CN110047114A - 用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法 - Google Patents

用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN110047114A
CN110047114A CN201910040575.9A CN201910040575A CN110047114A CN 110047114 A CN110047114 A CN 110047114A CN 201910040575 A CN201910040575 A CN 201910040575A CN 110047114 A CN110047114 A CN 110047114A
Authority
CN
China
Prior art keywords
view
detector
ray
target
electron beam
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201910040575.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN110047114B (zh
Inventor
金燕南
范家华
吴明烨
陈�峰
布鲁诺·克里斯蒂安·伯纳德·德曼
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of CN110047114A publication Critical patent/CN110047114A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN110047114B publication Critical patent/CN110047114B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10072—Tomographic images
    • G06T2207/10081—Computed x-ray tomography [CT]

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

本发明方法涉及在计算机断层扫描背景下避免方位角模糊，诸如在具有快速kV切换的双能量成像中。根据某些方面，在每个对应视图内，焦斑位置在患者坐标系中保持静止，并且对所述视图内的检测器信号进行相加。在一个实施例中，这产生了从患者坐标系内的同一位置处收集的信号内的低能量视图和高能量视图。

Description

用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法
背景技术
本文中公开的主题涉及双能量X射线成像。
非侵入式成像技术允许在不对患者执行侵入式手术的情况下获得患者的内部结构或特征的图像。具体地，此类非侵入式成像技术依赖于诸如通过目标体的X射线的差分透射或声波的反射等各种物理原理来采集数据和构建图像或以其他方式表示所观察的患者内部特征。
例如，在计算机断层扫描(CT)和其他基于X射线的成像技术中，X射线辐射穿过感兴趣的对象，诸如人类患者，并且辐射中的一部分撞击其中收集强度数据的检测器。在基于闪烁体的检测器系统中，闪烁体材料在暴露于X射线时生成光学或其他低能光子，并且然后光电检测器产生表示在检测器的此部分上观察到的辐射的量或强度的信号。然后可以处理信号以生成可以显示以供审查的图像。在CT系统中，当机架围绕患者旋转时，在各种角位置处收集此X射线透射信息以允许生成体重构。
在临床实践中，可能期望以多于一种X射线能量或光谱采集此种X射线透射数据，因为可以利用在不同能量下的X射线透射的差异来生成与不同组织类型相对应或传送与成像区内的空间材料组成相关的信息的图像。在计算机断层扫描背景下，此类方法可以表征为光谱CT、双能量CT或多能量CT。
如本文所论述的，光谱可以通过用于生成X射线的X射线管的最大工作电压(kVp)来表征，所述最大工作电压也被称为X射线管的工作电压水平。尽管此类X射线发射在本文中通常可以被描述或论述为处于特定能级(例如，参考工作电压为例如70kVp、150kVp等的管中的电子束能级)，但是对应X射线发射实际上包括连续能谱，并且因此可以构成以目标能量为中心、终止于目标能量或具有处于目标能量的峰值强度的多色发射。
此类多能量成像方法需要能够分离可归于不同能谱或单个光谱的不同区的信号，即良好的能量分离。用于实现能量分离的当前方法全部具有与以下各项相关的缺点或折衷：不同能级的不良分离或不良同步性，即采集不同光谱的相应信号时之间的时间偏移；和/或不良的径向对应性或空间分辨率，即可以使用单独的发射部件和/或检测部件在彼此径向偏移的位置处采集不同的能量信号。
例如，在“快速kV切换”双能量CT背景下，在机架旋转期间，在每个视角处，X射线源(例如，X射线管)在两个或更多个工作电压(其中的每个工作电压与不同的对应X射线能谱相关联)之间快速切换。尽管在两个视图内连续收集不同能级下的投影数据(就不同能量之间的时间偏移而言，这可能优于旋转-旋转或双源方案)，但是快速kV切换方法仍然需要插值以进行视图配准。这导致可能限制空间分辨率改善的方位角模糊。
发明内容
在本发明方法的一个方面，提供了一种用于采集计算机断层扫描数据的方法。根据本实施例，X射线源和检测器在检查期间围绕成像体连续旋转。X射线源和检测器的旋转通过多个离散视图位置。在每个视图位置处：调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；以及对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加。对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
