CN101325911B - 计算机断层摄影（ct）应用中进行扫描和数据采集的系统和方法 - Google Patents

Abstract

提供了计算机断层摄影(CT)应用中进行数据采集的系统和方法。该系统和方法特别用于与高功率锥束CT应用结合来对数据进行扫描和采集/处理。电子束沿阳极表面移动/扫描到多个焦点位置。在针对一个机架角度的数据采集期间，通过多次激活每个焦点位置来实现在一个焦点位置和一个视角下全投影的数据采集。探测器阵列及相关数据处理系统用于在针对一个视角的采集期间在不同焦点位置间进行快速切换，并将属于同一投影的所有数据收集到同一数据集中。自适应电子光学器件用于将电子束沿阳极表面移动/扫描到各个焦点位置上。或者，可为各个焦点位置提供多个阴极，并且该系统可支持各个焦点位置之间的快速切换从而实现期望的短点时间。公开的CT系统能够在对阳极不造成热损害风险的情况下得到更大的功率密度，并有效地增加阳极表面上电子束的跟踪速度。CT系统及相关的数据采集方法在需要增加时间分辨率和/或空间分辨率的CT应用中，例如心脏CT应用中具有特别的效用。

Description

计算机断层摄影(CT)应用中进行扫描和数据采集的系统和方法

本公开涉及计算机断层摄影(CT)应用中进行数据采集的系统和方法，更具体地，涉及与高功率锥束CT应用结合对数据进行扫描和采集/处理的系统和方法。

计算机断层摄影(CT)系统使用X射线来产生内部解剖结构的详细图像/图片。一般来说，CT系统指引X射线以连续的方式穿过身体，即将连续的X射线束引向患者。其后，经由相继的探测器读出将探测到的光子聚集成各视图或各帧。每个“视图”或“帧”表示被研究器官或区域的投影图片。收集这些帧或视图，并将这些数据用于重建被研究器官或区域的2D图像(“各切片”)，甚至是3D图像。在典型的CT图像上，致密组织，例如骨呈现为白色，而致密较低的组织，例如脑组织或肌肉，一般呈现为灰色阴影。例如在肠道或肺部内填充有气体的空间呈现为黑色。CT扫描可用于获得有关各种解剖结构的信息，例如肝脏、胰腺、肠、肾脏、肾上腺、肺和心脏、血管、腹腔、骨骼以及脊髓。

CT成像通常采用能生成可穿透检查区域的X射线扇束或锥束的X射线源。定位在检查区域内的受检者与一部分穿透的X射线交互并吸收。标准X射线源包括能发射电子束的单个阴极，其将电子束加速并聚焦到阳极上的单个焦点。一旦与阳极发生碰撞，一小部分入射的电子能量转化为X射线。大部分入射能量转变成热并沉积到阳极中。为了防止由于入射热量造成的阳极损伤，阳极通常采取转盘的形式，由此界定出入射电子束与阳极表面间的相对速度(也称之为“跟踪速度”)。一般而言，与CT系统相关的跟踪速度越高，从CT系统中获得的功率密度越高。虽然可通过增加阳极盘的半径和/或通过增加其旋转速度/频率来增大跟踪速度，但是这些方法对于增加的功率密度即使没有达到也已经接近了技术极限。

CT数据测量系统(DMS)一般包括布置在X射线源对侧的二维探测器阵列，以探测和测量发送的X射线强度。通常，X射线源和DMS安置在旋转机架的对侧。当机架旋转时，可获得受检者投影视图的角度范围。

DMS的二维探测器阵列通常包括闪烁晶体或闪烁体阵列，其响应于X射线在闪烁器上的撞击产生光猝发，也称之为闪烁事件。二维阵列的光电探测器(例如光电二极管或光电倍增管)布置成观察闪烁体并响应于闪烁事件产生模拟电信号。模拟电信号经由电连接路由到模数转换器，模数转换器对模拟信号进行数字化。将数字化后的信号多路复用到数量减少的传输通道中，并且各传输通道传送多路复用后的数字化信号。

