CN111479506A - 用于局部x-射线骨密度断层扫描的方法 - Google Patents

用于局部x-射线骨密度断层扫描的方法 Download PDF

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Abstract

一种用于对患者的骨结构进行表征的方法，获取某一体积的一个或多个2D x‑射线投影图像，方法至少部分地在计算机上执行，其中以两个或更多个光谱频率获取图像内容。处理所获取的x‑射线图像内容以计算对成像的体积内的骨结构进行表征的一个或多个度量。显示所计算的一个或多个度量。

Description

用于局部X-射线骨密度断层扫描的方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2018年8月27日提交且名称为“METHOD FOR LOCAL X-RAY BONEDENSITY TOMOGRAPHY”的国际专利申请号PCT/US2018/048080的权益，所述专利申请以引用的方式整体并入本文，并且要求于2017年8月25日提交且名称为“METHOD FOR LOCAL X-RAYBONE DENSITY TOMOGRAPHY”的美国临时申请序列号62/550,089的权益，所述申请以引用的方式整体并入本文。
发明领域
本公开总体涉及X-射线成像领域，并且更具体地说涉及使用X-射线扫描来确定类骨组织的矿物质密度的牙科设备和方法。
发明背景
对骨矿物质密度(BMD)和牙齿矿物质密度的确定在牙医学中具有重大意义。例如，缺失的牙齿可能会被植入物替代，所述植入物需要将支柱插入到下颌骨或上颌骨中。对骨密度的确定允许改进或最优的植入物放置。牙齿矿物质密度对于评定整体牙齿健康来说是很重要的。牙釉质的脱矿是龋齿的早期迹象。
双能量X-射线吸收法(DXA)使用以两种不同的能量分布获取的二维(2D)投影射线照片来确定骨骼解剖结构的包括例如脊柱、股骨和前臂的目标区域的面积骨密度(参见“Dual Energy X Ray Absorptiometry for Bone Mineral Density and BodyComposition Assessment”，国际原子能机构人类健康丛书No.15,2010)。
定量计算机断层扫描术(QCT)是能够量化骨密度的三维(3D)X-射线成像技术。QCT可以使用单一X-射线能量分布来获得具有可以提供骨密度的准确的亨氏单位或衰减系数的3D图像。QCT还可以使用两种或更多种X-射线源分布或者能量鉴别检测器来确定物质类型和组成。在QCT中，用良好地校准的CT扫描仪扫描对象。对于每次捕获的扫描(投影)I0，在每个检测器像素处的X-射线暴露在不存在对象的情况下是已知的。通过使用例如MonteCarlo计算来校正投影的散射，以确定由对象以及由X-射线系统中的其他物质引起的X-射线散射。从测量到的投影去除所计算的散射。此外，对投影进行校正以对不理想的检测器特性进行补偿。QCT被进一步描述于C.E.Cann的“Quantitative CT for the determinationof mineral density:a review”Radiology第166卷(1988)。
虽然DXA和QCT两者已在骨骼解剖结构的骨密度确定中获得了广泛的临床应用，但是这些方法存在阻止它们在牙科应用中的使用的多种限制。一般而言，常规的DXA不太适合于牙科成像，因为DXA使用无法区分重叠组织的2D投影射线照相术。QCT在适用时尤其是在多光谱情况下提供详细的骨密度信息。遗憾的是，很难将QCT用于牙科临床应用中，其中对患者的仅一个小的目标体积(VOI)，即整个头部的仅一部分进行成像。在小的VOI的情况下，无法完全重建整个扫描对象，这使得不可能完全对散射、射束硬化和为了产生定量CT扫描而必须考虑在内的其他物理过程进行校正。
常规的QCT方法获得有助于对牙齿和许多类型的骨结构的骨密度进行表征的平均信息。然而，由于QCT方法从未提供对骨结构的表征的毛体积密度产生平均值，因此所计算的BMD值缺乏足够的局部尺度信息来对骨小梁进行诊断性评定。
骨小梁具有由微小的不规则间隔的格子状单元(小梁)形成的复杂结构。例如，又被称为“松质骨”的骨小梁形成牙槽突的中心部分，从而提供安放牙齿的凹窝结构。根据骨小梁评分(TBS)针对骨体积量化骨小梁结构。通过与对成像的骨内的像素/体素的毛密度值求平均值的BMD度量进行比较，如由骨纹理所证实，TBS度量对局部骨结构进行了表征。在TBS技术中，使用对小梁厚度和梯度特征的局部测量从外侧的单独的像素/体素对沿着骨质的变化进行采样，以尤其提供对骨强度的度量并且评定骨在承受压力和重量的能力，支撑植入物以及其他特性方面的相对强健性。
特别是牙科应用，TBS在评定颌的一部分是否可以为植入物或其他设备提供足够的结构支撑中显示出了前景。关系到最初放置以及后续骨整合的成功的植入物稳定性在很大程度上取决于具有合适的骨小梁结构。不同于对骨质的平均骨密度进行量化的BMD，TBS对颌的放置有植入物的所述部分的局部结构进行表征。因此，BMD和TBS信息两者的组合产生对骨健康的更准确的表征以及植入成功的指标。
出于这些原因，可以了解到，可以获得用于牙科植入和与患者齿列相关的其他程序的准确的骨矿物质数据(BMD)和骨小梁结构(TBS)表征两者的成像方法将是有价值的。
发明内容
本公开的一个方面是改进牙科成像技术，其中特别关注的是提供对牙齿的骨矿物质密度的定量评定。
本公开的一个目标是提供3D图像，所述3D图像包括对类骨组织的矿物质密度的测量，其中对患者的仅一个局部目标体积(VOI)(例如，小的VOI)进行成像。类骨组织包括但不意图限于牙槽骨、牙齿、皮质骨、骨小梁和/或任何包含矿物质的组织。
本公开的另一方面是完全或至少部分地解决相关领域的前述和其他缺陷。例如，不同于常规的DXA，使用本公开的示例性实施方案获得的密度信息是三维的，从而减少或克服了BMD测量因重叠组织所致的缺点。另外，本公开的示例性实施方案解决了多种情况，其中常规的QCT不太适用，因为患者的仅一个小的VOI可以被完全重建为3D图像。其他优点可以通过能够允许获取组合的BMD和骨小梁结构信息的设备和方法来获得。
本公开的另一方面是完全或至少部分地提供本文描述的优点。
这些目标仅以说明性实例的方式给出，并且这类目标可以例示本公开的一个或多个实施方案。通过所公开的方法固有地实现的其他期望的目标和优点对于本领域技术人员来说可能是可设想的或显而易见的。本发明由所附权利要求限定。
根据本公开的一个方面，提供了一种用于对患者的骨结构进行表征的方法，所述方法至少部分地在计算机上执行并且包括：
a)获取某一体积的一个或多个2D x-射线投影图像，其中以两个或更多个光谱频率获取图像内容；
b)处理所获取的x-射线图像内容以计算对成像的体积内的骨结构进行表征的一个或多个度量；以及
c)显示所计算的一个或多个度量。
附图说明
根据以下对本发明的如附图所示的实施方案进行的更具体的描述，本发明的前述和其他目标、特征和优点将是显而易见的。
附图的元件相对于彼此不一定按比例绘制。为了强调基本结构关系或操作原理，一定程度的夸大可能是必要的。
图1是根据本公开的用于对患者执行x-射线扫描以产生患者的一部分的3D体积重建的牙科成像系统的示意图。
图2是示出根据本公开的一个示例性实施方案的VOI 108的附加细节的示意图。
图3是示出根本公开的一个示例性方法实施方案的流程图。
图4是示出VOI中的示例性质量衰减系数确定的图。
图5是示出根据本公开的一个示例性双光谱方法实施方案的流程图。
图6是示出根据本公开的替代双光谱方法实施方案的流程图。
图7是示出皮质骨和骨小梁的一般位置的下颌的示意图。
图8是示出用于对骨小梁结构进行表征的射线照相成像顺序的逻辑流程图。
图9是示出根据本公开的一个实施方案的使用具有光子计数检测器的光谱CBCT进行骨小梁结构表征的顺序的逻辑流程图。
图10示出了用于光谱成像的口外设备的实施方案。
图11示出了用于光谱成像的口内设备的实施方案。
具体实施方式
以下是参考附图对示例性实施方案进行的详细描述，其中在若干图中的每一个中，相同的附图标记标识相同的结构元件。
在本公开的上下文中使用以下术语的情况下，除非另外指明，否则术语“第一”、“第二”等等不一定表示任何次序、顺序或优先级关系，而是简单地使用来将步骤、元件或元件组彼此更清楚地区分开来。
术语“示例性”指示描述用作实例，而不是暗示所述描述是理想的。术语“主体”和“对象”可以互换地使用以标识牙科设备的对象或图像的主体。
如本文所使用的术语“集合”指代非空集合，因为在初等数学中就广泛地理解了集合中的元素或成员的集体的概念。除非另外明确说明，否则术语“子集”或“部分子集”在本文使用来指代适当的非空子集，即，较大集合的具有一个或多个成员的子集。对于集合S，子集可以包括完全集S。然而，集合S的“适当子集”严格地包含于集合S中并且排除集合S的至少一个成员。“集合的划分”是将集合的元素分组为非空子集，使得每个元素被包括在唯一一个子集中。两个集合在其没有共同的元素时是“不相交的”。
在牙科应用中，为了限制对患者的辐射暴露，通常期望仅扫描有限的VOI。当扫描VOI时，所获取的X-射线投影被视为是截断的，这意味着所有投影可能不包含整个扫描对象。如本文所使用，“VOI”是扫描对象的包含于所有投影中的部分。扫描对象的其余部分仅包含于投影的子集中，并且因此无法完全重建。
在本公开的上下文中，在VOI周围或附近的区域包括对象的包含于不是全部投影，但是包含于大部分投影(诸如至少一半投影)中的体积。对象的这个部分通常可以高准确度进行重建。
根据本公开的某些示例性方法和/或设备实施方案使用VOI内的已知物质来确定VOI内的局部条件并且辅助来确定VOI中类骨组织的矿物质密度。具有已知组成的组织或其他物质被称为“先验”物质，因为在X-射线扫描之前就已知了“先验”物质的组成。确切地说，根据本公开的示例性实施方案使用VOI内的先验物质来提供对所获取的扫描中的X-射线的局部光谱分布的指示，使得可以确定相邻的类骨物质的密度。
根据本公开的一个示例性实施方案，软组织用作“先验”物质，因为软组织具有零矿物质密度并且通常包围类骨组织。然而，根据本公开的示例性方法和/或设备实施方案包括使用VOI中(例如，完全或部分地在其内)或周围的具有已知组成的任何物质来确定VOI中(例如，在已知物质附近)的类骨组织的矿物质密度。因此，如本文所使用，具有已知组成的物质或“先验”物质可以包括但不限于天然存在的组织、已添加的诸如牙冠的物质和/或在扫描的持续时间内插入到对象体积中的物质。
根据本公开的某些示例性方法和/或设备实施方案使用对在VOI内部和/或外部的已知物质的自动分割和分类以便有助于确定类骨组织的矿物质密度。
根据本公开的某些示例性方法和/或设备实施方案可以使用光谱X-射线成像来辅助分割过程以及对类骨物质的密度确定。光谱X-射线成像用具有不同能量谱的两个或更多个X-射线源，或者具有两个或更多个能量仓的能量分解检测器来执行。
在本文描述的所选择的示例性实施方案中，已知的作为软组织的牙龈的BMD为零。使用这个软组织作为先验物质，确立了参考物；处理之后可以计算相邻的类骨组织的未知的BMD。然而，示例性方法和/或设备实施方案意图包括使用具有任何已知的矿物质密度或组成的组织或物质作为先验物质。
如本申请中所使用，重建中的体素值被称为衰减系数。常见做法是使用众所周知的转换因子来将这些值转换为亨氏单位。根据本公开的示例性实施方案包括使用亨氏单位来表示体素值。
图1示出了辐照患者104的牙科成像设备10的X-射线源或X-射线源焦点100。成像设备10可以是例如锥形束计算机断层扫描(CBCT)设备。X-射线源100可以由准直器102准直，使得X-射线仅限于牙科成像设备10的检测器106的区域。X-射线还可以在进入患者之前传递通过滤波器110。当获取X-射线扫描时，X-射线源100、准直器102、滤波器110和检测器106围绕患者移动。通常，X-射线源100围绕固定点112以360度圆移动，所述固定点112通常被称为等深点或旋转轴线(AOR)。一般而言，对于3D图像重建，X-射线源和检测器需要跨越至少180度加上扇形射束角的扫描。目标体积(VOI)108是由X-射线源100在X-射线扫描的所有源焦点位置处辐照的体积。VOI 108可以被完全重建为3D图像，而患者104的在这个VOI108之外的区域仅可以被部分地重建，并且通常被重建为具有失真的几何形状。
根据本申请的示例性实施方案可以使用其他类型的X-射线扫描，包括其中源100以部分圆移动的扫描，这通常被称为“短扫描”。轴线AOR也可以在示例性扫描期间移动，例如以扩大VOI。AOR可以在示例性扫描期间在一个方向上、在两个方向上、或在3个维度上移动，例如以辐照VOI 108。根据本公开的示例性实施方案还意图包括具有多个焦点的一个或多个静止X-射线源(例如，碳纳米管(CNT)X-射线源)的使用。确切地说，本文的示例性实施方案优选地应用于任何X-射线扫描，其中由于在适当大的源位置范围内辐照VOI 108，因此目标体积(VOI)基本上被重建，但是其中大部分对象(例如，患者104)无法被充分地重建。例如，本公开的示例性实施方案意图包括断层融合，其中使用更有限的源角度范围，但是使用高分辨率检测器来扫描对象(例如，VOI 108)。
控制逻辑处理器120与检测器106和控制电路(未示出)进行信号通信以协调辐射发射以及数据获取和处理。显示器124之后可以提供已重建的VOI的显示并且显示BMD的计算值和其他有用的数据，包括可以有助于评定和诊断的信息。
在根据本公开的某些示例性方法和/或设备实施方案中，使用具有不同光谱分布的X-射线图像。例如，在单次扫描期间，X-射线源100的激发电压可以在低值与高值之间变化(例如，快速切换)。此外，滤波器也可以随电压而变化。可选地，两次或更多次单独的扫描可以用来自单个X-射线源的不同光谱执行。在根据本公开的示例性实施方案中，采用超过一个X-射线源和检测器可能是有用的。
另一个示例性实施方案使用具有宽光谱带宽的单个X-射线源以及能够区分X-射线能量的检测器。例如，具有两个或更多个能量仓的光子计数检测器可以优选地用作能够区分X-射线能量的检测器。
图2是示出根据本公开的一个示例性实施方案的具有VOI 108的附加细节的2D透视图的示意图。如图2所示，扫描的患者的头部区域208的在VOI 108外部的一部分通常被较差地成像。这个区域208中的内容是几何失真的，并且患者104的头部的尺寸和边界基本上是未知的。例如，用于牙科成像的VOI 108的尺寸通常为约5x5x5 cm3(125cm3)，而成人患者104的头部具有约3000cm3的体积。因此，示例性VOI实施方案包含少于5％的正常人体头部。在VOI 108内部，存在软组织(ST)200以及具有不同矿物质密度的类骨组织202、204和206。以虚线为界的区域示出了先验体素207。先验体素不需要包括VOI内部的所有非类骨体素。在先验体素207中仅包括被分类为具有已知组成的类型的体素。如图2所示，先验体素207包括在具有不同矿物质密度的类骨组织202、204和206中的每一者附近或周围的软组织(ST)200。
出于描述本文的某些示例性方法和/或设备实施方案的目的，在VOI内部和外部的人体头部优选地被建模为软组织(ST)和羟基磷灰石(HA)的组合。软组织的定义可以有所变化。出于描述本文的示例性实施方案的目的，使用如由国际放射防护委员会100号出版物(International Commission on Radiological Protection,Publication 100)(ICRP100)所描述的软组织200表征。然而，软组织的其他定义可以用于并可以应用于本文的示例性实施方案中。软组织(ST)表示存在于身体(例如，人体)中的脂质、水、肌肉和其他软组织的组合。从放射成像的方面来看，软组织具有可忽略不计的矿物质含量。
出于描述本文的示例性实施方案的目的，类骨组织矿物质含量(例如，具有不同矿物质密度的类骨组织202、204和206)优选地通过矿物质羟基磷灰石(HA)来建模。然而，类骨组织矿物质含量的定义可以有所变化。对象中每个点处的密度ρ具有一个密度值，所述密度值如公式(1)所示是ST和HA的密度(分别为ρST和ρSA)乘以加权因子的总和：
ρ＝fSTρST+fHAρHA (1)
其中如随后更详细地定义，因子fST和fHA分别是软组织和羟基磷灰石的分数值。
使用公式(1)中表述的模型，对象中每个点处的X-射线衰减系数μ由公式(2)给出，
Figure BDA0002465053720000101
其中
Figure BDA0002465053720000102
和
Figure BDA0002465053720000103
分别是ST和HA的质量衰减系数。
本文的示例性实施方案的一个有用的目标是确定VOI 108中的类骨组织的fHA。
应注意到，如果用单色X-射线源扫描诸如整个下颌骨和整个上颌骨之类的整个对象，则射束硬化不是一个问题。诸如滤波反向投影的标准重建方法将产生准确的衰减系数(假设执行了散射校正和检测器校准)。当用单色X-射线源扫描整个对象时，可以使用公式(3)中的额外假设来容易地确定fHA。
fST+fHA＝1 (3)
如果用两个X-射线光谱(双能量)或额外的X-射线光谱扫描对象，则可以放宽公式(3)约束，因为可获得更多数据来用于密度测量。
用于诊断性医学和牙科成像中的X-射线源是多色的，这会导致由所有物质的衰减系数的能量依赖性所引起的射束硬化。如果射束硬化像在常规的QCT实践中一样可以被校正，则可以再次确定因子fHA。
本文的示例性实施方案解决了多种情况，其中X-射线源是多色的并且其中仅VOI而不是整个体积可以被完全重建。没有能力重建完整的对象会减少或有碍于防止执行全部射束硬化校正，因为X-射线在VOI外部从中传递通过的物质(以及因此X-射线谱的范围)是未知的。
用于BMD表征的单光谱实施方案
图3是示出根据本公开的用于计算衰减系数的一个示例性方法实施方案的流程图。如图3所示，在获取步骤300中获取从由牙科X-射线成像设备10对VOI 108进行的扫描中测量到的投影图像。在重建步骤302中处理测量到的投影图像以产生重建350。重建350不仅包括VOI，而且包括大到足以包含患者104的头部内的整个扫描对象的体积。一般而言且在图3中，重建的体素值与X-射线衰减系数成比例。使用理想的检测器，在不存在对象截断、散射和射束硬化的情况下，体素值是对象的密度乘以质量衰减系数的乘积。然而，在典型条件下，重建350(包括已重建的VOI)中的体素值对于推导X-射线衰减系数来说并不足够准确。因此，使用或需要图3的方法实施方案的后续剩余的处理步骤以使得能够为扫描对象的VOI中所包含的类骨组织恢复更准确的密度信息。
步骤302中的重建350优选地使用从测量到的投影中去除散射的方法/设备来产生。示例性散射校正可以包括从每次投影中去除恒定量的散射，散射去除是基于MonteCarlo计算、基于投影的内容的诸如PEP模型的散射估计或其他合适的散射校正方法。
步骤302中的重建方法可以使用滤波反向投影(FBP)。可选地，代数迭代法(ART)具有产生以下重建的优点，对于所述重建，在整个重建中通过正向投影产生的计算出的投影与测量到的投影匹配。这对于本文的示例性方法和/或设备实施方案来说是一项有用的考虑因素，因为在VOI之外，重建350是失真的。然而，示例性ART技术可以准确的x-路径长度密度值产生用于图3的流程图中给出的顺序中的后续步骤中的重建。
在分割步骤304中，对重建350的VOI中的软组织和类骨组织进行分割。在这个示例性实施方案中，只有必要对重建350的VOI中具有已知组成和密度的物质进行分割。在图3中，用作“先验物”的已知物质可以是软组织，或者具有已知组成和已知的矿物质密度的某种其他组织或物质。先验物质是重建体素的子集，其中子集的每个成员具有已知的密度值。可以在步骤304中使用常规的分割方法/设备来识别体素的这个子集。例如，可以像在以下项中描述的那样应用分割：授予Chen等人的名称为“Method and system for toothsegmentation in dental images”的共同受让的美国专利号8,761,493；授予Chen等人的名称为“Method and system for tooth segmentation in dental images”的美国专利号8,929,635；以及授予Chen等人的名称为“Method for teeth segmentation andalignment detection in CBCT volume”的美国专利号9,129,363，所述专利中的每一者以引用的方式整体并入本文。
其他合适的分割技术可以包括但不限于K均值分割、水平集分割和使用snakes的分割。示例性分割方法被描述于Dilpreet Kaur等人的“Various Image SegmentationTechniques:A Review”，International Journal of Computer Science and MobileComputing，2014年5月的第5期的第3卷，第809页至第814页；J.Kuruvilla、D.Sukumaran、A.Sankar和S.P.Joy的“A Review on image processing and image segmentation”，2016International Conference on Data Mining and Advanced Computing(SAPIENCE)，第198页至第203页；以及Sharma N和Aggarwal LM的“Automated medical imagesegmentation techniques”Journal of Medical Physics/Association of MedicalPhysicists of India.2010；35(1):3-14，所述文献全部以引用的方式整体并入本文。
在步骤304中通过分割获得的软组织优选地用作“先验物”。这意味着软组织用作具有已知组成，具有通常为零的矿物质密度的组织。图3的示例性处理顺序因此将具有零矿物质密度的软组织识别为先验物。然而，根据本公开的替代示例性方法和/或设备实施方案可以使用具有已知组成以及因此已知密度的任何物质作为“先验物”。在一个替代实施方案中，诸如对于身体来说是外来的用作成像过程的对象的物质的已知物质可以插入VOI内部或放置在其附近并且放置在成像系统的视场内以用作“先验物”。在步骤304结束时，将VOI的体素的子集标记为先验物。
继续图3的顺序，在分割步骤304之后，在分数图像形成步骤306中产生一个或两个重量分数图像。每个分数图像具有与已重建的3D图像相同的尺寸和相同数量的体素；分数图像是可用于以下的迭代处理计算的数据结构。随着处理的进行，体素的分数图像值更准确地指示由所述体素表示的物质的相对密度和组成。
在步骤306中，出于存储每个体素处的所计算的HA分数的目的，形成具有与VOI重建相同的尺寸的3D HA分数图像。如果公式(3)中的条件不适用，则也形成3D ST分数图像。然后将刚刚形成的HA分数图像和ST分数图像都初始化。例如，对于未被标记为先验物的体素，将HA分数设定为0.0并且将ST分数设定为1.0。对于被识别为先验物的体素，将ST和HA分数设定为其在重建中的已知值。
接着，在计算步骤308中，在每个体素处计算ST和HA质量衰减系数并且计算每个体素的fST和fHA分数的新值。
图4是示出VOI 108中的示例性质量衰减系数确定的图。如图4所示，体素402被示出为是由X-射线408从源焦点404到达所述体素。随着X-射线从焦点404传播到体素402(例如，通过空气和通过患者104的部位)，X-射线的光谱发生变化。这种X-射线光谱变化通常被称为“射束硬化”。X-射线光谱以及因此体素402处的ST和HA的质量衰减系数取决于沿着X-射线408的所有体素处的fST和fHA的值。如果焦点404被描述为第i个焦点并且索引j用于表示沿着X-射线408的连续体素，则在图3顺序的步骤308中的体素402处的ST和HA质量衰减系数具有公式(4)和(5)的形式，
Figure BDA0002465053720000141
Figure BDA0002465053720000142
其中函数Г可以预先计算并且取决于光谱和路径长度。
针对体素计算的有效的ST和HA质量衰减系数是如公式(6)和(7)中所阐明的在X-射线扫描中的所有N个X-射线源焦点位置i上对公式(4)和(5)求平均值的质量衰减值。
Figure BDA0002465053720000143
Figure BDA0002465053720000144
相对于图3顺序，在有效的衰减系数计算步骤310中，使用以上公式(6)和(7)针对每个体素，即针对在VOI内部和外部的体素计算有效的质量衰减系数。在比较步骤318中将计算值与重建350中的值进行比较。
在更新步骤312中，使用公式(3)以及公式(8)和(9)来计算重量分数fST和fHA的新值：
Figure BDA0002465053720000145
使用公式(9)针对所有体素更新fHA的值：
Figure BDA0002465053720000146
其中α是小于1.0的根据经验确定的常数。值μ重建是使用重建体素产生的衰减值。
然后，在比较步骤314和更新步骤316中将约束应用于图3的矿物质密度确定的迭代过程。将局部约束应用于图3的示例性方法实施方案是有重大意义的，因为VOI基本上小于整个对象并且无法使用扫描的投影来准确地恢复整个对象。使用局部约束数据，在先验体素附近的组织可以使得其矿物质密度能够在某种程度的准确度上加以确定。
在图3的比较步骤314中，将fST和fHA的当前值与在步骤304中被识别为先验物的先验体素的已知值进行比较。在更新步骤316中，反向投影当前值和已知值的误差以为位于先验体素与焦点之间的射线上的体素更新fST和fHA值。优选地针对构成步骤300的扫描的所有焦点位置的每个先验体素重复这个过程。
在更新步骤316之后，控制返回到步骤308并且处理进行迭代直到满足比较步骤318中的条件为止。所计算的衰减系数必须接近于重建350中的值，并且先验体素的fST和fHA的值必须接近于其已知值。
在显示步骤320中向执业医师或其他观察者显示骨质密度的计算结果和与用于产生BMD值的计算相关的数据。
用于BMD表征的双能量实施方案
如本文所述，根据本公开的示例性替代方法和/或设备实施方案可以使用具有两个或更多个能量光谱的扫描，或者利用可以将激发的光子分解成两个或更多个能量仓的检测器进行的单次扫描。优选地，能量分解检测器计数入射光子。
图5是示出根据本公开的示例性双光谱方法实施方案的流程图。如图5所示，示例性双光谱方法实施方案使用低能量扫描和高能量扫描的组合。在相应的获取步骤500和501中，获取低能量和高能量X-射线光谱扫描。例如，可以用施加到X-射线源的不同峰值电压(kVp)捕获扫描。另外，高能量扫描可以添加源滤波，以便减少高低X-射线源光谱的光谱重叠。在相应的重建步骤502和503中，重建从低能量扫描和高能量扫描中测量到的投影图像以形成对应的低能量扫描重建和高能量扫描重建。
在邻近类骨物质的VOI中识别“先验”物质，在分类步骤504中针对所述先验物质确定矿物质密度。相对于图3所示的单源光谱方法实施方案中的类似步骤304改进步骤504。低能量和高能量重建的可获得性将步骤504从图像分割操作或技术转换为图像分类操作或技术。仍然可以像在步骤304中那样应用图像分割方法，但是软组织增强型重建和类骨物质增强型重建改进了步骤504中的分割结果。
可以使用常规的图像分类方法，包括但不限于以下项中描述的那些方法：S.S.Nath、G.Mishra、J.Kar、S.Chakraborty和N.Dey的“A survey of imageclassification methods and techniques”2014International Conference onControl,Instrumentation,Communication and Computational Technologies(ICCICCT),Kanyakumari,2014，第554页至第557页；以及S.V.S.Prasad、T.Satya Savithri和Iyyanki V.Murali Krishna的“Techniques in Image Classification；A Survey”，发表于Global Journal of Researches in Engineering:Electrical and ElectronicsEngineering，2015年的第6期第15卷，所述文献以引用的方式整体并入本文。
再次参考图5顺序，在分数图像初始化步骤506中，将ST重量分数图像fST和HA重量分数图像fHA初始化。由于在多光谱情况下，与单光谱成像相比较捕获了更多信息，不需要应用公式(3)中的条件。因此，可以独立地计算ST和HA分数。
在计算步骤508中，针对低能量光谱重建和高能量光谱重建两者在每个体素处计算ST和HA质量衰减系数。还计算ST和HA重量分数fST和fHA。将这些值连同fST和fHA的当前值一起用于后续计算步骤510中以计算所有体素的高低光谱衰减系数。在后续比较步骤518中将这些计算的衰减系数用于所计算的衰减系数与测量到的衰减系数之间的比较。
在更新步骤512中，使用低能量和高能量光谱针对所有体素计算新的重量分数。在应用公式(3)的情况下，由于fHA在两种光谱下都必须具有相同的值，因此如公式(10)中所阐明使用利用低能量和高能量光谱值计算的值的加权平均值：
Figure BDA0002465053720000171
可选地，双能量扫描允许针对其相应的扫描使用公式(11)和(12)来独立地计算fST和fHA两者：
Figure BDA0002465053720000172
Figure BDA0002465053720000173
优选地，像在公式(9)中那样将重量分数仅部分地更新到新值，以降低或阻止图5中的迭代过程变得不稳定或停止于局部最小值处的可能性。
在比较步骤514中比较具有已知组成的先验体素的当前的重量分数。在这个示例性实施方案中，具有已知组成的先验体素是软组织。在比较步骤514中，比较使用被分类为软组织的符合fST＝1和fHA＝0的体素。在更新步骤516中，针对低能量扫描和高能量扫描，反向投影重量分数误差以更新位于每个先验体素与源焦点之间的体素处的值。类似于图3，步骤514和516局部地约束类骨组织的矿物质密度确定的迭代方法以产生位于类骨组织附近的被分类为已知物质的体素的正确值。这种局部约束使得示例性双光谱方法实施方案能够产生类骨组织的正确的重量分数。
在比较步骤518中，将先验体素的已知的重量分数与计算值进行比较，并且将所计算的衰减系数与重建中的值进行比较。当计算值和测量值令人满意地接近时，图5中的迭代计算终止于步骤518处，并且获得每个体素处的类骨物质的组成。在计算步骤520中，产生每个体素520处的HA分数。
根据本公开的示例性实施方案可以使用处于两个或更多个X-射线光谱的扫描和/或能够将X-射线分解为两个或更多个能量仓的检测器来确定X-射线衰减系数的相对值。如本文所述，当扫描的VOI小于扫描对象时，在确定类骨组织的矿物质密度的过程中，使用相对值可以优于使用绝对值。根据本公开的示例性实施方案包括使用衰减系数或亨氏单位的比率、差值和任何其他相对值来确定VOI中的类骨组织的矿物质密度。出于描述一个示例性实施方案的目的，低能量重建与高能量重建之比在公式(13)中被定义为：
Figure BDA0002465053720000181
另外，低能量扫描和高能量扫描的ST和HA质量衰减系数之比在公式(14)-(17)中被如下定义为：
Figure BDA0002465053720000182
Figure BDA0002465053720000183
Figure BDA0002465053720000184
Figure BDA0002465053720000191
其中^符号用于表示质量衰减系数。
图6是示出根据本公开的一个替代实施方案的示例性双光谱方法实施方案的流程图，所述双光谱方法实施方案使用X-射线衰减系数的相对值来确定扫描对象中的类骨组织(例如，VOI中)的矿物质密度。如图6所示，在相应的获取步骤600和601中，获取对象的低能量和高能量X-射线光谱扫描。在计算步骤602中，计算低能量重建与高能量重建比(例如，在公式(13)中)。
在分类步骤604中，将这个比率用于重建中的具有已知组成的物质和至少类骨组织物质的分类中。在捕获的投影被截断的VOI扫描中，衰减系数的绝对值无法可靠地用于图像分类，因为值取决于对象(例如，头部)中的VOI的截断量和位置。相对值的使用可以改进步骤604的分割和分类过程。
在分数图像初始化步骤606中，将每个体素处的ST和HA重量分数初始化。然后在计算步骤608中，在每个体素处计算公式(14)至(17)中的ST和HA质量衰减比。在计算步骤610中，计算衰减比，然后在后续比较步骤618中，将所计算的衰减比与来自重建的在步骤602中计算的测量值进行比较。
在更新步骤612中，计算fST和fHA的新值。当应用公式(3)时，公式(18)
Figure BDA0002465053720000192
用于计算fHA的新值。使用公式(9)来更新当前的重量分数。在相应的比较步骤614和更新步骤616中，更新重量分数以减小先验(例如，被分类为软组织)体素的所计算的重量分数与已知的重量分数之间的误差。控制之后转回到步骤608，直到比较步骤618确定先验体素具有正确的重量分数并且所计算的衰减比与步骤602中的比率匹配(例如，紧密匹配)，然后图6的示例性方法实施方案结束。如果步骤618中的决策是肯定的并且方法结束，则结果是在计算步骤620中输出VOI的类骨组织的所确定的矿物质密度。
表征骨小梁结构
本公开的实施方案还可以使用光谱CBCT来产生骨小梁评分(TBS)或其他合适的度量以对扫描的体积的所识别的骨部分的骨小梁结构进行表征。
光谱射线照相术通过使患者暴露于在一定波长范围内的x-射线辐射来获得图像内容，从而使得对象的特定特性能够使用附加信息来测量。作为至少提供对3-D信息的度量的类型的光谱射线照相术，“光谱CBCT”系统或方法以及光谱断层融合方法和设备通过使用多于一个发射光谱扫描患者来获取多个图像而获取体积图像内容。相对于图1，产生焦点100的x-射线源可通电来引导至少第一波长和第二波长的x-射线辐射通过某一体积。成像检测器被设置为根据至少第一波长和第二波长以及可选地多于两个波长的获取能量来产生图像内容。
如先前针对BMD表征所描述，双能量射线照相术是一种可用于2-D或3-D成像的光谱射线照相模式。被配备成提供双能量扫描的CBCT系统可以通过用在第一光谱上的x-射线能量扫描患者并且用在第二光谱上的x-射线能量扫描患者来操作。这种成像模式可以使用两次单独的扫描，一次扫描处于一个能量光谱，或者可以在对患者的单次扫描中交替在每个光谱上的暴露。用于光谱射线照相术的另一种成像模式使用光子计数检测器。这种类型的检测器允许根据波长进行合并或者其他操作以区分并记录发射能量。
申请人已认识到光谱射线照相术在许多成像模式中获取与骨小梁结构相关的信息的价值。使用光谱射线照相成像获取的组合的骨小梁评分(TBS)和BMD数据可以向执业医师提供对骨组织的比先前已经可获得的表征更准确的表征。
如图7示意性所示，支撑牙齿的两种不同类型的骨结构在牙科成像应用中特别受关注：皮质骨和骨小梁。皮质骨是在小梁外部，并且是致密的而且具有远远高于小梁的密度。在其功能中，皮质骨形成包围骨小梁的连续的外板和内板。在很大程度上负责牙齿的结构附件的总体强度和柔韧性的骨小梁具有由微小的不规则间隔的格子状单元(小梁)形成的复杂的蜂窝状结构。
根据骨小梁评分(TBS)针对骨体积量化骨小梁结构。通过与对成像的骨内的像素/体素的毛密度值求平均值的BMD度量进行比较，如由骨纹理所证实，TBS度量对局部骨结构进行了表征。在TBS成像技术中，可以测量骨密度的局部差异来确定诸如在2D或3D维度上的蜂窝状腔体的厚度和频率的特性。
在对骨小梁的测量中，可以使用对小梁厚度和梯度特征的局部测量从外侧的单独的像素/体素对沿着骨质的变化进行采样，以尤其提供对骨强度的度量并且评定骨在承受压力和重量的能力，支撑植入物以及其他特性方面的相对强健性。
可以使用2D或3D成像方法来评估TBS。图8的逻辑流程图示出了用于对骨小梁结构进行表征的射线照相成像顺序。在图像获取步骤S810中，以两个或更多个频率获取一个或多个2D x-射线投影图像。如前所述，所投影的辐射可以是宽带x-射线，其中辐射跨越25nm或更大的频率范围，并且光子计数检测器允许使用单次暴露来提供多个波长波段。可选地，所投影的辐射可以通过以下方式来产生：对引出第一波长、之后是第二波长以及可选地附加波长的x-射线源进行通电以产生多个图像，针对一个波长产生一个图像。对于诸如光谱CBCT系统的体积成像设备，步骤S810可以相对于被成像的主体在一定角度范围内获取一组单独的2D投影图像。
然后由计算机或对所获取的图像内容执行图像处理的其他控制逻辑处理器执行处理步骤S820。对于2D射线照相设备，这种处理可以提供用于解决例如噪声和散射的问题的标准技术。对于断层融合或3D设备，处理可以产生具有增强的深度信息的对应的断层融合图像或者完整的3D体积图像。处理之后可以分析所获取和处理的图像以便对成像的颌或其他解剖结构的骨结构进行表征。
显示步骤S830然后通过显示器，诸如在显示器显示屏上报告所计算的TBS测量结果，所述显示器设置有成像系统并且与计算机或其他控制逻辑处理器进行信号通信。还可以将计算结果存储或传输到另一个处理器以供后续评估和分析。
参考图8的逻辑流程图描述的全过程可以用于口内成像，其中检测器定位在患者的口内；或者口外成像，其中检测器是在患者外部。
根据图像内容进行的TBS评定可以度量骨小梁的纹理。纹理度量使用对局部骨厚度和纹理的度量，使用成像领域的技术人员已知的纹理度量算法和技术来评估骨。
参考图9的逻辑流程图，示出了根据本公开的一个实施方案的使用具有光子计数检测器的光谱CBCT进行骨小梁结构表征的顺序。在扫描步骤S910中，用在x-射线波长范围内施加的能量扫描患者。检测器获取图像数据，所述图像数据根据特定波长波段进行合并或以其他方式收集。获得至少第一波长波段和第二波长波段的2D投影图像内容，并且可以在重建步骤S920和S922中使用所述2D投影图像内容来形成相应的重建图像。可以获取多于两个波长波段的投影图像，其中针对每个附加波长波段进行对应的体积重建。可选地，可以将单个体积图像提供作为图像重建的结果，从而将从处于不同波长的多次暴露获取的2D图像内容的结果进行组合。
VOI限定步骤S930之后从已重建的图像内容限定VOI。VOI表示骨小梁结构的目标骨物质并且标识每次重建中的相同体素或体素区域。
分类步骤S940根据每次重建中的重建数据对骨组织进行分类。例如，分类步骤S940可以使用常规的自动化或操作者辅助分割工具。表征步骤S950之后处理VOI内容以确定指示骨小梁结构的骨纹理数据并且提供对应的TBS量化。此外，表征步骤S950还可以例如使用来自图5或图6中概述的程序的合适的步骤来提供BMD数据。在这个处理顺序结束时，显示步骤S960显示指示骨小梁结构、BMD或两者的计算结果。可以存储这种数据并且可以将所述数据传输到其他系统或过程。
可以了解到，图9的基本顺序可以适用于光谱断层融合以及光谱CBCT。还可以使用图9处理的子集来为使用光谱射线照相术的2-D成像获得骨质量信息。
作为举例，图10示出了用于口外成像的光谱CBCT成像设备40的实施方案。可伸缩立柱18可针对主体的高度进行调整。以虚线轮廓示出的患者12或其他主体定位在x-射线源30与x-射线成像检测器20之间。X-射线成像检测器20绕可旋转安装架32旋转以便定位检测器20来获得来自源30的在多个角度中的每一个角度处的暴露。与设备40信号通信的控制逻辑处理器120提供TBS计算所需的控制和成像处理功能。
图11示出了用于光谱成像的口内设备50的实施方案。检测器20诸如通过使用具有咬合元件的框架(未示出)而保持在患者的口中。源30诸如使用对准机构(未示出)朝向检测器20定向。
与至少一个示例性实施方案相一致的是，示例性方法/设备可以使用计算机程序，所述计算机程序具有从电子存储器存取的对图像数据执行的存储指令。如图像处理领域的技术人员可以了解，可以由合适的通用计算机系统，诸如个人计算机或工作站利用本文的示例性实施方案的计算机程序。然而，可以使用许多其他类型的计算机系统来执行所描述的示例性实施方案的计算机程序，包括例如一个或联网处理器布置的计算机系统。
用于执行本文描述的某些示例性实施方案的方法的计算机程序可以存储在计算机可读存储介质中。这种介质可以包括例如：磁存储介质，诸如磁盘，诸如硬盘驱动器或可移动装置或磁带；光学存储介质，诸如光盘、光学磁带或机器可读光学编码装置；固态电子存储装置，诸如随机存取存储器(RAM)、或只读存储器(ROM)；或者被采用来存储计算机程序的任何其他物理装置或介质。用于执行所描述的实施方案的示例性方法的计算机程序还可以存储在计算机可读存储介质上，所述计算机可读存储介质通过互联网或其他网络或通信介质连接到图像处理器。本领域技术人员将进一步容易地认识到，这种计算机程序产品的等同物还可以在硬件中构造。
应注意，在本公开的上下文中等同于“计算机可存取存储器”的术语“存储器”可以指代用于存储图像数据并对所述图像数据进行操作，并且可由计算机系统存取的任何类型的临时性或更持久的数据存储工作空间，例如包括数据库。存储器可以使用例如长期存储介质，诸如磁或光学存储装置而为非易失性的。可选地，存储器可以使用电子电路，诸如由微处理器或其他控制逻辑处理器装置用作临时缓冲区或工作空间的随机存取存储器(RAM)而更具易失性性质。显示数据例如通常存储在临时存储缓冲区中，所述临时存储缓冲区可以直接与显示装置相关联并且根据需要定期地更新以便提供显示数据。这种临时存储缓冲区也可以被视为是一种存储器，就像本公开中使用所述术语一样。存储器还用作数据工作空间以执行计算和其他处理并且存储它们的中间和最终结果。计算机可存取存储器可以是易失性的、非易失性的或易失性和非易失性类型的混合组合。
将理解，本文的示例性实施方案的计算机程序产品可以利用众多周知的各种图像操纵算法和/或处理。将进一步理解，本文的示例性计算机程序产品实施方案可以采用本文未确切示出或描述的可用于实现的算法和/或处理。这类算法和处理可以包括在图像处理领域的普通技术人员认知内的常规实用工具。这类算法和系统的附加方面，以及用于产生并另外处理图像或者与本公开的计算机程序产品共同操作的硬件和/或软件在本文中未确切地示出或描述，并且可以从本领域已知的这类算法、系统、硬件、部件和元件中选择。
根据本公开的示例性实施方案可以包括本文描述的各种特征(单独地或组合)。
虽然已相对于一种或多种实现方式说明了本发明，但是可以在不脱离所附权利要求的精神和范围的情况下对所示的实例进行替代和/或修改。此外，虽然已相对于若干实现方式/示例性实施方案中的仅一个公开了本发明的特定特征，但是如对于任何给定或特定功能来说可能期望或有利的，这种特征可以与其他实现方式/示例性实施方案的一个或多个其他特征进行组合。术语“一个”或“…中的至少一个”用于表示可以选择的列出项中的一个或多个。术语“约”指示列出的值可以略微改变，只要改变不会导致过程或结构不符合所示的示例性实施方案即可。另外，“示例性”指示描述用作实例，而不是暗示所述描述是理想的。通过考虑本文公开的发明的说明书和实践，本发明的其他实施方案对于本领域技术人员而言将是显而易见的。本说明书和实例意图仅被视作是示例性的，其中本发明的真实范围和精神由所附权利要求指明。

Claims (23)

1.一种用于对患者的骨结构进行表征的方法，所述方法至少部分地在计算机上执行并且包括：
a)获取某一体积的一个或多个2D x-射线投影图像，其中以两个或更多个光谱频率获取图像内容；
b)处理所获取的x-射线图像内容以计算对成像的体积内的骨结构进行表征的一个或多个度量；以及
c)显示所计算的一个或多个度量。
2.如权利要求1所述的方法，其中获取所述一个或多个x-射线投影图像包括使用口外辐射检测器。
3.如权利要求1所述的方法，其中获取所述一个或多个x-射线投影图像包括使用口内辐射检测器。
4.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容包括重建断层融合图像。
5.如权利要求4所述的方法，所述方法还包括识别目标体积。
6.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容包括重建3D层析图像。
7.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容包括从所述一个或多个2D投影图像计算所述一个或多个度量。
8.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容包括计算骨矿物质密度。
9.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容包括计算骨小梁评分。
10.如权利要求1所述的方法，其中处理所述所获取的x-射线图像内容还包括识别类骨组织。
11.一种用于对患者的骨结构进行表征的方法，所述方法至少部分地在计算机上执行并且包括：
a)以两个或更多个光谱频率获取某一体积的多个x-射线投影图像；
b)使用所述多个x-射线投影图像来重建所述体积的至少一部分；
c)在所述体积的重建部分内识别目标体积(VOI)；
d)对所述VOI内的类骨组织和软组织进行分类；
e)从重建数据计算骨密度和骨结构中的至少一者；以及
f)显示所计算的值。
12.如权利要求11所述的方法，其中在口内检测器上获取所述一个或多个投影图像。
13.如权利要求11所述的方法，其中在口外检测器上获取所述一个或多个投影图像。
14.如权利要求11所述的方法，其中计算限定骨小梁评分。
15.如权利要求11所述的方法，其中计算限定骨矿物质密度测量结果。
16.如权利要求11所述的方法，其中获取所述一个或多个x-射线投影图像包括使用断层融合成像系统。
17.如权利要求11所述的方法，其中获取所述一个或多个x-射线投影图像包括使用计算机断层扫描成像系统。
18.如权利要求11所述的方法，其中获取所述一个或多个x-射线投影图像包括使用锥形束计算机断层扫描成像系统。
19.如权利要求11所述的方法，其中分类包括使用图像分割算法。
20.如权利要求11所述的方法，其中所述两个或更多个光谱频率相差超过25nm。
21.一种牙科成像设备，所述牙科成像设备包括：
a)x-射线源，所述x-射线源可通电来将至少处于第一波长和处于第二波长的x-射线辐射引导通过某一体积；
b)成像检测器，所述成像检测器被设置为根据所述至少所述第一波长和所述第二波长的获取能量来产生图像内容；
c)处理器，所述处理器根据存储指令来编程以：
(i)以所述至少第一波长和第二波长获取所述体积的多个x-射线投影图像；
(ii)使用所述多个x-射线投影图像来重建所述体积的至少一部分；
(iii)在所述体积的重建部分内识别目标体积(VOI)；
(iv)对所述VOI内的类骨组织和软组织进行分类；
(v)从重建数据计算骨密度和骨结构中的至少一者；以及
d)显示器，所述显示器与所述处理器进行信号通信并且被配置成显示来自所述处理器的所计算的值。
22.如权利要求21所述的设备，其中所述第二波长与所述第一波长相差超过25nm。
23.如权利要求21所述的设备，其中所述检测器是光子计数检测器。
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