在本发明方法的另一方面中，提供了一种计算机断层扫描(CT)成像系统。根据这一方面，所述CT成像系统包括：存储器，所述存储器对处理器可执行例程进行编码以用于保持焦斑静止并且对多个离散视图位置中的每个视图位置内的检测器信号进行相加；以及处理部件，所述处理部件被配置成访问所述存储器并执行所述处理器可执行例程。这些例程在由所述处理部件执行时使所述处理部件：在检查期间围绕成像体连续旋转所述CT成像系统的X射线源和检测器，其中，所述X射线源和检测器的所述旋转通过所述多个离散视图位置；在每个视图位置处：调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；以及对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加；并且对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
在本发明方法的附加方面中，提供了一种或多种对处理器可执行例程进行编码的非暂态计算机可读介质。根据这一方面，所述例程在由处理器执行时使得执行包括以下各项的动作：在检查期间围绕成像体连续旋转X射线源和检测器，其中，所述X射线源和检测器的所述旋转通过多个离散视图位置；在每个视图位置处：调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；以及对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加；对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
附图说明
当参考附图阅读以下具体实施方式时，将更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，在附图中相似的字符贯穿附图中表示相似的部分，在附图中：
图1是根据本公开的各方面的计算机断层扫描(CT)系统的实施例的示意图，所述CT系统被配置成采集患者的CT图像；
图2描绘了根据本公开的各方面的源和检测器几何结构的几何方面；
图3描绘了在快速切换的双能量实现方式中视图插值对空间分辨率的影响；
图4描绘了根据本公开的各方面的常规(左侧)和焦斑冻结(右侧)X射线生成的并排比较；
图5描绘了根据本公开的各方面用于实现焦斑冻结的电子束焦点调整的各方面；
图6描绘了根据本公开的各方面在视图的开始(左侧)和结束(右侧)时的源和检测器布置；
图7描绘了根据本公开的各方面的视图和像素信息；
图8描绘了根据本公开的各方面在双能量背景下的焦斑冻结和检测器信号相加的各方面；并且
图9描绘了根据本公开的各方面在视图的开始(左侧)和结束(右侧)时的旋转的目标阳极和已调整的电子束的示例。
具体实施方式
以下将描述一个或多个具体实施例。为了提供这些实施例的简明描述，在说明书中可以不描述实际实现方式的所有特征。应当理解的是，在任何此种实际实现方式的开发中，如在任何工程或设计项目中，必须做出许多实现方式特定的决策以实现开发人员的特定目标(诸如符合系统相关约束和业务相关约束)，所述特定目标在不同实现方式之间可能有所不同。此外，应当理解的是，这种开发努力可能是复杂且耗时的，但是对于从本公开中受益的普通技术人员来说，这仍然是常规的设计、生产和制造工作。
在介绍本发明的各种实施例的要素时，冠词“一(a)”、“一个(an)”、“该(the)”和“所述(said)”旨在表示存在一个或多个要素。术语“包括(comprising)”、“包括(including)”和“具有(having)”旨在是包含性的，并且意味着可能存在除所列要素之外的附加要素。此外，以下论述中的任何数值示例旨在是非限制性的，并且因此，附加的数值、范围和百分比在所公开的实施例的范围内。
虽然通常在医学成像的背景下提供以下论述，但应当理解的是，本发明技术不限于此类医学背景。实际上，在此医学背景中提供示例和解释仅仅是为了通过提供现实世界的实现方式和应用的实例来帮助进行解释。然而，也可以在其他背景下利用本发明方法，诸如对所制造零件或货物的非破坏性检查(即质量控制应用或质量审查应用)和/或对包装、盒子、行李箱等的非侵入式检查(即安全应用或筛选应用)。一般而言，在其中期望双能量成像或多能量成像的任何成像或筛选背景下，诸如光谱计算机断层扫描(CT)，本发明方法可能是期望的。
在各种临床背景下可能期望组织表征或分类，以评估针对病理状况表征的组织和/或针对感兴趣的各种元素、化学物质或分子的存在评估组织。此类方法可以涉及使用其中在高能谱和低能谱(即具有不同的平均keV的两个光谱)下采集数据的双能量成像。
在用于双能量成像的快速kV切换方法中，X射线源在其围绕被成像体旋转时在高能量X射线发射与低能量X射线发射之间进行快速切换，以便在源的旋转期间允许交替生成不同的能量信号。
尽管在两个连续视图内连续收集不同能级下的投影数据，但是在常规方法中仍然采用插值以用于视图配准，从而导致可能会限制空间分辨率改善的方位角模糊。对于具有小间距(即高分辨率)检测器的CT系统，这个问题可能会变得更加突出。
在论述用于解决kV切换系统中可能存在的方位角模糊的本发明方法之前，理解可用于实现本发明方法的成像系统的操作和部件可能是有用的。考虑到这一点，图1示出了根据本公开的各方面的用于采集双能量图像数据的成像系统10的实施例。在所示的实施例中，系统10是计算机断层扫描(CT)系统，其被设计成采集多个能谱下的X射线投影数据，将投影数据重构为体重构，以及处理包括材料分解或组织类型图像数据在内的图像数据以用于显示和分析。CT成像系统10包括允许在成像会话过程期间在具有不同能量特性的多个(例如，两个)光谱下生成X射线的X射线源12，诸如X射线管。例如，发射光谱可以在其平均值、中值、众数、最大或最小X射线能量中的一个或多个中相异。