日益地，CT系统利用多层锥束探测器来获得受检者(例如患者)的三维(3D)投影数据集。应用这种多层锥束探测器的CT系统大致能有效地重建整个扫描体积。在螺旋CT成像中，将患者沿垂直于机架旋转平面的方向直线推进穿过检查区域，从而实现X射线源围绕受检者的螺旋轨道。在例如使用滤波反投影或其它重建方法对螺旋轨道进行重建期间，获得X射线吸收数据，以便生成受检者(或其选定(各)部分)的3D图像表示。

专利文献公开了用于图像捕获/生成的CT系统。与本公开相关的潜在背景的示例性专利和专利公开为授予Proksa的美国专利No.6,879,655(“Computed Tomography Apparatus”)、授予Such等人的美国专利No.6,894,281(“Grid for the Absorption of X-Rays”)、授予Hein等人的美国专利No.6,904,117(“Tilted Gantry Helical Cone-Beam FeldkampReconstruction for Multislice CT”)、授予Kling等人的美国专利No.6,907,099(“Method and Apparatus for Computed Tomography Imaging”)、授予Chappo等人的美国专利No.6,917,664(“Symmetrical Multiple-Slice ComputedTomography Data Management System”)以及授予Dunham等人的美国专利公开No.2005/0094762(“Method and Apparatus for Z-Axis Tracking andCollimation”)。另外，在层析X射线摄影合成领域中，授予Francke等人的美国专利公开No.2005/0152491(“Scanning-Based Dectection of IonizingRadiation for Tomosynthesis”)是潜在的相关背景。

尽管迄今为止做出很多努力，但是仍需要能提供更高时间分辨率(便于获得移动对象(例如心脏)的高质量图像)和/或更高空间分辨率(例如，改进对小结构/细节(例如血管属性)的成像)的CT系统和方法。另外，仍需要能从X射线源传送更高峰值X射线功率的CT系统和方法。此外，仍需要能克服X射线(各)管位于或接近阳极焦点处可能过热的CT系统和方法，特别是在于使用多层锥束CT系统的(各)扫描相结合来增加峰值功率密度。通过本文描述的CT系统和方法可满足这些和其它需要。

根据本公开，提供了用于提供更高时间分辨率和/或更高空间分辨率的计算机断层摄影(CT)系统和方法，从而能够得到移动对象的高质量图像和改进对小结构和/或结构细节的成像。所公开的CT系统和方法从X射线源提供更高峰值的X射线功率，同时克服X射线(各)管位于或接近阳极焦点处过热的可能。这样，所公开的CT系统和方法用于可靠且有效地运行在例如与使用多层锥束CT系统的(各)扫描相结合来增加峰值功率密度时。

根据本公开示例性实施例，提供了一种CT系统，其包括X射线管，用于将X射线束引向例如患者的结构；以及探测器阵列，其位于X射线管的对侧。X射线管和探测器阵列一般安置在机架上，机架用于相对于定位在其内部的受检者进行旋转。控制机构及相关的控制线路通常设置成控制CT系统的操作，例如机架的旋转、图像捕获等。模拟电信号由探测器阵列生成并路由到能将模拟信号数字化的模数转换器。这样，当机架旋转时，获得受检者角度范围内的各投影视图。

根据本公开通过快速、高功率计算机断层摄影(CT)系统实现增强的数据采集。本公开的有利CT系统包括允许/方便其焦点沿患者轴向快速移动的X射线管。在本公开的示例性实施例中，例如通过为每个焦点位置提供各自的阴极并在各阴极之间执行快速切换，可在沿患者轴向上的各个焦点位置之间实行快速相继地切换。这种快速相继的切换技术也被视为建立了高效的点速度。此外，在本公开中，提供了一种CT系统，其将机架旋转与X射线焦点沿患者轴向进行的轴向运动相结合，从而提供针对每个焦点位置的患者全投影。此外，所公开的CT系统生成每个机架视角下的患者全投影。本公开的示例性实施例包括多层锥束探测器组件，其用于快速数据采集/处理，使得如本文所述，与沿患者轴向的多个焦点位置相关的数据采集有效地用于产生全投影。

所公开的数据采集方法通过针对与机架操作有关的每个视角多次激活每个焦点位置来收集/处理探测器的读数。这样，与以相继方式获得视角读数的现有技术的数据采集技法-在单次激活中仅收集给定视角的数据-不同，本公开的CT系统有利地用于在给定视角下进行重复激活。探测器组件和数据处理系统用于将当时处理的焦点位置与具体数据集相关联，并在该CT系统在同一视角的这种焦点位置下重复激活读数时，将针对这种焦点位置和这种视角的所有数据收集/合并到同一的数据集中。以这种方式，对于每个焦点位置生成用于生成全投影的充足数据。

