物等异常值之后，计算特征患者厚度。此步骤8是处理特征厚度。仅考虑先前在步骤5中确定的厚度分布的最大值并不表示当患者坐着或腿放在支撑物上或双臂交叉时的患者厚度。为了定义患者的代表性厚度，对厚度分布的导数进行处理，以使用均值和标准差来定义统计参数以去除异常值，并且然后将特征厚度定义为不考虑异常值的最大厚度。
Figure BDA0003735652270000141
在步骤9中，根据特定骨骼定位(例如沿竖直扫描方向的患者脊柱的精确位置)以及沿竖直扫描方向(即沿患者的身高)的患者厚度变化，从参考表中获取图像采集参数。实际上，处理后的特征PMMA等效厚度和所选方案用于根据参考解剖参数表获得图像采集参数(kV仅针对图1并未在图5中使用，因为是驱动电压强度调节、过滤器、扫描速度)。步骤9是根据处理后的特征厚度和所选方案在图像采集参数表中进行选择。参数集包括例如信号目标和参考kV。参考kV、mA和速度可以用于在操作者选择禁用调节的情况下获取患者的图像，但要保持AEC，在这种情况下，扫描速度和电流的恒定值将根据信号目标和特征厚度进行处理。参考电压(kV)也可以用于采用恒定电压(kV)电流调节来获取患者的图像。另外，在启用调节的情况下，在以下步骤10或11中将仅使用正面和/或侧面视图的信号目标。作为实例，脊柱检查的信号目标对于正面图像和侧面图像是不同的，并且对于正面图像通常分别约为60光子/像素，而对于侧面图像则约为30光子/像素。放射科医师可以在有限的允许范围内调整这些值。
Figure BDA0003735652270000142
在步骤10中，根据所选操作模式，选择沿竖直方向的恒定的电流强度值，或者优选地电流强度的可变调节，作为沿竖直方向的患者脊柱的精确位置和沿竖直扫描方向的患者厚度变化的函数，以达到沿竖直扫描方向的恒定且共有的信噪比，即沿竖直扫描方向的每个检测器像素的恒定目标X射线光子数，沿竖直扫描方向的每个检测器像素的恒定目标X射线光子数对于正面图像(例如60)和侧面图像(例如30)优选地具有不同的值。自动模式的最后一步是处理沿患者身体部位扫描的图像的电流(mA)调节矢量，以在ROI的每个贴片中尽可能接近地拟合曝光指数目标。校准矩阵以建立作为一组电压(kV)值的函数的测得信号值与PMMA等效厚度之间的关系。用于确定电流(mA)的算法在此矩阵中进行2D插值。当描述双驱动电流强度和驱动电压强度调节时，可以在图5处找到对调节驱动电流强度的互补且详细的解释。
图2示出了通过突出点检测的特定骨骼定位的实例，在此是包含脊柱延伸到骨盆和腿的患者完整身体。图2呈现了侧面探查视图上的所选突出点的典型实例。
连续的圆圈在整体地竖直方向上沿着患者脊柱。在患者身体的侧面图像上发现此连续的突出点SP。此患者身体侧面图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
图3示出了对应参数P的实例，所述参数是随沿患者身高的以毫米表示的竖直位置Z变化的中值信号贴片值。图3呈现了沿患者竖直扫描的对应全采样信号分布。所选突出点在图2中的侧面探查视图上用圆点表示，所述圆点表示直径约为5cm的圆形贴片。
图4示出了以毫米表示的对应厚度分布随th沿患者身高的以毫米表示的竖直位置Z变化的实例。图4呈现了在图2中呈现的侧面分布上的特征厚度测定。
患者厚度分布绘制在图4中。以mm表示的患者厚度th被表示为也以mm表示的竖直位置Z的函数。
图5示出了根据本发明实施例的放射成像方法的实例，其处理辐射源的驱动电流强度和电压强度调节的计算。
相同原理可以用于电压(kV)调节选项下的“弹性剂量”，以在第一步处理根据沿患者身体部位扫描的厚度提高对比度的电压(kV)调节矢量，并且然后在第二步处理电流(mA)调节以在ROI的每个贴片中尽可能接近地拟合曝光指数目标。在步骤11中同时进行电压(kV)调节和电流(mA)调节，步骤1到10类似于先前参考图1描述的对应步骤1到10。
在此步骤11中，根据所选操作模式，选择沿竖直方向的电压强度的可变调节和电流强度的可变调节，作为沿竖直扫描方向的患者脊柱的精确位置和沿竖直扫描方向的患者厚度变化的函数，以获得沿竖直扫描方向的等效患者厚度变化(骨骼衰减更多辐射，因此与软组织相比，所述骨骼相当于比其实际厚度更厚的厚度)，以达到沿竖直扫描方向的恒定且共有的信噪比，即沿竖直扫描方向的每个检测器像素的恒定目标X射线光子数，沿竖直扫描方向的每个检测器像素的恒定目标X射线光子数对于正面图像(例如60)和侧面图像(例如30)优选地具有不同的值。