举例来说，在一个实施例中，X射线源12(例如，X射线管)可以在相对低能量的多色发射光谱(例如，处于约70kVp或80kVp的X射线管工作电压)与相对高能量的多色发射光谱(例如，处于约140kVp或150kVp)之间进行切换。将会理解的是，X射线源12可以在位于除了本文所列那些之外的能级附近的多色光谱(即由特定kVp范围引起的光谱)下进行发射。实际上，用于发射的对应能级的选择可以至少部分地基于被成像的解剖结构和用于组织表征的感兴趣的化学物质或分子。
在某些实现方式中，源12可以被定位成靠近光束成形器22，所述光束成形器用于限定进入对象24(例如，患者)或感兴趣对象所位于的区中的所述一个或多个X射线束20的尺寸和形状。对象24使X射线的至少一部分衰减。所产生的经衰减X射线26撞击由多个检测器元件(例如，一维或二维检测器阵列)形成的检测器阵列28。每个检测器元件产生表示当光束撞击检测器28时入射在检测器元件位置处的X射线束的强度的电信号。采集并处理来自检测器28的电信号以生成对应的高能量和低能量扫描数据集。
为了便于在下面描述的技术中论述检测器28和源12的操作和关系，这里参考图2提供对源和检测器几何示例的简要论述。具体地，图2描绘了可用于理解本文所论述的方法的各种几何概念和关系。图2示意性地描绘了在从CT扫描器的孔向下观察时，简化的源12和检测器28的可能呈现的几何结构。根据给定的检查协议，源12和检测器28附接到机架并与机架一起旋转，如旋转箭头86所示。考虑到这一点，检测器28和源12被示为在第一位置和第二旋转后位置。还描绘了等中心88，其通常被理解为与机架的旋转轴线相对应，并且还可以是X射线束扇形或锥体的中心X射线穿过的几何位置。
X射线源12的焦斑90被示为位于第一位置(焦斑90A)和第二旋转后位置(焦斑90B)。同样地，检测器28被示为已经类似地在相应的第一位置与第二位置之间旋转。与源12相关联的焦斑位置在第一位置与第二位置之间的改变可以表示为ΔlFS，而检测器位置的相应改变可以表示为ΔlDet。在第一位置和第二位置处穿过等中心88的射线之间的角位置的相应改变可以表示为Δθ。常规上，源12和检测器28的旋转虽然以连续运动旋转，但是被表征为位于可表征扫描系统或检查协议的多个离散视图或视图位置之间。感兴趣的其他几何性质可以包括源至检测器距离(SDD)和源至等中心距离(SID)。
考虑到先前的几何源和检测器原理并返回图1，系统控制器30命令成像系统10的操作以执行检查协议并预处理或处理所采集的数据。相对于X射线源12，系统控制器30为X射线检查序列提供电力信号、焦斑位置信号、控制信号等。检测器28联接到系统控制器30，所述系统控制器命令采集由检测器28生成的这些信号。此外，经由电机控制器36，系统控制器30可以控制被用于移动成像系统10的部件和/或对象24的线性定位子系统32和/或旋转子系统34的操作。
系统控制器30可以包括信号处理电路系统和相关联的存储器电路系统。在此类实施例中，存储器电路系统可以存储程序、例程和/或编码算法，所述程序、例程和/或编码算法由系统控制器30执行以便操作成像系统10(包括X射线源12和检测器28)，诸如以便在两个或更多个能级或能量段下生成和/或采集X射线透射数据、以及处理由检测器28采集的数据。在一个实施例中，系统控制器30可以被实现为诸如通用计算机系统或专用计算机系统等基于处理器的系统的全部或部分。
切换后的X射线源12可以由包含在系统控制器30内的X射线控制器38控制。X射线控制器38可以被配置成向源12提供电力和时序信号。如本文所论述的，在本文论述的某些实现方式中，X射线控制器38和/或源12可以被配置成提供X射线源12在两个(或更多个)能级之间的快速切换(即，近瞬时或视图间切换)。以此方式，X射线发射可以在操作源12的不同kV之间进行快速切换以在图像采集会话期间连续或交替地以不同的对应多色能谱发射X射线。例如，在双能量成像背景下，X射线控制器38可以操作X射线源12，使得X射线源12以感兴趣的不同多色能谱连续发射X射线，从而使得以不同的能量采集相邻的投影(即，以低能量采集第一投影、以高能量采集第二投影等)。
系统控制器30可以包括数据采集系统(DAS)40。DAS 40接收由检测器28的读出电子器件收集的数据，诸如来自检测器28的采样数字或模拟信号。然后，DAS 40可以将数据转换为数字信号以供由基于处理器的系统(诸如计算机42)进行后续处理。在其他实施例中，检测器28可以在采样模拟信号传输到数据采集系统40之前将采样模拟信号转换为数字信号。
在所描绘的示例中，计算机42可以包括一个或多个非暂态存储器设备46或与其通信，所述非暂态存储器设备可以存储由计算机42处理的数据、将由计算机42处理的数据、或者将由计算机42的处理器44执行的指令。例如，计算机42的处理器可以执行存储在存储器46上的一个或多个指令集，所述存储器可以是计算机42的存储器、处理器的存储器、固件或类似的实例。存储器46存储有在由处理器44执行时执行图像采集和/或处理的指令集。
计算机42还可以适于控制由系统控制器30启用的特征(即，扫描操作和数据采集)，诸如响应于由操作人员经由操作人员工作站48提供的命令和扫描参数。系统10还可以包括联接到操作人员工作站48的显示器50，所述显示器允许操作人员查看相关的系统数据、成像参数、原始成像数据、重构数据、根据本公开产生的造影剂密度图等。附加地，系统10可以包括打印机52，所述打印机联接到操作人员工作站48并被配置成打印任何期望的测量结果。显示器50和打印机52还可以直接或经由操作人员工作站48连接到计算机42。此外，操作人员工作站48可以包括或联接到图片存档和通信系统(PACS)54。PACS 54可以联接到远程客户端56、放射科部门信息系统(RIS)、医院信息系统(HIS)或者联接到内部或外部网络，使得在不同位置的其他人可以访问图像数据。