本公开的CT系统及相关的数据采集方法是特别有利的，因为能够在若干不同的时隙中产生给定投影所需的光子，即基于给定视角的重复激活。结果，可增加X射线管阳极上电子束的跟踪速度，从而使X射线管能在更高峰值的功率密度下操作而不会对阳极和整个X射线管操作产生伴随性风险。这样，与在单独一段时间内生成每个视角所必需光子的常规CT系统不同，本公开的CT系统将这种光子生成隔离/分割到多个时隙中。

由于所公开的CT系统和数据采集方法允许在更高峰值的功率密度下操作X射线源，因此本公开的有利系统设计可用于提供更高的时间分辨率(便于得到移动物体(例如心脏)的高质量图像)和/或更高的空间分辨率(便于对小结构/细节(例如血管属性)进行成像)。所公开CT系统及相关数据采集方法的附加有利特征和功能将在下面的详细描述中变得显然。

为了辅助本领域普通技术人员制造和使用本公开的CT系统，参考各附图，在附图中：

图1是根据本公开的计算机断层摄影系统的示意图；

图2a是常规CT系统实现的相对于时间的功率密度的示图；

图2b是根据本公开系统实现的相对于时间的功率密度示例性示图；以及

图3是根据本公开的数据采集和处理步骤的流程图。

本公开提供了用于提供更高时间分辨率和/或更高空间分辨率的计算机断层摄影(CT)系统和数据采集/处理方法，从而能够得到移动物体的高质量图像和改进对小结构和/或结构细节的成像。本公开的示例性实施例从X射线源提供更高峰值的X射线功率，并克服阳极上位于或接近焦点处的X射线(各)管过热的可能。

首先参照图1，示意性描绘了示例性CT系统10。CT系统10包括成像受检者支架12，例如治疗床，其可在检查区域14内部沿Z轴线性/轴向移动。X射线管组件16安置在旋转机架上，用于投射穿过检查区域14的X射线。准直器18(例如，可调节的准直器)在二维上对辐射进行准直。一般而言，准直射出扇束或锥束。在现有技术的各系统中，该X射线管组件通常提供一个阳极和一个阴极以及相对于准直器基本固定的焦点位置。然而，本公开的系统和技术提供了相对于这种现有技术设计而言增强的性能，后面还将对此做出详细描述。

X射线探测器阵列20布置在跨过检查区域14的正对X射线管组件16的旋转机架上。在本公开的替代实施例中，X射线探测器阵列可采取非旋转二维探测器环的形式，例如安置在围绕旋转机架定位的固定机架上的探测器环。探测器阵列20一般包括多排平行探测器的探测器元件，使得在扫描期间能够同时采集对应多个准平行或平行切片的投影数据。

X射线源通常投射出锥形束，其以这样的方式进行准直使得它具有一定张开角(“扇角”)的扇形，该扇形位于笛卡尔坐标系的X-Y平面(通常称之为“成像平面”)内，并且在垂直于该成像平面方向上的另一有限孔径具有另一张开角(通常称之为“锥角”)。X射线束穿过被成像的对象，例如患者。该束在被对象衰减后，撞击到辐射探测器元件阵列。探测器阵列上接收到的衰减辐射束的强度取决于对象对X射线束的衰减。该阵列的每个探测器元件产生离散的电信号，该电信号是探测器位置上探测到的X射线光子(即，束流强度)的测量值。分别采集来自所有探测器元件的强度测量值以产生透射分布曲线(transmission profile)。一组在一个机架角度下来自探测器阵列的X射线衰减测量值，即投影数据称之为“视图”。

控制机构及相关的控制线路(未示出)一般设置成用于控制CT系统10的操作，例如机架的旋转、图像捕获等。模拟电信号由探测器阵列20生成并路由到能将该模拟信号数字化的模数转换器。这样，当机架旋转时，获得受检者角度范围内的各投影视图。

