CN101449979A - 用于锥形束体积计算的断层摄影术乳房成像的设备和方法 - Google Patents

Abstract

本发明揭示用托台框(206)执行锥形束体积CT乳房成像，在托台框上锥形束辐射源(210)和数字区域检测器(208)被固定。病人躺在符合人体工程学设计的桌子(202)，该桌子上有一个孔或两个孔(204)以允许一个乳房或两个乳房延伸通过桌子，以便托台框围绕乳房。乳房孔被碗状物围绕，以便整个乳房暴露于锥形束。谱和补偿滤波器被用来改进束特征。一种材料库被用来提供不同乳房组织和损伤的x射线线性衰减系数。

Description

用于锥形束体积计算的断层摄影术乳房成像的设备和方法

本申请是申请日为2003年11月7日、申请号为200380103101.1(国际申请号为PCT/US03/35610)、发明名称为“用于锥形束体积计算的断层摄影术乳房成像的设备和方法”的专利申请的分案申请。

相关申请

本申请是正在申请的美国专利申请10/291745的后续部分，该专利申请是2000年8月18日申请的美国专利申请09/640713(确认号6469)的后续部分，该申请现在是美国专利6480565，其要求1999年11月18日申请的美国临时申请60/166223的权益。所有这些申请公开内容整个包含在本公开中作为参考。

技术领域

本发明涉及乳房成像中锥形束体积计算的X射线断层摄影术(CBVCT)，特别涉及更好利用来自辐射源的辐射，检测器的数据输出，或两者的改进。应该理解贯穿本发明提到的乳房成像(乳房X射线摄影术)是说明性的而非限制性的，因为本发明可广泛应用至乳房成像。

背景技术

乳癌代表一种重要的健康问题。在美国每年诊断180000例新病例，且近45000名妇女死于该病。

乳房成像的临床目标是在肿瘤块尽可能小，优选直径小于10mm的时候检查出它们。据报导，经乳房X射线摄影术检查有1-10mm的乳房癌的妇女中93％的有16年的生存几率。

传统荧光屏胶片乳房X射线摄影术是目前可利用的乳癌早期检查最有效的工具。然而，乳房X射线摄影术检查小乳癌(几毫米以下)具有相对低的灵敏度。由于良性的和恶性的损伤外观上的交叠使得乳房X射线摄影术的确切性(specificity)和肯定的预报(positivepredictive)仍然有限。乳房X射线摄影术在乳癌检查上有限的灵敏度和确切性是由于其对比检查能力(contrast detectability)的不足，这对所有类型的投影成像技术是普遍的(投影成像仅有高达10％的对比检查能力)。传统乳房X射线摄影术在临床前阶段能够识别恶性肿瘤的灵敏度大都受乳房周围软组织的本质影响。周围组织会影响硬化的检查至较低的程度。代表检查到癌症的病人身上大多数肿瘤，与硬化无关的乳房块的察觉极大地受乳房X射线摄影术的软组织图案的影响。因此传统乳房X射线摄影术通常由于极低的对比分辨率而不能直接检查几毫米的肿瘤。传统乳房X射线摄影术要求图像微硬度超高分辨率(50-100μm/像素)以补偿不足的对比分辨率。乳房X射线摄影术不能证明30％-35％的初期癌症。此外，不是所有用乳房X射线摄影术检查的乳癌能足够早地发现以治疗。最多，传统乳房X射线摄影术可以最高减少50％的死亡率。这是重要的收获，但有相当大的在早期检查乳癌的改进余地。

乳房X射线摄影术相对低的确定性导致不确定病例的活组织检查，尽管较高成本和施加给病人的压力的不利。需要更精确的乳房损伤的表征以降低活组织检查率和活组织检查的假阳性比率。

有几种成图像的放射学和生物学表征乳癌的方法。第一，癌由于具有不同的X射线线形衰减系数，如图1所示。第二，癌和缺少增长的良性肿瘤相比具有显著高的体积增长速率。第三，癌具有可与良性肿瘤可区分的图案。第四，良性肿瘤在静脉对比注射后显示出不同的对比增强。第五，新血管分布(neovacularity)的出现表示癌变。传统乳房X射线摄影术主要依靠第一个特征且部分使用第三个特征用于乳癌检查。因为乳房X射线摄影术是两维静态成像技术，其不能提供关于特征2，4，或5的任何信息。

目前，乳癌的放射学评估是重要的，不仅用于疾病的早期检查，而且用于响应治疗的分级和监视。迄今，传统荧光屏胶片乳房X射线摄影术已经被证明是目前可利用的乳癌早期检查的最昂贵的工具。然而，乳房X射线摄影术的确定性和肯定的预报值由于良性和恶性损伤外观的交叠和不足的对比检查能力而保持有限，这是所有投影成像技术的共同现象。投影成像可最大有10％的对比检查能力。因此活组织检查通常在不确定病例中是必要的，尽管较高成本和给病人造成压力的不足。因此需要更精确的乳房损伤的表征以便减少活组织检查的比率。

在过去的十年里，乳房MRI获得在乳房X射线摄影术和/或超声之后，特别在乳房手术后和在检查多病灶乳癌中澄清不确定病例的角色。然而，将MR并入到临床实践中为大量限制所阻碍，包括长的扫描时间和MR检查的高额费用。此外，许多病人不能经受MR，因为MR禁忌症(如，动脉瘤夹子，起搏器)或严重的幽闭恐怖症。

乳房损伤的MR表征主要基于良性和恶性损伤的不同增长速率。MR中空间和时间分辨率之间的恒定的折衷使得实现空间分辨率以提高损伤检查和表征变得困难。

标准扇束计算的X射线断层摄影术(CT)，包括螺旋CT，已经被评价为潜在的用于表征乳房损伤的工具。最早期的工作是基于使用整体扫描仪的传统或螺旋技术。然而，该技术有大量的缺点，包括显著增加辐射剂量，这是因为传统CT不能用来仅针对乳房，因此大多数x射线被浪费于整个身体扫描中。这导致相对低的平面内空间分辨率(通常为1.0lp/mm)，甚至更低的跨平面分辨率(在垂直于切片的方向上低于或等于0.5lp/mm)，且延长量的扫描时间，因为螺旋CT一片一片地扫描整个体积，且对于整个乳房扫描要120秒。对于1mm/切片和12cm的范围最新的多环螺旋CT也要15-30秒。

超声在表征损伤边缘和识别微硬化时分辨率差。而且超声极度依赖于操作员。

此外，对于传统乳房X射线摄影术，挤压对于更好的低对比检查能力是重要的。然而，即使挤压对他们无害病人也会不舒服。

上面提到的母案申请教导使用锥形束体积计算X射线断层摄影术(CBVCT)用于乳房成像，所谓的锥形束体积CT乳房成像(CBVCTBI)技术。病人躺在具有要成像的乳房延伸超过它的乳房孔的桌子上。托台框(gantry frame)绕乳房旋转辐射源和探测器。然而，由于辐射源和要求实现体积扫描的桌子的相对定位，辐射源可相对桌子定位较低以至整个乳房可不位于锥形束(半锥形束)中。而且，在最小化病人不适时补偿乳房形状并有效地分析相应于乳房组织和损伤的信号是有帮助的。而且，增加检查小乳癌的灵敏度而不提高病人剂量水平或降低病人剂量水平而不降低CBVCTBI的图像质量是有帮助的。

发明内容

从前面的说明可以显然看出本领域中存在对乳房成像系统和方法的需求，其克服上面提到的传统技术的限制。

因此本发明的首要目的是提供临床上有用的用于乳癌的精确检查，诊断和治疗计划制定的三维成像技术。

本发明的另一个目的是提供乳房成像技术，其可以仅用单个快体积扫描操作提供乳房解剖结构的具有高等方性空间分辨率和损伤位置的真实三维(3D)描绘，而传统乳房X射线摄影术仅提供两维投影图像。