如以上所指出的，X射线源12可以被配置成以多个能谱(例如，双能量)发射X射线。尽管可以将此类X射线发射大体地描述或论述为处于特定能级(例如，参考工作电压通常在约70kVp至约150kVp的范围内的管中的电子束能量)，但是对应X射线发射实际上包括连续能谱，并且因此可以构成以目标能量为中心、终止于目标能量或具有处于目标能量的峰值强度的多色发射。此类相异发射光谱允许在不同光谱下针对相同解剖区获得衰减数据，由此允许针对给定组织或组成确定在不同光谱下的差分衰减。基于已知光谱下的这种差分衰减，可以应用材料和/或组织分解技术。
如以上所指出的，在用于使用诸如图1中所示的系统进行双能量成像的kV切换方法中，X射线源12在其围绕被成像体旋转时在高能量X射线发射与低能量X射线发射之间进行快速切换，以便在源12的旋转期间允许交替生成不同的能量信号。常规方法可以采用插值以进行视图配准，从而导致可能限制空间分辨率改善的方位角模糊。
在图3中示出了这种视图插值方法在快速kV切换中对空间分辨率的影响，此图描绘了低能量(LE)、高能量(HE)和单能量(SE)曝光窗口。x轴是用于在给定视图收集数据的时间。
作为参考，本示例描绘了与单个视图相对应的单个能量曝光(即在单个能量下，每个视图位置与一次曝光相关联)。相对于示出双能量曝光，与常规SE曝光相关联的视图时间被划分为交替的LE曝光和HE曝光。也就是说，以单个能量对视图成像所花费的时间代替地用于在双能量成像中执行两次曝光事件，即LE曝光和HE曝光。执行视图插值以生成LE′插值和HE′插值，这些插值被配准到对应的LE曝光和HE曝光。具体地，LE′是通过从两个相邻的低能量视图进行插值而导出的合成低能量视图。相应地，HE′是通过从两个相邻的高能量视图进行插值而导出的合成高能量视图。当LE/HE的占空比为70％:30％(如图所示)时(这是实践中的典型设置)，LE′插值和HE′插值分别覆盖相当于单个能量中的1.7和1.3个视图的旋转范围，从而导致方位角模糊比单个能量情况更糟。
为了解决利用快速kV切换进行双能量成像时的这种方位角模糊，本发明方法冻结焦斑位置并适当地对检测器信号进行相加。这些步骤引起从同一位置收集到低能量视图和高能量视图，由此除去了插值/上采样步骤并提高了空间分辨率。考虑到这一点，在这种双能量背景下，如本文所使用的视图位置是与一对配准的低能量采集和高能量采集相对应的离散位置。
相对于焦斑冻结，这种技术通过调整X射线管内的电场/磁场来调整电子束在源12内的旋转目标上的焦斑，从而使得电子束相对于目标移动以补偿机架旋转。这与CT中的常规X射线生成形成对比，在所述常规X射线生成中，焦斑在一个视图内随着机架旋转而移动，这导致了方位角模糊。常规上在快速kV切换中采用的视图插值进一步增大了这种模糊。
在图4中以并排比较方式示出了常规(左侧)方法和焦斑冻结(FSF)(右侧)方法。如图4所示，在常规示例和FSF示例两者中，机架在一个视图内顺时针地从第一位置移动到第二位置。在常规方法示例中，将第一曝光时间下的第一焦斑90A与第二曝光时间下的第二焦斑90B一起示出。如图所示，由于支撑源12和检测器28的机架的旋转，第二焦斑90B从第一焦斑90A旋转偏移。因此，在常规方法中，焦斑90相对于患者坐标系连续移动，包括在给定视图内。
相反，在右侧上的焦斑冻结示例中，焦斑90在每个对应视图内(即直到下一个视图)在绝对坐标系中保持静止(即‘冻结(freeze)’)。也就是说，焦斑90针对对应视图被固定在患者坐标系中，直到应移动到下一个视图的时候，使得虽然焦斑90针对每个视图围绕被成像体旋转，但是其在相应视图内是固定的，从而使得在给定视图内采集的曝光是从视图中的同一旋转位置采集的。
如图5所示，通过调整来自阴极的电子束94来实现焦斑90的冻结。如图5所示，在曝光期间，目标98从视图位置内的第一位置(目标98A)旋转到第二位置(目标98B)。焦斑90是这样一个点，在这个点处，电子束94撞击目标98，并且X射线20是从此点生成和发射的。如本示例中示出的，随着目标98在视图位置内移动来调整电子束94的聚焦(即，从撞击目标98A的电子束94A的路径到撞击目标98B的电子束94B的路径)。可以使用所存在的使得电子束94朝向目标98转向的电场/磁场来实现电子束的重新聚焦。作为对电子束路径的调整的结果，尽管目标98已经在视图位置内移动，但是焦斑90仍然保持相对静止。当目标98随着机架旋转到达下一个视图位置时，电子束94针对视图位置被重新聚焦在初始焦斑位置上(例如，电子束路径94A)，并且在新视图位置中重复焦点调整。以此方式，当X射线源12围绕被成像体在视图位置间旋转时，每个视图位置处的焦斑90相对于被成像体保持相对固定(即，冻结)直到达到下一个视图位置。
虽然前述内容涉及使用焦斑冻结方法在每个视图内保持固定焦斑90，但是这种技术不足以单独冻结对应视图，因为检测器28也在每个视图内与机架一起旋转。为了解决这种运动，本发明方法的实施例可以采用检测器信号相加技术以在机架旋转期间组合检测器信号。具体地，结合焦斑冻结的数字信号相加实现方式可以冻结整个视图。以此方式，可以采用检测器信号相加，使得由对应视图内的检测器像素所采样的信号被适当地组合以消除测量视图中的方位角模糊。另外，在如本文所述的双能量环境中，可以精确地对准低能量信号和高能量信号而无需进行上采样。
为了说明此问题和检测器信号相加方法，在图6中描绘了在第一时间和随后时间上X射线束20所入射在的检测器28的示例。在本示例中，焦斑90冻结在对应视图内的给定点处，如上所述。检测器28由像素元件110的阵列组成，在左侧示例和右侧示例中示出了所述像素元件中的三个(P1，P2，P3)。
