CN104768467A - 具有分布式x射线源阵列的固定台架计算机断层扫描系统和方法 - Google Patents

Abstract

公开了用于X射线成像的系统和方法，特别地，用于对受验者成像，且特别地用于对受验者的头部、脊柱和颈部成像的非旋转的固定台架和可移动的X射线计算机断层扫描系统和方法。与旋转台架计算机断层扫描扫描仪相比，非旋转固定台架X射线计算机断层扫描仪移动性更强且能够运输。非旋转固定台架X射线计算机断层扫描扫描仪因而能够用于可移动的运输机构和现场应用中。

Description

具有分布式X射线源阵列的固定台架计算机断层扫描系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求提交于2012年8月17日、序列号为61/684,575的美国临时专利申请的权益和优先权，其全部公开内容通过引用合并于此。

政府利益

本发明是在政府支持下依据由美国国立卫生研究院给予的编号为R01CA134598和U54CA119343的授予进行的。政府对本发明拥有一定权利。

技术领域

本文中所公开的主题通常与用于X射线成像的系统和方法有关。更具体地，本文中所公开的主题涉及用于对受验者成像，且具体地用于对受验者的头部、脊柱和颈部成像的非旋转的、固定台架和可移动的X射线计算机断层扫描系统和方法。

背景技术

X射线成像被广泛应用于包括医学诊断和治疗、工业检验和测试、安全筛查和检测在内的许多领域。X射线成像的一种形式，非造影计算机断层扫描(CT)在包括例如诊断缺血性中风的许多医疗应用中都是有用的。每40秒，在美国就有一人中风。一年发生超过795,000起中风，导致每年超过410亿美元的直接和间接的卫生保健费用。

目前的CT扫描仪是无法便携或轻松移动的大型的复杂设备。这样，需要CT扫描的患者就必须被运送至最近的CT扫描仪，有时在很远的距离处。对于诸如缺血性中风的一些医学病症，早期诊断和治疗对降低发病率和死亡率是极其重要的。遗憾的是，用于最佳治疗的时间窗会由于运送至配备有CT扫描仪的场所、医院或医疗机构的转移时间而被显著地缩小。

因此，将成像系统运送至患者处是有利的，由此能够缩短治疗时间并改善患者的治疗效果。因而，理想的是拥有便携的且可移动的CT系统和方法，使得能够轻松地运送它们至需要CT扫描的患者处。

目前的CT扫描仪包括旋转的台架设计，其中，X射线管和检测器对围绕着患者在圆周运动中旋转以产生用于CT重构所需要的投影视图。非旋转固定台架CT系统将降低机械复杂性从而使设备或系统更易便携。还可以减少对这样系统的保养和维护。先前在设计诸如动态空间重构器(DSR)和电子束CT(EBCT)的非旋转台架CT方面的尝试已取得有限的成功。DSR和EBCT系统的与成本、尺寸、复杂性和维护有关的问题通常都是难以解决的。

因此，仍然存在对于用于对受验者成像，且特别地，用于对受验者的头部、脊柱和颈部成像的可移动的X射线CT系统和方法的未满足的需要。

发明内容

根据本公开，提供了用于对受验者成像，且具体地用于对受验者的头部、脊柱和颈部成像的非旋转固定台架和可移动的X射线计算机断层扫描系统和方法。

在一个方案中，提供了一种非旋转固定台架和可移动的X射线计算机断层扫描成像系统。所述成像系统可以包括用于发射X射线辐射的一个或多个空间分布X射线源阵列、用于检测来自一个或多个X射线源阵列的X射线辐射的一个或多个X射线检测器阵列，以及用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的一个或多个空间分布X射线源阵列的各个X射线焦斑的X射线以使X射线曝光与一个或多个X射线检测器阵列的数据收集同步的电子控制单元。

尽管在上文已经陈述了本文中所公开的主题的一些方案，且其全部或部分通过本公开的主题来实现，但当在下文最好结合附图进行描述时随着描述继续进行其他方案将是显而易见的。

附图说明

从以下应当结合附图来充分了解的详细的说明书中将更加容易理解本主题的特征和优点，所述附图仅仅通过解释性和非限制性的示例来给出，且在附图中：

图1是根据本文中所述主题的一个方案用于获得对象的多射束图像的示例性系统的结构图；

图2是根据本文中所述主题的另一个方案用于获得对象的多投影图像的示例性系统的结构图；

图3是根据本文中所述主题的方案的多像素场发射X射线源的示意性的、横截面侧视图；

图4A是根据本文中所述主题的实施例的包括用来将二进制多路复用X射线照相术应用于对象的X射线发生器设备的X射线成像系统的立体图；

图4B和图4C是在用于产生脉冲的X射线辐射的时间段内施加给X射线像素的脉冲电流和所产生的X射线强度的示例的曲线图；

图5A至图5C是从不同的投影角度顺序地对对象成像的常规的扫描顺序成像系统的示意图；

图6A至图6C是根据本文中所述主题的对对象成像的示例性BMXR系统的示意图；

图7是根据本文中所述主题的实施例的二进制多路复用X射线照相术的示例性过程的流程图；

图8是根据本文中所述主题的实施例的可操作以产生包括基于预定的哈达马德二进制变换(Hadamard binary transform)的信号的多路复用的合成X射线束并使用所述合成X射线束照射对象的示例性BMXR系统的示意图；

图9是根据本文中所述主题的实施例的具有多射束场发射像素的示例性CT成像系统的示意图；

图10常规的旋转台架CT扫描设备的示意图；

图11是常规的旋转台架CT扫描设备的图示；

图12是根据本文中所述主题的实施例的具有非旋转固定台架设计的示例性CT扫描系统的示意图；

图13是根据本文中所述主题的实施例的具有非旋转固定台架设计的示例性CT扫描系统的示意图；以及

图14是在显著减少剂量的情况下获得的来自ACR鉴定人体模型的固定头部CT实体模型的重构单切片的图示。

具体实施方式

本文中所公开的主题涉及便携式的、非旋转固定台架计算机断层扫描(CT)扫描仪和方法。如本文中所公开的CT扫描仪在一些实施例中可以利用一个或多个空间分布的X射线源阵列来产生用于CT重构所需的投影图像。在一些实施例中，可以设计用于可移动应用的专门对头部、脊柱和颈部成像的CT扫描仪。在一些方案中，CT扫描仪可以配备用于发送图像至一个或多个集中的或期望的地点以供由医学专业人员分析的无线通信能力。

在一些实施例中，本文中所公开的主题涉及利用多射束X射线源、X射线检测器和二进制变换技术的多路复用X射线照相技术、设备和方法。根据一个方案在本文中所公开的射线照相技术是指诸如在序列号11/804,897的美国专利申请，现在为编号8,189,893的美国授权专利中所公开的二进制多路复用X射线照相术(BMXR)，其全部内容通过引用合并于此。按照本文中所公开的BMXR技术，在数据收集过程中，多射束X射线源的开/关状态(也被称为“二进制状态”)遵从预定的二进制变换的形式。X射线源的开-关状态能够产生包括基于预定的二进制变换的信号的X射线束。可以利用所产生的X射线束来照射对象，或在一些实施例中可以利用所产生的X射线束来照诸如患者的受验者。照射对象之后，可以由记录对应于X射线源的二进制状态的多路复用X射线信号的X射线强度的X射线检测器来检测所发送的或荧光的X射线束。然后，可以通过逆二进制变换来处理所记录的X射线强度数据以恢复从多射束X射线源中的每一个射束所产生的原始的X射线信号。

BMXR使许多新的X射线成像和X射线分析应用得以实现。通过使用不同形式的二进制变换，BMXR能够缩短数据收集时间，提高信噪比(SNR)，并提供数字射线照相术和荧光光谱学中X射线源的更好的功率分配。通过利用多射束X射线源，BMXR能够允许从同时使用单个检测器的多个X射线束进行对象的并行成像/光谱分析。BMXR能够提高在计算机断层扫描(CT)、层析X射线照相组合、X光透视检查、血管造影术、多能射线照相术以及X射线荧光光谱学分析的成像速度。BMXR适合的应用包括，例如，医学诊断和治疗、工业无损探伤(NDT)和X射线荧光(XRF)分析，以及安全筛查和检测。

如这里所指，术语“纳米结构的”或“纳米结构”材料指定诸如纳米管(例如，-碳纳米管)的包括具有小于100nm颗粒尺寸的纳米颗粒的材料。已经表明这些类型的材料呈现出已提升在多种应用中的重要性的某些特性。

如这里所指，术语“多射束X射线源”指定能同时产生多个X射线束的设备。例如，“多射束X射线源”可以包括具有电子场发射器的基于场发射的多射束X射线源。电子场发射器可以包括基于纳米结构的材料。

如这里所指，术语“二进制变换”指的是多路复用技术的概念，包括Hadamard变换和其他适合的二进制变换。通常，可以通过分别代表信号源的开或关状态的元素为1或0的二进制变换矩阵来表示二进制变换。诸如Hadamard变换的二进制变换可以适用于包括显微镜、光谱学、质谱学，以及磁共振成像(MRI)的各种应用中。

图1是根据本文中所述主题的一个方案的通常指定为100的用于获得对象的多射束图像的示例性BMXR系统的结构图。参照图1，二进制变换函数BTF能够控制具有多个像素的X射线产生设备XGD以产生包括基于预定的二进制变换的信号的且被配置为使X射线信号XS指向对象O用于照射所述对象的多个合成X射线束XB。在该示例中，X射线束XB基本上从单一方向射向对象O。此外，在该示例中，每一个X射线束XB都具有不同的X射线能量谱。例如，通过针对不同的X射线束像素使用不同的阳极KVp或不同的阳极材料，能够实现不同的X射线能量谱。这样，BMXR能够在能量减影成像和多能单色成像中提供快速成像。

对于单色成像，根据本文中所述主题的系统可以包括单色仪，其被配置为产生用于对对象成像的单色X射线束。单色仪能够产生用于单色的X射线成像的具有相同或不同X射线能量的多个单色X射线束。

X射线束XB的信号的二进制状态可以基于预定的二进制变换。特别地，所述信号可以遵从预定的二进制变换矩阵的形式。X射线束的信号的二进制状态可以基于预定二进制变换矩阵中0和1元素的模式。

在通过对象O之后，可以由诸如例如高帧速率X射线检测器XD的X射线检测器XD来检测X射线束XB。X射线检测器XD能够连续捕获合成X射线束XB。在全部或至少一部分X射线束XB被收集且作为X射线信号数据被存储在存储器中之后，逆二进制变换函数IBTF可以将逆二进制变换应用于所存储的X射线信号数据以恢复所产生的原始组的信号。

利用相同的二进制变换技术的原理，根据本文中所述主题的BMXR可以被用来从同时使用单个检测器的多个X射线源获得对象的多投影图像。该成像技术能够提高在CT、层析X射线照相组合、荧光检查(例如，数字荧光检查)、血管造影术，以及多能射线照相术中的成像速度。此外，该成像技术能够使得在诸如无损探伤(NDT)、X射线荧光检查(XRF)以及衍射的工业应用中的检测速度提高。

图2是根据本文中所述主题的另一个方案的通常指定为200的用于获得对象的多投影图像的示例性BMXR系统的结构图。参照图2，二进制变换函数BTF能够控制多投影X射线产生设备XGD以在预定的二进制状态下产生多个X射线束XB1、XB2和XB3，用于从不同的投影角度照射对象O。此外，可以同时地和/或以预定的空间模式来发射X射线束。

X射线束XB1、XB2和XB3的信号的二进制状态可以基于预定的二进制变换。特别地，所述信号可以遵从预定的二进制变换矩阵的形式。X射线束的信号的二进制状态可以基于预定二进制变换矩阵中0和1元素的模式。以下等式表示适合于投射3个X射线束的源的示例性的3×3二进制变换矩阵。

$w_{3x3}=\left(\begin{array}{ccc}{w}_{11}& w_{12}& w_{13}\\ w_{21}& w_{22}& w_{23}\\ w_{31}& w_{32}& w_{33}\end{array}\right)---\left(1\right)$

在通过对象O之后，可以由X射线检测器XD来检测X射线束XB。X射线检测器XD能够连续捕获合成X射线束XB。在一个示例中，X射线检测器XD可以包括用于检测X射线束的X射线光电二极管检测器的阵列或矩阵。在另一个示例中，X射线检测器XD可以包括用于检测X射线束的光子计数X射线检测器元件的阵列或矩阵。此外，在一些方案中，X射线检测器XD可以被配置为以快速的帧速率来记录X射线信号。

在全部或至少一部分X射线束XB被收集且作为X射线信号数据被存储在存储器中之后，逆二进制变换函数IBTF可以将逆二进制变换应用于所存储的X射线信号数据以恢复原始的各个投影图像PI1、PI2和PI3。如此，在成像过程中可以多次接通每一个单独的X射线源。因而，由于更高效地使用X射线源，能够极大地提高数据采集速度。在一些实施例中，更高效地使用X射线源能够提高对于CT和层析X射线照相组合的成像速度。

根据本文中所公开主题的一个方案，提供了一种Hadamard多路复用射线照相方法。Hadamard变换是可以根据本主题使用的二进制矩阵变换的特定示例。如前面所指出，可以结合所公开的主题使用其他任意适合的二进制变换。Hadamard变换包括使用空间调制技术的编码信号，其本质上基于方波函数(信号源的开/关状态)而不是基于三角函数。Hadamard变换仪器可以例如包括信号源、基于相应的Hadamard矩阵而配置的编码Hadamard掩模、检测器、以及解复用处理器。Hadamard变换技术根据Hadamard矩阵叠加信号。通过应用逆Hadamard变换，可以从所记录的多路复用信号直接恢复原始信号。

X射线源XS可以是可操作来产生用于对对象成像的X射线束的任意适合的设备。示例性的X射线源可以是场发射X射线源，诸如在于2000年10月6日提交且于2003年4月22日发布的、授予Zhou等人的、编号为6,553,096的美国专利；于2002年12月4日提交且于2005年2月1日发布的、授予Zhou等人的、编号为6,850,595的美国专利；以及于2002年1月22日提交且于2005年4月5日发布的、授予Zhou等人的、编号为6,876,724的美国专利中所述的X射线源，上述专利的公开内容通过引用合并于此。然而，应当理解地是，本文中所公开的X射线成像的系统和方法并不限于任何特定类型或配置的X射线源。相反，可以使用能够产生脉冲的X射线束的多种X射线源中的任意一种X射线源来实现本系统和方法。

在一些实施例中，提供了一种基于Hadamard多路复用射线照相技术可操作的包括多个场发射X射线源(或像素)的多像素(或多射束)X射线源。多像素X射线源可以包括具有门控电子发射像素的线性阵列的多像素场发射阴极。图3是根据本文中所述主题的方案的通常指定为300的多像素场发射X射线源的示意性的、横截面侧视图。参照图3，X射线源300可以包括用于发射电子的多个电子场发射器FE1-FE3。电子场发射器FE1-FE3可以包括一种或多种碳纳米管(CNT)和/或其他适合的电子场发射材料。此外，电子场发射器FE1-FE3可以附接至各自的阴极C1-C3、导电线或接触线，或其他适合的导电材料的表面。尽管在该示例中示出了3个线性排布的电子场发射器，但根据本文中所述主题的多像素X射线源可以包括任何适合数量和排布方式的电子场发射器。

可以通过包括金属氧化物半导体场效应发射器(MOSFET)电路MC和二进制变换函数BTF的适合的控制器C来控制电子场发射器FE1-FE3。控制器C可以控制电压源以分别在电子场发射器FE1-FE3和栅电极GE1-GE3之间施加电压，来产生用于从电子场发射器FE1-FE3提取电子的相应的电场，从而产生相应的电子束EB1-EB3。特别地，控制器C可以单独地操作MOSFET电路MC中的多个MOSFET，用于单独地控制场发射器FE1-FE3以发射电子。MOSFET的漏极可以被连接至对应的其中一个阴极C1-C3，用于通过相应的发射器FE1-FE3来控制电子束发射。通过将各个高信号(例如，5V)和低信号(例如，0V)分别施加给MOSFET的栅极，能够接通和关断MOSFET。当将高信号施加给MOSFET的栅极时，晶体管的漏极至源极沟道接通以在相应的阴极C1-C3和相应的栅电极GE1-GE3之间施加电压差。超过阈值的电压差可以在相应的阴极C1-C3和相应的栅电极GE1-GE3之间产生电场，使得从相应的电子场发射器FE1-FE3中提取电子。相反地，当施加低电压(例如，0V)给MOSFET的栅极时，相应的漏极至源极沟道关断使得在相应的电子场发射器FE1-FE3处的电压处于电浮动且相应的阴极C1-C3和相应的栅电极GE1-GE3之间的电压差无法产生强度足以从相应的电子场发射器FE1-FE3中提取电子的电场。在一个示例中，每一个X射线像素可以在40kVp处提供0.1-1mA的管电流。控制器C可操作以施加不同频率的电压脉冲给MOSFET的栅极。因而，控制器C可以单独地控制来自场发射器FE1-FE3的电子束脉冲的频率。