与公开的CT系统10相关的控制机构通常包括向X射线源14提供功率和计时信号的X射线控制器，以及控制机架上各部件旋转速度和位置的机架马达控制器。控制机构中的数据采集系统(DAS)从探测器元件20中对模拟数据进行采样，并将数据转换成数字信号以供进行后序处理。图像重建器从DAS中接收采样且数字化后的X射线数据并执行高速图像重建。重建的图像通常用作计算机的输入，该计算机将图像存储在存储设备中。图像重建器可采取专门的硬件和/或运行于计算机上的计算机程序的形式。

计算机通常还用于经由具有键盘的控制台接收来自操作者的各种命令和扫描参数。相关的显示器能使操作者观察重建的图像和来自该计算机的其它数据。计算机使用由操作者提供的各种命令和参数向DAS、X射线控制器和/或机架马达控制器提供各控制信号和信息。另外，计算机通常操作桌台马达控制器，它能控制成像受检者支架12，从而将患者“P”定位在机架内。

根据本公开，通过使X射线管沿患者轴向在超过大于焦点光程的距离上快速移动它的焦点来实现增强的数据采集。公开的CT系统将机架旋转与X射线焦点沿患者轴向进行的轴向运动相结合以提供针对每个焦点位置的患者全投影，从而生成在每个机架视角下的患者全投影。在本公开的示例性实施例中，X射线源和探测器阵列都以这样的方式安置在旋转机架上，使得对于机架的所有角度位置，X射线源的每个焦点位置可精确地照射整个探测器区域。与公开的CT系统相关的DAS通过对与机架操作相关的每个视角多次激活每个焦点位置，收集并处理来自该探测器阵列的读数。探测器阵列通常设置成具有或与允许在非常短暂的相继中获得其所有元件的读数的装置进行通信。用于得到这些读数的示例性装置是光子计数探测器阵列。DAS进一步将每个探测器元件的每个读数与测量时的各自焦点位置和各自视角相对应，并当CT系统在这种焦点位置和这种视角下重复激活得到读数时，将同一焦点位置和同一视角的所有数据合并到同一数据集中。以这种方式，针对每个视角下的每个焦点位置生成用于生成全投影的充足数据。

在本公开的示例性实施例中，CT系统包括具有细长圆柱状旋转阳极的X射线管，其沿CT系统的患者轴向，即Z轴延伸。可采用替代的阳极设计，例如细长的螺旋状阳极和/或鞍形阳极或者沿z轴的若干不同阳极的聚集。在其中多个阳极集成到CT系统内的实现中，这些多个阳极可称之为“阳极系统”。阳极或阳极系统与用于反向指引电子束的单个阴极或多个阴极协作。在其中采用多个阴极的实现中，这些多个阴极可称之为“阴极系统”。

根据本公开的示例性实施例，自适应电子光学器件定位在阴极/阴极系统和阳极/阳极系统之间，以便以聚焦的方式沿阳极扫描电子束，从而沿阳极/阳极系统的z轴连续移动电子束焦点。重新定向/控制电阻束中的电子流的电子光学器件是众所周知的，并且专门将这种已知的电子光学系统/设计以引用方式并入本文中。自适应电子光学器件的操作通常由与公开的CT系统相关的控制器进行控制，并有效地用于实现电子束沿z轴非常快速的运动。电子束沿z轴的移动能以基本上连续运动或以一系列沿z轴的离散步骤为特征的运动方式来执行。

在本公开的替代实现中，多个常规阳极盘或其它阳极元件可沿患者轴向，即CT系统的z轴并行取向地进行定位。阳极阵列可用于与沿CT系统z轴定位的单个阴极或多个阴极协作。在其它情况下，自适应电子光学器件有利地定位在(各)阴极和各阳极元件之间，以便实现每个电子束的焦点的连续或步进运动。以这种方式，电子束快速并连续地重新定位到(各)阳极元件的表面上，从而使阳极阵列上的过热和其它有害效应的可能最小。

与本公开的CT系统相关的探测器阵列用于接收来自X射线源的X射线束。探测器阵列通常用作多层锥束探测器，它与公开的DAS相结合，有利地用于读出在不同的采集狭缝之间进行快速切换，例如以1MHz甚至更快的频率进行切换。或者，公开的探测器阵列及相关的DAS可用于在低水平下对光子进行探测并计数，例如单个光子，并将该光子数据与准确的采集时间一同存储/保留，使得一旦已经获得多次读取，能够将对于给定投影的各接收光子有效地合并到一个数据集中。

公开的用于在阳极表面(或各阳极表面)上快速重定位电子束(或各电子束)的焦点的方法增强了所公开的CT系统的功率密度能力。而且，由公开的CT系统所支持的增加的功率密度体现为显著减少了收集单次投影所必需光子的时间要求，例如对于两倍的功率密度而言减少大约一半的时间。

从定量的角度看，可利用下面的关系式计算阳极表面焦点处的温度增加：

$\mathrm{\ΔT}=\mathrm{kP}\·\sqrt{\mathrm{\Δt}}$

其中，“T”是温度，“P”是功率密度，k是常数，而“Δt”是电子束加热某一点的时间，也称为“点时间”。为一幅视图收集足够光子所必需的总时间t_视图通常比Δt大很多。因此，当为一幅视图收集数据时，必须访问阳极上很多不同的点。使用现有技术的系统时，这主要通过旋转阳极盘来实现。根据前述的关系式，很明显，为了维持阳极表面处的温度恒定，如果功率密度增加则需要减少点时间。例如，两倍的功率密度需要降低4倍的在焦点处点时间。在更常见的方式中，功率密度增加N倍需要减少N*N倍的点时间。因此，用例如两倍的功率密度(即，从P增大到2*P)，点时间需要减少到在上述关系式中作为以功率密度P单次访问的点时间所表现的点时间Δt的四分之一。利用公开的方法，这可通过在进行一幅视图的采集期间多次访问每个焦点位置来实现，并且这些多次访问中每次的点时间将等于在上述关系式中作为以功率密度P单次访问的点时间的先前点时间的四分之一。然后将相继两次访问同一焦点位置间的时间用于访问每一个其他焦点位置。

参照图2a，提供了常规CT系统中焦点位置相对于时间的功率密度示图。在图2a的示图中，用焦点功率密度P1，在为一个机架视角(t_视图)收集足够光子所需的全部时间内访问一个焦点。这能以相关点时间为Δt的这样一种方式来完成，使得根据上述关系式的温度上升是可接受的。在给定的说明性示例中，t_视图是5倍的Δt。

在图2b的示图中，示出了一系列沿CT系统Z轴的两个(2)焦点位置，并且功率密度升高到2*P1。根据本发明，这可通过将每个焦点的点时间降低到Δt*0.25，并通过在时间跨度Δt中访问每个焦点位置两次，来实现而不使阳极过热。图2b中描绘的两个焦点位置仅是说明性的，而本公开的CT系统可具体为不同数量的焦点位置。简单地说，图2b的示图对本公开的实现是说明性的，其中，功率密度加倍。然而，本公开易于广泛的应用，包括其中功率密度增加到大于或小于图2b所示程度的各种应用，这点对于本领域技术人员而言将是显而易见的。然而值得注意的是，在选择所采用的焦点位置数量时，应当注意确保访问给定焦点位置间的时间间隔不能太短，这会引起阳极表面上相关焦点位置处产生不期望热问题的风险。

公开的CT系统及相关的数据采集方法是特别有利的，因为能够在若干不同的时隙中产生给定投影所需的光子，即基于给定视角的重复激活。结果，可减少点时间并可增加X射线管阳极上电子束的有效跟踪速度，从而能够在更高峰值功率密度下操作X射线管，而不会产生对阳极和整个X射线管操作的伴随性风险。公开的CT系统有利地利用了焦点的“横向”运动来增加X射线管阳极上的焦点跟踪速度，从而能够使用更高的功率密度。这样，与在单独一段时间内生成每个视角必需的光子的常规CT系统不同，所公开的CT系统将这种光子生成分割/划分到多个时隙中。

现在参照图3，其提供了根据本公开的示例性CT系统和数据采集方法的操作流程图。患者以基本与机架z轴对齐的方式定位在CT系统的机架内，并开始机架的旋转。在包括单个阴极和单个阳极的实施例(如本文所述)中，将电子束引向阳极并且定位在单个阴极和单个阳极之间的自适应电子光学器件用于将电子束沿阳极移动/扫描到一系列焦点位置。在公开的CT系统/技术的替代实现中，在各焦点位置之间执行快速切换以收集必需的探测器阵列读数。在又一替代实现中，通过在多个阴极间进行切换来执行各焦点位置间的快速切换。在针对一个视角的数据采集期间探测器阵列及相关的DAS在不同焦点位置间进行切换，以便将属于同一投影的所有采集数据收集到同一数据集中。基于这种数据采集，获得每个焦点位置和每个机架视角的患者全投影。

公开的CT系统和数据采集方法提供更高的时间分辨率(便于得到移动物体例如心脏的高质量图像)和/或更高的空间分辨率(便于对小结构/细节例如血管属性的成像)。公开的CT系统和数据采集方法具有广泛应用的优势，除其它之外包括需要高时间和/或空间分辨率的医疗成像应用，例如计算机断层摄影的心脏应用。

虽然本公开已经依据各具体实施例进行了描述，但是本领域技术人员将会意识到在不脱离本公开的精神和范围的情况下，公开的发明可实行各种修改、增强和/或变动。本领域技术人员从本文提供的说明书中将显而易见的是，本公开在其范围内明确包含这种修改、增强和/或变动。

Claims (14)

1.一种计算机断层摄影系统，包括：

a)旋转机架；

b)至少一个相对于所述机架安置的阴极，所述至少一个阴极用于生成电子束；

c)至少一个相对于所述机架安置的阳极，其界定出阳极表面；

d)至少一个相对于所述机架安置的探测器阵列；以及

e)自适应电子光学器件，其定位在所述至少一个阴极和所述至少一个阳极之间；

其中，所述自适应电子光学器件用于将由所述至少一个阴极生成的电子束沿所述至少一个阳极的所述阳极表面进行移动。

2.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述至少一个阳极是细长的圆柱状旋转阳极或细长的螺旋状阳极。

3.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述至少一个阳极选自鞍形阳极、堆叠式阳极盘等构成的组。

4.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，还包括控制器，其控制所述机架、所述至少一个阴极和所述自适应电子光学器件的操作。

5.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述自适应电子光学器件用于将所述电子束沿所述阳极表面移动到多个焦点位置上。

6.根据权利要求5所述的计算机断层摄影系统，其中，所述自适应电子光学器件还用于将所述电子束多次移动到所述多个焦点位置中的每一个上。

7.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述至少一个探测器阵列是数据采集系统(DAS)的一部分。

8.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述自适应电子光学器件有效地将所述电子束沿所述至少一个阳极表面进行移动，使得可以增加功率密度而对所述阳极的操作没有负面影响。

9.根据权利要求1所述的计算机断层摄影系统，其中，所述探测器阵列用作数据采集系统(DAS)的一部分，其通过针对所述机架的每个视角多次激活每个焦点位置，有效地生成在每个焦点位置和每个视角下的全投影。

10.一种计算机断层摄影系统，包括：

a)旋转机架；

b)至少一个相对于所述机架安置的阴极，所述至少一个阴极用于生成电子束；

c)至少一个相对于所述机架安置的阳极，其界定出阳极表面；

d)至少一个相对于所述机架安置的探测器阵列；以及

e)自适应电子光学器件，其定位在所述至少一个阴极和所述至少一个阳极之间；

其中，所述自适应电子光学器件用于实现以预定间隔进行切换，所述切换有效地将所述电子束沿所述至少一个阳极表面引到不同位置上。

11.根据权利要求10所述的计算机断层摄影系统，其中，所述至少一个阳极表面包括多个阳极元件。

12.一种用于计算机断层摄影系统中进行数据采集的方法，包括：

a)提供一种计算机断层摄影(CT)系统，其包括至少一个阴极、至少一个阳极和定位在它们之间的自适应电子光学器件；

b)将来自所述至少一个阴极的电子束引向所述至少一个阳极，其中，所述自适应电子光学器件用于将所述电子束沿所述阳极表面移动到多个焦点位置上；以及

c)通过多次激活所述阳极上的所述各焦点位置来收集每个视角下每个焦点位置的数据。

13.根据权利要求12所述的方法，其中，相对于旋转机架安置所述至少一个阴极、所述至少一个阳极和所述自适应电子光学器件。

14.根据权利要求12所述的方法，其中，所述自适应电子光学器件用于在预定时间间隔后，将所述电子束从第一焦点位置移动到第二焦点位置。

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