在第一时间，如在左侧上所示，X射线束20被示出为从焦斑90发射并且在对应视图位置的开始时入射在检测器28的像素P1上。在第二时间，如在右侧上所示(与支撑检测器28和源12的机架的旋转到对应视图结束相对应)，X射线束20现在在不同像素P3处入射在检测器上。在所描绘的示例中，检测器28已经旋转，从而引起在旋转期间X射线束20相对于像素P1、P2和P3的入射改变，但是由于本文论述的焦斑冻结，焦斑90在绝对坐标系中是静止的。
考虑到本示例，在给定视图处，多个像素(这里是三个像素P1、P2和P3)相对于静止或冻结的X射线束20穿过相同的位置。这些像素110都承载相同的视图信息并且可以被一起相加以获得整个视图信息。在一个实现方式中，相对于针对给定视图的信号采集，本检测器信号相加方法涉及对沿反向旋转方向在检测器28处(即在像素110处)检测的信号进行相加。
如图7所示，可以对视图信息进行相加，此图示出了可以针对一组像素P1、P2和P3而组合所检测的信号以确保绝对坐标系中的相同X射线对应于给定视图内的一个测量值。例如，如上所指出的，图6所示的X射线20在视图的开始(最左侧图示)由P1检测并且在视图的结束(最右侧图示)由P3检测。因此，针对对应视图的、与此X射线20相对应的测量是以高频率采样的P1、P2和P3的检测信号的组合。例如，在一个实现方式中，每个检测器像素110及其电子器件具有三倍于视图速率的采样率。信号组合步骤可以在数据收集期间在检测器上进行或者在数据收集后通过专用算法来进行。
这种方法也可以用数学方式表达，如等式(1)所示，其中：
(1)Mi，j＝Ni，j，1+Ni+1，j，2+Ni+2，j，3
因此，在本示例中，其中每个检测器像素110及其电子器件具有三倍于视图速率的采样率，针对每个视图，一个检测器像素110对输入的X射线信号进行三次采样并产生三个测量信号Ni,j,k，其中下标i是像素编号，j是视图编号，并且k＝1,2,3。因此，Mi,j是给定检测器像素处的针对给定视图的组合采样信号。虽然本示例涉及相对于采样率的简化方案，但应当理解的是，采样率不一定需要是像素数量的整数倍并且也可以是经由插值处理的分数倍值。
考虑到前述内容，一种预期的方法在双能量背景下采用焦斑冻结(FSF)与检测器信号相加(DSS)。例如，FSF技术和DSS技术可以一起使用并应用于快速kV切换以针对此视图冻结低能量发射和高能量发射两者的投影视图，这消除了低能量投影与高能量投影之间的径向偏移，从而使得不必进行视图插值。例如，如图8所示，由冻结焦斑90发射的穿过等中心的X射线20在视图的开始(左侧)与检测器像素P1相交。相同的X射线20在低能量视图(中间)和高能量视图(右侧)的结束分别与检测器像素P2和P3相交。DSS方法重新组合测量，从而确保由相同的X射线20(即在本示例中穿过等中心的X射线)生成的信号针对低能量和高能量两者被相加并且被分配给相同的检测器像素，使得视图配准不必要。
如根据本论述可以理解的，在从中生成生成X射线的X射线源12的旋转目标处可能存在功率密度考虑。例如，转到图9，示出了旋转目标120的示意性自上而下视图，其使用在视图的开始(左侧)和视图的结束(右侧)冻结的焦斑。示出了在这两个时间的电子束94(在视图开始的电子束94A和在视图结束的电子束94B，其中电子束94A也在视图结束时示出以用于比较)。相应地，示出了在这两个时间的焦斑90(在视图开始的焦斑90A和在视图结束的焦斑90B，其中焦斑90A位置也在视图结束时示出以用于比较)。
在实际的医学CT应用中，目标阳极120以约160Hz旋转。对于0.5ms的典型视图速率，目标阳极120在一个视图的周期中旋转约30°。因此，焦斑90在阳极表面上移动约50mm(由括号128示出)。相对于焦斑冻结操作，焦斑90仅需要在阳极表面上移动约3mm(在最右侧表示中的焦斑90A和90B之间的距离)以在患者坐标系中冻结焦斑90。换言之，在所描述的示例中，焦斑冻结对管功率的影响相当于将阳极速度减小约6％(即，3mm/50mm＝～6％)。阳极旋转速度的这种有效减小可以通过增大阳极旋转速度来补偿。在视图结束之后，焦斑从焦斑90B的结束视图位置摆回焦斑90A的视图开始的位置。这对功率密度没有影响，因为目标阳极120在焦斑90A的视图位置的开始没有被加热。因此，在一个此种实施例中，如果目标阳极旋转增大约6％，则X射线管功率不受影响。目标阳极转速的此类增大处于使用某些X射线管技术(诸如液体轴承)时可实现的范围内。
本发明的技术效果包括在具有快速kV切换的双能量成像中避免方位角模糊。根据某些方面，焦斑位置在视图内被冻结(即在患者坐标系中保持静止)，并且视图内的检测器信号被相加。这引起从患者坐标系内的相同位置收集信号内的低能量视图和高能量视图。这消除了对插值和/或上采样步骤的需要并且改善了空间分辨率。
本书面说明书使用示例来公开本发明，包括最佳模式，同时也使得本领域任何技术人员能够实践本发明，包括制造并使用任何设备或系统以及执行所并入的任何方法。本发明可获得专利的保护范围由权利要求书来限定，并且可以包括本领域技术人员能够想到的其他示例。如果这些其它示例具有与权利要求的字面语言并非不同的结构要素，或如果它们包括具有与权利要求的字面语言非实质性差异的等同结构要素，则它们意图处于权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种用于采集计算机断层扫描数据的方法，所述方法包括：
在检查期间围绕成像体连续旋转X射线源和检测器，其中，所述X射线源和检测器的旋转通过多个离散视图位置；
在每个视图位置处：
调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；以及
对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加；