步骤11沿竖直扫描方向处理辐射源的电流强度和电压强度调节。在步骤5处理的厚度分布用于使用厚度的电压函数的特定关系来处理电压调节分布，这种关系对于正面和侧面图像可以相同或可以不同，取决于解剖部位。图6呈现了例如用于全脊柱方案的关系。厚度的这些电压函数关系被确定用于优化身体的骨骼区域的对比度并最小化剂量。已知对比度在低电压(kV)下更好，但是使用低电压(kV)并不能高效地查看相比于在身体的厚部位接收的剂量而言在检测器中提供某个信号的有用剂量。通过导致更低电压(kV)的更好对比度与导致更高电压(kV)的更高效的剂量使用之间的折衷来引导选择。处理后的电压分布用于处理最佳扫描速度和电流分布。厚度分布、电压分布以及表示关于电压和针对参考电流和扫描速度的厚度的预期信号的2D表用于以参考扫描速度处理所需的电流分布以达到信号目标。然后可以按与特定扫描速度成比例的方式调整电流分布。例如，关于参考扫描速度，需要将电流分布加倍以使扫描速度加倍。在源具有最大输出功率的情况下，对于给定的扫描速度所允许的最大电流分布可以通过最大功率与电压分布的比率来推断。查看更高的允许的电流分布可以找到最佳扫描速度。
自动模式的最后一步是处理沿患者身体部位扫描的图像的电压(kV)调节矢量和电流(mA)调节矢量，以在ROI的每个贴片中尽可能接近地拟合曝光指数目标。电压(kV)调节矢量和电流(mA)调节矢量可以一起组合到双电压和强度矢量中。
校准矩阵以建立作为一组电压(kV)值的函数的测得信号值与PMMA等效厚度之间的关系。用于确定电流(mA)的算法在此矩阵中进行2D插值。
电压(kV)和电流(mA)在恒定AEC模式下只能处理为对应特征厚度的标量值，或在“弹性剂量”模式下处理为两个调节矢量中的一个或两个，以根据沿竖直扫描的估计的患者厚度来优化X射线通量。与仅基于患者最大厚度的恒定电流(mA)模式相比，“弹性剂量”模式实现长轴方案的显著剂量降低。
自动模式的总体目标是在恒定模式下在患者扫描区域的最大厚度位置上达到恒定且可重复的信号水平，并且此外沿患者的扫描轴向骨架且与这两种模式下患者形态和厚度无关地达到恒定且可重复的信号水平。
图6和7呈现了在“弹性剂量”模式下根据全脊柱方案的等效PMMA厚度模拟电压(kV)和电流(mA)的标准关系。
图6示出了以千伏表示的电压调节随以厘米表示的患者等效厚度th变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
对于正面曲线F，对于范围从约10cm到约刚低于30cm的等效患者厚度，电压从约60kV有规律地增加到约120kV，并且然后在从约刚低于30cm到约40cm或约50cm的等效患者厚度保持为恒定约120kV。
对于侧面曲线L，对于范围从约10cm到约刚高于30cm的等效患者厚度，电压从约60kV有规律地增加到约120kV，并且然后在从约刚低于30cm到约40cm或约50cm的等效患者厚度保持为恒定约120kV。F曲线的增加比L曲线的增加更陡峭。
图7示出了以毫安表示的电流调节I随以厘米表示的患者等效厚度th变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
对于正面曲线F，对于范围从约10cm到约40cm的等效患者厚度，电流从约30mA有规律地增加到约400mA，并且然后在从约40cm到约50cm的等效患者厚度保持为恒定约400mA。
对于侧面曲线L，对于范围从约10cm到约40cm的等效患者厚度，电流从约20mA有规律地增加到约400mA，并且然后在从约40cm到约50cm的等效患者厚度保持为恒定约400mA。F曲线的增加平均而言类似于L曲线的增加。
图8示出了获得的每个检测器像素的X射线光子数S(表示信噪比)随以厘米表示的患者等效厚度变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
对于正面曲线F，对于范围从约10cm到约35cm的等效患者厚度，每个检测器像素的X射线光子数相当恒定，约为60，并且对于范围从约35cm到约50cm的等效患者厚度，然后所述光子数从约60突然减少到约10。
对于侧面曲线L，对于范围从约10cm到约40cm的等效患者厚度，每个检测器像素的X射线光子数相当恒定，约为27，并且对于范围从约40cm到约50cm的等效患者厚度，然后所述光子数从约27突然减少到约10。F曲线的陡峭降低与L曲线的陡峭降低类似，但是延伸到大的等效患者厚度范围。
图9示出了患者接收的以μGy为单位的辐射剂量D随以厘米表示的患者等效厚度th变化的实例，分别针对正面图像和侧面图像。