此外，在一些实施例中，X射线源300可以包括具有由相应的电子束轰击的多个焦斑的阳极A。可以将电压差施加在阳极A和栅电极GE1-GE3之间，使得产生相应的场用于加速由相应的电子场发射器FE1-FE3向阳极A的相应的靶结构发射的电子。在被电子束EB1-EB3轰击时，靶结构就可以产生具有预定信号的X射线束。X射线源300可以包括聚焦电极FEL1-FEL3，用于将从相应的电子场发射器FE1-FE3提取的电子聚焦在靶结构上且由此减小电子束EB1-EB3的尺寸。可以通过由电压源施加电压给聚焦电极FEL1-FEL3来控制聚焦电极FEL1-FEL3。栅极电压可以根据所需通量而变化。在一个示例中，每一个电子束EB1-EB3在阳极A上的焦斑尺寸为大约200μm。

电子场发射器FE1-FE3和栅电极GE1-GE3可以被包含在具有处于大约10^-7托压力的密封内部的真空室中。可以对真空室的内部抽真空以达到所需的内部压力。电子束EB1-EB3可以通过电子可穿透部或窗口从真空室的内部传播至其外部。在一个示例中，电子可穿透部或窗口可以是直径4″的铍(Be)X窗口。可以通过由不同信号的电子束对阳极A的电子轰击来产生具有不同信号的X射线束。此外，可以使阳极A适当地成形和/或成角度使得从多个不同的视角向对象发送所产生的X射线束。

在一个方案中，二进制变换函数BTF可以控制MOSFET电路MC以关断和接通电子场发射器FE，使得电子束EB1-EB3以预定的Hadamard二进制变换矩阵中0和1元素的模式承载信号。通过利用电子束EB1-EB3对阳极A的轰击所产生的相应的X射线束也可以以Hadamard二进制变换矩阵中0和1元素的模式承载相同的信号。通过二进制变换函数BTF，能够很容易地实现由X射线源300所产生的X射线束辐射的波形的空间调制或编码。可以使所产生的X射线束指向对象以通过利用包括基于预定的Hadamard二进制变换的信号的合成X射线束来进行照射。阳极A可以被配置处于反射模式，用于使X射线束重新指向待照射的对象。

在一个实施例中，包括多射束像素的X射线源可以包括具有门控碳纳米管(CNT)发射像素的线性阵列的场发射阴极、聚焦电极，以及被配置处于反射模式下的钼靶。在一些实施例中，这些部件可以被容纳在处于10^-7托的基础压力下具有直径4″铍X射线窗的真空室中。每一个发射像素可以包括附着在金属表面上的直径1.5mm碳纳米管膜、150μm厚的介电隔片，以及由钨栅制成的电子提取栅。此外，每一个发射像素可以发射1mA的电流且可以以大约1.27cm的中心至中心的间距来均匀间隔开。可以设定阳极电压处于40kV。栅极电压可以根据所需的通量而变化。可以通过相应的MOSFET来扫描0-5伏特的DC脉冲来控制从每一个像素切换X射线束。

碳纳米管膜通过电泳可以附着在金属衬底上。膜可以具有大约1.5mm的厚度。膜可以涂覆在金属盘上。所有的栅电极可以电连接。对于每一个像素，有源静电聚焦电极可以被安置在栅电极和阳极之间。当将电势施加在聚焦电极上时，电子束可以被聚焦成阳极靶上的聚焦区(被称为焦斑)。每一个发射像素可以被连接至n沟道MOSFET的漏极，n沟道MOSFET的源极接地。MOSFET的栅极可以被连接至数字I/O电路板的输出，其可以提供5V DC电压信号。

为了产生X射线辐射，可以给阳极施加恒定DC电压且可以给栅电极施加可变DC电压(小于大约1kV)。MOSFET电路可以用来接通和关断来自各个像素的发射电流。为了激活像素，可以施加5V信号以断开相应的MOSFET的沟道使得像素与栅电极形成完整的电路。当栅极电压大于用于发射的临界场时，可以从所激活的像素发射电子。可以通过阳极电压来加速电子且可以在阳极上正相对的区域上轰击电子以产生X射线辐射。其他未激活的像素将不会发射电子，因为它们形成断路。为了从靶上不同来源产生扫描X射线束，具有预定脉冲宽度的脉冲控制信号可以横扫各个MOSFET。在每一个点处，可以断开沟道以从特定像素产生电子束，所述特定像素从靶上相应的焦点产生X射线束。

可以激活像素的子集使得它们全都发射具有相同或不同脉冲频率的电子，其从具有相同或不同频率的不同的焦点产生X射线束。在一个示例中，这可以通过使用用于场发射像素的单独的栅电极来实现。可以给具有期望的脉冲频率的相应的像素施加提取电压以产生具有期望的脉冲频率和幅值的场发射电子。在另一个示例中，公共栅极可以用于所有的电子发射像素。通过使施加给MOSFET电路的激活电压产生脉动，可以实现电子束的脉动。例如，为了产生具有期望频率f的脉冲X射线，可以施加具有相同频率f的脉冲电压以断开相应的MOSFET。

图4A是根据本文中所述主题的实施例的包括用来将二进制多路复用X射线照相术应用于对象O的X射线发生器设备XGD的通常指定为400的X射线成像系统的立体图。参照图4A，X射线发生器设备XGD可以包括诸如在图3中所示的X射线源300的X射线源，用于产生X射线束XB1-XB3以照射对象O。以虚线示出X射线束XB1-XB3。此外，指引射束使得对象O的至少一部分可以被每一个射束照射到。可以通过相应的电子束EB1-EB3在阳极A(图3中所示)上的轰击来产生X射线束XB1-XB3。

可以将对象O安置在样品台(或在以下所述的图12和图13中所图示的工作台T)上用于拦截X射线束XB1-XB3的位置，其可以以预定的Hadamard二进制变换矩阵中的0和1元素的模式承载信号。可以旋转样品台用于对象O的旋转。X射线束XB1-XB3的信号模式可以对应于包含在电子束EB1和EB3中的信号模式，其基于预定的Hadamard二进制变换矩阵。所有的或一部分的X射线束XB1-XB3可以通过对象O。

在通过对象O之后，可以由X射线检测器XD来检测X射线束XB1-XB3。X射线检测器XD能够连续捕获合成X射线束XB1-XB3。在全部或至少一部分X射线束XB1-XB3被收集且作为X射线信号数据被存储在存储器中之后，逆二进制变换函数IBTF可以将逆二进制变换应用于所存储的X射线信号数据以恢复合成X射线束的信号。在一个示例中，X射线检测器XD可以每秒提供具有200微米像素和16帧的264x 264全帧，其适合于许多高速X射线成像应用。显示单元D可以组织所恢复的信号，用于基于所恢复的信号来显示对象O的图像。

可以通过使X射线束XB1-XB3脉动来产生0和1的X射线束信号。脉冲的X射线辐射可以包括可编程的脉冲宽度和重复频率。图4B和图4C是图示出在用于产生脉冲的X射线辐射的时间段内施加给X射线像素的脉冲电流和所产生的X射线强度的示例的曲线图。参照图4B，示出具有以恒定重复频率20kHz下降至0.5μs的可变脉冲宽度的X射线管电流。参照图4C，示出在从Si-PIN光电二极管检测器所获得的150μs的恒定宽度处具有可变重复频率的X射线脉冲。

在Hadamard多路复用中，从由0和1加权的原始信号中产生多路复用信号。假设原始信号具有X＝[x₁ x₂...x_N-1 x_N]^T形式，多路复用信号Y＝[y₁ y₂...y_N-1 y_N]^T通常通过线性变换Y＝SX与原始信号相关。对于Hadamard变换，S-矩阵只包含1和0，其对应于信号源的开/关状态。通过由-1替换矩阵中的元素并通过2/(n+1)换算来获得这样矩阵的逆矩阵。

作为阶数N＝3的S矩阵的示例，通过以下等式可以以矩阵符号简洁地表达卷积过程。

$\left[\begin{array}{c}{y}_1\\ y_2\\ y_3\end{array}\right]=\left[\begin{array}{ccc}1& 1& 0\\ 1& 0& 1\\ 0& 1& 1\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{x}_1\\ x_2\\ x_3\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{x}_1+x_2\\ x_1+x_3\\ x_2+x_3\end{array}\right]---\left(2\right)$

如由以下的等式(3)所说明，通过将逆Hadanard矩阵应用于等式(2)的两侧，可以从多路复用信号中恢复原始信号。

$\left[\begin{array}{c}{x}_1\\ x_2\\ x_3\end{array}\right]=\frac{2}{N(=3)+1}\left[\begin{array}{ccc}1& 1& -1\\ 1& -1& 1\\ -1& 1& 1\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{y}_1\\ y_2\\ y_3\end{array}\right]---\left(3\right)$

对于阶数N＝3的Hadamard多路复用射线照相术，相对于图5A至图5C和图6A至图6C描述了常规的成像和数据处理程序与根据本文中所述主题的Hadamard技术程序的示例性比较。图5A至图5C分别示出由X射线检测器XD和X射线源XS在时间t1至t3对对象O的常规的扫描顺序成像。参照图5A至图5C，通过利用X射线束XB照射对象O，在时域的时间t1至t3顺序地收集对象O的投影图像。对象O是通过X射线源XS由来自不同的投影角度的X射线束XB照射对象O。X射线检测器XD检测通过对象O的X射线束XB的一部分。假设每一个投影图像的曝光时间Δt，总成像时间为3Δt。

对于在图6A至图6C中所示的Hadamard多路复用成像示例，与在图5A至图5C中的示例相同，总曝光次数是3。然而，在图6A至图6C的示例中，根据在上面等式(2)中所示的Hadamard矩阵的1/0(开/关)模式，对于对象O每一次暴露于X射线束XB1、XB2和XB3，X射线源XS1、XS2和XS3中仅两个X射线源同时接通。因为每一个单独的X射线源XS1至XS3在三次曝光过程中接通两次以保持剂量恒定，所以对于每一帧的曝光时间可以被减小至Δt/2。与在图5A至图5C示例中用于顺序成像的3Δt相比，对于图6A至图6C示例的总曝光时间为1.5Δt。通常，对于阶数N的Hadarmard多路复用射线照相术，可以按因数(N+1)/2来提高数据采集速率。考虑到在CT扫描中对于每次台架旋转要求1000幅图像的阶数(N～1,000)的事实，在根据本文中所述主题的技术中，即非旋转固定台架扫描中，在成像速度上提供大的增益。另一方面，因为每一个X射线源在整个数据收集过程中接通(N+1)/2次，由此保持总曝光时间固定，所以对于每一个图像要实现相同的X射线剂量所需要的X射线管的最大负荷可以至少按因数(N+1)/2减小。

图7是根据本文中所述主题的实施例的二进制多路复用X射线照相术的示例性过程的流程图。在该示例中，尽管可以采用任何其它适合的二进制变换，但是本过程基于Hadamard二进制变换。参照图7，可以提供预定的Hadamard二进制变换(方框700)。例如，二进制变换可以存储在存储器中。Hadamard二进制变换可以基于Hadamard矩阵，诸如由以下等式(4)所表示的矩阵：

$S_N=\left(\begin{array}{ccc}{s}_{11}& ...& s_{1N}\\ ...& ...& ...\\ s_{N1}& ...& s_{\mathrm{NN}}\end{array}\right)---\left(4\right)$

在该示例中，尽管可以基于X射线源数或像素数而使用任何其他阶数，但是多路复用射线照相术为阶数N＝7。

在方框702中，二进制变换函数可以产生包括基于预定的Hadamard二进制变换的信号的多路复用的合成X射线束并使用所述合成X射线束来照射对象。例如，图8是示出根据本文中所述主题的实施例的可操作以产生包括基于预定的Hadamard二进制变换的信号的多路复用的合成X射线束并使用所述合成X射线束照射对象的通常指定为800的示例性BMXR系统的示意图。参照图8，系统800包括多个X射线源(或像素)XS1-XS7，其被配置为产生包括基于诸如Hadamard变换的预定的Hadamard二进制变换的信号的X射线束。

X射线源XS1-XS7是单独可编址的X射线像素。每一个场发射像素可以包括门控碳纳米管场发射阴极、钨网提取门，以及静电聚焦透镜。阴极可以是通过电泳附着在金属衬底上的随机的碳纳米管合成膜。基于MOSFET的电子电路能够控制X射线源的开/关模式。

可以通过二进制变换函数来控制由X射线源XS1-XS7产生的X射线束以包括基于Hadamard二进制变换矩阵S₇的信号。可以将X射线源XS1-XS7的X射线束顺序地施加给对象O，直到已经施加了合成X射线束。对象O可以被安置在样品台上。X射线束信号的第一应用(图8中所示)包括根据Hadamard二进制变换矩阵S₇接通X射线源XS1、XS2、XS3和XS5。

如图8的Hadamard二进制变换矩阵S₇中所示，在Hadamard矩阵的每一行中的1和0被用来控制相应的X射线源XS1-XS7的开(1)和关(0)状态。为了从对象O上的多个来源产生多路复用X射线束，具有预定信号模式和脉冲宽度的控制信号横扫控制电路(例如MOSFET控制电路)。基于以下信号序列可以获得N＝7多路复用图像的总数：(1110100)；(1101001)；(1010011)；(0100111)；(1001110)；(0011101)；和(0111010)。7幅多路复用图像可以被收集和存储在存储器中。

在第一应用中，X射线源XS4、XS6和XS7关断。X射线束的序列包括6种以上应用X射线束信号。在Hadamard二进制变换矩阵S7中示出控制X射线束源XS1-XS7以施加应用。每一幅多路复用图像都是基于Hadamard矩阵相应的行来产生。每一个X射线源的开/关状态都是由在该行中的1/0矩阵元素来确定的。

再次参照图7，可以检测与合成X射线束的信号相关联的X射线强度(方框704)。例如，图8中所示的X射线检测器XD可以检测与由X射线源XS1-XS7产生的合成X射线束的信号相关联的X射线强度。X射线检测器XD可以是单一平板X射线检测器。X射线强度包括多路复用的X射线图像。

在方框706中，可以将逆二进制变换应用于与合成X射线束的信号相关联的所检测到的X射线强度，从而恢复合成X射线束的信号。例如，逆二进制变换函数可以将逆二进制变换应用于与合成X射线束的信号相关联的所检测到的X射线强度，从而恢复合成X射线束的信号。在一个示例中，在收集了一整套多路复用图像之后，可以将基于相应的逆Hadamard变换矩阵的解多路复用算法应用于整套的多路复用图像，从而恢复原始的投影图像。

根据本文中所述主题的系统和方法还可以包括在具有多射束场发射像素的CT成像系统中。图9是根据本文中所述主题的实施例的具有多射束场发射像素的通常指定为900的示例性CT成像系统的示意图。参照图9，系统900可以包括多射束X射线源MBXS1和MBXS2，其均包括被配置用来将X射线束对准对象O的多个像素。可以控制X射线源MBXS1和MBXS2的像素以在基于预定的二进制变换的信令模式中接通和关断。可以安置对象O以通过X射线束照射。X射线检测器XD1和XD2可以是被配置分别检测来自X射线源MBXS1和MBXS2的X射线束的面X射线检测器。逆二进制变换函数可以接收与信号相关联的所检测到的X射线强度数据且将逆二进制变换应用于与合成X射线束的信号相关联的所检测到的X射线强度，从而恢复合成X射线束的信号。能够基于所恢复的信号来产生图像。

本文中所公开的如图9中描述所配置的CT扫描仪可以通过在无需机械地移动X射线源的情况下通过电子激活各个X射线源(或X射线“像素”)来产生CT重构所需的投影视图。也就是，如图9中描述所配置的CT扫描仪不像传统的旋转台架CT设计那样绕受验者旋转。在图10和图11中描述了这样传统的旋转台架CT设计。图10是通常描述为1000的旋转台架CT的示意图，包括与在圆形外壳CH中的X射线检测器XD相对排布的X射线管XT。在旋转台架CT扫描仪1000中，待扫描的对象O被放置在圆形外壳CH中且X射线管XT和X射线检测器XD在扫描过程中绕对象O沿旋转方向R旋转，从而由此捕获多幅图像用于CT重构。图11中描述了示例性的旋转台架CT扫描仪1100。如在图11中所见，这样的设计由于其尺寸和机械结构而限制了它的便携性和可移动性。通过去除设计的旋转部，可以使其尺寸和机械复杂性降至最低，则可以极大地提高其便携性和可移动性。通过本文中所公开的非旋转固定台架CT扫描仪提供这样的优点。

图12中示意性地描述了通常被称为1200的非旋转固定台架CT扫描仪。可以配置计算机断层扫描的扫描仪1200以给诸如人类患者的对象或受验者S采用CT扫描。更具体地，CT扫描仪1200可以，但不限于，用来对受验者S的头部、脊柱和颈部成像。计算机断层扫描的扫描仪1200可以包括一个或多个多射束X射线源MBXS、一个或多个X射线检测器XD，以及用于固定将被扫描的对象或受验者S的工作台T。所述一个或多个多射束X射线源MBXS和所述一个或多个X射线检测器XD可以被排布在支承框架SF中以在工作台T上形成围绕工作台T和例如人类患者的受验者S的多边形，使得可以对受验者S的通过CT 1200的多边形构造的部分进行成像。

计算机断层扫描的扫描仪1200可以包括一个或多个多射束X射线源，诸如本文中所讨论的和在图3、图4A、图8和图9中所描述的多射束X射线源，包括例如线性空间分布的场发射X射线源。在一些实施例中，且如图12中所描述的，CT扫描仪1200可以包括多射束X射线源MBXS1和MBXS2，其均包括被配置用来将X射线束XB对准受验者S的多个像素。可以控制X射线源MBXS1和MBXS2的像素以在基于预定的二进制变换的信令模式中接通和关断。在一些实施例中，X射线源阵列可以从不同的投影角度产生多个X射线束，其中所述X射线束的焦斑被排布在包括线性阵列、圆形阵列以及具有有规则或无规则间隔的二维矩阵的各种几何结构中。在一些实施例中，在X射线源中的X射线产生焦斑的数量可以大于50且小于300。

可以安置受验者S以通过X射线束XB照射(为了说明的目的，在图12中仅给多个X射线束XB中的两个X射线束加标记)。在一些实施例中，CT扫描仪1200可以包括线性X射线源阵列，其可以在多个X射线焦斑在每一个阵列中被排布成直线的情况下使用。在一些实施例中，每一个线性场发射X射线源阵列可以包括20至300个在真空密封外壳内被排布成线性阵列的焦斑。在一些实施例中，场发射X射线源阵列适于使用基于碳纳米管的材料作为场发射阴极。对应的X射线检测器可以是线检测器或面检测器。在线检测器的情况下，阵列可以包括单行或多行。在一些实施例中，X射线源阵列的能量可以在用于双能CT成像或多能CT成像的多个X射线能级之间快速切换。

在一些实施例中，CT扫描仪1200可以包括用于控制来自X射线源MBXS1和MBXS2，特别是来自各个X射线焦斑的X射线的电子控制单元EC。在一些实施例中，电子控制单元EC能够控制可编程光子通量和脉冲序列，用于使X射线曝光与一个或多个X射线检测器阵列的数据收集同步。例如，在一些实施例中，可以对X射线源MBXS1和MBXS2编程，使得X射线曝光能够与检测器读出和对象或受验者S的运动同步。为了减少来自周期运动的成像模糊，X射线曝光可以基本上比检测器积分时间短得多。由于该短时曝光，来自X射线源的X射线通量会如此受限使得对于在顺序成像模式下的受验者S的动态X射线成像需要多幅帧。在一些实施例中，电子控制单元EC被配置为使X射线脉冲序列与正被扫描的受验者S的呼吸信号或心脏信号同步，从而实现受验者的透视门控CT图像。

在一些实施例中，且如图12中所描述的，MBXS1可以被配置在基本水平位置，使得其平行于平面X，而MBXS2被配置在基本垂直位置，使得其平行于平面Y。通过配置MBXS1和MBXS2处于平面X和平面Y中，从MBXS1和MBXS2的一个或多个像素发射的X射线束XB可以基本上覆盖围绕正被成像的受验者S的所有角度。因为图12中的布置仅为了说明的目的，可以理解地是，如图12中所描述的CT扫描仪在不偏离本公开范围的情况下可以包括1、2、3、4、5、6、7、8、9、10或更多的多射束X射线源。

在一些实施例中，X射线检测器XD可以是被配置为检测来自X射线源MBXS，诸如MBXS1和MBXS2的X射线束的面X射线检测器。在一些实施例中，可以配置一个或多个X射线检测器XD阵列以检测来自一个或多个的能量仓的X射线能量。在一些实施例中，可以配置CT扫描仪1200具有一个X射线检测器XD，其对应于每一个X射线源MBXS，并被布置成邻近于每一个X射线源MBXS且在每一个X射线源MBXS的正对面，或在与每一个X射线源MBXS相对的位置。例如，在图12中，X射线检测器XD1可以被排布或安置为与X射线源MBXS1正相对，从而检测从X射线源MBXS1发射的X射线。在给定的CT扫描仪1200中对于每一个X射线源MBXS，可以复制这样的结构。

替代地，在一些实施例中，CT扫描仪1200可以包括针对每一个X射线源MBXS的多个X射线检测器XD。如图12中所描述的，X射线检测器XD1、XD2和XD3被排布在正方形结构的三个单独侧边上，而X射线源MBXS1被排布在第四侧边上。这样的配置形成第一成像平面P1中的正方形结构。X射线检测器XD1、XD2和XD3可以检测从X射线源MBXS1发射的X射线且记录在第一成像平面P1内受验者S的图像。相应地，可以以类似的方式来排布X射线源MBXS2和三个X射线检测器，从而在第二成像平面P2内形成类似的正方形结构。如在图12中所描述的，第二成像平面P2在第一成像平面P1的后面且平行于第一成像平面P1。如此，在图12中与X射线源MBXS2成对的三个X射线检测器并不可见。如在图12中所描述的，X射线源MBXS2及其在第二成像平面P2内形成正方形结构的对应的X射线检测器在Z轴上相对于第一成像平面P1内的X射线源MBXS1旋转90^°。这样的布置提供从X射线源MBXS1和MBXS2以从不同角度发起的X射线束XB从而提供将从更多个角度捕获的图像。因而，如在图12中所描述的，提供了六个不同的X射线检测器XD(在第一成像平面P1内的XD1、XD2和XD3，对应于X射线源MBXS1，和在第二成像平面P2内的三个X射线检测器(不可见)，对应于X射线源MBXS2)。

在一些实施例中，一个或多个X射线检测器阵列仅检测出来自相同成像平面内的一个或多个X射线源阵列的X射线辐射。在不偏离本公开的范围的情况下，对于在第一成像平面P1和第二成像平面P2后面分层的另外的平面内的另外的X射线源和对应的X射线检测器，可以复制这样的构造。例如，三个X射线源阵列和对应的检测器阵列可以被排布在基本上平行的结构中。在一些实施例中，三个以上的X射线源阵列和对应的检测器阵列可以被排布在基本上平行的结构中以形成三个以上平行的成像平面。在一些实施例中，在每一个成像平面内X射线源阵列和检测器阵列的定向彼此偏移，从而提供增大的角度覆盖。在一些实施例中，在平行的成像平面内的X射线源阵列相对于彼此偏移90°。而且，对于在给定的成像平面内的每一个X射线源，可以与其配对任意数量的X射线检测器以检测所发射的X射线。例如，尽管在图12中的结构是正方形结构，但X射线源可以与多个X射线检测器在允许扫描受验者S的任意多边形结构中成对。在一些实施例中，一个或多个X射线检测器阵列可以被布置成与线性X射线源阵列相对的线性形状、L形状、U形状，或不规则的多边形形状。

在一些实施例中，如图12中所描述的，CT扫描仪1200可以进一步包括一个或多个平移台TS。平移台TS可以包括轨道TK系统以允许CT扫描仪1200沿Z轴滑动或移动，从而扫描受验者S的一段或一部分。在一些实施例中，这种沿Z轴的横向平移是自动的或手动的。替代地，或另外地，可以配置工作台T以沿Z轴移动从而便于将受验者S插入进行扫描的CT扫描仪1200的多边形结构中，和/或便于受验者S或其一部分沿Z轴的扫描。扫描仪1200，且特别是支承框架SF，可以使用诸如滚子、轴承、滑板等任何适合的手段机械地联接至一个或多个平移台TS，从而便于沿Z轴移动。

当在使用中时，如图12中所描述的CT扫描仪1200可以提供两个成像平面(P1和P2)。对于每一个成像平面，诸如MBXS1和MBXS2的X射线源通过电子扫描各个X射线源而从不同视角产生X射线。由可以被排布成U形状(或在正方形几何结构的三个侧边上)且可以被安置在与X射线源阵列相同的平面中的、诸如XD1、XD2和/或XD3的检测器阵列来捕获投影图像。第二成像平面(P2)可以平行于第一成像平面(P1)，但X射线阵列源可以旋转90°以覆盖更多的成像角度。在成像采集过程中不进行系统旋转。所述系统可以配备平移台TS以允许沿Z轴成像。受验者S，或者患者，可以躺在非金属床、担架，或工作台T上，其在一些实施例中可以包括头部支架，所述头部支架减少了成像过程中的人为因素。在一些实施例中系统可以沿Z轴移动以进行受验者S的头部、颈部和/或脊柱的全扫描。

图13描述了通常描述为1300的非旋转固定台架CT扫描仪的另一个实施例。计算机断层扫描的扫描仪1300基本上共享与图12中所描述的CT扫描仪1200相同的部件，但是在不同的结构中。特别地，CT扫描仪1300包括正方形几何结构，其与CT扫描仪1200的正方形几何结构相比旋转了45°。CT扫描仪1300的定向为受验者S提供了较宽的进入扫描仪的开口。为了使在图13中所描述的定向更容易，CT扫描仪1300的支承框架SF不同于CT扫描仪1200的支承框架。在其他方面，CT扫描仪1200和CT扫描仪1300的部件，包括图12和图13中所用的术语，都可以至少基本上是相同的。

特别地，可以配置CT扫描仪1300对诸如人类患者的对象或受验者S进行CT扫描。更具体地，CT扫描仪1300可以用来对受验者S的头部、脊柱和颈部成像。计算机断层扫描的扫描仪1300可以包括一个或多个多射束X射线源MBXS、一个或多个X射线检测器XD，以及用于固定待被扫描的对象或受验者S的工作台T。一个或多个多射束X射线源MBXS和一个或多个X射线检测器XD可以被布置在支承框架SF中以在工作台T上形成围绕工作台T和例如人类患者的受验者S的多边形，使得可以对受验者S的通过CT 1300的多边形结构的部分进行成像。

计算机断层扫描的扫描仪1300可以包括一个或多个多射束X射线源，诸如本文中所讨论的和在图3、图4A、图8和图9中所描述的多射束X射线源，包括例如线性空间分布的场发射X射线源。在一些实施例中，且如图13中所描述的，CT扫描仪1300可以包括多射束X射线源MBXS1和MBXS2，其均包括被配置用来将X射线束XB对准受验者S的多个像素。可以控制X射线源MBXS1和MBXS2的像素以在基于预定的二进制变换的信令模式中接通和关断。可以安置受验者S以通过X射线束XB照射(为了说明的目的，在图13中仅给多个X射线束XB中的两个X射线束加标记)。在一些实施例中，CT扫描仪1300可以包括线性X射线源阵列，其可以在多个X射线焦斑在每一个阵列内被排列成直线的情况下使用。在一些实施例中，每一个线性场发射X射线源阵列可以包括20至300个在真空密封外壳中被排列成线性阵列的焦斑。在一些实施例中，场发射X射线源阵列适于使用基于碳纳米管的材料作为场发射阴极。对应的X射线检测器可以是线检测器或面检测器。在线检测器的情况下，阵列可以包括单行或多行。在一些实施例中，X射线源的能量可以在用于双能CT成像或多能CT成像的多个X射线能级之间快速切换。

在一些实施例中，CT扫描仪1300可以包括用于控制来自X射线源MBXS1和MBXS2，特别是来自各个X射线焦斑的X射线的电子控制单元EC。在一些实施例中，电子控制单元EC能够控制可编程光子通量和脉冲序列，用于使X射线曝光与一个或多个X射线检测器阵列的数据收集同步。例如，在一些实施例中，可以对X射线源MBXS1和MBXS2编程，使得X射线曝光能够与检测器读出和对象或受验者S的运动同步。为了减少来自周期运动的成像模糊，X射线曝光可以基本上比检测器积分时间短得多。由于该短时曝光，来自X射线源的X射线通量会如此受限而使得对于在顺序成像模式下的受验者S的动态X射线成像需要多幅帧。

在一些实施例中，且如图13中所描述的，MBXS1可以被配置在基本45°角处，而MBXS2也被配置在基本45°角处，使得两者基本上彼此垂直。通过配置MBXS1和MBXS2相对于彼此成90°角，从MBXS1和MBXS2的一个或多个像素发射的X射线束XB能够基本上覆盖围绕正被扫描的受验者S的所有角度。因为图13中的排列仅为了说明的目的，可以理解地是，如图13中所描述的CT扫描仪在不偏离本公开范围的情况下可以包括1、2、3、4、5、6、7、8、9、10或更多个的多射束X射线源。

在一些实施例中，X射线检测器XD可以是被配置为检测来自X射线源MBXS，诸如MBXS1和MBXS2的X射线束的面X射线检测器。在一些实施例中，可以配置CT扫描仪1300具有一个X射线检测器XD，其对应于每一个X射线源MBXS，并被布置成邻近于每一个X射线源MBXS且在每一个X射线源MBXS的正对面，或在与每一个X射线源MBXS相对的位置上。例如，在图13中，X射线检测器XD1可以被布置或安置成与X射线源MBXS1正相对，从而检测从X射线源MBXS1发射的X射线。在给定的CT扫描仪1300中对于每一个X射线源MBXS，可以复制这样的结构。

替代地，在一些实施例中，CT扫描仪1300可以包括针对每一个X射线源MBXS的多个X射线检测器XD。如图13中所描述的，X射线检测器XD1、XD2和XD3被排布在正方形结构的三个单独侧边上，而X射线源MBXS1被排布在第四侧边上。这样的配置形成第一成像平面P1中的正方形结构或几何结构。X射线检测器XD1、XD2和XD3可以检测从X射线源MBXS1发射的X射线且记录在第一成像平面P1内受验者S的图像。相应地，可以以类似的方式来排布X射线源MBXS2和三个X射线检测器，从而在第二成像平面P2内形成类似的正方形结构。如在图13中所描述的，第二成像平面P2在第一成像平面P1的后面。如此，在图13中与X射线源MBXS2成对的三个X射线检测器并不可见。如在图13中所描述的，X射线源MBXS2及其在第二成像平面P2内形成正方形结构的对应的X射线检测器在Z轴上相对于第一成像平面P1内的X射线源MBXS1旋转90^°。这样的布置提供从X射线源MBXS1和MBXS2自不同角度发起的X射线束XB，从而提供将从更多个角度捕获的图像。因而，如在图13中所描述的，提供了六个不同的X射线检测器XD(在第一成像平面P1内的XD1、XD2和XD3，对应于X射线源MBXS1，和在第二成像平面P2内的三个X射线检测器(不可见)，对应于X射线源MBXS2)。

在不偏离本公开的范围的情况下，对于在第一成像平面P1和第二成像平面P2后面分层的另外的成像平面内的另外的X射线源和对应的X射线检测器，可以复制这样的结构。在一些实施例中，三个以上的X射线源阵列和对应的检测器阵列可以被布置在基本上平行的结构中以形成三个以上平行的成像平面。在一些实施例中，在每一个成像平面内X射线源阵列和检测器阵列的定向彼此偏移，从而提供增大的角度覆盖。在一些实施例中，在平行的成像平面内的X射线源相对于彼此偏移90°。而且，对于在给定的平面内的每一个X射线源，可以与其配对任意数量的X射线检测器以检测所发射的X射线。例如，尽管在图13中的结构是正方形结构，但X射线源可以与多个X射线检测器在允许扫描受验者S的任意多边形结构中成对。

在一些实施例中，如图13中所描述的，CT扫描仪1300可以进一步包括一个或多个平移台TS。平移台TS可以包括轨道TK系统以允许CT扫描仪1300沿Z轴滑动或移动，从而扫描受验者S的一段或一部分。替代地，或另外地，可以配置工作台T以沿Z轴移动从而便于将受验者S插入进行扫描的CT扫描仪1300的多边形结构中，和/或便于受验者S或其一部分沿Z轴的扫描。扫描仪1300，且特别是支承框架SF，可以使用诸如滚子、轴承、滑板等任何适合的手段机械地联接至一个或多个平移台TS，从而便于沿Z轴移动。

当在使用中时，如图13中所描述的CT扫描仪1300可以提供两个成像平面(P1和P2)。对于每一个成像平面，诸如MBXS1和MBXS2的X射线源通过电子扫描各个X射线源而从不同视角产生X射线。由可以被排布成U形状(或在正方形几何结构的三个侧边上)且可以被安置在与X射线源阵列相同的平面内的诸如XD1、XD2和/或XD3的检测器阵列来捕获投影图像。第二成像平面(P2)可以平行于第一成像平面(P1)，但X射线阵列源可以旋转90°以覆盖更多的成像角度。在成像采集过程中不进行系统旋转。所述系统可以配备平移台TS以允许沿Z轴成像。受验者S，或者患者，可以躺在非金属床、担架，或工作台T上，其在一些实施例中可以包括头部支架，所述头部支架减少了成像过程中的人为因素。在一些实施例中系统可以沿Z轴移动以进行受验者S的头部、颈部和/或脊柱的全扫描。

在一些实施例中，CT扫描仪1200或1300可以直接链接或无线链接至中央处理器，中央处理器被配置为收集、存储和/或配置从受验者或对象的扫描所收集到的数据和/或图像。中央处理器可以包括处理器和计算机可读介质，所述计算机可读介质上存储有可执行指令，当由处理器执行所述可执行指令时，控制中央处理器执行这样的数据和/或图像的收集、存储、分析和/或配置。在一些实施例中，CT扫描仪1200或1300可以包括图像处理和显示部件以处理投影图像来形成对象的三维重构图像。在一些实施例中，成像处理和显示部件被配置为处理投影图像以形成对象的三维重构图像并在图像显示装置上显示所述三维重构图像。

在一些实施例中，CT扫描仪1200或1300可以配备电力发电机，或诸如可再充电电池的其他能源(图4A中的ES)。

在一些实施例中，CT扫描仪1200或1300，和/或中央处理器可以直接链接或无线链接至用于查看扫描、图像和其他输出数据的显示单元。在一些实施例中，CT扫描仪1200或1300可以配备无线通信能力，或其他发送设备(图4A中的TD)，用于发送图像和/或数据至一个或多个集中式的或期望的场所，诸如在其中放射科医师或其他医疗专业人员能够分析结果的场所。

在一些实施例中，与CT扫描仪1200或1300相关联的中央处理器可以包括逆二进制变换函数。逆二进制变换函数能够接收与在CT扫描仪1200或1300中检测到的信号相关联的所检测到的X射线强度数据并将逆二进制变换应用于与合成X射线束的信号相关联的所检测到的X射线强度，从而恢复合成X射线束的信号。能够基于所恢复的信号来生成图像。

在一些实施例中，可以使用诸如迭代重构方法的先进的重构算法。迭代重构技术对于稀疏的CT数据集的重构是有用的。也就是，在未覆盖全部视角的情况下使用这样的方法可以补偿不完整的数据集。这样技术的优点是需要较少的投影视图。这还可以使得减少患者所接收的总成像剂量。尽管利用迭代重构技术的许多工作都已集中于减少剂量，但相同的原理可以应用于固态CT。而且，例如，使用包括被称为自适应最速下降-凸集投影的算法的迭代重构技术，大约60次投影就足以重构简单的头部模型。相比之下，传统的基于Feldkamp的重构技术(目前在几乎所有的临床CT扫描仪中使用)要求180次以上的投影以重构标准的头部CT。其他更经典的迭代重构技术还要求实质上更多次投影以适当地重构感兴趣的图像。通过利用先进的迭代重构技术，如本文中所公开的固态(非旋转固定台架)CT系统的设计可以通过显著减少X射线源数量来简化。

CT扫描仪1200或1300可以用于包括人类患者的对象和受验者的计算机断层扫描，以解决作为目前传统CT扫描依据的适应症和诊断需要。在一些实施例中，CT扫描仪1200和/或1300被配置为扫描被认为患有出血性中风的人类受验者的头部、脊柱和/或颈部。因为CT扫描仪1200和/或1300是非旋转台架设计，所以它们更易便携和可移动，则因此可以拿给有需要的患者。如此，可以进行出血的现场排除以缩短中风患者中的溶栓治疗时间，并增加在包括当前已知的“3小时黄金窗”的中风的关键性早期阶段中能够治愈的患者数量。使用在可移动设备，诸如救护车、军用车辆或其他可移动的运输设备中的可移动的CT扫描仪，诸如CT扫描仪1200和/或1300，进行脑出血识别，还可以允许更早地运送至三级医疗中心，这已经显示出改善了效果。

在一些实施例中，诸如CT扫描仪1200和/或1300的可移动的CT扫描仪可以用来评定受验者中的战地创伤以识别和/或诊断头部损伤。在这种情况下，扫描仪的机械坚固性是很重要的。如与传统的旋转台架CT扫描仪相比，固定的、或非旋转台架的CT扫描仪具有更少的机械运动部件，则因此将需要更少的维护且将不太可能受到来自一些可移动的军用医疗设备中恶劣的操作环境的损坏。便携性也是军用医疗设备所希望的。对于救护车和战地医疗应用，要求具有无线地发送数据给期望放射科医师现场分析结果的中心机构的能力。

在一些实施例中，提供了操作公开的CT成像系统的方法。这样的方法可以包括：配置固定分布的X射线源阵列以从一个或多个单独可编址的焦斑发射X射线；将待成像的对象安置在分布式X射线源阵列和至少一个X射线检测器之间；提供电子控制单元以控制来自X射线源阵列的一个或多个单独的X射线束的序列和X射线参数；检测从X射线源阵列发射的X射线；基于由至少一个X射线检测器检测到的X射线来产生对象的一个或多个图像的可视化；处理一个或多个图像以形成对象的三维重构图像；以及在显示单元上产生图像的2D或3D的可视化。在一些实施例中，电子控制单元将图像采集与对象的生理信号同步。

在一些实施例中，一种操作CT成像系统的方法可以包括配置固定分布的X射线源阵列以从一个或多个单独可编址的焦斑发射X射线；待成像的对象安置在分布式X射线源阵列和至少一个X射线检测器之间；提供电子控制单元以控制来自X射线源阵列的一个或多个单独的X射线束的序列和X射线参数；检测从X射线源阵列发射的X射线；基于由至少一个X射线检测器检测到的X射线来产生对象的一个或多个图像的可视化；分析所产生的可视化；以及基于对所产生的可视化的分析来改变一个或多个图像采集参数以产生改进的图像。在一些实施例中，将被改变的一个或多个图像采集参数是从由以下组成的组中选出的：投影视图数、投影视图的分布、来自单独的X射线焦斑的keV和mAs、焦斑尺寸，以及X射线谱的过滤。

示例

已经包括以下示例来说明本要求保护的主题的模式。依据所发现的技术和程序来描述以下示例的特定方案从而适用于本要求保护的主题的实践中。该示例说明了共同发明人的标准的实验室作法。考虑到本公开和本领域技术人员的一般水平，本领域技术人员将理解以下示例仅旨在示例且在不偏离本要求保护的主题的范围内可以使用各种修改例、更改例和改变例。

示例1

采集原始数据以证明具有现有的基于CNT的线性X射线源阵列和低分辨率的工业线性检测器的系统可行性。然后，可以通过增加多个线性检测器以所得到的速度线性成比例地增大，或通过源和检测器组合的物理线性平移，来增大Z轴覆盖率。利用诸如线性平移平台的常规机械部件可以以高精确度和速度、相对低成本地实现在头部的轴向视野(FOV)范围内(大约23cm)的平移。如果需要显著地提高速度，例如CT灌注应用，则可以增加和使用另外的检测器。

图14中示出了来自可能的几何结构的物理仿真的图像。从现有的49源线性阵列(中心间隔4mm)对每一切片进行多次140keV和4.0mAs曝光。扫描配置是基于具有62.9cm边长的矩形。XDAS-V3线性X射线检测器(Sens-Tech，Berkshire UK)与1.6mm像素间距一起使用且其被放置距离源62.9cm。通过步进平移来扫描美国放射学会(ACR)CT鉴定人体模型(Gammex 464)。每次扫描后，将线性源阵列和线性检测器移至新的位置以完成对可能的几何结构的仿真。然后，利用迭代重构技术、具有代数重构技术约束(TV-ART)的总变化最小化方法来重构投影。

然后利用ACR标准来评定人体模型图像。模型并不被预期达到ACR标准，而是用作初始比较的依据。通常利用ACR人体模型、Hounsfield单位再现、对比度噪声比和低对比度可检测性、分辨率和均匀性来评定四个质量参数。

依据仿真成像条件，利用CTDI人体模型和Radcal Accu-Pro模型9096(Radcal公司，蒙罗维亚，加利福尼亚州，美国)来测量来自物理仿真的剂量。还从具有7mA、2秒曝光临床头部成像协议的临床Ceretom(Neurologica公司，丹弗斯，马萨诸塞州，美国)仅头部扫描仪来获得剂量测量值以用作比较依据。

图14中利用对应于在该切片处的人体模型结构的示意图来示出ACR人体模型的样本重构切片。所有的四个嵌体(聚乙烯，丙烯酸，空气和骨头)在重构切片中都是可见的。低对比度可见度参量和分辨率的人体模型是非诊断性的，无法观察到低对比度对象，且无法辨别最低分辨率的靶(每毫米4线对)。丙烯酸对水的对比度噪声测得7.3(相对于Ceretom的23.0)被归一化为临床5.0mm切片。对于单一切片测得剂量12.16mrem(相对于在Ceretom上测得的整个人体模型的592.45mrem)。利用Ceretom CT很容易识别每厘米靶的4、5和6个线对。通过基于所假设的空气和水的数值外推丙烯酸嵌体的数值来估计Hounsfield单位的临床范围内系统的线性度。利用合理的协议来判定数值126.6HU为预期值(120HU)。

假设可能的几何结构的物理仿真的灵敏度、检测器分辨率和剂量都较低，则可以预期到，图像质量将比传统的头部CT系统的图像质量低很多。这也通过剂量测量值得到证明，其中CNT系统的剂量测量值要比传统系统的剂量测量值小近似50倍。以常规剂量外推系统的预期CNR，可以预期到，将有7倍增加，得到近似49的CNR，超过传统系统的两倍。因此，基于该物理仿真，可以预期到，本文所公开的CT系统可以很容易地获得以适当低剂量进行CT检查所必需的图像质量。

在不偏离精神及其基本特征的情况下可以采用其他形式来具体实现本主题。因此所述实施例被认为在所有方面都是说明性的而不是限制性的。尽管已经依据特定的优选实施例描述了本主题，但对于本领域普通技术人员来说显而易见的其他实施例也在本主题的范围内。

Claims (21)

1.一种固定台架X射线计算机断层扫描成像系统，包括两个成像平面，所述系统包括：

第一成像平面，其包括用于发射X射线辐射的第一线性空间分布场发射X射线源阵列，和与所述第一X射线源阵列相对安置的第一X射线检测器阵列；

第二成像平面，其包括用于发射X射线辐射的第二线性空间分布场发射X射线源阵列，和与所述第二X射线源阵列相对安置的第二X射线检测器阵列，所述两个成像平面基本上彼此平行，且所述第一X射线源阵列和所述第二X射线源阵列分别在所述第一成像平面和所述第二成像平面内相对于彼此旋转90°；

电子控制单元，其用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的空间分布X射线源阵列的各个X射线焦斑的X射线，以使X射线曝光与所述第一和第二X射线检测器阵列的数据收集同步；并且

所述系统适于处理和重构收集到的图像以形成对象的三维重构图像并且在图像显示装置上显示所述图像。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述系统适于使用用于重构的迭代图像算法。

3.根据权利要求1所述的系统，其中每一个X射线源阵列都包括以线性阵列被排布在真空密封外壳内的20至300个焦斑。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述X射线源阵列适于使用碳纳米管基材料作为场发射阴极。

5.根据权利要求1所述的系统，进一步包括电力发电机，其中所述电力发电机是可再充电电池。

6.根据权利要求1所述的系统，进一步包括用于发送所采集的图像或重构的图像至远程判读站的有线或无线设备。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述电子控制单元适于使X射线脉冲序列与受验者的呼吸或心脏信号同步以实现所述受验者的预期门控计算机断层扫描图像。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述X射线源阵列的电子场发射提取电压与所述呼吸或心脏信号同步。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述成像系统是紧凑型的且便携的使其能够用于实地的患者运输车内，或是可移动的使得所述系统能够在房间之间移动。

10.根据权利要求1所述的系统，其中整个系统适于沿轴向轴线自动平移以在大视场范围内获得受验者的计算机断层扫描图像。

11.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一检测器阵列和第二检测器阵列适于检测来自一个或多个能量仓的X射线能量。

12.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一X射线源阵列和第二X射线源阵列的能量能够在用于双能或多能CT成像的多个X射线能级之间快速切换。

13.一种固定台架X射线计算机断层扫描成像系统，包括3个以上的平行的成像平面，所述系统包括：

3个以上的成像平面，其中每一个成像平面都包括用于发射X射线辐射的线性空间分布场发射X射线源阵列和与所述X射线源阵列相对安置的X射线检测器阵列，其中在每个成像平面内的所述X射线源阵列和检测器阵列的定向彼此偏移以提供增大的角度覆盖；

电子控制单元，其用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的空间分布X射线源阵列的各个X射线焦斑的X射线以使X射线曝光与一个或多个X射线检测器阵列的数据收集同步；并且

所述系统适于处理和重构收集到的图像以形成对象的三维重构图像并且在图像显示装置上显示所述图像。

14.一种固定台架X射线计算机断层扫描成像系统，包括多个基本上平行的成像平面，所述系统包括：

多个成像平面，其中每一个成像平面都包括一个或多个线性空间分布场发射X射线源阵列以及被排布成正方形或多边形几何形状的对置的X射线检测器阵列，其中在每个成像平面内的所述X射线源阵列和检测器阵列的定向彼此偏移以提供增大的角度覆盖；

电子控制单元，其用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的一个或多个空间分布X射线源阵列的各个X射线焦斑的X射线以使X射线曝光与所述一个或多个X射线检测器阵列的数据收集同步；并且

所述系统适于处理和重构收集到的图像以形成对象的三维重构图像并且在图像显示装置上显示所述图像。

15.一种用于对头部、颈部和脊柱成像的固定非旋转台架计算机断层扫描成像系统，所述系统包括：

一个或多个分布式碳纳米管场发射X射线源阵列，其适于从不同的投影角度来产生多个X射线束；

一个或多个X射线检测器阵列，其与所述X射线源阵列基本上相对布置，适于检测所述X射线辐射；

电子控制单元，其用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的各个X射线焦斑的所述X射线以使X射线曝光与所述X射线检测器阵列的数据收集同步；

成像处理单元，其用于3D图像重构；以及

无线设备，其用于发送所采集的图像或重构的图像至远程判读站。

16.根据权利要求15所述的系统，包括：

多个线性碳纳米管场发射X射线源阵列，其适于从不同的投影角度以顺序的模式来产生多个X射线束；

多个X射线检测器阵列，其与所述X射线源阵列排列基本相对布置且适于记录来自所述X射线阵列的X射线辐射；

电子控制单元，其用于控制来自具有可编程光子通量和脉冲序列的各个X射线焦斑的所述X射线以使X射线曝光与所述X射线检测器阵列的数据收集同步；

成像处理单元，其使用用于3D图像重构的迭代重构算法；以及

无线设备，其用于发送所采集的图像或重构的图像至远程判读站。

17.一种操作成像系统的方法，所述方法包括：

配置固定分布的X射线源阵列以从一个或多个单独可编址的焦斑发射X射线；

将待成像的对象安置在分布式X射线源阵列和至少一个X射线检测器之间；

提供电子控制单元以控制来自所述X射线源阵列的一个或多个单独的X射线束的序列和X射线参数；

检测从所述X射线源阵列发射的X射线；

基于由所述至少一个X射线检测器检测到的X射线来产生所述对象的一个或多个图像的可视化；

处理所述一个或多个图像以形成所述对象的三维重构图像；以及

在显示单元上产生图像的2D或3D的可视化。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述电子控制单元将图像采集与所述对象的生理信号同步。

19.根据权利要求17所述的方法，包括分析所产生的可视化且基于对所产生的可视化的分析来改变一个或多个图像采集参数以生成改进的图像。

20.根据权利要求17所述的方法，其中所述一个或多个图像采集参数是从由以下组成的组中选出的：投影视图数、投影视图的分布、来自各个X射线焦斑的keV和mAs、焦斑尺寸，以及X射线谱的过滤。

21.根据权利要求17所述的方法，其中通过使用适于检测来自一个或多个能量仓的X射线能量的检测器阵列或者将源阵列的X射线能量在多个X射线能级之间进行快速切换，能够收集多能CT图像。