对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
2.如权利要求1所述的方法，进一步包括：
在每个视图位置处：
以第一X射线能谱和第二X射线能谱两者发射X射线。
3.如权利要求2所述的方法，其中，未针对每个视图执行视图插值步骤来配准与所述第一能谱和所述第二X射线能谱相关联的对应扫描数据。
4.如权利要求1所述的方法，其中，调整所述电子束在所述目标上的所述焦点包括：
调整X射线源内的电场/磁场，从而使得所述电子束相对于所述目标移动以补偿机架旋转。
5.如权利要求1所述的方法，其中，所述多个像素的采样率是在对应视图位置的曝光期间旋转通过所述视图位置的像素数量的函数。
6.如权利要求1所述的方法，其中，对检测器信号进行相加产生针对在对应检测器像素处的每个对应视图位置的组合采样信号。
7.如权利要求6所述的方法，其中，每个组合采样信号是通过至少基于多个测量信号的像素数量和视图数量对所述多个测量信号进行相加来确定的。
8.一种计算机断层扫描(CT)成像系统，包括：
存储器，所述存储器对处理器可执行例程进行编码以用于保持焦斑静止并且对多个离散视图位置中的每个视图位置内的检测器信号进行相加；
处理部件，所述处理部件被配置成访问所述存储器并执行所述处理器可执行例程，其中，所述例程在由所述处理部件执行时使所述处理部件：
在检查期间围绕成像体连续旋转所述CT成像系统的X射线源和检测器，其中，所述X射线源和检测器的旋转通过所述多个离散视图位置；
在每个视图位置处：
调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；并且
对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加；
对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
9.如权利要求8所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，所述例程在由所述处理部件执行时使所述处理部件：
在每个视图位置处：
以第一X射线能谱和第二X射线能谱两者发射X射线。
10.如权利要求9所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，未针对每个视图执行视图插值步骤来配准与所述第一能谱和所述第二X射线能谱相关联的对应扫描数据。
11.如权利要求8所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，调整所述电子束在所述目标上的所述焦点包括：
调整X射线源内的电场/磁场，从而使得所述电子束相对于所述目标移动以补偿机架旋转。
12.如权利要求8所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，所述多个像素的采样率是在对应视图位置的曝光期间旋转通过所述视图位置的像素数量的函数。
13.如权利要求8所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，对检测器信号进行相加产生针对在对应检测器像素处的每个对应视图位置的组合采样信号。
14.如权利要求13所述的计算机断层扫描(CT)成像系统，其中，每个组合采样信号是通过至少基于多个测量信号的像素数量和视图数量对所述多个测量信号进行相加来确定的。
15.一种或多种对处理器可执行例程进行编码的非暂态计算机可读介质，其中，所述例程在由处理器执行时使得执行包括以下各项的动作：
在检查期间围绕成像体连续旋转X射线源和检测器，其中，所述X射线源和检测器的旋转通过多个离散视图位置；
在每个视图位置处：
调整电子束在所述X射线源的目标上的焦点，使得在处于对应视图位置时所述目标上的焦斑相对于所述成像体保持相对静止；并且
对在处于所述对应视图位置时在多个像素上采集的检测器信号进行相加；
对经相加的在每个视图处采集的检测器信号进行处理以重构图像。
16.如权利要求15所述的一种或多种非暂态计算机可读介质，其中，所述例程在由所述处理器执行时使得执行包括以下各项的另外动作：
在每个视图位置处：
以第一X射线能谱和第二X射线能谱两者发射X射线。
17.如权利要求15所述的一种或多种非暂态计算机可读介质，其中，调整所述电子束在所述目标上的所述焦点包括：
调整X射线源内的电场/磁场，从而使得所述电子束相对于所述目标移动以补偿机架旋转。
18.如权利要求15所述的一种或多种非暂态计算机可读介质，其中，所述多个像素的采样率是在对应视图位置的曝光期间旋转通过所述视图位置的像素数量的函数。
19.如权利要求15所述的一种或多种非暂态计算机可读介质，其中，对检测器信号进行相加产生针对在对应检测器像素处的每个对应视图位置的组合采样信号。
20.如权利要求19所述的一种或多种非暂态计算机可读介质，其中，每个组合采样信号是通过至少基于多个测量信号的像素数量和视图数量对所述多个测量信号进行相加来确定的。
CN201910040575.9A 2018-01-16 2019-01-16 用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法 Active CN110047114B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/872,169 2018-01-16
US15/872,169 US10610173B2 (en) 2018-01-16 2018-01-16 System and method to improve spatial resolution in computed tomography