本发明另一个目的是提供成像技术以用X射线断层摄影术从邻近平面中其它物体中离析出乳癌，然后消除交叠并除去叠加的结构。

本发明的另一个目的是提供相比传统乳房X射线摄影术更高对比分辨率和用于乳癌检查的适当的空间分辨率。

本发明的另一个目的是相比传统乳房X射线摄影术，提高由于高的多的低对比分辨率的尺寸为几毫米的乳癌(肿瘤)的检查能力。

本发明的另一个目的是提供用于目标成像的高分辨率感兴趣体积(VOI)重构模式和与传统乳房X射线摄影术相比的乳房肿瘤更好的三维表征。

本发明的另一个目的是提供三维X射线断层摄影重构技术以检查癌与周围组织之间的x射线线形衰减系数的差(癌具有与周围组织不同的x射线衰减系数。)。

本发明的另一个目的是相对传统乳房X射线摄影术，提供乳癌边界图案的精确描绘以便更好地表征乳房肿瘤(癌具有可与良性肿瘤区分的边界图案)。

本发明的另一个目的是和传统乳房X射线摄影术相比，通过允许更精确的相对短时间段内损伤体积变化的测量而提高乳癌检查中的确定性(癌具有比良性肿瘤快得多的体积增长)。

本发明的另一个目的是通过减少要求的乳房压缩的量而增加病人的舒服。

本发明的另一个目的是使用基于CBVCTBI图像的体积计算增长测量技术(正增长和负增长)以确定乳癌的恶性和监视乳癌治疗的效果(该方法也可以用于其它恶性肿瘤，如肺癌)。

本发明的另一个目的是用比传统乳房X射线摄影术中更高的x射线能量用于乳房成像以增加穿透，从而提高图像质量并减少病人的辐射剂量。

本发明的另一个目的是由同一组投影图像执行多精度体积X射线断层摄影重构以提高微硬化和乳癌(肿瘤)的检查能力，更好表征乳癌，并因此为病人减少累积剂量。

本发明的另一个目的是使用基于CBVCTBI图像的计算机辅助检查(CAD)技术以提高检查能力和乳癌(肿瘤)的表征。

本发明的另一个目的是提高乳癌检查的灵敏度并因此通过检查到传统乳房X射线摄影术不能检查到的小乳癌而进一步降低乳癌的死亡率。

本发明的另一个目的是提高乳癌检查的确定性并极大地减少活组织检查的比率。

本发明的另一个目的是提供临床上有用的动态三维(四维：三维空间加时间)成像技术用于乳癌的精确诊断并减少活组织检查比率。

本发明的另一个目的是通过执行对比注入动态研究(contrastinjection dynamic studies)而提供用于精确诊断的临床上有用的三维成像技术，并极大地降低活组织检查比率。

本发明的另一个目的是提供临床上有用的三维成像技术，其用于指示乳癌的新血管分布的血管新生(angiogenesis)研究，并通过执行对比注入动态研究而提高乳癌治疗计划编制的效率。

本发明的另一个目的是为乳房X射线摄影的致密乳房(mammographically dense breast)提供适当的图像质量。

本发明的另一个目的是促进3D图像引导的活组织检查过程。

本发明的另一个目的是允许精确评估癌变程度(边缘)以便更好地手术前计划，特别在受限切除手术中，和辐射疗法治疗计划，以及对于响应治疗的乳癌的更精确监视。

本发明的另一个目的是设计桌子和桌子与辐射源的相对安置，以便整个乳房或尽可能多的包括胸腔壁的乳房在锥形束内(半锥形束)。本发明的另一个目的是涉及设计桌子和桌子与辐射源的相对安置，以便胸腔壁附近的乳房覆盖和传统乳房X射线摄影术等价。本发明的另一个目的是控制辐射束以考虑乳房的形状。

本发明的另一个目的是提高多种乳房组织和损伤的分析。

本发明的另一个目的是通过引入一种或两种光谱滤波器降低所需的病人剂量水平(腺剂量水平)从而提供适当的辐射谱，且束补偿滤波器适合于考虑到乳房的形状。

本发明的另一个目的是通过引入一个或两个谱滤波器提高CBVCTBI的图像质量(降低束硬化的非自然信号(beam hardeningartifacts)和检查的x射线强度的动态范围)从而提供适当的辐射谱和成形的束补偿滤波器以考虑到乳房的形状。

本发明的另一个目的是通过降低和校正x射线散射提高图像质量。

本发明的另一个目的是通过在线融合2D实时投影图像和3D锥形束重构促进图像导引的手术和辐射治疗。

本发明的另一个目的是三维地降低图像噪声从而提高检查小乳房肿瘤的灵敏度而无须增加病人剂量水平。

本发明的另一个目的是进一步通过几乎不变地三维保持图像噪声水平而降低病人剂量水平而无须降低检查小乳房肿瘤的灵敏度。

为了实现上述和其它目的，本发明针对一种引入具有近期开发的平板检测器以实现锥形束体积计算的X射线断层摄影术乳房成像(CBVCTBI)的锥形束体积X射线断层摄影重构技术的系统和方法。借助锥形束几何形状和平板检测器，基于平板的CBVCTBI系统可被构造，且乳房的三维(3D)重构可由单个快体积扫描获得。和传统乳房X射线摄影术相比，基于平板的CBVCTBI系统可提供这样的能力，其从相邻平面内的物体(如，其它损伤或硬化)中用X射线断层摄影术离析感兴趣的物体(如，损伤)。3D X射线断层摄影重构消除损伤交叠并提供对乳房解剖结构的完全的，真实的3D描述。和现有切片内分辨率为1.0lp/mm和跨平面分辨率0.5lp/mm的计算的X射线断层摄影术相比，CBVCTBI重构可具有2.0lp/mm或沿所有三个轴更高的等方性空间分辨率(或，更一般地，高于1lp/mm)。本发明进一步针对使用平板探测器的变焦模式实现高达5.0lp/mm分辨率的超高分辨率的感兴趣体积(VOI)重构。因此，CBVCTBI可具有超过传统乳房X射线摄影术很多倍的对比检查能力(X射线断层摄影成像可具有高达0.3％的对比检查能力)。

可使用多种扫描几何构型。考虑了根据乳房的尺寸使用环状扫描或环状加线形(CPL)扫描。然而，其它几何构型，如螺旋状也可使用。

本发明提供更好的乳癌检查，更好的损伤表征，和更精确的关于乳房解剖的手术前和手术后信息，因此降低消极的活组织检查比例。

本发明的成像技术对乳癌检查，诊断和治疗有效性的评估具有重要的临床影响，因此极大地降低活组织检查比例。这种形式的潜在的临床应用是在乳房X射线摄影术的不确定损伤，乳房X射线摄影术的致密的乳房和手术后乳房成像中。目前，大多数乳房X射线摄影术的不确定损伤是以活组织检查告终的以便实现确定的诊断。公知有浓厚乳房的病人的乳房X射线摄影术的有用性是有限的，且通常要求辅助成像或活组织检查。能够用于多平面和体积数据采集的成像形式的使用具有提高浓厚乳房组织中损伤表征的潜能。具有更高的空间分辨率的CBVCTBI可以潜在地提高手术后变化的复发和形成的区分。

本发明通过聚焦在小损伤中或肿瘤内确定区域而提供非常高分辨率的X射线断层摄影的图像。损伤，如微硬化，坏死和囊肿和管内延伸区域内确定区域的详细的探询使得乳房损伤的更精确表征成为可能。对比材料和动态成像的使用提供了辅助时间信息，其和形态特征一起，增强确定性并降低活组织检查比例。

肿瘤血管新生是乳癌中独立的预兆性指示器。目前，血管新生是通过评估病态样品中的微血管密度而确定的。然而，研究人员已经检查到对比增强和微血管密度之间的良好的关联性。在提供非常高的空间和时间分辨率的成像形式中对比介质的使用给出了非侵入性方法以评估肿瘤血管新生。此外，3D视图的体积数据的采集允许多平面成像和更好的手术前计划，特别在受限切除术中。