对于正面曲线F，对于范围从约10cm到约30cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量首先从约零缓慢增加到约500微戈瑞，然后对于范围从约30cm到约40cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量从约500微戈瑞突然增加到约3000微戈瑞，并且对于范围从约40cm到约50cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量之后保持大致恒定在约3000微戈瑞。
对于侧面曲线L，对于范围从约10cm到约33cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量首先从约零缓慢增加到约700微戈瑞，然后对于范围从约33cm到约40cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量从约700微戈瑞突然增加到约3500微戈瑞，并且对于范围从约40cm到约50cm的等效患者厚度，患者接收的辐射剂量之后保持大致恒定在约3500微戈瑞。L曲线在缓慢增加的第一阶段比F曲线增加得更慢，但在突然(或快速)增加的第二阶段L曲线比F曲线增加得更快。
相比于每个贴片，尤其是长轴方案上的曝光指数目标，“弹性剂量”模式使得能够在曝光指数准确度方面获得比恒定模式更好的结果。此外，相比于“弹性剂量”的仅电流(mA)调节选项，电压(kV)调节和电流(mA)调节选项使得能够相比于曝光指数目标在曝光指数方面获得更好的准确度，因为其能够比仅mA获得更快速的调节(针对5kV/ms限于1mA/ms，其中ms为毫秒)，因此更好的紧密拟合患者身体的厚度的快速变化，并且其还能够克服X射线管的一些发电机电流(mA)调节限制，例如电流(mA)调节当前通常限于最小10mA。同时使用电压(kV)调节的另一个改进是同时还优化了针对局部厚度的对比度以拟合曝光指数目标。
在所有图10到18上，沿水平轴和竖直轴的刻度均以mm为单位，在探查视图图像被分仓后(这意味着每个20×20原始正方形像素区已被收集到一个新像素中)，对于探查视图，在探查视图之后拍摄的正面和侧面图像没有此类分仓。
图10到图13示出了使用突出点检测步骤的正面和侧面图像，所述突出点检测步骤在过滤之前和之后，以聚焦于患者脊柱(或聚焦于患者脊柱延伸到他或她的一条腿)并排除其它骨骼，从而增强所关注区(此处为患者脊柱)的图像对比度。
此过滤步骤旨在仅选择最有可能位于轴向骨架上的突出点，在此为脊柱上，并且在延续脊柱的一条腿上。
图10示出了在突出点检测步骤之后但在突出点过滤步骤之前的经过滤的正面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
图11示出了在突出点检测步骤之后且在突出点过滤步骤之后的经过滤的正面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
在患者20中发现了第21到25块骨头。患者20关于他或她的以mm表示的身高Z，关于他或她的也以mm表示的宽度而绘制。
正面图像过滤步骤的规则如下：
Figure BDA0003735652270000181
对于每个Z(竖直位置)值，选择具有最大厚度的突出点，
Figure BDA0003735652270000182
即使金属部件对应于具有最大厚度的突出点(金属部件对应于其在患者体内附近的非常陡峭的衰减或吸收变化)，所述金属部件也被排除在外。
在患者20正面图像中进行过滤时：
Figure BDA0003735652270000183
只剩下脊柱21、左腿23和右腿22的一小部分，
Figure BDA0003735652270000184
而手臂24、肩部25和右腿22的大部分已经被过滤并因此被排除在外。
图12示出了在突出点检测步骤之后但在突出点过滤步骤之前的经过滤的侧面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
图13示出了在突出点检测步骤之后且在突出点过滤步骤之后的经过滤的侧面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
在患者30中发现了第31到35块骨头。患者30关于他或她的以mm表示的身高Z并且关于他或她的也以mm表示的宽度而绘制。
侧面图像过滤步骤的规则如下：
Figure BDA0003735652270000191
对于每个Z(竖直位置)值，选择最靠近患者背部的突出点(由于患者向左侧看，因此此处与侧面图像右侧的突出点更对应，但如果患者向右侧看，则与侧面图像左侧的突出点更对应)，
Figure BDA0003735652270000192
即使金属部件对应于具有最大厚度的突出点(金属部件对应于其在患者体内附近的非常陡峭的衰减或吸收变化)，所述金属部件也被排除在外，
Figure BDA0003735652270000193
仍然排除一些离患者背部太近，比患者脊柱更远离侧面图像右侧的孤立突出点，如在臀部或背部肌肉部分等软组织区中丢失的一些孤立突出点。
在患者30侧面图像中进行过滤时：
Figure BDA0003735652270000194
只保留脊柱31和左腿32，
Figure BDA0003735652270000195
而手臂33和34以及上下颌25已被过滤并且因此被排除在外。
电压强度和电流强度调节可以被校准。
首先，可以获得具有固定电流值的图像，逐步进行电压调节，从而覆盖电压可用范围(50-140kV)。
然后，通过校准软件对检测器进行均质化并校正其非线性来对获得的图像进行校正。
然后，针对每个电压步长值测量信号，这些步长值来自辐射发射后生成器的反馈测量文件。
然后，通过插值确定演变曲线f(kV)，所述演变曲线给出信号作为演变曲线f(kV)与mA的乘积(并且还针对检测器的给定参考获取频率)，f可以例如表示为在竖直轴上每个像素检测器接收到的X射线光子数除以电流以及在水平轴上为电压，并且在竖直上为40-120个光子除以mA且水平上为80-130kV时也可以是直线，并且在竖直上为10-40个光子除以mA且水平上为50-80kV时开始逐渐平滑。
也可以校正正面或侧面的特定图像：
从探查视图计算驱动电压强度和电流强度调节的分布。
然后使用计算出的调节分布获取图像。
然后，通过校准软件对检测器进行均质化并校正其非线性来对获得的图像进行校正。
然后，利用辐射发射后生成器的反馈测量文件，以在所拍摄图像的每一行j处标识电压kV(j)和电流mA(j)的生成器在此行j处有效发送的值。
然后对图像进行归一化：拍摄图像的每一行j的信号除以乘积[f(kV(j))*mA(j)]。
图14示出了在深度神经网络检测步骤之后的经过滤的正面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
患者40在正面图像上表示，所述图像具有由深度神经网络绘制的标志41。
图15示出了在深度神经网络检测步骤之后的经过滤的侧面探查视图的实例。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。
患者50在侧面图像上表示，所述图像具有由深度神经网络绘制的标志51。
图16示出了在恒定电流和电压模式下具有恒定驱动电流强度和恒定驱动电压强度的侧面图像的实例。图16呈现了在禁用调节的情况下拟人模型的侧面扫描。
患者60在侧面图像上表示。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。沿竖直扫描方向Z存在恒定的驱动电流强度61，例如约350mA。沿竖直扫描方向Z存在恒定的驱动电压强度62，例如约120kV。患者60侧面图像具有中等质量。
图17示出了在经调节的电流和恒定电压模式下具有经调节的驱动电流强度和恒定驱动电压强度的侧面图像的实例。图17呈现了在启用调节但具有固定电压(kV)的情况下拟人模型的侧面扫描。
患者70在侧面图像上表示。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。沿竖直扫描方向Z存在驱动电流强度调节71，例如在约10mA与约350mA之间变化。沿竖直扫描方向Z存在恒定的驱动电压强度72，例如约120kV。患者70的侧面图像与患者60的侧面图像具有显著相似的质量，但以较低的辐射剂量拍摄并被调整以在沿竖直扫描方向的每个位置处获得正确的信号水平。
图18示出了在双调节电流和电压模式下具有经调节的驱动电流强度和经调节的驱动电压强度的侧面图像的实例。图18呈现了在启用针对电压和电流的调节的情况下拟人模型的侧面扫描。
患者80在侧面图像上表示。此患者身体图像关于高度Z(沿竖直扫描方向的身高)随患者宽度变化而绘制，患者厚度th垂直于图的平面，高度和宽度w均以mm表示。沿竖直扫描方向Z存在驱动电流强度调节81，例如在约10mA与约350mA之间变化。沿竖直扫描方向Z还存在驱动电压强度调节82，例如在约50kV与约120kV之间变化。患者80的侧面图像比患者70的侧面图像具有明显更好的质量，并且比患者60的侧面图像具有更好的质量，并且患者80的侧面图像以比患者60的侧面图像更低的辐射剂量拍摄。
与图16中的图像相比，可以在图17和18中呈现的图像中看到，患者外部图像的空白或空部分对应于所应用的调节分布进行调节。然后通过使用没有衰减的例外信号进行归一化来校正图像，以去除对图像中空白部分的此类调节，以避免损害放射科医师对图像的分析。解调后的图像在呈现给放射科医师之前遵循标准的对比度增强过程。
图19示出了向放射科医师显示的最终侧面图像的实例。图19呈现了例如使用包含解调和对比度增强处理的电压和电流调节获取的侧面扫描图像，所述图像被呈现给放射科医师。最终的侧面图像质量很好。
已经参考优选实施例描述了本发明。然而，许多变型在本发明的范围内是可能的。

Claims (28)

1.一种放射成像方法，其包括：
Figure FDA0003735652260000011
2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20)进行竖直扫描，
其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：
Figure FDA0003735652260000012
通过由所述正面辐射源沿所述竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20)执行(1)初步竖直扫描来得到正面探查视图，
Figure FDA0003735652260000013
处理(2，3)所述正面探查视图以标识所述正面探查视图内的特定骨骼定位(21)，
Figure FDA0003735652260000014
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(21)，沿所述竖直扫描方向(Z)调节至少所述正面辐射源的驱动电流强度(11)，
Figure FDA0003735652260000015
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(21)，沿所述竖直扫描方向(Z)调节所述正面辐射源的驱动电压强度(11)，
Figure FDA0003735652260000016
所述正面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节(11)是同时进行的，优选地同步自动进行的，以改善以下两者之间的折衷：
o降低在所述竖直扫描期间由患者(20)接收的整体辐射剂量，
o以及对于正面图像，增加所述标识的特定骨骼定位(21)在沿所述竖直扫描方向(Z)的不同成像位置处的局部图像对比度。
2.一种放射成像方法，其包括：
Figure FDA0003735652260000017
2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(30)进行竖直扫描，
其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：
Figure FDA0003735652260000018
通过由所述侧面辐射源沿所述竖直扫描方向(Z)对站立的患者(30)执行(1)初步竖直扫描来得到侧面探查视图，
Figure FDA0003735652260000019
处理(2，3)所述侧面探查视图以标识所述侧面探查视图内的特定骨骼定位(31)，
Figure FDA00037356522600000110
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(31)，沿所述竖直扫描(Z)方向调节至少所述侧面辐射源的驱动电流强度(11)，
Figure FDA00037356522600000111
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(31)，沿所述竖直扫描方向(Z)调节所述侧面辐射源的驱动电压强度(11)，
Figure FDA0003735652260000021
所述侧面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节是同时进行的，优选地同步自动进行的，以改善以下两者之间的折衷：
o降低在所述竖直扫描期间由患者(30)接收的整体辐射剂量，
o以及对于侧面图像，增加所述标识的特定骨骼定位(31)在沿所述竖直扫描方向(Z)的不同成像位置处的局部图像对比度。
3.一种放射成像方法，其包括：
Figure FDA0003735652260000022
2个成像方向相互正交的辐射源，一个正面辐射源和一个侧面辐射源，竖直滑动以沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20，30)进行竖直扫描，
其中所述放射学方法包括至少一种操作模式，在所述操作模式下：
Figure FDA0003735652260000023
通过由所述正面和侧面辐射源沿所述竖直扫描方向对站立的患者执行(1)初步竖直扫描来得到正面和侧面探查视图，
Figure FDA0003735652260000024
处理(2，3)所述正面和侧面探查视图以标识所述正面和侧面探查视图内的特定骨骼定位(21，31)，
Figure FDA0003735652260000025
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(21，31)，沿所述竖直扫描方向调节所述正面和侧面辐射源的驱动电流强度(11)，
Figure FDA0003735652260000026
根据患者厚度和沿所述竖直扫描方向(Z)的所述标识的特定骨骼定位(21，31)，沿所述竖直扫描方向调节正面和侧面辐射源的驱动电压强度(11)，
Figure FDA0003735652260000027
所述正面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节，以及所述侧面辐射源的驱动电流强度和电压强度调节同时进行，优选地同步且自动进行，以改善以下两者之间的折衷：
o降低在所述竖直扫描期间由患者(20，30)接收的整体辐射剂量，
o以及对于正面图像和侧面图像，增加所述标识的特定骨骼定位(21，31)在沿所述竖直扫描方向(Z)的不同成像位置处的局部图像对比度。
4.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述标识的特定骨骼定位(21，31)包含患者脊柱，优选地是患者脊柱。
5.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，还进行所述正面辐射源的所述驱动电流强度和电压强度调节(11)，以达到某一信噪比值，对于所述正面图像和/或对于所述侧面图像，所述信噪比值对于沿所述竖直扫描方向(Z)的大多数所述成像位置，优选地对于沿所述竖直扫描方向(Z)的所有所述成像位置是恒定且共有的，但是对于正面图像和侧面图像可以分别采取两个不同的值。
6.根据权利要求5所述的放射成像方法，其特征在于，对于所述正面和/或侧面图像中的每一个，对于每个要成像的不同患者(20，30)器官，所述信噪比值是恒定且预定的。
7.根据权利要求5至6中任一项所述的放射成像方法，其特征在于：
Figure FDA0003735652260000031
对于患者脊柱的正面图像，所述标准信噪比值对应于每个检测器像素接收到的包括在50与70之间的X射线光子数，所述放射成像方法操作者优选地通过手动命令具有从此标准值偏离至少+或-20％，更优选地至少+或-50％的可能性，
Figure FDA0003735652260000032
和/或对于患者脊柱的侧面图像，所述标准信噪比值对应于每个检测器像素接收到的包括在20与40之间的X射线光子数，所述放射成像方法操作者优选地通过手动命令具有从此标准值偏离至少+或-20％，更优选地至少+或-50％的可能性。
8.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述正面和/或侧面图像在经历了至少第一步增加所述标识的特定骨骼定位(21，31)在沿所述竖直扫描方向(Z)的不同成像位置处的局部图像对比度之后通过对仅位于患者身体轮廓外的区域的均质化来归一化，以便消除来自所述驱动电流强度和电压强度调节(11)的图像伪影。
9.根据权利要求8所述的放射成像方法，其特征在于，所述正面和/或侧面图像在归一化之后，经历对比度增强步骤。
10.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其中所述标识的特定骨骼定位(21，31)排除金属部件，如果有的话，例如患者身体骨架部位的金属假体或例如在进行所述放射成像方法之前放置在患者身体上的金属保护物。
11.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于：
Figure FDA0003735652260000033
调节电流强度(11)和电压强度(11)：
o对于较大的患者厚度，同时增加电流强度和电压强度，
o对于较小的患者厚度，同时减小电流强度和电压强度，
o电流强度变化率比电压强度变化率慢。
12.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述电流强度调节(11)被最大化，从而也使所述竖直扫描速度被最大化为恒定值。
13.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述操作模式可以由放射成像方法操作者手动开启或关闭。
14.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述操作模式专用于大型和/或肥胖患者的竖直扫描。
15.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述操作模式专用于儿童患者的竖直扫描。
16.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述电流强度调节速率不超过每毫秒5mA的预定阈值，优选地每毫秒2mA的预定阈值，更优选地每毫秒1mA的预定阈值。
17.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述电流强度调节的范围至少为20mA到300mA，并且优选地为10mA到400mA。
18.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述电压强度调节的范围至少为60kV到100kV，并且优选地为50kV到120kV。
19.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述竖直扫描速度值的范围至少为8厘米/秒到20厘米/秒，并且优选地为4厘米/秒到30厘米/秒。
20.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，在得到所述正面和侧面图像中的每一个之前，通过以相比于所述正面和侧面图像中的每一个减少的整体辐射剂量沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20，30)进行初步竖直扫描(1)来得到所述正面和/或侧面探查视图中的每一个。
21.根据权利要求20所述的放射成像方法，其特征在于，所述减少的整体辐射少于所述整体辐射剂量的10％，优选地少于所述整体辐射剂量的5％。
22.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，优选地按N×N像素区，更优选地按至少10×10像素区将所述探查视图中的像素聚集在一起(2)以形成成像区。
23.根据权利要求1至22中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，处理(3)所述图像或所述成像区以标识突出点，所述突出点进而用于计算所述厚度分布并标识站立的患者(20，30)沿所述竖直扫描方向(Z)的所述特定骨骼定位(21，31)。
24.根据权利要求1至22中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述图像或所述成像区由神经网络处理以计算所述厚度分布并标识站立的患者(20，30)沿所述竖直扫描方向(Z)的所述特定骨骼定位(21，31)。
25.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，所述2个辐射源竖直滑动以便沿竖直扫描方向(Z)对站立的患者(20，30)的骨盆或脊椎或脊柱或全身进行竖直扫描。
26.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，2个辐射检测器分别与所述2个辐射源相关联，所述2个辐射检测器是2个光子计数检测器(PCD)，每个光子计数检测器都与自动图像处理功能相关联，无论在所述辐射检测器的敏感表面上接收的辐射剂量如何，所述自动图像处理功能都自动平衡图像密度以增强图像对比度。
27.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，2个辐射检测器分别与所述2个辐射源相关联，所述2个辐射检测器是2个多能计数检测器，优选地是2个能量分辨光子计数检测器(ERPCD)。
28.根据前述权利要求中任一项所述的放射成像方法，其特征在于，辐射是X射线。
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