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN110047114A true CN110047114A (zh) 2019-07-23
CN110047114B CN110047114B (zh) 2024-03-29

Family

ID=65010570

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201910040575.9A Active CN110047114B (zh) 2018-01-16 2019-01-16 用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10610173B2 (zh)
EP (1) EP3517038B1 (zh)
JP (1) JP7091262B2 (zh)
CN (1) CN110047114B (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116483025A (zh) * 2023-04-23 2023-07-25 赛诺威盛科技(北京)股份有限公司 飞焦点模式下的数据采集系统、方法、电子设备及介质

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7118798B2 (ja) * 2018-08-06 2022-08-16 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP7566954B2 (ja) * 2022-04-01 2024-10-15 ジーイー・プレシジョン・ヘルスケア・エルエルシー スキャン内焦点変位の補正

Citations (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7268814B1 (en) * 1999-10-05 2007-09-11 California Institute Of Technology Time-delayed-integration imaging with active pixel sensors
US20080079830A1 (en) * 2006-09-28 2008-04-03 Cypress Semiconductor Corporation Time delayed integration CMOS image sensor with zero desynchronization
CN101325911A (zh) * 2005-12-08 2008-12-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 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
US20090122954A1 (en) * 2007-11-13 2009-05-14 Herbert Bruder Method for the extrapolation of truncated, incomplete projections for computed tomography
US20090161816A1 (en) * 2004-02-27 2009-06-25 General Electric Company Method and system for x-ray imaging
US20100020921A1 (en) * 2008-07-24 2010-01-28 General Electric Company System and method for generating computed tomography images
US20100034344A1 (en) * 2008-08-05 2010-02-11 Hein Ilmar A X-ray computed tomography apparatus
US20100104062A1 (en) * 2008-10-24 2010-04-29 Xiaoye Wu System and method of fast kvp switching for dual energy ct
US20100166139A1 (en) * 2006-03-29 2010-07-01 Koninklijke Philips Electronics N. V. Effective dual-energy x-ray attenuation measurement
CN101983034A (zh) * 2008-03-31 2011-03-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 基于在用于锥束体积ct乳房x线照相术成像的连续管移动期间无焦斑运动的旋转步进-扫描图像采集的快速断层合成扫描器装置和基于ct的方法
US20110103554A1 (en) * 2009-11-02 2011-05-05 Xrsciences Llc. Rapidly switching dual energy x-ray source
US20120163530A1 (en) * 2010-12-22 2012-06-28 Paavana Sainath Anode target for an x-ray tube and method for controlling the x-ray tube
US20130266115A1 (en) * 2012-04-04 2013-10-10 Jiahua Fan System and method for multi-energy computed tomography imaging
US20140177794A1 (en) * 2012-12-24 2014-06-26 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University System and method for focal spot deflection
US20140185741A1 (en) * 2012-12-31 2014-07-03 Nuctech Company Limited Multi-energy CT imaging system and Imaging Method
US20150178958A1 (en) * 2013-12-20 2015-06-25 Toshiba Medical Systems Corporation X ray computer tomography apparatus and image processing apparatus
CN104768467A (zh) * 2012-08-17 2015-07-08 北卡罗来纳大学教堂山分校 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
US20160166221A1 (en) * 2014-12-11 2016-06-16 General Electric Company Methods and systems for spectral ct imaging
US20170000437A1 (en) * 2015-06-30 2017-01-05 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic field actuation of detectors in a computed tomography scanner
US20170065240A1 (en) * 2015-09-03 2017-03-09 Yun Zou Fast dual energy for general radiography
US20170215818A1 (en) * 2016-02-03 2017-08-03 General Electric Company High-resolution computed tomography or c-arm imaging

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7826587B1 (en) 2009-09-11 2010-11-02 General Electric Company System and method of fast kVp switching for dual energy CT

Patent Citations (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7268814B1 (en) * 1999-10-05 2007-09-11 California Institute Of Technology Time-delayed-integration imaging with active pixel sensors
US20090161816A1 (en) * 2004-02-27 2009-06-25 General Electric Company Method and system for x-ray imaging
CN101325911A (zh) * 2005-12-08 2008-12-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 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
US20100166139A1 (en) * 2006-03-29 2010-07-01 Koninklijke Philips Electronics N. V. Effective dual-energy x-ray attenuation measurement
US20080079830A1 (en) * 2006-09-28 2008-04-03 Cypress Semiconductor Corporation Time delayed integration CMOS image sensor with zero desynchronization
US20090122954A1 (en) * 2007-11-13 2009-05-14 Herbert Bruder Method for the extrapolation of truncated, incomplete projections for computed tomography
CN101983034A (zh) * 2008-03-31 2011-03-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 基于在用于锥束体积ct乳房x线照相术成像的连续管移动期间无焦斑运动的旋转步进-扫描图像采集的快速断层合成扫描器装置和基于ct的方法
US20100020921A1 (en) * 2008-07-24 2010-01-28 General Electric Company System and method for generating computed tomography images
US20100034344A1 (en) * 2008-08-05 2010-02-11 Hein Ilmar A X-ray computed tomography apparatus
US20100104062A1 (en) * 2008-10-24 2010-04-29 Xiaoye Wu System and method of fast kvp switching for dual energy ct
US20110103554A1 (en) * 2009-11-02 2011-05-05 Xrsciences Llc. Rapidly switching dual energy x-ray source
US20120163530A1 (en) * 2010-12-22 2012-06-28 Paavana Sainath Anode target for an x-ray tube and method for controlling the x-ray tube
US20130266115A1 (en) * 2012-04-04 2013-10-10 Jiahua Fan System and method for multi-energy computed tomography imaging
CN104768467A (zh) * 2012-08-17 2015-07-08 北卡罗来纳大学教堂山分校 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
US20140177794A1 (en) * 2012-12-24 2014-06-26 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University System and method for focal spot deflection
US20140185741A1 (en) * 2012-12-31 2014-07-03 Nuctech Company Limited Multi-energy CT imaging system and Imaging Method
US20150178958A1 (en) * 2013-12-20 2015-06-25 Toshiba Medical Systems Corporation X ray computer tomography apparatus and image processing apparatus
US20160166221A1 (en) * 2014-12-11 2016-06-16 General Electric Company Methods and systems for spectral ct imaging
US20170000437A1 (en) * 2015-06-30 2017-01-05 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic field actuation of detectors in a computed tomography scanner
US20170065240A1 (en) * 2015-09-03 2017-03-09 Yun Zou Fast dual energy for general radiography
US20170215818A1 (en) * 2016-02-03 2017-08-03 General Electric Company High-resolution computed tomography or c-arm imaging