总之，CBVCTBI的引入，和获得非常高空间分辨率的X射线断层摄影图像的潜在性，提供了在乳房X射线摄影术的不确定乳房损伤中改进的损伤表征，并考虑到了降低活组织检查比例。这给出增强手术前和手术后计划的优点。

相对现有技术，CBVCTBI具有提供关于上面讨论的特征1-5的能力，从而改进损伤检查和表征。

在优选实施例中，病人在具有一个或两个乳房孔的符合人体工程学的病人桌子上面朝下躺下。该桌子具有围绕乳房孔的碗状物。因此，该孔足够低从而从乳房孔延伸的整个乳房可在辐射束内成像。在特殊设计的桌子中，在碗状物和桌子其余部分之间有中间凹陷的部分。该布局允许辐射源绕乳房彻底旋转，同时允许整个乳房躺在锥形束中。

支持x射线源和平板检测器的托台在桌子下面旋转以将一个乳房或两个乳房成像。为了获得投影而非简单的环绕投影(circleprojections)，托台框可垂直移动，或桌子可垂直移动。具有两个乳房孔的优点是保持两个乳房之间的几何关系。

源可以并入一个或两个光谱滤波器以提供适当的辐射谱和束补偿滤波器适合于考虑乳房的形状。在具体实施例中，在任何具体切片处的衰减器的厚度是该切片处的乳房的直径和乳房最大直径之间差的线性函数。

CBVCTBI装置输出乳房的三维锥形束体积CT重构图像矩阵。乳房三维锥形束体积CT重构图像矩阵是乳房的x射线线性衰减系数分布的锥形束3D重构矩阵。为了CBVCTBI扫描仪输出的信号的分析，可利用多种乳房组织和损伤(如脂肪，癌，腺体组织，基体(如50％脂肪和50％腺体的混合物)，和硬化)的衰减系数库。对于基体(base)材料(如50％脂肪和50％腺体的混合物)，衰减系数可按照根据成分百分比和质量密度的加权和计算。为了获得x射线线性衰减系数对光子能量的更精细的数据表，范围在10keV到110keV的特定光子能量下，基于样条函数的内插法和外插法被用来计算乳房组织和损伤的x射线线性衰减系数。

本发明的进一步修改使用超高分辨率感兴趣体积(VOI)重构模式以集中于可疑损伤。超高分辨率VOI重构模式类似于放大的乳房X射线摄影术。

CBVCTBI将通过聚焦于肿瘤内小损伤或特定区域而提供非常高分辨率X射线断层摄影术的图像。损伤(即微硬化，坏死和囊肿和没有交叠结构的管内延伸区域)内特定区域的详细的探询将使乳房损伤的更精确表征成为可能。

CBVCTBI将可能提供非侵入性方法评估肿瘤血管新生的方法。近期工作证明了肿瘤血管新生是乳癌中独立的前兆性指示器。目前，血管新生是通过评估病态样品中微血管密度而确定的。然而，研究人员也发现对比增强和微血管密度之间良好的关联。在提供非常高空间和时间分辨率的成像模式中使用对比介质可提供非侵入性评估肿瘤血管新生的方法。

为了提高检查小乳房肿瘤的灵敏度而不增加x射线曝光量和病人剂量，本发明的三维噪声降低技术可应用至投影数据或乳房锥形束重构数据。三维噪声降低技术涉及在锥形束重构之前用2D数字滤波器或2D或3D小波变换操作降低投影数据中的噪声水平，并然后锥形锥形束重构。可替换地，三维噪声降低可通过应用数字滤波器或2D或3D小波变换至锥形束重构数据而执行。与用于降低噪声水平(去噪声)的小波变换可在：Proc.SPIE 4682-244(2002)中Chen B和Ning，R，的“锥形束体积CT乳房成像(CBVCTBI)：基于小波分析的多分辨率重构和去噪声技术，Optics Commun.，167，37-46(1999)中S.K.Nath，R.M.Vasu，和Pandit的“基于光学X射线断层摄影术数据的压缩和去噪声的小波，Medical Physics，26(4)，622页-630页(1999)中M.Jansen和A.Bultheel的“通过积分小波变换的图像去噪声和一般化的交叉确认”。这些引用的文章中的算法仅作为说明性的而非限制性的。任何其它合适的算法可被使用。此外，借助本发明，通过应用噪声降低技术，所要求的x射线曝光量和病人剂量可进一步降低而不会降低检查小肿瘤的灵敏度。

借助本发明，CBVCTBI可快速完成，且几组扫描可连续执行以便动态的对比研究和血管新生研究。

附图说明

本发明的优选实施例将参考下面的附图详细说明，其中：

图1示出可在健康的或患病的乳房中发现的多种组织的x射线线性衰减系数；

图2A-2C示出按照优选实施例的锥形束体积CT乳房成像扫描仪的示意图；

图2D示出图2A-2C中扫描仪的一种变型；

图2E示出图2A-2C中扫描仪的另一种变型；

图2F示出图2A-2C中扫描仪的又一种变型；

图2G和2H示出用在图2A-2C中的桌子的第一变型；

图2I和2J示出用在图2A-2C中的桌子的第二变型；

图2K示出可用在图2A-2C的扫描仪中的光谱滤波器和补偿滤波器；

图3示出用在图2A-2F的扫描仪中电路的方框图；

图4示出扫描几何构型，其可在图2A-2F的扫描仪中执行；

图5A和5B示出用于散射校正的摄取侦察(scout)图像的机构；

图6A-6C示出用来和图2A-2F中扫描仪一起使用的动态准直器的示意图；

图7A-7G示出操作图2A-2F中装置的步骤；

图8A示出传统乳房X射线摄影术技术的问题，其中一个平面内的损伤不能和另一个平面内的另一个物体分开；

图8B示出在CBVCTBI重构图像中，一个平面内的损伤和另一个平面内的另一个物体的分开；

图9A示出活组织检查中导引针时三维CBVCTBI扫描仪的使用；

图9B示出用图9A中扫描仪摄取的实时两维图像；

图9C示出如图9B的两维实时图像和三维重构的图像融合；

图10示出从材料库中获得的多种组织和损伤的线性衰减系数的曲线；

图11A和11B示出扫描仪的修改，其中图11A示出了垂直位置的视图，图11B示出了水平位置的视图；

图12A-12D示出扫描仪的另一种修改，其中图12B示出了360°扫描轨道的视图，图12C示出了部分扫描(180°加锥角扫描轨道)的视图，图12D示出了部分扫描轨道以避免扫描手臂的视图；

图13A-13C示出扫描仪的另一种修改，其中图13A示出了垂直位置的视图，图13B示出了水平位置的视图，图13C示出了从图13B中所示的桌子的底部看的视图；

图14A-14C示出图11A-13C的修改的组合，其中图14A示出了垂直位置的视图，图14B示出了水平位置的视图，图14C示出了从图14B中所示的桌子的底部看的视图；和

图15A-15C示出楔状物的使用以辅助病人定位从而提高乳房和胸腔壁的覆盖。

具体实施方式

本发明的优选实施例和变型将将参考附图详细说明，其中相同的标识号指相同的组件。

伴随传统乳房X射线摄影术的限制是通过引入具有平板检测器的锥形束体积CT重构技术而解决的。借助锥形束几何构型和平板检测器，基于平板的锥形束体积计算的X射线断层摄影术乳房成像(CBVCTBI)系统可如图2A-2F构造，且可从单个快速体积扫描获得乳房的三维(3D)重构。和传统乳房X射线摄影术相比，基于平板的CBVCTBI系统提供这样的能力，以便用X射线断层摄影术从邻近平面(如其它损伤或硬化)中其它物体离析感兴趣物体(如损伤)。3D断层X射线摄影术重构消除损伤交叠并提供乳房解剖结构完全的，真实的3D描绘。和传统切片内分辨率约1.0lp/mm和跨平面分辨率0.5lp/mm的计算X射线摄影术(CT)相比，CBVCTBI重构可具有2.0lp/mm或更好的等方性的空间分辨率。根据x射线焦斑的尺寸和固有检测器分辨率，超高分辨率的感兴趣体积(VOI)重构可用平板检测器的变焦模式产生从而实现高达5.0lp/mm或更高的分辨率。

FPD基的CBVCTBI可用集电环技术制造。集电环是一种机电装置，其允许电力，信号或两者跨旋转界面传输。集电环的一个来源是美国加利福尼亚州的South El Monte的Fabricast公司。

CBVCTBI扫描仪的示意性设计如图2A-2F所示。CBVCTBI扫描仪具有符合人体工程学的专利桌子设计和特别适合目标成像的扫描几何构型。

在扫描仪200中，病人P躺在符合人体工程学的桌子202上以便要扫描的乳房B下垂穿过桌子202中的孔204到乳房托座(holder)205。将在下面更详细描述的乳房托座205形成乳房B为圆柱状以便扫描，该圆柱状比传统平板形状对多数病人更舒服。为了确保对乳房胸腔壁适当的覆盖，优选至少当病人P的左乳房被扫描时，病人P的左手向下放在桌上身体一边，至少当病人P的右乳房被扫描时，病人P的右手向下放在桌上身体一边。下面，将揭示桌子多种变化以促进这样的安置。桌子202将在下面参考图2G和2H详细说明。

在桌子202下面，托台206支撑检测器208和x射线管210，乳房托座205的任一边有一个。托台由马达212转动以可通过乳房托座205的绕轴A旋转，因此随着x射线管沿轨道O行驶，乳房B保持在从x射线管O发射的锥形束C的路径上。托台也可由马达214移动以沿着垂直路径V向上和向下移动。可替换地，桌子202可沿着垂直路径V向上移动和向下移动。检测器208可通过马达216向前移动远离轴A以便如果需要就改变放大因子。

为了确保乳房成像的几何构型上的可重复性和胸腔壁的适当的成像，乳房托座205是相对刚性的且由具有低x射线衰减的材料组成。乳房托座是作为桌子202的一部分示出的，但可替换地，可以把它做出托台206的一部分。乳房托座205将乳房牵引出胸腔壁以保证胸腔壁的适当成像并应用光和可复制压缩以使乳房形成圆柱状。乳房托座中可有衬垫以保证病人舒服。然后可用活塞218将乳头向胸腔壁推动从而将z方向覆盖减少几个厘米。该活塞推动减小x射线束所需的锥角。因此，借助活塞推动，大多数乳房扫描(对于高度<12cm)可通过仅使用环状扫描模式而实现，且对于大多数乳房，可减少所要求的线投影的数目。此外，活塞推动提高乳房厚度的一致性，并因此提高腺剂量分布和绕乳头的腺剂量水平的一致性。

可为对比增强的X射线断层摄影术的成像，血管新生研究和某些其它动态对比研究提供对比注入器(contrast injector)220。多种对比注入介质，如碘，是本领域公知的。并不总是需要注入对比介质到病人P身体内。

桌子202可用图2D中的桌子202’取代。除了提供两个乳房孔204，且每个都有乳房托座205，桌子202’类似于桌子202形成。桌子202’是可移动的。一个乳房移动到成图像的领域并首先被扫描。然后另一个乳房移动到成图像领域并被扫描。因此，乳房间几何构型关系被保存。可替换地，具有两个乳房托座的两个乳房可一起被扫描。

可替换地，扫描可在病人P站着时执行。如图2E所示，在这样的扫描系统200’中，乳房托座205可提供于支架(stand)222上。一个乳房移到成图像领域并首先被扫描。然后另一个乳房移动到成图像领域并被扫描。可替换地，具有两个乳房托座的两个乳房可一起被扫描。支持检测器208和x射线管210的托台206被取向以绕图2A-2C中水平轴A’而非垂直轴A旋转。其它方面，系统200’可以类似于示于图2A-2C的系统。

另一个变型示于图2F中。除了马达214被马达224取代以沿着垂直路径V上下移动桌子202或202’，图2F的扫描仪200’是基于图2A-2E中的扫描仪200和200’中的一个。在这种方式中，托台206不必垂直移动。

桌子202将参考图2G-2J详细解释。如这两个图中所示的桌子被设计用来暴露尽可能多的乳房于成图像辐射中而不妨碍数据采集几何构型。

图2G-2J示出原型的新设计，其引入两种不同几何构型和扫描协议。如图2G和2H所示的第一个设计用于212°(180°加锥角)扫描。桌子202”具有围绕乳房孔204的碗状物232。碗状物232具有近似25mm的深度和近似446mm的直径。因为在聚焦斑和外壳(具有MamRad100外壳的Varian Rad-71)顶部之间有7cm，所选择的x射线管将被充分提升以消除中央束和符合人体工程学设计的病人桌子202”底部边缘之间的任何死空间。x射线管将超出桌子的侧面和最末端绕乳房旋转212°。而且，Varian PaxScan 2520外壳可以修改以便检测器的死空间从目前的3.75cm降到约2cm。围绕乳房穿孔的桌子将在倾斜的区域234稍微向上倾斜以当其在桌子下面旋转时容纳检测器外壳的死空间，从而其活动区域的顶部与x射线源的中央束一致。借助该设计，胸腔壁覆盖将等于射线管和检测器旋转212°的标准活组织检查系统。

第二设计将包括病人桌顶的新设计和x射线及检测器的射线源到图像距离的改变，如图2I和2J所示。这些改变使用倾斜的中间区域236，该中间区域236允许射线管/检测器组装起来在桌子下面连续旋转，同时最小化这些组件的任何死空间。借助该设计，胸腔壁覆盖将等于x射线管和检测器连续旋转360°的标准活组织检查系统的覆盖。该扫描几何结构将对于快速动态研究特别有效。

图2K更详细地示出射线源和检测器的配置。为了改进束特征，使用两个滤波器。具有所选择的材料和适当材料厚度的谱滤波器240形成一定kVp进入的x射线光子的最优化的谱形状。具有指定形状的束补偿滤波器242产生适当的进入光子流分布，该光子流分布由从胸腔壁到乳头变化的乳头厚度决定。对于未压缩的或稍微压缩的乳房，随着横跨切片位置从胸腔壁到达乳头，横跨切片的直径从最大值(如12cm)改变到0。为了在重构图像中获得损伤的恒定SNR，使用束补偿滤波器242。这里束补偿滤波器是厚度变化的x射线束滤波器(如铝或其它适当的材料)，其厚度和d_max-d成线性关系，其中d_max是胸腔壁处的乳房切片直径(如12cm)，保证最终投影图像是平的。

扫描仪200的电路示于图3A中。托台206上的计算机302是通过托台206的机械轴上的集电环304连接至主计算机系统306。托台206上的计算机302也与检测器208通信，而计算机302和306和托台206上多种其它装置通信，如下面所解释的那样。计算机306进一步和用户控制和图形用户界面308通信。

在托台206上的计算机302中，CPU 310和检测器208通过数字帧抓取器312和平板控制器314通信。CPU 310也和存储器缓冲器316，硬盘存储器318和实时无损失图像压缩模块320通信；通过压缩模块320，CPU 310和托台206上CBVCTBI数据传输模块322通信。CPU310直接和托台上两个其它装置，也就是，托台控制装置324和x射线控制装置326通信。X射线控制装置326可控制曝光脉冲长度，曝光时序，曝光脉冲数量。此外，x射线控制326可实时地(动态地)改变不同投影的x射线曝光水平从而实现最优x射线剂量效率而不降低重构的图像质量。

在主计算机系统306中，主计算机CPU 328和数据传输模块322都直接地并通过实时图像压缩模块330通信。CPU 328也和存储器缓冲器332，硬盘存储器334和并行加速图像重构和压缩模块336通信。通过图像输出装置338，CPU 328和接口308通信。CPU 310和328通过集电环304彼此通信。而且，为了简洁而没有在图3中示出，托台206和主计算机系统306上元件之间的所有通信是通过集电环304发生的。

具有平行加速图像重构和处理模块336的CPU 328可从同一组投影图像执行多分辨率体积x射线断层摄影术重构以提高微硬化和乳癌(肿瘤)的检查能力，更好地表征乳房肿瘤并因此降低病人P总的累积剂量。CPU 328也可用在CBVCTBI基于图像的计算机辅助诊断技术中以提高乳癌的检查能力和表征。

集电环304和快托台206允许具有类螺旋扫描方案最优CPL扫描和快速动态对比研究。借助这样的设计，CBVCTBI扫描可在几秒内完成，且可为动态对比研究和血管新生研究连续执行几组扫描。如果x射线源和检测器的轨迹在锥形束扫描时是单个环(单个环锥形束几何构型)，获得一组不完全的投影数据。投影数据的不完备性导致远离中央z平面的平面内某些不可避免的模糊和z方向上分辨率损失。使用基于单个环锥形束几何构型的Feldamp的算法，重构误差的大小由于投影数据的不完备性热增大锥角。计算机模拟指示对于乳房成像和平均乳房尺寸(高度10cm或更小)，重构误差相对小(<5％)，而且观察不到条纹迹象。改进的Feldkamp的算法用于小和平均乳房尺寸(高度<12cm)，和环加线(CPL)锥形束轨道和其相应的滤波器幕后投影算法被用于大乳房(高度>12cm)。该方法实际解决了用于CBVCTBI扫描的单个环锥形束几何构型的投影数据不完备的问题。SPIE 1994，2163：223-234中Hu，H的“新锥形束重构算法及其在环状轨道中的应用”教导了合适的改进的Feldkamp算法。1997年Proc.SPIE，第3032卷，441-444页中Hu，H的“用锥形束x射线断层摄影术的纵向无边界物体的精确区域重构”中，和1996年第18卷Scanning的572-581页中Hu，H的“用于环状沟道的改进的锥形束重构算法”中教导了用于环加线的合适算法。可用于本发明的这些公知算法的改进教导于下面的参考文献中：1999年IEEE Trans Med Imag的第18(9)卷的815-824页中Wang X.和Ning R.的“用于环加弧采集几何构型的锥形束重构算法”，2001年Med.Phys.的第28(6)卷中1042-1055页的Tang X和Ning R的“用于环加双弧轨道的锥形束滤波的幕后投影(CB-FBP)重构算法”。在上面引用的文章中的算法是作为例子给出的而非用来限制。任何其它合适的算法可被采用。

环状扫描可用CBVCTBI扫描仪以下面的方式执行：1)定位病人P的乳房于病人桌子202的孔204中，且轻微压缩乳房托座205以将乳房形成圆柱状；2)形状托台206以获得一组180°加锥角(如212°，如上面指出的那样)，或N×360°的环投影，其中N是正整数(1，2，3，...)。CPL扫描可按下面步骤用以集电环技术的类螺旋扫描执行：1)定位病人P的乳房B于病人桌子202的孔204中，且轻微压缩乳房托座205以将乳房形成圆柱状；2)旋转托台206以获得一组环投影；和3)一旦环投影完成，控制托台206以向下移动并旋转(可替换地，在图2F的实施例中，病人桌子202可向上移动，而x射线源210和检测器208一起旋转)，仅在0°和180°提取投影以便每次旋转获得两线投影。预期需要多线投影以重构相当大尺寸乳房。图4示出环状轨道C1和C2及位置L1，L2，L3，L4，L5，L6，L7和L8，在这些位置处，在一个可能的扫描中提取线投影。因此，可提供环加线几何构型的类螺旋执行。环加线几何构型的类螺旋执行的关键优点是减少线投影采集和环投影采集之间的过度时间。

而且，在180度加锥形束角扫描中，托台在轨道C1或C2上旋转总角度为180度加锥形束角，这在图2B中视为θ。在360度扫描或N×360度扫描中，托台绕轨道C1或C2移动适当次数。合适的重构算法教导于：SPIE 1994，2163：223-234中Hu，H的“新锥形束重构算法及其在环状轨道中的应用”教导了合适的改进的Feldkamp算法。1997年Proc.SPIE，第3032卷，441-444页中Hu，H的“用环加线的锥形束x射线断层摄影术的纵向无边界物体的精确区域重构”中，和1996年第18卷Scanning的572-581页中Hu，H的“用于环状沟道的改进的锥形束重构算法”中教导了用于环加线的合适算法。可用于本发明的这些公知算法的改进教导于下面的参考文献中：1999年IEEE TransMed Imag的第18(9)卷的815-824页中Wang X.和Ning R.的“用于环加弧采集几何构型的锥形束重构算法”，2001年Med.Phys.的第28(6)卷中1042-1055页的Tang X和Ning R的“用于环加双弧轨道的锥形束滤波的幕后投影(CB-FBP)重构算法”。在上面引用的文章中的算法是作为例子给出的而非用来限制。任何其它合适的算法可被采用。读者的注意力应该集中到美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，和6480565，这些专利都是本发明人申请的。

图7A-7G示出上面步骤的例子。图7A示出符合人体工程学具有乳房孔204的桌子202。在图7B和7C中，病人P躺在桌子202上，且一个乳房B延伸穿过孔204。在图7D中，乳房托座205绕乳房B安置，且活塞218被安放在乳房B的下面，其中该乳房托座205具有两半205a和205b。在图7E中，乳房托座205的两半205a和205b和活塞218结合在一起以压缩乳房B成所需的圆柱状。在图7F中，载有检测器208和x射线管210的托台206绕乳房B安置。在图7G中，托台206旋转，且乳房B由x射线管210发射的锥形束C成像。图2A-2F的任何一个实施例可以该使用。

存在基于环状锥形束轨道和CPL轨道的滤波的幕后投影锥形束重构算法。上面已经引用了例子。这样的算法不仅计算效率高，而且能够处理纵向截断投影问题。

与要求刚性乳房压缩以实现适当图像质量(这使很多病人抱怨痛庝)的传统乳房X射线摄影术不同，CBVCTBI不要求刚性乳房压缩但优选圆柱状形式以促进3D乳房成像的几何构型的可重复性。不需刚性压缩，和传统乳房X射线摄影术相比，用于CBVCTBI的乳房的最大厚度大得多。为了实现传统乳房X射线摄影术中最大物体对比，有必要使用非常低kVp以实现17-23keV的有效能量，如可从图1中衰减曲线看到的那样。虽然对压缩的平均尺寸的乳房这效果最优，使用这样低kVp对压缩的大密度的乳房不能效果最优。这表面使用这样低的有效能量(17-23keV)将不能在CBVCTBI扫描中提供对未压缩的乳房足够的穿透。此外，从下面表1中可以看到CBVCTBI具有宽的多工作能量区间。因此，有更多的空间以在对比，剂量和x射线系统功率输出之间做出折衷(参看表1)。我们要求在一次扫描中有几百非常短的曝光。在CBVCTBI成像中，选择最优kVp范围和阳极滤波组合以实现最佳剂量效率。计算机模拟指示对于平均未压缩的最优有效能量范围是33-40keV。

表1 投影图像和CT图像中计算的癌的物体对比

CT图像对比-1是癌对50％/50％的腺体和脂肪；

CT图像对比-2是癌对100％的腺体。

初始，体积扫描速度将被实时FPD的最大帧速率限制。电流可得到的实时FPD具有30-60帧/每秒的帧速率。然而，平板研究人员指出未来帧速率可达到120帧/秒(1K×1K像素/帧)和480帧/秒，且具有垂直的读出线(256×1K像素/帧)。在未来，当检测器的帧速率达到480帧/秒，根据要求的分辨率乳房的体积扫描时间将缩短到1-2秒，和/或投影数量可增加以提高图像质量。由于使用了平板检测器，集电环技术，和导致精确重构的锥形束重构算法，FPD基的CBVCTBI扫描仪代表了重要的技术进步。

有三种类型的电子成像区域检测器：荧光屏CCD区域检测器(FS-CCD)，图像增强器CCD(II-CCD)检测器和平板检测器(FPD)。三种电流大面积检测器的比较示于下面的表2中。如表2所示，FS-CCD检测器具有5％到10％ DQE。这导致这样的图像噪声，在等辐射剂量基础上，其显著大于现代螺旋CT扫描仪实现的图像噪声。图像增强器可实现诊断辐射范围内50％或更高的DQE，且在等辐射剂量基础上，能够提供比基于FS-CCD的体积成像系统好得多的低对比分辨率。

表2 三种不同区域检测器比较(用于检测器的新表)

 

检测器类型	DQE	失真	动态范围	空间分辨率(MM)	可能的帧速率(单位)	幔闪光(veilingglare)
							FS-CCD	5-10％	无	2000-4000:1	0.5	60(512×512×12位)	无
II-CCD	50-80％	‘S’和枕形失真	2000-4000:1	0.25-0.5	60(512×512×12位)	有
							TFT-FPD	50-80％	无	>30000:1	0.05-0.25	60(512×512×16位)	无

表3 用于CBVCTBI的FPD所需的参数

 

检测器类型	DQE	失真	动态范围	空间分辨率(mm)	可能的帧速率(单位)	Exp范围
							所需的FPD	80％	无	3000:1-30000:1	0.07-0.25	60-120(512×512×16位)	1-30000
当前FPD	60％	无	3000:1	0.25	30(760×960×16位)	1-3000

然而，II-CCD基的系统具有某些优点如大体积尺寸，其不适合于CBVCTBI，有限的动态范围(1000-3000:1)，几何构型失真(枕型失真和S失真)和幔闪光，这进一步限制低对比和空间分辨率的提高。因此，FPD是优选的。FPD可以是薄膜晶体管阵列FPD，其可获得静态图像(x射线摄影图像)和动态图像(实时采集)。表3示出FPD的所需参数和FPD的当前参数之间的比较。另一个优选检测器是任何区域检测器，其分辨率超过1lp/mm且采集速率超过2帧每秒，该采集速率可采集静态数字图像和动态图像。

开发和优化x射线散射控制和减少技术对CBVCTBI是一个大挑战，因为CBVCTBI比扇束CT难于免受散射影响。CBVCTBI图像对比由散射降低而没有有效控制技术。散射可用混和技术降低，该混和技术使用空气间隙技术控制散射和用于检测的散射的实用软件校正技术。扇束CT和CBVCTBI之间一个主要差别是x射线准直。在扇束CT中使用非常窄狭缝准直将散射对初级(scatter-to-primary)比例(SPR)降为0.2或更低。另一方面，在用于仅有空气间隙技术的乳房x射线摄影术的锥形束几何构型中使用大锥体准直导致对平均乳房厚度平均SPR达到1。为了最小化病人剂量，抗散射光栅不用于平均乳房尺寸乳房。软件校正技术被用于校正检测的散射并降低总的平均SPR至0.2或更低。旋转滤波(convolution filtering)技术和FPD检测的散射被用来评估散射分布并然后从总投影中将其减去。Love，L.A.在1987年14(2)卷的Med.Phys.的178-185页中“使用旋转滤波器的数字x射线摄影系统的散射的散射评估”中教导的公知旋转滤波技术被为图像增强器基的成像系统执行，并对不同解剖结构和不同临床应用产生平均6.6％的误差百分率。这等于减少SPR达到14的因子。甚至对FPD基的系统可以实现更好的散射校正结果，因为和II基的系统相比，没有幔闪光成分，在II基的系统中有更主要的成分。基于先前的研究和初步研究结果，预期每个锥形束投影中平均SPR可减少至0.2。这是可在扇束切片CT中实现的相等的SPR，使用混合散射校正技术(软件校正加空气间隙)。该分析和初步结果示出借助上面提到的x射线散射减少和校正技术，FPD基的CBVCTBI系统对乳癌检查提供更合适低的对比分辨率。

优选实施例结合空气间隙技术和抗散射光栅和软件校正技术用于残余散射。10-15厘米空气间隙技术是防止大角度散射辐射达到检测器从而降低平均SPR至小于1的有效方法。考虑了CBVCT系统中，旋转中心到检测器的距离将是20厘米。借助该几何构型，空气间隙超过15厘米以实现小于1的平均SPR。

基于用来评估每个投影图像中残余散射分布的旋转滤波方法或内插值方法，投影图像中的残余散射被除去。在旋转滤波方法中，残余散射是作为低通，空间滤波的形式的总投影(散射加初级)建模的。在评估每个投影中的残余散射后，残余散射辐射然后被减去以获得用于重构的初步分布。该技术有效地将SPR从1.0减少到0.2或更少。适当的技术教导于本发明人2002年2月21日共案申请的专利10/078529。

传统旋转滤波方法要求每个投影角有两个x射线投影以精确地评估残余散射：一个具有用于计算换算因子的束终止阵列而另一个没有束终止阵列。这不实用，且要在CBVCTBI中显著增加病人剂量。为了克服这些困难，优选实施例使用侦察图像以便为每个病人实时评估散射分布。在开始扫描之前，获取一个侦察投影图像，如标准扇束CT中那样。传统地，侦察图像被用于定位，和勘测身体尺寸以实时调整x射线曝光水平并降低病人剂量(和GE螺旋CT中“Smart Scan^TM’那样)。在获取侦察图像之前，如图5A和5B所示，小铅球轴承506的正方形模具504被安置在x射线准直器502和乳房B之间。初级散射分布和取样散射分布都从侦察图像用引导束终止阵列评估。评估的初级图像被用于侦察目的。用于评估散射分布的换算因子和取样角位置处的旋转心(convolution kernels)可被确定。然后，在相应角位置用旋转心评估散射分布并从检测的投影中将其减去。为了降低病人P的辐射剂量和计算负荷，仅获取要求的最小量的侦察图像。仅要求一个或两个侦察图像，因为在轻微压缩之后，乳房具有圆柱形状，且当旋转滤波被应用至不同解剖结构时，该方法的精确性不高度依赖于旋转心的精确形状，只要其尺寸足够大。

指数心(exponential kernel)被用于残余散射的评估，因为2D指数心是最优形成。相同的2D指数心在被压缩后用于所有投影，乳房具有圆柱形状且散射分布的角位置几乎不变。

另一个可用于本发明以提高乳房肿瘤检查的技术是超高分辨率感兴趣体积(VOI)重构模式，其类似于放大的乳房x射线摄影术。该技术可用于对可疑损伤聚焦。

本领域公知平板检测器具有焦距模式。这样的平板检测器的一个来源是美国加利福尼亚的Mountain View的Varian ImagingProducts。

如Varian平板检测器的平板检测器的聚焦模式被用来获取用于超高VOI重构的投影数据。在聚焦模式中，借助满4lp/mm分辨率的传感器，检测器可以30帧/秒的速率获取768×960像素的随机块。检测器的像素尺寸是127微米。具有0.1和0.3毫米的双焦斑x射线管被采用。超高分辨率VOI可用0.3毫米的焦斑，以便焦斑的尺寸不是VOI模式的空间分辨率的限制因子。因此，聚焦模式的FOV(视场)是9.75×12.2厘米。为了降低病人P所需的辐射，在VOI采集中，准直器限制辐射于ROI(感兴趣区域)内。需要准直的窄带(约2厘米宽)。如果乳房直径大于12.2厘米，在超过VOI模式中采集的投影数据在横向上被截短。如果重构是从截短的数据而没有预处理该数据获得的，则会有一些条纹迹象。传统处理截短的投影数据的方法是在滤波之前将投影数据嵌入余弦波。幸运地，在本例中，超出VOI区域中完备的信息已经可从前面较低分辨率扫描中获得。该信息可用来嵌入截短的投影数据并然后完成VOI重构。计算机模拟指示这样的算法消除截短的数据引入的VOI内的重构迹象。预期这样的技术比传统方法好。进一步预期超高分辨率VOI重构技术可借助合理的x射线剂量的增加提供达到5.0lp/mm的分辨率。上面揭示的VOI技术可用来检测其它癌，如肺癌。

CBVCTBI的另一个用途是检测体积增长。一个公知的恶性指示器是肿瘤的快速增长。因为良性肿瘤特征为缺少增长，监视肿瘤的体积增长的变化速率可以识别其是否是恶性的并需要立即除去。精确评估肿瘤的体积增长速率可用来预测肿瘤的加倍时间并对医生做出诊断和治疗决定是非常有帮助的。

感兴趣的体积被扫描，且获得3D重构矩阵。然后自动检查算法被用来检查肿瘤，且对所有检查到的肿瘤执行3D分段。一旦3D分段完成，通过计数所有三维像素确定每个肿瘤的体积，这些三维像素在分段过程中被确定为属于肿瘤。执行这样的功能的公知的软件包是具有3D分段软件的“ANALYZE”3D显示软件包。体积增长可通过在不同的时间执行相同的过程并比较体积而确定。

体积增长测量比直径增长更灵敏的多，因为体积改变是直径的三次方的函数。乳房肿瘤体积相应的增长比肿瘤直径相应的改变大的多。因此，相比传统乳房x射线摄影术，CBVCTBI基的体积增长测量技术更精确地确定乳房肿瘤的改变，传统乳房x射线摄影术只能在改变相对大时评估直径改变。

图6A-6C示出动态准直器601，其可在上面揭示的任何实施例中的CBVCTBI中使用。动态准直器可用来降低对病人P的不必要的辐射同时获取用于常规CBVCTBI重构的常规投影数据和/或用于VOI重构的超高空间分辨率投影。动态准直器601包括铅或另一种合适材料的准直器主体603，其中具有孔隙605用于接收从x射线源210发出的x射线的所需部分607。准直器主体603可以任何合适的方式消除，但优选用彼此间隔距离a的两个铅叶片611和彼此间隔间距b的两个铅页609形成。因此，孔隙605具有尺寸a×b的矩形形状。步进马达613，615在两个垂直方向上移动准直器603，直到在坐标(u0，v0)的中央孔隙605相应于感兴趣体积中央。借助准直器601，x射线对常规CBVCTBI重构和/或超高分辨率采集仅辐射ROI，且可获得常规CBVCTBI重构图像和/或超高分辨率重构图像。步进马达613，615也控制每对叶片之间的间隔，以便a和b可以改变。

对于平均乳房尺寸(绕胸腔壁10-12cm)和0.36mm的重构三维像素尺寸，240mRad的相等的辐射剂量，实验结果表面使用CBVCTBI可检查的最小癌是直径1-2mm，且最小硬化是直径0.2mm。结果意味着借助总剂量水平低于平均尺寸乳房的单个筛选乳房x射线摄影术检查(假定每个乳房要求两个视图)的剂量水平，CBVCTBI成像能够检查几毫米癌和0.2mm硬化。借助这样的辐射剂量水平和这样的检查能力，病人的受益对风险比率可超过800:1。

本发明的其它优点将参考图8A，8B和9A-9C解释。

CBVCTBI提供形成三维图像的能力，而传统乳房x射线摄影术局限于两维。这样的分离在两维图像中是不可能的。

更特别地，如图8A中看到的那样，传统乳房x射线摄影术技术使用x射线源802至检测器810上乳房的图像平面804，806和808。最终的两维显示，如812所示，总有交叠问题并因此具有有限的乳癌检查的灵敏度和确定性。更特别地，平面808中的损伤814不能和与平面806中交叠的其它物体816区分开来。

通过对比，如图8B所示，CBVCTBI提供包括平面804，806和808的分离成像的三维图像。在三维重构步骤820和显示步骤822之后，三个平面804，806和808在分离的图像824，826和828中成像。因此，损伤814可与交叠的其它物体816分离。因此，CBVCTBI重构图像分离叠加的平面，并与图8A中的传统投影乳房x射线摄影术相比显著提高乳癌检查的灵敏度和确定性。

当然，仅三个平面的显示是为了说明性的目的且不能解释为限制本发明。

进一步，三维成像可用在图像导引的活组织检查技术中。例如，如图9A所示，扫描仪200被用来导引活组织检查针902至病人P的乳房B中的损伤904。图9B示出用扫描仪200提取的实时两维图像，其中活组织检查针902和损伤904示于乳房B中。图9C示出如图9B中的两维实时图像和三维重构的图像融合。借助图9C的三维重构，活组织检查针902可被导引朝向三维中的损伤904。

材料库，存储不同组织和材料的x射线衰减特征，可用于改进计算。该库可存储在计算装置中作为对照表或任何其它合适形式。借助材料库，发明人获得图10中的曲线，该曲线描绘5种乳房组织和损伤，也就是脂肪，腺体，基体材料(如50％脂肪和50％腺体的混合物)，癌和硬化的x射线的线性衰减系数如何随不同光子能量水平改变。硬化的值远大于其它材料的值，这意味着硬化极其高的相对对比使得尺寸为100微米的小斑的检查成为可能，尽管可观察到的亮度蔓延。注意当keV较低时，基体材料(如50％脂肪和50％腺体的混合物)和其它软组织的值彼此显著不同。然而，当keV较高时，差异变得较不显著。显然，用于CT的正常x射线技术(如120kVp和300mA)不适合于乳房成像，如在早期CTM中发生的一样，因为足够的对比对软组织成像是必要的且不合适的技术将危害损伤检查所需的对比。

下面将再揭示优选实施例的三个变型。

示于图11A和11B的CBVCTBI扫描仪的一个这样的变型允许病人P在桌子1100处于竖直时先站在台阶1102上，如图11A所示。然后，通过用计算机或手动控制的马达1104或1106调整台阶的垂直位置，病人P的乳房将定位在桌子中孔1108的中心。在该过程中，病人P将被包裹(未示出)以防止病人P移动，且桌子将转变为水平位置以便检查，如图11B所示。使用该特征定位病人P将更方便。

CBVCTBI乳房成像扫描仪的另一个变型是建造这样的病人桌子以便有多个孔穿过桌子，且一个孔1202的中心在要被扫描的乳房的旋转中心处，如图12A所示。另一个孔或多个孔1204邻近乳房孔1202的一边或多个边以允许病人P的手自然垂下。以这种方式，对某些病人可实现乳房胸腔壁的适当覆盖。以这种形式，扫描协议和重构算法可与手臂不下垂的情形不同。图12B示出用计算机控制的x射线强度调制器1210的360°扫描轨道，该调制器1210降低对病人P的辐射剂量同时实现一致的投影图像质量，并然后用重构算法重构整个乳房和手臂，其中重构算法是：1999年IEEE Trans Med Imag的第18(9)卷的815-824页中Wang X.和Ning R.的“用于环加弧采集几何构型的锥形束重构算法”，2001年Med.Phys.的第28(6)卷中1042-1055页的Tang X和Ning R的“用于环加双弧轨道的锥形束滤波的幕后投影(CB-FBP)重构算法”，SPIE 1994，2163：223-234中Hu，H的“新锥形束重构算法及其在环状轨道中的应用”，和/或1994年第16卷Scanning的216-220页中Wang G，Liu Y，Cheng PC的“半扫描锥形束x射线微x射线断层摄影术规则”。上面引用的算法是作为说明性的而非限制性的。任何其它合适的算法可被使用。读者的注意力应集中到本发明人的美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892。计算机控制的x射线调制器(示于图12B中)在投影采集时按照病人厚度的变化，通过增加或降低x射线管电流(mA)或射线管电压(kVp)或mA和kVp而调制辐照到病人P的x射线强度。可替换地，如图12C所示，可使用180度加锥角扫描轨道。另一个选择是执行部分扫描(如图12D所示)而不扫描手臂，并从部分扫描的投影数据用迭代重构算法重构乳房，该重构算法是：2003年2月16日San Diego的SPIE MI2003中Chen Z，和Ning R的“平板检测器基的迭代锥形束重构中使用像素金字塔的精确透视投影计算”。上面引用的算法是作为说明性的而非限制性的。任何其它合适的算法可被使用。读者的注意力应集中到本发明人的美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892。

还有另一个CBVCT乳房成像扫描仪变型是在一个扫描内扫描两个乳房，如图13A和13B所示。桌子1300具有两个乳房孔1302；否则，其可以如图11A和11B中桌子或任何其它合适的方式配置。该形式将引入计算机控制的准直以形成只覆盖乳房的x射线束。该桌子具有两个乳房孔且可横向和纵向移动以将乳房定位在旋转中心一定时间用于扫描从而减少再定位病人P的时间并提高处理能力。在该形式的桌子里，扫描协议和重构算法可与只有一个乳房孔的中的一样。

另一个提出的使用图13A和13B中桌子的CBVCT乳房成像扫描仪变型是计算机控制的x射线调制器在一个扫描内扫描两个乳房，该计算机控制的x射线调制器降低对病人P的辐射剂量同时实现一致的投影图像质量。不要求病人的桌子对同一个病人P在扫描之间移动。该形式将引入计算机控制的准直器1306(请看图13C)以形成仅覆盖乳房组织的x射线束。对于该形式，检测器1304的尺寸将足够大以在单个扫描覆盖两个乳房。计算机控制的x射线调制器在投影采集时按照病人厚度的变化通过增加或降低x射线管电流(mA)或射线管电压(kVp)或mA和kVp而调制对病人P的x射线强度。可以采用下面的重构算法，这些重构算法是：1999年IEEE Trans Med Imag的第18(9)卷的815-824页中Wang X.和Ning R.的“用于环加弧采集几何构型的锥形束重构算法”，2001年Med.Phys.的第28(6)卷中1042-1055页的Tang X和Ning R的“用于环加双弧轨道的锥形束滤波的幕后投影(CB-FBP)重构算法”，SPIE 1994，2163：223-234中Hu，H的“新锥形束重构算法及其在环状轨道中的应用”。上面引用的文章中给出的算法仅作为说明性的而非限制性的。可使用其它合适的算法；读者的注意力应集中到本发明人的美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892。

另一个提出的CBVCT乳房成像扫描仪的形式示于图14A和14B。在扫描中，计算机控制的准直器和计算机控制的x射线强度调制器以如上面讨论的相同的方式使用(参看图14C)。桌子1400具有四个孔1402，1404，其中两个内孔1402是乳房孔和两个外孔1402允许病人P在扫描过程中自然垂下手臂。在该形式中，病人桌子可以横向和纵向移动以定位乳房在旋转中心一定时间用于扫描，从而降低病人再定位的时间，并在扫描中手臂自然垂下时提高处理能力以实现对某些病人乳房的胸腔壁适当的覆盖。在该形式的桌子中，扫描协议和重构算法可以仅有一个乳房孔和手臂孔中的一样。

CBVCT乳房成像扫描仪的另一种形式是在一个扫描内扫描两个乳房同时两个手臂自然下垂以允许胸腔壁处的乳房组织的适当覆盖，如图14A和14B所示。与前面的形式不同，不要求病人桌子在为同一个病人扫描之间移动。在扫描过程中，计算机控制的准直器和计算机控制的x射线强度调制器以与上面所述相同的方式使用(参看图14C)。有四个孔穿过桌子且桌子的中心在旋转中心处。两个内孔用于要被扫描的乳房，如图14B所示。两个外孔靠近前者的一侧以允许病人P的手自然垂下，如图14A和14B所示。以这种方式，可实现对某些病人乳房胸腔壁的适当覆盖。以这种形式，扫描协议和重构算法与手臂不垂下时的不同。一个选择是执行部分扫描(如图12D所示)而不扫描手臂，并从部分扫描的投影数据用迭代重构算法重构乳房，该迭代重构算法是：2003年2月16日San Diego的SPIE MI2003中Chen Z，和Ning R的“平板检测器基的迭代锥形束重构中使用像素金字塔的精确透视投影计算”。上面引用的算法是作为说明性的而非限制性的。任何其它合适的算法可被使用。读者的注意力应集中到本发明人的美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892。另一个选择是使用示于图12B或12C中的扫描协议借助x射线强度调制器扫描两个乳房和手臂，并然后用下面的重构算法重构整个乳房和手臂：1999年IEEE Trans Med Imag的第18(9)卷的815-824页中Wang X.和Ning R.的“用于环加弧采集几何构型的锥形束重构算法”，2001年Med.Phys.的第28(6)卷中1042-1055页的Tang X和Ning R的“用于环加双弧轨道的锥形束滤波的幕后投影(CB-FBP)重构算法”，SPIE 1994，2163：223-234中Hu，H的“新锥形束重构算法及其在环状轨道中的应用”，或1994年第16卷Scanning的216-220页中Wang G，Liu Y，Cheng PC的“半扫描锥形束x射线微x射线断层摄影术规则”。上面引用的文章中的算法是说明性的而非限制性的。可使用其它合适的算法；读者的注意力应集中到本发明人的美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892。

如图15A和15B所示，另一种形式的CBVCT乳房成像扫描仪是一次扫描一个乳房，且楔形物1502在病人桌子1500上。使用楔形物1502的目的是为了当左边乳房扫描后稍微逆时针旋转病人P的身体，或当右边乳房扫描后稍微顺时针旋转病人P的身体，从而实现在CBVCTBI扫描时对乳房胸腔壁的适当覆盖。对病人P使用楔形物示于图15C中。在该情形中，病人桌子可以是任何形式的病人桌子，其允许一次扫描一个乳房，在本申请和美国专利6480565中都作了讨论。虽然病人P的双手在图15C中是向上示出的，优选当病人P的左乳房被扫描时至少病人P的左手向下放在桌子上身体的一边，且当右乳房被扫描时，至少右手向下放在身体的一边。

虽然上面详细说明了本发明的优选实施例和变型，考查了该公开内容的本领域的技术人员将易于理解在本发明的范畴内其它实施例是可能的。例如，可使用非x射线的其它辐射。而且，图像分析技术，如美国专利5999587，6075836，6298110，6477221，6480565和6504892(都由本发明人发明)中揭示的技术都可使用，这些发明的公开内容都以参考的方式包括在这里。因此，本发明应仅由权利要求限定。

Claims (7)

1.一种用于产生病人乳房图像的装置，所述装置包括：

托台框；

至少一个用于移动托台框以形成数据采集几何构型的马达，在该数据采集几何构型中图像数据被采集；

固定到所述托台框上以随托台框移动的辐射束的源，所述源包括用于根据乳房从胸腔壁到乳头的不均匀的厚度补偿所述束的束补偿滤波器；和

固定到所述托台框上以随托台框移动的两维数字检测器，所述两维数字检测器被安置在辐射束的路径中；

其中所述至少一个马达移动所述托台框以便两维数字检测器进行乳房的体积扫描。

2.如权利要求1所述的装置，其中所述束补偿滤波器对每个横向切片具有一定厚度，该厚度是d_max-d的函数，其中d是乳房在所述每个横向切片处的直径，而d_max是乳房最大直径。

3.如权利要求2所述的装置，其中所述函数是线性函数。

4.如权利要求1所述的装置，其中所述源进一步包括用于在束中产生谱分布的谱滤波器。

5.如权利要求1所述的装置，其中所述两维数字检测器是平板检测器。

6.一种用于产生病人乳房图像的装置，所述装置包括：

托台框；

至少一个用于移动托台框以形成数据采集几何构型的马达，在该数据采集几何构型中图像数据被采集；

固定到所述托台框上以随托台框移动的辐射束的源；

固定到所述托台框上以随托台框移动的两维数字检测器，所述两维数字检测器被安置在辐射束的路径中；和

接收来自所述检测器的输出的计算装置，其用于按照体积扫描形成图像，该计算装置包括用于存储材料库的存储器，该材料库包括用于多种乳房组织和损伤类型的衰减数据，且其中所述计算装置按照材料库形成图像；

其中所述至少一个马达移动所述托台框以便两维数字检测器进行乳房的体积扫描。

7.如权利要求6所述的装置，其中所述多种乳房组织和损伤类型包括脂肪组织，腺体组织，基体材料，癌和硬化。

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