Non-Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
BAOJUN LI: "Dual-Energy CT with Fast-kVp Switching and Its Applications in Orthopedics", OMICS JOURNAL OF RADIOLOGY, 1 August 2013 (2013-08-01) *
CHANG ET AL.: "The Focal Spot Model Based High Spatial Resolution Iterative Reconstruction Method for a Dual-Focus CT", NUCLEAR SCIENCE SYMPOSIUM AND MEDICAL IMAGING CONFERENCE, 15 November 2014 (2014-11-15) *
DUAN ET AL.: "The Influence of Tube Current on X-Ray Focal Spot Size for 70 KV CT Imaging", AAPM 56TH ANNUAL MEETING & EXHIBITION, 24 July 2014 (2014-07-24) *
KACHELRIESS ET AL.: "Flying Focal Spot (FFS) in Cone-Beam CT", IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, vol. 53, no. 3, 31 July 2006 (2006-07-31) *
NOWAK ET AL.: "Time-Delayed Summation as a Means of Improving Resolution on Fast Rotating Computed Tomography Systems.", MEDICAL PHYSICS, vol. 39, no. 4, 30 April 2012 (2012-04-30), XP012160977, DOI: 10.1118/1.3697533 *
徐妙华;陈黎明;李玉同;远晓辉;刘运全;KAZUHISA NAKAJIMA;TOSHI TAJIMA;王兆华;魏志义;赵卫;张杰;: "超短脉冲强激光与固体靶相互作用中Kα射线的实验研究", 物理学报, no. 01, 12 January 2007 (2007-01-12) *
戚玉涵;徐佳鹤;张星梅;葛浙东;李早芳;周玉成;: "基于扇形X射线束的立木CT成像系统", 林业科学, no. 07, 15 July 2016 (2016-07-15) *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116483025A (zh) * 2023-04-23 2023-07-25 赛诺威盛科技(北京)股份有限公司 飞焦点模式下的数据采集系统、方法、电子设备及介质
CN116483025B (zh) * 2023-04-23 2024-03-22 赛诺威盛科技(北京)股份有限公司 飞焦点模式下的数据采集系统、方法、电子设备及介质

Also Published As

Publication number Publication date
US20190216413A1 (en) 2019-07-18
US10610173B2 (en) 2020-04-07
JP2019122772A (ja) 2019-07-25
JP7091262B2 (ja) 2022-06-27
EP3517038A1 (en) 2019-07-31
CN110047114B (zh) 2024-03-29
EP3517038B1 (en) 2020-07-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7778383B2 (en) Effective dual-energy x-ray attenuation measurement
US8483361B2 (en) Anode target for an x-ray tube and method for controlling the x-ray tube
JP5469293B2 (ja) ハイブリッド型コンピュータ断層撮影検出器を使用して画像再構成を行うための方法
US6904118B2 (en) Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT
CN105962959B (zh) 对于虚拟x射线量子能量分布产生图像的方法和拍摄装置
US7734076B2 (en) Material decomposition image noise reduction
US20160324499A1 (en) Methods and systems for metal artifact reduction in spectral ct imaging
JP6513431B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びその制御方法
US20110150183A1 (en) Dual-energy imaging at reduced sample rates
WO2006123581A1 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理プログラム
US11116462B2 (en) X-ray system and method for generating x-ray image in color
US20170215818A1 (en) High-resolution computed tomography or c-arm imaging
US10130325B2 (en) System and method of correcting banding artifacts in cardiac CT
CN110047114A (zh) 用于改善计算机断层扫描中的空间分辨率的系统和方法
CN108601575A (zh) 用于计算机断层扫描的系统和方法
KR101284986B1 (ko) 고해상도 토모신세시스 단면 영상의 재구성 방법 및 그 장치
US8100584B2 (en) Voltage measurement in an imaging system
US20130003912A1 (en) System and method of acquiring computed tomography data using a multi-energy x-ray source
US9629602B2 (en) System and method for ultra-high resolution tomographic imaging
US10492744B2 (en) System and method for motion-free computed tomography
US12016711B2 (en) Multi-spectral x-ray imaging using conventional equipment
Hagen Edge illumination X-ray phase contrast CT

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant