CN116367781A - 用于多源体积光谱计算机断层扫描的系统、设备及方法 - Google Patents

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Abstract

一种多源体积光谱计算机断层扫描成像设备，包括具有多个空间分布的X射线焦斑的X射线源阵列、具有光圈阵列的X射线束准直器，其中每个光圈限定来自对应X射线焦斑的辐射以照射对象的对应片段、数字区域X射线探测器、以及使X射线源阵列和探测器围绕对象旋转的机架。电子控制单元激活来自X射线焦斑的辐射，以随着机架围绕物体旋转时多次扫描物体。这些图像被用于重构具有减少的散射辐射的对象的体积CT图像。对于双能和多能成像，来自每个焦斑的辐射由对应的光谱滤波器进行滤波以优化其能量谱。

Description

用于多源体积光谱计算机断层扫描的系统、设备及方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2020年10月9日提交的美国临时专利申请序列号63/089,875的权益和优先权，其公开内容通过引用以其整体纳入本文。
技术领域
本文所公开的主题总体涉及计算机断层扫描(computed tomography，CT)成像。更具体地，本文所公开的主题涉及多源体积光谱CT成像。
背景技术
自从大约五十年前问世以来，计算机断层扫描(CT)在成像技术方面经历了巨大的进步，并且在临床应用方面也有所增长。近年来，作为一种体积3D成像模态的锥形束CT(cone-beam CT，CBCT)在包括用于放射治疗的机载图像引导(on-board image guidancefor radiation therapy，IGRT)、用于手术引导的术中成像、颌面部放射学以及肢体成像在内的领域中已经发现了越来越多的应用。
在CBCT中，来自X射线源的辐射被准直到圆锥形几何形状以覆盖大的感兴趣区域(region-of-interest，ROI)。使用大面积平板探测器(flat-panel detector，FPD)，利用X射线源-探测器对在开放式机架中的单次旋转来采集完整的体积数据集，消除了在常规扇形束CT中平移患者的需要。与扇形束CT相比，CBCT的其他优势包括占地面积小、移动性强和辐射剂量低。这使得CBCT对图像引导的治疗特别有吸引力。机载CBCT正被用于现代放射治疗中的病人安置、剂量验证和自适应重规划。基于C臂的CBCT给手术室带来了3D成像能力，导致术中成像取得了重大进步。
CBCT以相对较低的成本和较低的辐射剂量提供了具有最小的失真和改善的图像锐化的颅骨和牙列的颌面部区域的三维(3D)表示。自从20年前FDA批准以来，它已经在牙科领域得到广泛应用。由CBCT执行的临床任务的示例包括牙科种植和正畸治疗计划，以及牙髓和病理状况的评估。
CBCT有数个已知的限制，包括：(1)高散射辐射，(2)强烈金属诱导的成像伪迹，和(3)降低图像质量且损害其诊断准确性的各种锥形束图像伪迹。
然而，在待成像的解剖结构中和/或其上存在强烈金属诱导的成像伪迹，这在CBCT的使用中表现出明显的限制。在所有已知的基于CBCT的成像技术和系统中，由常见金属结构的存在所引起的强X射线衰减，特别是在牙科应用中经常遇到的金属牙科修复和种植，导致射束硬化和光子不足。这种现象导致使用CBCT产生的重构3D图像中的例如以条纹和光晕形式的成像伪迹。这样的金属诱导的成像伪迹降低了图像质量，损害了诊断准确性，而且使牙科CBCT完全无效，例如，在种植体的骨结合的术后评估中。众所周知，各种后处理技术已被研究用于金属伪迹减少(metal artifact reduction，MAR)，然而，这些算法的结果已被证明对于其预期目的通常是不可行的。
发散的锥形束也引入了混叠伪迹和截断误差。由于高散射辐射和图像伪迹，已知CBCT低估了CT亨氏单位(Hounsfield Unit，HU)。
已知使用双能CT(dual-energy CT，DECT)数据集在高虚拟单能能量下合成的虚拟单能图像(Virtual monoenergetic image，VMI)会减少金属伪迹，特别是对于诸如牙科种植体的小金属对象。
利用在两种不同的多色能量谱下所获得的图像，DECT使能进行更多的定量分析，包括确定光电效应和康普顿效应对衰减系数的贡献，合成虚拟单能图像(VMI)，计算有效原子序数和有效电子密度，以及在不增加患者的X射线曝光水平的情况下，更准确地确定CT亨氏单位。双能成像也被用于其他X射线成像模态，包括对比增强双能断层合成。
已经开发了数种技术用于DECT成像，其示例在图13A-D中显示出。在图13A中，双源CT(dual source CT，DSCT)系统使用在不同管电压(kVp)下操作的两个X射线管以及两个能量积分探测器(energy integrating detector，EID)。在图13B的系统中，单个X射线管在低能(LE)与高能(HE)之间的快速kVp切换被用于产生两个多色谱。在图13C的系统中，使用了分裂滤波器CT，其具有单个X射线源和两个相邻的滤波器。图13D的系统是具有能量灵敏度探测器的CT成像系统。
然而，这些双能成像系统中的每一个都有与构建和操作这样的DECT系统所需的设备成本显著增加相关联的重大缺陷。另外，图13A-D所示的示例每个已知DECT系统具有与其相关联的各种技术限制。在DSCT中，在独立控制管电流和kVp以平衡辐射剂量和用于解剖剂量调制的情况下，LE谱和HE谱可以同时生成，并且可以通过引入单独的滤波器来进一步优化。然而，在这种使用两个X射线管和探测器以及其他必要的附加电子设备的已知的DECT系统中，已知这种系统与单能CT系统相比要昂贵得多。
约60kV数量级的快速kVp切换也需要安装和使用昂贵的电子设备以将功率水平调制到这种程度。由这样的快速切换产生的kVp曲线也明显偏离用于CT成像的理想阶跃函数，这导致在定量分析中引入了不确定性和/或误差。通过使用常见的滤波，与DSCT相比，LE谱和HE谱具有实质上更多的重叠，这导致材料分解的精度降低。
使用目前已知的技术，难以在快速改变管电流的同时改变kVp，这导致与HE谱相比，LE谱中的光子通量低得多，而成像噪声高得多。另外，用于患者辐射剂量减少的解剖学剂量调节是具有挑战性的。在分裂滤波器DECT中，每个射束在轴线方向上仅覆盖探测器宽度的一半，并且具有比使用DSCT更小的能量分离。因此，有必要显著增加X射线输出，以补偿由使用这样的谱滤波器而产生的额外衰减。LE与HE谱之间增加的谱重叠也降低了组织区分的效率和精度。虽然在发展能量敏感探测器诸如光子计数探测器方面取得了重大进步，但是与这种探测器相关联的成本明显高于常规使用的能量积分探测器，并且已知这种探测器还会遭受光子堆积和串扰。
大多数已知的DECT系统都是基于扇形束几何形状的，并且DECT系统由于与其相关联的高成本在牙科诊所中并不常见。双能CBCT(DE-CBCT)最近被引入用于需要快速kVp切换和光谱滤波两者的牙科成像。随着成本的增加，由于大的圆锥角，高散射辐射仍然存在。
为了解决现有技术成像技术中已知的缺点，本文公开了一种新的锥形束CT成像系统和方法。
发明内容
根据本公开，提供了一种体积光谱计算机断层扫描(CT)成像设备，该设备包括：X射线源阵列，包括M个空间分布的X射线焦斑(focal spots)；X射线束准直器，其附接到该X射线源阵列，其中，该X射线束准直器包含光圈阵列，每个光圈被配置为限定来自对应X射线焦斑的X射线辐射以照射待成像对象的对应片段；数字区域X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成被成像对象的X射线图像，其中，该数字区域X射线探测器被定位在对象相对于X射线源阵列的相反侧上；机架(gantry)，被配置为使X射线源阵列和数字区域X射线探测器围绕对象旋转，其中，空间分布的X射线焦斑基本上沿机架的旋转轴线方向或沿机架的旋转方向对准；电子控制单元，其激活M个X射线焦斑以随着机架围绕对象旋转时扫描对象N次；以及一个或多个处理系统，被配置为处理原始N×M个投影图像以重构对象的体积CT图像。
在一些实施例中，来自每个焦斑的辐射被配置为由对应的光谱滤波器进行滤波。
在一些实施例中，仅焦斑的子集被用于采集用于CT图像重构的投影图像。
在一些实施例中，其中，X射线焦斑被划分成第一集合和第二集合；其中来自第一集合中的焦斑的X射线束由被配置为产生具有第一均值X射线光子能量的光谱的第一滤波材料进行滤波，并且第二集合中的X射线束由被配置为产生具有第二均值X射线光子能量的光谱的第二滤波材料进行滤波，第一均值X射线光子能量不同于第二均值X射线光子能量；并且其中，从第一集合和第二集合采集到的两个投影图像集合足以重构在每个不同的X射线光谱处的整个对象的体积CT图像。
在一些实施例中，第一均值X射线光子能量低于第二均值X射线光子能量；并且对使用第一均值X射线光子能量和第二均值X射线光子能量捕获的两个投影图像集合进行处理，以获得对象的双能CT图像。
在一些实施例中，对两个投影图像集合进行处理，以获得在任何期望虚拟单色能量处的对象的虚拟单色能量CT图像。
在一些实施例中，X射线焦斑被划分成多个集合，其中来自每个集合中的X射线焦斑的X射线束由唯一光谱滤波器进行滤波以产生唯一X射线能量谱；来自每个集合的X射线束基本上照射整个视场(field of view，FOV)，以在一次机架旋转中生成用于CT重构的一个完整的投影图像集合；并且多个能量处的多个投影图像集合被用于多能CT图像重构。
在一些实施例中，来自多个焦斑的X射线束被配置为被顺序地激活；其中对于每次X射线曝光，对象的对应片段的投影图像被形成在数字区域X射线探测器的对应片段上；并且其中数字区域X射线探测器被配置为：拒绝在数字区域X射线探测器的对应片段之外记录的作为散射辐射的任何X射线光子。
在一些实施例中，具有多个X射线焦斑的X射线源阵列被容纳在一个公共真空外壳中，该外壳具有一个细长阳极或多个阳极。
在一些实施例中，X射线源阵列是基于碳纳米管的场发射X射线源阵列。
在一些实施例中，来自每个焦斑的X射线束被配置为完全覆盖对象；并且其中，对象的N×M个投影图像被配置为要被用于对象的断层扫描或断层合成图像重构，其相当于来自焦斑的2D区域阵列的断层扫描或断层合成图像重构。
在一些实施例中，数字区域X射线探测器使用动态带读取方法，或感兴趣区域(ROI)读出，以提高数字区域X射线探测器的数据读出速度；其中，在来自每次准直的X射线束的曝光之后，只有接收到初级透射的X射线光子的数字区域X射线探测器的“带(band)”或ROI由数字区域X射线探测器读取，而不是读取和透射数据量的整个探测器。
在成像设备的一些实施例中，数字区域X射线探测器使用动态感兴趣区域(ROI)读出方法，以提高数字区域X射线探测器的数据读出速度；并且在来自每次准直的X射线束的曝光之后，只有接收到初级透射的X射线光子的数字区域X射线探测器的“带(band)”或ROI由数字区域X射线探测器而不是整个探测器读取。
在一些实施例中，与每个X射线源(焦斑)相关联的每个探测器带的精确位置是根据成像系统的配置预先确定的，其中软件自动地确定对于每次特定X射线曝光的待读取的数字区域X射线探测器的区域。
在一些实施例中，N×M个投影图像被视为使用基于模型的迭代重构方法的用于体积CT重构的一个完整数据集合，其中用于N×M个投影图像的X射线焦斑的位置是在系统校准期间预先确定的。
在一些实施例中，重构的CT图像以医学数字成像和通信(Digital ImagingandCommunications in Medicine，DICOM)格式存储，并且可以使用第三方软件包进行查看、分析和存储。
在另一方面，提供了一种体积光谱计算机断层扫描成像设备，具有增加的对比度分辨率和减少的金属诱导的成像伪迹，该设备包括：X射线源阵列，其包括被封闭在同一真空外壳中的M个空间分布的X射线焦斑，其中空间分布的焦斑被划分成两组，其中来自每组的X射线辐射由对应的光谱滤波材料进行滤波以产生不同的能量谱；X射线束限定设备，其附接到该X射线源阵列，其中该X射线束限定设备包括：光圈阵列，每个光圈被配置为限定来自对应X射线焦斑的X射线辐射以形成具有窄圆锥角来照射对象的对应片段的扇形束形状，其中来自每组焦斑的辐射共同地覆盖整个视场(FOV)；机架，被配置为使X射线源阵列和数字区域X射线探测器围绕对象旋转；电子控制单元，被配置为激活M个X射线焦斑，每次一个或多个射束，以随着机架围绕对象旋转时扫描对象N次，并且对于每次X射线曝光，被配置为读出被记录在数字区域X射线探测器的对应区域上的图像，以及被配置为拒绝在数字区域X射线探测器的区域之外接收到的散射的X射线光子；以及一个或多个处理系统，被配置为处理由来自每组焦斑的辐射曝光形成的投影图像以重构对象的两个体积CT图像数据集，每个体积CT图像数据集取自不同的均值X射线光子能量处，该一个或多个处理系统还被配置为在减少的金属诱导的成像伪迹情况下的期望能量级下合成虚拟单能CT图像数据集；其中，空间分布的X射线焦斑基本上沿机架旋转轴线方向对准。
在另一方面，提供了一种用于执行对象的体积光谱计算机断层扫描(CT)成像的方法，该方法包括：提供一种体积光谱计算机断层扫描成像设备，包括：X射线源阵列，包括M个空间分布的X射线焦斑；X射线束限定器，其附接到该X射线源阵列，其中该X射线束限定器包含光圈阵列，每个光圈被配置为将来自对应X射线焦斑的X射线辐射限定到具有窄圆锥角来照射待成像对象的对应区段的扇形束；数字区域X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成被成像对象的X射线图像，其中该数字区域X射线探测器被定位在对象相对于X射线源阵列的相反侧上；以及机架，其被配置为使X射线源阵列和数字区域X射线探测器围绕对象旋转，其中空间分布的X射线焦斑基本上沿机架的旋转轴线方向对准；激活M个X射线焦斑以扫描对象N次；在激活X射线焦斑的同时围绕对象旋转机架；由对应的光谱滤波器对来自每个焦斑的辐射进行滤波；以及使用一个或多个处理器处理N×M个投影图像以重构对象的体积CT图像。
在一些实施例中，该方法还包括：仅使用焦斑的子集以采集用于CT图像重构的投影图像。
在一些实施例中，X射线焦斑被划分成第一集合和第二集合；其中，来自第一集合中的焦斑的X射线束由被配置为产生具有第一均值X射线光子能量的光谱的第一滤波材料进行滤波，并且第二集合中的X射线束由被配置为产生具有第二均值X射线光子能量的光谱的第二滤波材料进行滤波，第一均值X射线光子能量不同于第二均值X射线光子能量；并且其中，从第一集合和第二集合采集到的两个投影图像集合足以重构在每个不同的X射线光谱处的整个对象的体积CT图像。
在一些实施例中，处理N×M个图像包括：处理使用第一均值X射线光子能量捕获的图像和使用第二均值X射线光子能量捕获的图像以获得对象的单个体积CT图像。
在一些实施例中，第一均值X射线光子能量低于第二均值X射线光子能量；并且其中，对使用第一均值X射线光子能量和第二均值X射线光子能量捕获的两个投影图像集合进行处理，以获得对象的双能CT图像。
在一些实施例中，对两个投影图像集合进行处理以获得在任何期望能量处的对象的一个或多个虚拟单色能量CT图像。
在一些实施例中，X射线焦斑被划分成多个集合，其中来自每个集合中的X射线焦斑的X射线束由唯一光谱滤波器进行滤波以产生唯一X射线能量谱；并且其中来自每个集合的X射线束基本上照射整个视场(FOV)，以在一次机架旋转中生成用于CT重构的一个完整的投影图像集合。
在一些实施例中，该方法还包括：顺序地激活来自多个焦斑的X射线束；其中，对于每次X射线曝光，对象的对应片段的投影图像被形成在数字区域X射线探测器的对应片段上；并且其中数字区域X射线探测器被配置为：拒绝在数字区域X射线探测器的对应片段之外记录的作为散射辐射的任何X射线光子。
在一些实施例中，具有多个X射线焦斑的X射线源阵列被容纳在一个公共真空外壳中，该外壳具有一个细长阳极或多个阳极。
在一些实施例中，X射线源阵列是基于碳纳米管的场发射X射线源阵列。
在一些实施例中，来自每个焦斑的X射线束被配置为完全覆盖对象；并且对象的N×M个投影图像被配置为要被用于对象的断层扫描或断层合成图像重构，其相当于来自焦斑的2D区域阵列的断层扫描或断层合成图像重构。
在另一方面，提供了一种双能计算机断层扫描(CT)成像设备，该成像设备包括：X射线发生器，包括X射线源，其具有至少一个阴极和至少一个阳极并且被配置为从第一焦斑和第二焦斑发射X射线辐射以对对象进行成像；以及第一光谱滤波器和第二光谱滤波器，其中该第一光谱滤波器被配置为对来自第一焦斑的X射线辐射进行滤波以产生具有低均值能量的低能(LE)X射线辐射，并且其中第二光谱滤波器被配置为对来自第二焦斑的X射线辐射进行滤波以产生高能(HE)X射线辐射，其中HE X射线辐射具有比LE X射线辐射更高的均值能量；X射线束准直器，其被配置为将LE X射线辐射和HE X射线辐射限定到对象上、对象中和/或对象周围的基本上相同感兴趣区域；X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成对象的X射线图像，其中该X射线探测器被定位在对象相对于X射线源的不同侧上；机架，被配置为使X射线源和X射线探测器围绕对象旋转；控制器，其被配置为(1)随着X射线源和X射线探测器围绕对象旋转时按交替曝光模式多次激活LE X射线辐射和HE X射线辐射，使得对象的LE投影图像由X射线探测器针对LE X射线辐射的每次曝光进行记录，以及(2)对象的HE投影图像由X射线探测器针对HE X射线辐射的每次曝光进行记录；以及激活和编程LE X射线辐射的曝光水平和HE X射线辐射的曝光水平，其中LE X射线辐射的曝光水平独立于HE X射线辐射的曝光水平；以及一个或多个处理系统，被配置为使用LE投影图像和HE投影图像来重构对象的双能CT图像。
在一些实施例中，该X射线源的至少一个阴极至少包括第一阴极和第二阴极，每个阴极被配置为以电子束形式发射电子，其中至少一个阳极仅是一个阳极，其中第一焦斑和第二焦斑在该阳极上，其中第一阴极被定位成使得从第一阴极发射的电子束入射到第一焦斑处的阳极上，并且其中第二阴极被定位成使得从第二阴极发射的电子束入射到第二焦斑处的阳极上。
在一些实施例中，该X射线源的至少一个阴极至少包括第一阴极和第二阴极，每个阴极被配置为以电子束形式发射电子，并且其中该X射线源的至少一个阳极至少包括第一阳极和第二阳极。
在一些实施例中，第一阳极和第二阳极连接到公共电馈通。
在一些实施例中，该成像设备包括一种设备，其电连接到第一阳极，以在相同电势由电源通过电馈通被施加到X射线发生器时，相比于第二阳极和第二阴极之间的电势，降低第一阳极与第一阴极之间的电势。
在一些实施例中，该设备是电阻器。
在一些实施例中，该电阻器是真空兼容的电阻器。
在一些实施例中，该电阻器与第一阳极串联连接，以降低从第一阳极发射的X射线辐射的能量。
在一些实施例中，随着机架使X射线源和X射线探测器围绕对象旋转时按交替曝光模式多次激活LE X射线辐射和HE X射线辐射在机架的单次旋转中生成了用于双能CT重构的两个投影图像集合。
在一些实施例中，两个投影图像集合中的第一集合是LE投影图像，并且两个投影图像集合中的第二集合是HE投影图像。
在该设备的一些实施例中，该X射线源的至少一个阴极至少包括第一阴极和第二阴极，每个阴极被配置为以电子束形式发射电子，其中至少一个阳极包括一个阳极或两个单独的阳极，其中第一焦斑和第二焦斑在公共阳极或两个单独的阳极上，其中第一阴极被定位成使得所发射的电子束入射到第一焦斑上，并且其中第二阴极被定位成使得所发射的电子束入射到第二焦斑上。
在该成像设备的一些实施例中，第一阳极和第二阳极连接到公共电馈通。
在一些实施例中，该成像设备包括一种设备，其电连接到第一阳极，以在相同电势由电源通过电馈通被施加到所述X射线发生器时，相比于第二阳极和第二阴极之间的电势，降低第一阳极与第一阴极之间的电势。
在该成像设备的一些实施例中，该设备是电阻器。
在该成像设备的一些实施例中，该电阻器与第一阳极串联连接，以降低从第一阳极发射的X射线辐射的能量。
在一些实施例中，至少一个阴极是电子场发射阴极。
在一些实施例中，至少一个阴极是基于碳纳米管的电子场发射阴极。
在一些实施例中，控制器被配置为独立地对LE X射线辐射的曝光水平和HE X射线辐射的曝光水平进行编程，使其具有基本相似的成像剂量以降低成像噪声。
在一些实施例中，X射线源至少包括连接到第一阳极的较低kV电源和连接到第二阳极的较高kV电源。
在一些实施例中，至少一个阳极至少包括第一阳极和第二阳极，第一阳极包括与第二阳极材料不同的阳极材料，使得第一阳极和第二阳极生成两种不同的X射线光谱。
在另一方面，提供了一种多能计算机断层扫描(CT)成像设备，该成像设备包括：X射线源，其具有至少一个阴极和至少一个阳极，并且被配置为从多个焦斑发射X射线辐射以对对象进行成像；多个光谱滤波器，该光谱滤波器中的每一个都被定位成使得从多个焦斑中的每一个发射的X射线辐射由多个光谱滤波器中的对应一个进行滤波以产生具有唯一光谱的辐射；X射线束准直器，其被配置为将从多个焦斑中的每一个发射的X射线辐射限定到对象上、对象中和/或对象周围的基本上相同感兴趣区域；X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成对象的X射线图像，其中该X射线探测器被定位在对象相对于X射线源的不同侧上；机架，被配置为使X射线源和X射线探测器围绕对象旋转；控制器，其被配置为(1)随着X射线源和X射线探测器围绕对象旋转时按顺序曝光模式多次激活X射线源以提供来自多个焦斑中的一个的X射线辐射，使得对象的投影图像由X射线探测器针对X射线辐射的每次曝光记录进行记录；以及(2)顺序地激活和编程来自多个焦斑中的一个或多个的X射线曝光的曝光水平，其中，每个X射线辐射的曝光水平独立于其他X射线辐射；以及一个或多个处理系统，被配置为使用投影图像来重构对象的多能CT图像。
在一些实施例中，至少一个阴极包括多个电子场发射阴极，并且至少一个阳极包括多个阳极。
在一些实施例中，多个阳极中的每个阳极连接到电阻器，该电阻器被配置为调节电阻器所连接的阳极与多个阴极中的对应一个之间的电势。
在一些实施例中，电阻器被配置为调节从阳极电源向多个阳极中的每一个提供的公共电势。
在一些实施例中，X射线源包括连接到对应或相同数量的至少一个阳极的多个电势输入。
在一些实施例中，X射线源包括用于至少一个阴极中的每一个的阴极束聚焦结构。
在一些实施例中，该成像设备包括电源，该电源被配置为向至少一个阳极中的每一个供应电势。
在一些实施例中，该成像设备包括串联连接在至少一个阳极的阳极与电源之间的电阻器，该电阻器被配置为降低被提供给该电阻器所连接的阳极的电势。
在一些实施例中，该控制器被配置为改变电阻器的电阻，以根据电阻的变换而改变被提供给该电阻器所连接的阳极的电势。
在一些实施例中，用于至少一个阴极中的每个阴极的电子束聚焦结构被配置成使得在电阻器所连接的阳极与至少一个阴极的对应阴极之间的电势由控制器改变时，多个焦斑具有基本相似的焦斑尺寸。
虽然在上文已经陈述了本文所公开的主题的一些方面，并且这些方面全部或部分地由当前所公开的主题实现，但是当结合如下文最佳描述的附图时，其他方面随着该描述进行将变得显而易见。
附图说明
图1A显示了示例现有技术基于锥的计算机断层扫描(CBCT)成像设备。
图1B显示了用于牙科成像的现有技术CBCT设备的另一个示例实施例。
图1C示意性地显示了合并到放射治疗设备中的现有技术机载CBCT成像系统的另一个示例实施例。
图2A示意性地显示了使用现有技术CBCT设备的示例实施例生成用于对人体内部的解剖或其他结构进行成像的锥形束。
图2B是用于现有技术CBCT设备的圆锥角与散射辐射的图形表示。
图3A是一组图像，左边的图像是使用现有技术CBCT设备生成的，右边的图像是使用现有技术扇形束CT设备生成的，这组图像显示了与常规CT成像相比的CBCT成像中的低对比度分辨率。
图3B是使用现有技术CBCT设备获得的CBCT重构的患者图像，在其中金属伪迹或结构存在于成像期间的样本中。
图4A示意性地显示了根据本文中公开内容的体积光谱计算机断层扫描(mSCT)成像设备或系统的示例实施例。
图4B示意性地显示了根据本文中公开内容的来自平板探测器上的阵列中的准直的源的X射线束，如在mSCT成像设备中使用的。
图5是显示了根据本文中公开内容的mSCT成像设备的数据采集过程的示例的时序图的示例图示。
图6示意性地显示了根据本文中公开内容的使用mSCT的对象的双能CT(DECT)成像的示例实施例。
图7是包含根据本文中公开内容的示例mSCT成像设备在单能模式和双能模式下的估计的成像参数以及常规CBCT的估计的成像参数的表格。
图8A是显示已知CNT X射线源阵列的示例实施例的工作机制的示意图。
图8B是包括在外壳内部以线性阵列布置的多个X射线源的已知牙科CNTX射线源阵列的示例实施例。
图8C是线性CNT X射线源阵列的示例性实施例中的时间与阴极电流的曲线图。
图9示意性地显示了根据本文中公开内容的使用具有两个阴极、两个焦斑和两个光谱滤波器的X射线源的双能CBCT系统的示例实施例。
图10是在X射线穿过相应的LE和HE光谱滤波器之前和之后，来自双能CBCT系统的示例实施例的X射线源的模拟X射线能量谱的曲线图。
图11A和图11B是人类颅骨模拟物的示例重构的CBCT图像，这些图像是使用单能CBCT成像系统获得的。
图11C和图11D是人类颅骨模拟物的示例重构的CBCT图像，这些图像是使用双能CBCT成像系统获得的。
图12A-F是人类颅骨模拟物的VMI的放大部分，其中图像是以不同的能量级合成的。
图13A-D示意性地显示了实施DECT成像的各种方法。
图14是用于具有两个阴极和一个阳极的双能X射线源的示例实施例的电气示意图。
图15是具有两个阴极-阳极对和分压器的双能X射线源的示例实施例的电气示意图。
图16A-C是用于在X射线已经穿过人类颅骨模拟物之后的如本文所公开的双能CBCT系统的示例实施例的模拟的X射线光谱的曲线图。
具体实施方式
本公开的主题提供了一种多源体积光谱CT(mSCT)成像设备。通过使用这样的mSCT成像设备，与使用基于圆锥的计算机断层扫描(CBCT)的成像相关联的已知缺点(特别是与对对象进行成像所必需的大的圆锥成像角相关联的缺点)通过使用X射线源阵列得到弥补，该X射线源中的每一个都发射圆锥形X射线图案，其覆盖了(例如，以重叠方式)被成像的对象的感兴趣区域(ROI)的一部分。取决于被成像的对象的尺寸，对象的ROI可以小于该对象的全部或部分。因此，用于mSCT成像设备的每个X射线源的圆锥角可以减小到与诊断性扇形束多探测器CT(multidetector CT，MDCT)基本相同的角度或值，这使得X射线散射和锥形束图像伪迹(artifact)大幅度减少，至少与常规CBCT成像系统相比是如此。因此，与这样的常规CBCT成像系统相比，本文所公开的mSCT成像系统在不增加对生成必要的投影图像所必需的辐射剂量的情况下在CT图像质量和诊断准确性两方面都有显著提高。这样的mSCT成像设备还有利地使能在不需要使用能量敏感的平板区域X射线探测器的情况下进行双能和/或多能量成像以及虚拟单能成像(virtual monoenergetic imaging，VMI)，这有利地减少了由被成像的对象中和/或周围的金属结构的存在所引起的成像伪迹，而且还提供了X射线衰减的定量精确测量。
参照图1A，在其中显示了现有技术CBCT成像设备(一般标记为100)的示例。该CBCT成像设备100包括X射线源110和平板X射线探测器120，它们被布置在被成像的对象1的相反侧。X射线源110生成锥形X射线束112，其被引向并入射到X射线探测器120上。被成像的对象1被放置在CBCT成像设备100的中心，在X射线束112内，并且X射线源110和X射线探测器120围绕对象1旋转，这限定了该CBCT成像设备100的旋转轴线R。因此，X射线源110和X射线探测器120彼此同时或一致地沿旋转路径140移动。
图1B显示了图1A的现有技术CBCT成像设备的示例实施例，其中对象1被定位在牙科成像设备(一般标记为101)的X射线源与X射线探测器之间，使得X射线源和X射线探测器将围绕由对象1限定的旋转轴线旋转，诸如在用于牙科成像时。图1C显示了合并到放射治疗设备(一般标记为102)中的图1A的现有技术CBCT成像设备100的示例实施例。在本示例中，该CBCT成像设备100被用于辅助放射治疗设备102提高在对象1上执行放射治疗的疗效和效率。
图2A示意性地显示了由CBCT成像设备的X射线源110生成的圆锥形X射线束130，以及包含在被成像的主体(例如，人)内的不可区分的对象1。圆锥形X射线束具有圆锥角θ，并且被入射到平板X射线探测器120上，该平板X射线探测器120布置在对象1距X射线源110的相对一侧。如图2A所示，因为使左边对象1中的各板分开的小距离由于X射线束130的角度而表现得与实心的右边对象1不可区分，X射线束130的几何形状降低了CBCT成像设备的灵敏度。图2B是显示出随着圆锥角θ的增加，辐射的散射与初级透射比(％)也会增加的曲线图(Siewerdsen JH、Jaffray DA，Cone-beam computed tomographywith a flat-panelimager:Magnitude and effects of x-ray scatter，Med Phys.2000；28(2):220，其全部内容通过引用明确纳入本文)。因为典型的CBCT成像设备的圆锥角θ大约为15°，所以常规CBCT成像设备通常具有非常高的辐射的散射与初级透射比。
参照图3A，在其中显示了一组图像。CBCT图像(一般标记为200)是使用常规CBCT成像设备生成的。扇形束CT图像(一般标记为201)是使用常规的扇形束CT成像设备生成的。如使用常规CBCT成像设备获得的CBCT图像200所示，与使用常规的扇形束CT成像设备获得的扇形束CT图像201相比，大的圆锥角会引起明显更高的散射辐射。与常规CBCT成像设备相关联的更高的散射辐射被显示在CBCT与扇形束CT图像200、201之间的对比中的差异上(Angelopoulos C、Scarfe WC、Farman AG，A Comparison of Maxillofacial CBCTandMedical CT，Atlas Oral Maxillofacial Surg Clin N Am.2012；20:1-17，其全部内容通过引用明确纳入本文)。与扇形束CT图像201相比，被成像的对象1的软组织结构在CBCT图像200中几乎不可能被识别，但是在扇形束CT图像201中是可见的。
参照图3B，显示了对象1的CBCT重构图像(一般标记为202)，其包含植入在其中的金属结构10。如CBCT重构图像202所示，金属结构10(例如，以牙科植入体的形式)会引起成像伪迹，其通常以条纹和/或暗晕的形式在重构CBCT图像202中的金属结构10周围，这降低了这样的重构CBCT图像202用于诊断目的的可靠性。示例重构CBCT图像202是在下颌骨中有金属牙科植入体的患者中沿轴向平面生成的。
参照图3C，在其中显示了包括金属结构10的对象1的一组图像。在CBCT图像(一般标记为203)中，与金属结构相关联的成像伪迹模糊了围绕金属结构10的一些软组织的成像保真度。虚拟单能图像(VMI)(一般标记为204)由光谱CT成像合成。在VMI 204中，围绕金属结构10的较少软组织被遮挡，从而增加了这些金属结构10周围的成像保真度(GroβeHokamp N、Laukamp KR、Lennartz S、Zopfs D、Abdullayev N、Neuhaus VF,Maintz D、Borggrefe J，Artifactreduction from dental implants using virtualmonoenergetic reconstructions fromnovel spectral detector CT，Eur JRadiol.2018；104:136-42，Epub 2018/04/27，doi:10.1016/j.ejrad.2018.04.018，PubMedPMID:29857859，其全部内容通过引用明确纳入本文)。
参照图4A，在其中示意性地示出了体积光谱计算机断层扫描(mSCT)成像设备(一般标记为500)或系统的示例实施例。在mSCT中，成像空间由多个X射线束(一般标记为530)分段，该X射线束中的每一个都具有狭窄的圆锥角θ。θ’显示了与常规CBCT成像设备(例如，参见图1A的100)的使用相关联的相对较宽的圆锥角，并且还由包含在虚线内的区域表示。X射线束530被顺序地激活，每个X射线束穿过或辐射被成像的对象1的一部分。入射到X射线探测器520上的散射光子在针对每个X射线束预期的对应的窄探测器带之外被拒绝。该mSCT成像设备500包括线性X射线源阵列(一般标记为510)，其包括多个X射线源512(例如，“焦斑”)，这些X射线源沿X射线源阵列510的长度彼此间隔开。使用准直器540对从X射线源512中的每一个发射的辐射进行准直，使得每个X射线源产生了具有与其相关联的窄圆锥角θ的X射线束530。准直器540被定位在X射线源阵列510附近，在X射线源阵列510与被成像的对象1之间。在一些实施例中，准直器540被配置为仅覆盖被成像的对象1的一部分(即，小于其全部，包括小于其大部分)。
在一些实施例中，准直器540是具有光圈阵列的扇形束准直器。每个光圈被配置为将来自单个X射线源512的辐射限制到具有窄圆锥角θ的X射线束530。在一些这样的示例实施例中，准直器540(例如，直接或间接)附接到X射线源阵列510。在一些实施例中，mSCT成像以简单的步进-拍摄模式执行，在其中因为X射线源阵列510具有例如数量为“M”的X射线源512，这些X射线源被配置为被顺序地激活以跨对象1进行电子扫描(例如，在X射线源阵列510的延伸方向上)，同时X射线源阵列510和X射线探测器520被定位地固定于在圆周方向上围绕对象1限定的数量为“N”的视角之一处。在所有“M”个(或其指定部分)的X射线源510在“N”个视角中的单个视角处已经被激活之后，X射线源阵列510和X射线探测器520围绕由对象1限定的旋转轴线旋转到“N”个视角中的另一个(例如，相邻或下一个)，并且遵循图5所示的时序图执行对对象1的另一次扫描(例如，X射线源512的所有或指定部分的激活)。重复该过程，直到X射线源阵列510和X射线探测器520已经旋转到“N”个视角中的每一个为止，其典型地是180°加上圆锥角θ(即180°+圆锥角θ)或者360度。对于每次X射线曝光(例如，X射线源512中的一个的激活和/或激励)，被成像的对象1的一部分的图像被记录在X射线探测器520的一部分上，这部分被称为“探测器带(detector band)”，其仅对应于X射线源512中的单个或多个。来自X射线源512的由对应于被激活或被激励的X射线源512的“探测器带”之外的X射线探测器所接收到的任何散射光子被拒绝。在根据本文所公开的示例过程的各步骤的mSCT成像期间，“M”个X射线源512乘以“N”个视角的乘积的总数定义了被收集到的对象的投影图像的数量。
在一些实施例中，X射线探测器520是数字区域X射线探测器，其使用动态带读取方法或感兴趣区域(ROI)读出，以提高数字区域X射线探测器的数据读出速度。在数字区域X射线探测器从每个准直的X射线束曝光后，只有接收到初级透射的X射线光子的X射线探测器的“带”或ROI由数字区域X射线探测器读取，而不是读取和透射数据量的整个探测器。
参照图4B，显示了mSCT成像设备(一般标记为501)的另一个示例性实施例，其被配置为以所谓的连续旋转模式操作。除了操作和/或功能以外，该mSCT成像设备501在其他方面与mSCT成像设备500基本相似或相同，但是被配置为以这种连续旋转模式操作。在这种连续旋转模式下，当X射线源阵列510和X射线探测器520围绕由增量角Δφ成像的对象1同时或一致地旋转时，X射线源阵列510中的“M”个X射线源512中的每一个被激活(例如，顺序地)以例如在X射线源阵列510的延伸方向上对对象1进行电子扫描(例如，针对X射线源512中的每一个创建投影图像)。图4B的mSCT成像设备500被配置为重复该过程“Nview”次，这对应于X射线源阵列510和X射线探测器520围绕对象1旋转的总计范围除以增量角Δφ。因此，X射线源阵列510和X射线探测器520围绕对象1旋转的总角度由等式Nview*Δφ表达，其可以是例如但不限于180°+圆锥角θ、360°或任何其他期望的旋转角度。由于X射线源阵列510和X射线探测器520在成像期间围绕对象1的这种连续运动，每个X射线曝光或投影图像的视角将与所有其他的略有不同，这是因为一次只有一个X射线源512被激活或被激励(例如，多个X射线源512不被同时激活)。在图像重构期间考虑到每次X射线曝光的不同视角。在根据本文所公开的示例过程的各步骤的mSCT成像期间，“M”个X射线源512乘以“Nview”视角的乘积的总和定义了被收集到的对象的投影图像数。
mSCT成像设备500、501本质上是扇形束CT成像设备，各自都具有X射线源阵列510和X射线探测器520，它们在不需要移动被成像的对象(例如，没有患者平移)的情况下分别在轴向方向上延伸以覆盖大的视场。使用典型的牙科CBCT的几何形状，估计了圆锥角可以从常规CBCT成像设备中的约15°减小到本文所公开的示例mSCT成像设备500、501中的约3°。这样的圆锥角的减小将散射与初级透射比减小了约5倍。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备被配置为被用于执行双能CT(DECT)成像。从DECT数据合成的光谱CT或虚拟单能成像(VMI)减少了由具有高原子序数的材料引起的成像伪迹，诸如常见于植入在人体内的金属结构中。
根据另一个示例实施例，图6中显示了一种mSCT成像设备(一般标记为700)。该mSCT成像设备700被配置为在不需要使用能量敏感区域X射线探测器的情况下，允许以低成本进行DECT成像。如图6所示，mSCT成像设备700与mSCT成像设备500、501基本相似，但是X射线源阵列710被划分成第一组X射线源(一般标记为712L)和第二组X射线源(一般标记为712H)。
mSCT成像设备700包括多个第一滤波器750L，该第一滤波器750L中的每一个邻近第一组X射线源712L中的一个定位(例如，在X射线源712L与被成像的对象1之间)，使得从第一组X射线源712L中的每一个发射的X射线辐射由第一滤波器750L中的一个进行滤波，该第一滤波器750L包括优先衰减高能量光子以产生低均值能量(low mean energy，LE)X射线光谱的第一材料。在一些实施例中，第一滤波器750L的数量与第一组X射线源712L中的X射线源712L的数量相同。mSCT成像设备700还包括多个第二滤波器750H，该第二滤波器750H中的每一个邻近第二组X射线源712H中的一个定位(例如，在X射线源712H与被成像的对象1之间)，使得从第二组X射线源712H中的每一个发射的X射线辐射由第二滤波器750H中的一个进行滤波，该第二滤波器750H包括优先衰减低能量光子以产生高均值能量(high meanenergy，HE)X射线光谱的第二材料。
因此，每个X射线源712L可以在本文中互换地称为“LE X射线源712L”，每个X射线源712H可以在本文中互换地称为“HE X射线源712H”，每个第一滤波器750L可以在本文中互换地称为“LE滤波器750L”，以及每个第二滤波器750H可以在本文中互换地称为“HE滤波器750H”。然而，LE X射线源712L与HE X射线源712H基本相同，并且发射与HE X射线源712H在X射线能量谱方面基本相同的X射线束。X射线光谱能量的微分基于X射线束是通过LE滤波器750L还是HE滤波器750H来产生。在所示的示例实施例中，LE X射线源712L沿X射线源阵列710的长度按交替模式被定位在HE X射线源712H之间，其中，除了X射线源阵列710中的第一个和最后一个X射线源以外，每个LE X射线源712L与HE X射线源712H邻近，或被定位在其之间，并且每个HE X射线源712H与LE X射线源712L邻近，或被定位在其之间。像这样，LE和HEX射线源712L、712H分别被布置作为：沿X射线源阵列710的长度彼此相邻的对，每对包括一个LE X射线源712L和一个HE X射线源712H。
来自每组X射线源712L和712H中的投影图像的聚集足以重构对象1在对应能量谱处的CT图像。因此，在X射线源阵列710和X射线探测器720围绕对象1的单次旋转(例如，大约360°)期间，生成了CT图像的两个完整集合，第一CT图像集合由X射线源712L以低能量生成，并且第二CT图像集合由X射线源712H以高能量生成。mSCT成像设备700是在不使用能量敏感区域X射线探测器的情况下可操作的，而该能量敏感区域X射线探测器已知是非常昂贵的(例如，就呈现的程度)。在又一个示例实施例中，两个以上能量级的CT成像也可以通过使用多个(例如，两个以上)能量滤波器来执行。
在mSCT成像设备700的一些实施例中，HE滤波器750H包括例如但不限于薄铜箔，其优先衰减更多(例如，更大比例的)低能量光子，从而可操作以增加从HE滤波器750H朝向被成像的对象1发射的所得光子谱的均值能量。在mSCT成像设备700的一些实施例中，LE滤波器750L包括例如但不限于薄的钽或锡箔，其优先衰减更多(例如，更大比例的)高能量光子，从而可操作以降低从LE滤波器750L朝向被成像的对象1发射的所得光子谱的均值能量。每个投影图像集合将被分别重构成高能和低能CT图像。换句话说，在LE X射线源712L中的任何一个被激活时所生成的所有投影图像被重构以产生低能CT图像，并且在HE X射线源712H中的任何一个被激活时所生成的所有投影图像被重构以产生高能CT图像。
通过将每个图像体素分解成两种基体材料，可以获得它们在每个体素处的密度。利用每种材料的质量衰减的预先校准的能量依赖性，可以在任何合适的能级处获得对象的虚拟单色能量图像。在一些实施例中，使用mSCT成像设备700生成的双能数据集(例如，图像投影和/或CT图像)适用于合成虚拟单能CT图像。通过测量两个不同能量处的衰减，可以确定两种基体材料(例如，水和碘)在体素中的有效原子序数和密度。这种基于图像的材料分解方法可以用于mSCT成像，这是因为两个投影图像集合是从彼此偏移的X射线源位置获得的。在这种情况下，两种基体材料的质量密度ρ1、ρ2是从重构的高能和低能图像获得，如下
Figure BDA0004169143840000201
其中，k＝H、L表示分别在高能或低能处获得的图像，并且其中μ1,2(Ek)表示两种基体材料在两个能量处的质量衰减系数。μ1,2(Ek)的值通过测量两种基体材料在低能和高能扫描中的不同浓度下的CT数以经验为主地确定。然后，两种基体材料的密度可以根据求解两个线性等式来获得。利用这种信息，可以构建任何能量E处的VMI。作为被成像的对象内、附近和/或周围存在金属结构的结果，VMI图像不太容易具有图像伪迹，这增加了成像保真度，因此也增加了所得图像的诊断准确性。
图7是显示用于单能和双能模式下本公开的示例mSCT成像设备的估计的成像参数的表格。如表所示，来自mSCT中每个源的总曝光量(exposure)被假定与使用可比较的CBCT相同。来自高能(HE)和低能(LE)CT成像的总入射剂量被假定与单能扫描相同。因为过滤，并且为了保持相同的总入射剂量，mAs被估计增加了X3。最后一行列出了商业牙科CBCT的典型成像协议。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备还可以被用于在没有机械移动X射线源、X射线探测器或被成像的对象(例如，人或其他生物)的情况下执行快速断层合成成像。断层合成是一种快速和低剂量的准3D成像模态，这在当治疗传递期间的内部器官运动是一个问题时，例如在高剂量立体定向身体放射治疗中，与CT相比是有利的。当前运用的方法使用多次CBCT扫描以监测内部器官的运动，这显著增加了执行成像所需的时间以及在这样的成像期间患者所暴露的辐射剂量。
在本公开的另一个实施例中，mSCT设备还可以被用于在没有机械移动源、探测器或被成像主体的情况下执行快速断层合成成像。断层合成是一种快速和低剂量的准3D成像模态。这在当治疗传递期间的内部器官运动是一个问题时，例如在高剂量立体定向身体放射治疗中，与CT相比是潜在有利的。使用多次CBCT扫描以监测运动的当前方法显著增加了时间和对患者的剂量。在患者的mSCT断层合成成像中使用多个X射线源和平板探测器可以在没有机架移动的情况下在几秒钟内执行(相比之下，一次CBCT扫描需要60-120秒)。扇形束准直器由多束锥形束准直器代替。来自每个源的辐射被准直以覆盖整个FOV，以从特定视角形成对象的投影图像。通过顺序地电子激活阵列中的多个X射线源，在不移动源、探测器或对象的情况下收集投影图像的集合。然后，通过断层合成重构算法将图像重构成断层合成切片的堆叠。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备可以被用于在不需要其任何机械移动的情况下使用相同的源阵列和相同的平板探测器来执行生理门控断层合成成像。在示例中，mSCT成像设备用于主体或患者(例如，用于图像引导的放射治疗的人体)的肺的呼吸门控断层合成成像。根据本示例实施例，来自被成像的对象的呼吸信号被用于触发X射线源和X射线探测器的激活，并且必要时激活从来自这样的X射线源和/或X射线探测器的数据收集。根据本示例实施例，在呼吸循环的哪个阶段生成X射线投影图像系列可以基于个体诊断考虑来选择。在一些实施例中，对呼吸循环的阶段的选择可以从例如触摸屏设备上的图形用户界面(graphical user interface，GUI)中选择。因为每个投影图像是在呼吸循环的特定阶段和时间窗口期间生成的，所以由于肺部运动引起的所得投影图像的图像模糊被最小化。在一些实施例中，触发信号被用于控制来自一个或多个X射线源的电子发射。在这样的实施例中，当接收到用于激活X射线源中的对应一个的信号时，电子发射被激活，并且在X射线曝光结束时诸如在接收到去激活信号时或者在经过规定的时间段之后，电子发射被去激活。
在另一个示例实施例中，这样的mSCT成像设备可以用于从由二维(2D)区域跨越的投影视图对对象进行断层合成成像。在这样的示例实施例中，来自X射线源阵列中的每个X射线源的X射线辐射被准直以照射整个对象，使得随着“M”个X射线源被顺序地激活时，对象的投影视图跨度了Δθ，如锥形束方向所定义的。随着X射线源阵列和X射线探测器在“Nview”步骤中同时或一致地围绕被成像的对象旋转角度Δφ时，如扇形射束方向所定义的，跨越的总立体视角是Δφ×Δθ。“Nview”דM”个投影图像的集合用于从2D区域X射线源阵列(例如，跨越x和y两个方向，如使用典型的笛卡尔坐标所定义的，z方向通常被定义为阵列与对象和/或X射线探测器之间的方向)中的源分布来进行对象的断层合成重构。使用这样的2D区域X射线源阵列产生的断层合成图像的质量优于使用1D或线性X射线源阵列在锥形束方向或扇形束方向产生的断层合成图像的质量。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备包括沿对象的轴向方向(例如，沿一条线)线性定位的多个单独的X射线管。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备包括扫描电子束X射线源。在这样的实施例中，由电子阴极生成的电子束被电磁场“导向”(例如，以可控方式指向)到X射线阳极上的不同点，使得X射线辐射基于电子束入射到X射线阳极上的位置而从X射线阳极上的不同原点位置发射。在另一个示例实施例中，使用空间分布的X射线源阵列。X射线源阵列可以使用热电子阴极阵列或场发射阴极阵列。
在另一个示例实施例中，mSCT成像设备包括空间分布的X射线源阵列，其使用碳纳米管(carbon nanotube，CNT)场发射阴极。多个阴极线性分布(例如，沿一条线)在一个或多个X射线阳极上。整个X射线源阵列被包含在疏散的(例如，负压，如在真空中)金属外壳内。在阴极和阳极之间建立高电压差。通过在对应的阴极和栅电极之间施加偏置电场，从具体的焦斑发射X射线辐射。通过打开和关闭施加到单个电子源的偏置场，生成扫描X射线束。
具有不同配置和规格的CNT X射线源阵列已经被确定为在mSCT中使用是有利的，这至少出于以下原因：(1)X射线生成可以被快速切换并与数据采集同步；(2)可以制造具有小源间间隔的X射线源阵列；(3)X射线源阵列紧凑且重量相对较轻，从而允许利用这样的X射线源阵列改装当前的CBCT扫描仪以用于mSCT成像。在相同的焦斑尺寸下，CNT X射线源阵列的每个X射线源可以生成与常规X射线管相同的X射线光子通量。如图7所示，这已被确定出对于本文所公开的示例mSCT成像设备是足够的。对于mSCT成像设备，有可能使用与当前牙科CBCT系统中使用的X射线源的规格相当的X射线源，其在单能和双能CT成像模态两者下为预期的成像时间提供足够的X射线光子通量。
为了实现相同的成像时间(Tscan)，与常规CBCT成像相比，mSCT成像需要更快的探测器读数。其主要原因是由于所捕获和记录的图像投影(例如，帧)的数量的大幅增加。每个X射线源的每个投影图像的探测器读出时间和X射线曝光时间可以通过以下等式计算：
Figure BDA0004169143840000231
其中，mAstotal(毫安×秒)是总X射线曝光量，Nsource是用于mSCT成像操作的X射线源的数量，Nview是从每个X射线源记录的投影视图的数量，Itube是X射线管电流，Δtexp是每次X射线曝光(例如，每次X射线源激活)所经过的时间，以及Δtreadout是每帧的探测器读出时间。
使用牙科CBCT的典型曝光条件和固定阳极牙科X射线源的规格(例如，0.5-0.7IEC焦斑尺寸，15mA电流)，不同成像配置所需的探测器读出时间针对目标CT时间进行估计，并且在图7中显示。对于使用十(10)个X射线源的mSCT成像设备，所需的探测器速度在当前已知的平板探测器(FPD)技术的能力范围内。此外，通过将读出限制到仅仅接收到来自被激活的X射线源的初级辐射的探测器像素的带(例如，区域)，探测器读出时间被大大减少；因此，只有与当前激活的X射线源的X射线束对准(例如，指定在其内)的X射线探测器的带或部分，而不是所有探测器像素，传送对应于所接收的X射线辐射的数据。例如，市售的X-Panel1511(检测技术)能够实现94fps的全分辨率，并且在带读出模式下最高可达1000fps。
对于使用mSCT成像设备的DECT成像，本文中公开了其示例实施例，使用高能激活X射线源的一半(例如，50％)，并且使用低能激活X射线源的另一半(例如，剩余的50％)，使得CT扫描是针对低能和高能激活实例中的每一个生成的。来自两种激活能量的总辐射皮肤剂量与在单次常规CBCT扫描期间接收到的总辐射皮肤剂量相同。与使用附加滤波(例如，如图6所示)相关联的一个缺点是光子强度的降低。为了实现相同的总辐射皮肤剂量，已经确定出在预期的滤波水平下，总mAs必须增加三倍(3x)。对于图6所示的mSCT成像设备700的示例配置，其包括三(3)个LE X射线源712L和三(3)个HE X射线源712H源，20秒的扫描持续时间可以利用300个视图/源来实现。为了增加X射线源的数量，同时保持相同的总辐射皮肤剂量，必须增加扫描时间，并且必须减少视图数量，或减小从中获得投影图像的围绕被成像对象的角度；使用先进的迭代重构算法可以适应这样的修改。
在mSCT成像设备的另一个示例实施例中，通过使用基于模型的IR算法使用两种不同的途径、方法或技术来执行体积重构。第一种途径是将来自每个单独的X射线源的投影数据视为独立的小圆锥角CT，独立地重构(例如，其他X射线源的)投影数据以形成对象图像的片段，然后组合所有片段以形成整个对象的体积数据集。使用这种方法提供的优点之一是提高了计算效率，这是因为可以并行处理所有片段图像。然而，使用这种方法的缺点之一是浪费了一些投影数据(例如，由于重复而被丢弃)，并且跨不同片段图像的正则化(regularization)需要单独的处理。第二种途径是利用来自所有源的投影数据，就好像它包括单个数据集一样，并且创建用于整个对象的系统矩阵。这种方法产生了更高的图像质量，并且利用了所有投影数据(例如，没有一个被浪费或丢弃)，但是这种方法典型地还需要大量的存储器分配和/或利用以及繁重的计算要求。
本文所公开的mSCT成像设备/系统可以克服常规CBCT成像中固有的许多限制。例如，这样的mSCT成像设备/系统通过将锥形束角度减小到大约医用扇形束CT成像设备的角度，减少了与常规CBCT成像相关联的散射辐射和锥形束成像伪迹，但是没有牺牲体积成像能力。这种途径已被证明可以减少成像噪声(例如，背景信号或来自干扰源的信号)，提高对比噪声比(contrast-to-noise ratioCNR)，还可以改善软组织可视化，使得mSCT能够用于软组织病理的诊断。这样的mSCT成像设备/系统还通过启用双能CT(DECT)和以低成本执行虚拟单色成像(VMI)来最小化由被成像的对象上、中或周围的金属结构的存在所引起的成像伪迹。VMI减少了金属诱导的成像伪迹，这改进了所得图像的诊断准确性，尤其是在例如具有高原子质量(Z)材料的牙科修复体(restoration)诸如填充物和植入体周围的区域。此外，3D成像不仅能够用于术前植入计划，而且能够用于植入体的质量和骨结合(osseointegration)的术后评估，这是项重要的临床任务，目前由于在使用常规CBCT成像技术中固有的金属诱导成像伪迹的存在而由2D X射线执行。mSCT成像设备/系统还允许对各种材料的X射线衰减系数进行精确测量，并且使能进行基本材料分解。骨矿物质密度(bone mineral density，BMD)的精确测量提供了对颅面骨结构质量的更可靠的评估，并且可以提供牙科种植体稳定性和存活率的增强指示，这导致更精确的临床决策，包括诸如牙科种植体安装的任务，以及在一些情况下，对骨质疏松症的评估。
图8A示出了CNT X射线源阵列(一般标记为1000)的工作机制，其包括阳极1010，阴极组件1030包括多个阴极1032。阴极中的每个与控制电路1050电连通，控制电路1050有时被称为控制器。每个控制电路1050控制控制电路1050所附接的对应阴极1032的激活。当被激活时，阴极1032朝向阳极1010发射电子束1035并入射到阳极1010上。图8B示出了示例牙科CNT X射线源阵列(一般标记为1100)，包括或由多个X射线源组成，这些X射线源在重量小于2.5kg的评估外壳内部排列成线性X射线源阵列。例如，X射线源可以是诸如由NuRay技术市售制造的CNT X射线源。
图8C是针对具有45个焦斑的线性CNT X射线源阵列在120kVp和每个焦斑15mA下操作的阴极电流与时间的曲线图。输出功率和一致性符合用于mSCT成像的要求。
参照图9-16C，公开了双能基于锥形的计算机断层扫描(DE-CBCT)成像设备的各个方面，该DE-CBCT成像设备使用具有双焦斑的单个碳纳米管(CNT)X射线源，并且通过合成虚拟单能图像(VMI)以减少金属诱导的成像伪迹的出现和影响。
临床使用的常规CBCT成像系统适用于牙科成像，并且包括X射线源和X射线探测器，它们被定位在对象诸如人类头骨的基本相对的两侧，使得X射线源生成X射线束，其穿过对象并入射到X射线探测器上。X射线探测器可以是平板X射线探测器。
本文公开了一种双能CBCT(DE-CBCT)成像系统，或多能量CBCT(ME-CBCT)成像系统。这样的DE-CBCT成像系统具有包含两个或更多个独立可控且可操作的X射线焦斑(例如，在一个或多个阳极上)的X射线源、和X射线探测器。根据这样的系统的示例实施例，X射线源和X射线探测器被安装在旋转机架或其他合适的可旋转支撑结构上，其围绕被成像的对象旋转以收集用于CT重构的投影图像。来自X射线源中阳极上的多个X射线焦斑的辐射由多个不同光谱滤波器中的一个单独进行滤波，以优化从不同焦斑生成的X射线辐射之间的能量分离，并且使其间的光谱重叠最小化。在一些示例实施例中，进一步有利的是，将诸如功率电阻器的分压器应用于X射线源，以改变阴极与阳极之间的有效电压(例如，应用电压偏置或偏移)，使得在通过光谱滤波器对这样的辐射进行光谱过滤之前，从一个或多个(例如，每个)焦斑产生的辐射对于相同的应用X射线管电压具有不同的能量谱。
图9示意性地示出了DE-CBCT成像系统(一般标记为1200)的示例实施例。DE-CBCT成像系统1200包括具有两个焦斑的CNT X射线源(一般标记为1210)和平板X射线探测器1220。在确定用于操作这种DE-CBCT系统1200的可行性时，X射线源1210和X射线探测器1220保持静止，对象1(例如，人类颅骨模拟物)旋转。为了具有用于比较的基线，常规CBCT成像系统(CarestreamCS9300)也被用于产生相同对象1的CT图像。所用的人类颅骨模拟物是Rando成人颅骨和组织等效的头部模型，其中嵌入了直径为0.25”和0.125”的不锈钢金属珠。
因此，DE-CBCT系统1200的示例实施例包括CNT X射线源1210、X射线探测器1220和用于对象1的可旋转支撑结构。在对象1的成像期间，通过在恒定的X射线管电压下应用光谱滤波器，产生了具有低和高均值能量的两个不同的X射线光谱。光谱滤波器包括低能(LE)滤波器1250L，其包括优先衰减高能光子以产生低均值能量(LE)X射线光谱的材料，以及高能(HE)滤波器1250H，其包括优先衰减低能光子以产生高均值能量(HE)X射线光谱的材料。模拟X射线能量谱以选择适当的材料用于各自的光谱滤波器，并研究光谱过滤对所需X射线管输出功率的影响。在可行性研究期间，对象1在两个不同的X射线能量谱下以步进拍摄模式旋转。使用迭代体积CT重构算法分别重构由DE-CBCT成像系统1200在不同X射线能量谱下产生的两组投影图像。相似性矩阵形式的双边滤波被应用于两个重构图像三(3)次迭代，窗口大小从3*3、7*7连续更新到11*11。高斯宽度被选择为75。使用图像域基本材料分解方法在不同能量下从噪声抑制的重构图像合成VMI，并且与使用单能常规牙科CBCT成像系统生成的重构图像进行比较。评估了DE-CBCT成像系统1200的CNT X射线源1210产生补偿由于来自光谱滤光片1250L、1250H的衰减引起的光子通量减少所需的输出以及维持CT成像时间的能力。通过用X射线光谱模拟软件比较常规CBCT成像系统与图9的DE-CBCT系统1200之间的对象后空气比释动能率来评估光子通量。
使用Al+Au和Al+Sn分别作为LE滤波器1250L的材料和HE滤波器1250H的材料，在恒定的120kVp X射线管电压下产生了前对象均值能量为66.7keV和86.3keV的两个不同的X射线谱。与使用常规CBCT成像系统产生的单能谱CBCT图像相比，以及当图9的DE-CBCT成像系统1200仅使用单个能级(即，不使用多个激活能)时，使用重构的DE-CBCT图像数据集(例如，由图9的DE-CBCT系统1200产生的那些)合成的对象1的VMI显示了更少的金属诱导的成像伪迹。
DE-CBCT成像系统1200包括X射线源1210和平板X射线探测器1220。X射线源1210和X射线探测器1220都连接到旋转机架1280，该旋转机架1280定位在被成像的对象1周围，使得旋转机架1280以及X射线源1210和X射线探测器1220可围绕旋转轴线旋转，该旋转轴线有利地基本上与对象1的中心轴线同轴。X射线源1210包含两个电子发射阴极以及阳极上的两个对应焦斑。X射线源1210产生两个圆锥形的X射线束，分别来自X射线源1210阳极上的两个焦斑。由X射线源1210发射的辐射分别被低能(LE)光谱滤波器1250L和高能(HE)光谱滤波器1250H进行滤波。光谱滤波器1250L、1250H附接到X射线源1210。LE光谱滤光片1250L包括优选地衰减具有相对高光子能量的X射线光子的一种或多种材料，使得产生了具有低均值能量的光子的LE X射线束(图9中实线所示)。HE光谱滤光片包括优选地衰减具有相对低光子能量的X射线光子的一种或多种材料，使得产生了具有高均值能量的光子的HE X射线束(图9中虚线所示)。如本文所用，“相对(comparatively)”意味着与另一个圆锥形X射线束中光子的均值能量作比较而言。
在一些实施例中，对象1的X射线曝光(例如，由X射线源1210的相应一个阴极的激活来控制)在LE和HE X射线束之间交替，使得在CT扫描过程期间分别产生对象1的LE和HE投影图像。由LE或HE X射线束之一生成的相应投影图像被记录在公共平板X射线探测器1220上，使得LE和HE投影图像都被公共的或共享的(例如，单个)X射线探测器1220捕获。因此，当机架1280围绕对象1旋转X射线源1210和X射线探测器1220时，在机架的单次旋转期间，收集两组完整的投影图像，第一组“LE”投影图像和第二组“HE”投影图像。因此，只需要旋转机架一次(例如，旋转大约180°或大约360°)，以便由DE-CBCT成像系统1200生成第一组LE投影图像和第二组HE投影图像。然后，将这些LE和HE投影图像集重构成3D体积。在一些示例实施例中，X射线源1210包含两个阴极，每个阴极产生电子束，该电子束指向对应于该特定阴极的阳极上的焦斑并入射(例如，“轰击(bombard)”)到其上。
在一些实施例中，X射线源1210包括两个分立的X射线管的组件，每个X射线管具有阴极、和阳极上的焦斑。在一些实施例中，X射线源1210包括具有两个阴极和在一个或多个阳极上的两个焦斑的X射线管。在一些实施例中，X射线源1210是基于碳纳米管(CNT)的X射线源，并且具有两个独立受控的场发射阴极，以及在公共阳极上具有两个相应的焦斑。在X射线源1210中使用这种场发射阴极有利地提供了在产生各自的LE和HE X射线束之间快速切换的能力，并且此外，允许在CNT X射线源1210中独立地编程每个X射线束的X射线通量和曝光时间，从而允许优化所得LE和HE投影图像中的X射线剂量和噪声水平。
根据这样的X射线源1210的示例说明性实施例，在CT扫描期间，在大约60kVp(kV)到大约160kV的范围内的恒定正管电压(Va)被施加到阳极，并且在阴极和栅电极(Vc)之间施加大约100V到大约3kV的相对较低的电压。对栅极电极进行编程，以针对每次X射线曝光的预定电流和曝光时间(例如，连续发射X射线的时间段)激活来自每个阴极的电子发射。
在一些示例实施例中，分别生成LE和HE X射线束的焦斑被竖直对准，基本平行于机架1280和/或被成像的对象1的旋转轴线，如图9所示。在一些实施例中，焦斑基本上沿机架1280的旋转轴线方向或者沿机架1280的旋转方向对准。在另一个示例实施例中，分别生成LE和HE X射线束的焦斑垂直于机架1280和/或被成像的对象1的旋转轴线对准，和/或随着机架1280围绕对象1旋转时，焦斑沿X射线源1210的旋转方向彼此间隔开。
在一些实施例中，LE和HE X射线束在对象前或对象后具有相同的X射线曝光是有利的。由于HE光谱滤波器1250H通常比LE光谱滤波器1250L衰减更多的X射线光子，因此对于正在生成的每个HE投影图像(例如，在生成投影图像的对象1周围的每个位置处)，将HE束的曝光时间设置为比LE束的曝光时间更长是有利的，以便在LE束与HE束之间保持可比较的曝光水平。在一些实施例中，生成HE束的X射线管的电流大于生成LE束的X射线管的电流。
在示例实施例中，约60kVp至120kVp范围内的恒定管电压被施加到X射线源1210。在一个特定的示例中，管电压为120kVp。平板X射线探测器1210(FDP)用于记录投影图像。低能(LE)光谱滤波器1250L包括7mm厚的铝(Al)和0.05毫米厚的金(Au)，它们被组合使用以修改从第一或LE焦斑生成的X射线光子的能量谱(例如，均值能量)。高能(HE)光谱滤波器1250H包括11mm厚的Al和0.63mm厚的Tin(Sn)，它们被组合使用以修改从第二或HE焦斑生成的X射线光子的能量谱(例如，均值能量)。
图10显示了模拟的X射线光谱。如图10所示，在光谱过滤后，产生了均值能量间隔约为20keV的两个不同的能量谱。对于双能CT成像，X射线源1210和X射线探测器1220一致地围绕对象1(其保持静止或固定位置)旋转。在一个示例中，X射线源1210和X射线探测器1220围绕对象1旋转大约360度。在X射线源1210和X射线探测器1220围绕对象1旋转期间，LE和HEX射线束(例如，辐射发射)按交替模式被激活，使得LE X射线束被激活预定的曝光时间，以在X射线探测器1220上形成对象1的LE投影图像，并且在这样的曝光时间过去之后，LE X射线束被关闭(例如，去激活、去激励等)；在关闭LE X射线束之后，HE X射线束被激活预定的曝光时间，以在X射线探测器1220上形成对象1的HE投影图像，并且在这样的曝光时间过去之后，HE X射线束被关闭(例如，去激活、去激励等)。顺序地重复交替激活和去激活LE X射线束和HE X射线束的过程，直到机架1280相对于被成像的对象1的旋转完成为止。
在示例实施例中，在机架1280围绕被成像的对象1完整旋转360°中，收集360幅LE投影图像和360幅HE投影图像，其中机架1280围绕对象1旋转大约每1°生成一幅LE投影图像和一幅HE投影图像。然后，对LE和HE投影图像进行处理和重构，以生成双能CT数据集。
如本文别处所述，在最初的可行性研究中，创建了DE-CBCT成像系统1200的初步版本，并用于展示与其相关的相对于常规CBCT成像系统的改进。在该可行性研究期间，在将金属珠10附着到对象1的外表面之前和之后，首先通过常规CBCT成像系统对拟人头部模型(即，对象1)进行成像。图11A-D示出了对象1的单能CBCT图像(例如，重构的CY图像的轴向切片)。图11A中所示的对象1的图像是使用常规CBCT成像系统产生的，不存在外部金属珠10(参见例如图11B-D)。图11B中所示的对象1的图像是在外部金属珠10附着到对象1上之后使用常规CBCT成像系统产生的。图11B清楚地显示了暗条纹形式的金属诱导的成像伪迹，其在图11B的重构图像中被示出为貌似从金属珠10辐射出去。图11C所示的对象1的图像是使用图9的DE-CBCT成像系统1200产生的，使用了低激活能量以仅产生低能量(LE)X射线束。图11D中所示的对象1的图像是使用图9的DE-CBCT成像系统1200产生的，使用了高激活能量以仅产生高能量(HE)X射线束。
由于位置限制，使用常规CBCT成像系统获得的图11A和11B中所示的图像，以及使用图9的DE-CBCT成像系统1200获得的图11C和11D中所示的图像，不严格地位于同一平面中。图11B清楚地显示了暗条纹形式的金属诱导的成像伪迹，其在重构图像中被示出为貌似从金属珠辐射出去。可以看出，使用图9的DE-CBCT成像系统1200产生了具有较少成像伪迹的CT图像，这些成像伪迹是由所产生的投影图像中金属珠10的存在而引起的。
在图12A-F中分别示出了聚焦在对象1的区域上的放大的VMI，金属珠10位于其外表面上。图12A-F中所示的VMI是从双能数据集合成的，聚焦在金属珠10所附着的对象1的区域上。在图12A中，使用40keV的X射线光谱能量产生VMI。在图12B中，使用60keV的X射线光谱能量产生VMI。在图12C中，使用80keV的X射线光谱能量产生VMI。在图12D中，使用100keV的X射线光谱能量产生VMI。在图12E中，使用120keV的X射线光谱能量产生VMI。在图12F中，使用140keV的X射线光谱能量产生VMI。与图5A和5B所示的单能谱CBCT图像相比，分别如图12E和12F所示，在120keV和140keV获得的VMI中，金属诱导的成像伪迹减少了。从双边滤波重构图像生成的VMIs的噪声水平与未滤波重构图像的噪声水平相当，而同时保持了结构，如图5所示的那样。因此，CNR得以维持。这降低了基于图像的材料分解过程中CNR损失的影响。光谱滤波器的衰减增加了在与常规CBCT扫描相同的总成像剂量下维持成像时间所需的X射线输出(mAs)，特别是对于HE采集。DE-CBCT成像系统1200所需的X射线输出从固定阳极的CNT X射线源阵列获得。使用DE-CBCT成像系统1200计算的CT成像时间与常规CBCT成像系统相当。
如图12A-F所示，使用DE-CBCT数据集生成的虚拟单能图像有效地减少了由被成像的对象1中、上或周围的金属或金属结构的存在所引起的影响。对于在此公开的基于过滤的双能成像方法，评估了X射线源是否能够递送用以补偿来自光谱滤波器的额外衰减以维持成像时间所需的增加的光子通量。如将在本文其他地方示出的，所提出的系统在光谱过滤和成像时间之后的光子通量通常与常规CBCT成像系统相当。
在高虚拟单能能量下，金属诱导的成像伪迹的实例减少的效果比在低能量下更明显。光谱滤波器1250L、1250H的衰减增加了在与一次常规CBCT扫描相同的总成像剂量下维持成像时间所需的X射线输出(mAs)(例如，如通过收集指定数量的投影图像以生成一个或多个CT图像所定义的)，尤其是当使用HE滤波器1250H时。从固定阳极的CNT X射线源阵列获得所需的X射线输出。DE-CBCT成像系统1200的CT成像时间与使用常规CBCT成像系统103的CT成像所需的时间相当。
图14中示出了这种DE-CBCT成像系统的DE-CBCT成像系统(例如1200，参见图9)的一部分，特别是X射线源1810的示例性实施例的电气示意图。根据该示例实施例，X射线源1810包括两个分立的X射线管的组件，每个X射线管在同一(例如，单个)阳极1820上具有阴极1830和焦斑1822。阴极1830的激活由相应的开关1850控制，开关1850的数量有利地与阴极1830的数量相同。每个阴极1830通过一个开关1850连接到低压电源1860。阳极1820连接到高压电源1870，其提供比低压电源1860更高的电势(例如，电压)。当被激活时，阴极1830发射电子流e-，该电子流穿过聚焦区域(一般标记为1840)，该聚焦区域将电子e-聚焦成电子束，该电子束在相应的焦斑1822处撞击阳极1820。
在一些实施例中，X射线源1810包括具有两个阴极1830和两个焦斑1822的X射线管。在一些实施例中，X射线源1810是基于碳纳米管(CNT)的X射线源，并且具有两个独立受控的场发射阴极1830，在公共(例如，共享)阳极1820上具有两个对应的焦斑1822。在X射线源1830中使用这种场发射阴极1830有利地提供了在LE和HE X射线束之间快速切换的能力，此外，每个LE或HE X射线束的X射线通量和曝光时间可以在CNT X射线源1810中独立编程，以允许优化LE和HE投影图像中的X射线剂量和噪声水平。
图15示出了这种DE-CBCT成像系统的DE-CBCT成像系统(例如1200，参见图9)的一部分，特别是X射线源1910的另一个示例实施例的电气示意图。如图所示，X射线源1910包括两个阳极1920，这两个阳极1920连接到公共电馈通(例如，可以连接到高压电源1970的电连接件或电路)。阴极1930的激活由相应的开关1950控制，开关1950的数量有利地与阴极1930的数量相同。每个阴极1930通过一个开关1950连接到低压电源1960。每个阳极1920连接到高压电源1970，其提供比低压电源1960更高的电势(例如，电压)。当被激活时，阴极1930发射电子流e-，该电子流穿过聚焦区域(一般标记为1940)，该聚焦区域将电子e-聚焦成电子束，该电子束在相应的焦斑1922处撞击阳极1920。
为了生成X射线束(例如，LE或HE X射线束)，在阴极1930之一(例如，通过闭合开关1950之一以将阴极1930电连接到低压电源1960)和与阴极1930连接的相应阳极1920之间施加公共电势(例如，电压或电压差)。LE光谱滤波器(例如，图9中的1250L)应用于从第一阳极(图15中的左边阳极1920)发射的X射线辐射，并且HE光谱滤波器(例如，图9中的1250H)应用于从第二阳极(图15中的右边阳极1920)发射的X射线辐射。为了进一步增加从撞击阳极1920上的两个焦斑1922之一的电子束产生的两个(例如，LE和HE)X射线束中的光子的均值能量的差异，分压器1980串联电连接在X射线源1910的第一阳极1920和高压电源1970之间。在示例实施例中，分压器1980包括电阻值为r的电阻器。恒定电势V施加在电馈通和电接地之间。经由低压电源1960在栅电极和阴极1930之间施加提取电压，并且电流(例如，电子束)被第一阳极1920接收。在该示例中，分压器1980两端的电压降由等式V＝I*R表示，其中I被定义为提供给X射线管的电流，R被定义为电阻。因此，使用等式ΔV＝V-I*R计算第一阳极1920和对应的阴极1930之间的电势，其中V是第二阳极1920和对应的阴极1930之间的电势，V是由高压电源1970提供给第二阳极1920的电压。
在所示的示例实施例中，X射线源1910具有两个阳极1920和两个阴极1930。两个阳极1920都包括钨金属。两个阴极1930都是基于CNT的场发射阴极。通过在栅极和阴极1930之间施加偏置电压，使用公共或两个单独的栅电极从阴极1930提取场发射电子。在本示例中，大约90-120kVp的恒定高电压被施加到将阳极1920连接到高电压电源1970的电馈通。在一个示例中，由高压电源1970施加的电压约为100kVp，并且分压器1980包括电阻值约为2x106Ohms的电阻器。为了成像，在栅电极和阴极1930之间施加偏压，使得以电子流形式的10mA场发射电流传输到相应的阳极1920。当来自第一阳极1920的X射线辐射被10mA电流激活时，分压器1980的电阻器两端的电压降约为20kV。因此，第一阳极1920的电压降低到大约80kV，第二阳极的电压大约为100kV。来自第一阳极1920的X射线辐射然后被低能(LE)光谱滤波器(例如，图9中的1250L)过滤，来自第二阳极1920的X射线辐射被高能(HE)光谱滤波器(例如，图9中的1250H)过滤。通过在第一阳极1920和高压电源1970之间以电阻器的形式串联电连接分压器1980，LE和HE X射线谱的均值能量或均值能量之间的能量分离增加。LE和HE X射线谱的均值能量之间的均值能量分离的这种增加对于双能成像是有利的。实质上，如图15所示，在第一阳极1920和高压电源1970之间的电阻器形式的分压器1980的连接实现了在实际上不需要切换从电源输出的电压的情况下快速kVp切换的效果。
图16A-C显示了用于本文所公开的DE-CBCT成像系统和方法的模拟的X射线光谱，与已知技术相比，在其他类似条件下用于DE-CBCT。对3种情况进行了模拟。在图16A中，kVp切换在80kVp和110kVp下执行，并且使用了公共或共享的光谱滤波器。在图16B中，使用LE和HE滤波器进行光谱过滤，但是对于每个阳极1920为110kVp(例如，从电路中省略了分压器1980)。在图16C中，两个不同的kVp(80/110kVp)分别用于产生LE和HE X射线束，并且使用两个不同的(例如，LE和HE)光谱滤波器。如图所示，与图16A或16B中的结果相比，本文公开的DE-CBCT系统和方法的后对象均值能量分离大约大100％(大约30keV)，而图16A或16B中的结果都是大约16keV。此外，图16C中示出的光谱重叠是15％，与图16A中的光谱重叠(36％)和图16B中的光谱重叠(54％)相比，减少了超过100％。
本文所公开的主题证明了，使用具有在相同管电压下进行操作的两个焦斑的X射线源来执行对象的基于滤波器的DE-CBCT成像的可行性。在体模成像(phantom imaging)中以高能量合成的VMI中实现了金属伪迹减少。另外，这样的成像任务所需的X射线输出在本文中被显示为能够使用固定阳极CNT X射线源来产生。
本主题可以在不脱离其精神和本质特性的情况下以其他形式体现。因此，所描述的实施例在各个方面都被认为是说明性的而非限制性的。虽然在某些具体实施例方面已经描述了本主题，但是对于本领域普通技术人员而言显而易见的其他实施例也在本主题的范围内。

Claims (43)

1.一种体积光谱计算机断层扫描(CT)成像设备，包括：
X射线源阵列，包括M个空间分布的X射线焦斑；
X射线束准直器，其附接到所述X射线源阵列，其中，所述X射线束准直器包含光圈阵列，每个光圈被配置为限定来自对应X射线焦斑的X射线辐射以照射待成像对象的对应片段；
数字区域X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成被成像对象的X射线图像，其中，所述数字区域X射线探测器被定位在对象相对于所述X射线源阵列的相反侧上；
机架，被配置为使所述X射线源阵列和所述数字区域X射线探测器围绕对象旋转，其中，空间分布的X射线焦斑基本上沿所述机架的旋转轴线方向或沿所述机架的旋转方向对准；
电子控制单元，其激活M个X射线焦斑以随着所述机架围绕对象旋转时扫描对象N次；以及
一个或多个处理系统，被配置为处理原始N×M个投影图像以重构对象的体积CT图像。
2.根据权利要求1所述的成像设备，其中，来自每个焦斑的辐射被配置为由对应的光谱滤波器进行滤波。
3.根据权利要求1所述的成像设备，其中，仅焦斑的子集被用于采集用于CT图像重构的投影图像。
4.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述X射线焦斑被划分成第一集合和第二集合；
其中，来自第一集合中的焦斑的X射线束由被配置为产生具有第一均值X射线光子能量的光谱的第一滤波材料进行滤波，并且第二集合中的X射线束由被配置为产生具有第二均值X射线光子能量的光谱的第二滤波材料进行滤波，所述第一均值X射线光子能量不同于所述第二均值X射线光子能量；并且
其中，从第一集合和第二集合采集到的两个投影图像集合足以重构在每个不同的X射线光谱处的整个对象的体积CT图像。
5.根据权利要求4所述的成像设备，其中，所述第一均值X射线光子能量低于所述第二均值X射线光子能量；并且
其中，对使用所述第一均值X射线光子能量和所述第二均值X射线光子能量捕获的两个投影图像集合进行处理，以获得对象的双能CT图像。
6.根据权利要求4所述的成像设备，其中，对所述两个投影图像集合进行处理，以获得在任何期望的虚拟单色能量处的对象的虚拟单色能量CT图像。
7.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述X射线焦斑被划分成多个集合，其中来自每个集合中的X射线焦斑的X射线束由唯一光谱滤波器进行滤波以产生唯一X射线能量谱；
其中，来自每个集合的X射线束基本上照射整个视场(FOV)，以在一次机架旋转中生成用于CT重构的一个完整的投影图像集合；并且
其中，多个能量处的多个投影图像集合被用于多能量CT图像重构。
8.根据权利要求1所述的成像设备，其中，来自多个焦斑的X射线束被配置为被顺序地激活；
其中，对于每次X射线曝光，对象的对应片段的投影图像被形成在所述数字区域X射线探测器的对应片段上；并且
其中，所述数字区域X射线探测器被配置为：拒绝在所述数字区域X射线探测器的对应片段之外记录的作为散射辐射的任何X射线光子。
9.根据权利要求1所述的成像设备，其中，具有多个X射线焦斑的X射线源阵列被容纳在一个公共真空外壳中，所述外壳具有一个细长阳极或多个阳极。
10.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述X射线源阵列是基于碳纳米管的场发射X射线源阵列。
11.根据权利要求1所述的成像设备，其中，来自每个焦斑的X射线束被配置为完全覆盖对象；并且
其中，对象的N×M个投影图像被配置为要被用于对象的断层扫描或断层合成图像重构，其相当于从焦斑的2D区域阵列的断层扫描或断层合成图像重构。
12.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述数字区域X射线探测器使用动态感兴趣区域(ROI)读出方法，以提高所述数字区域X射线探测器的数据读出速度；
其中，在从每次准直的X射线束曝光之后，只有接收到初级透射的X射线光子的所述数字区域X射线探测器的“带”或ROI由所述数字区域X射线探测器而不是整个探测器读取。
13.根据权利要求12所述的成像设备，其中，与每个X射线源(焦斑)相关联的每个探测器带的精确位置是根据成像系统的配置预先确定的，其中软件自动地确定对于每次特定X射线曝光的待读取的数字区域X射线探测器的区域。
14.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述N×M个投影图像被视为使用基于模型的迭代重构方法的用于体积CT重构的一个完整数据集合，其中用于所述N×M个投影图像的X射线焦斑的位置是在系统校准期间预先确定的。
15.根据权利要求1所述的成像设备，其中，重构的CT图像以医学数字成像和通信(DICOM)格式存储，并且可以使用第三方软件包进行查看、分析和存储。
16.一种体积光谱计算机断层扫描成像设备，具有增加的对比度分辨率和减少的金属诱导的成像伪迹，所述设备包括：
X射线源阵列，其包括被封闭在同一真空外壳中的M个空间分布的X射线焦斑，其中空间分布的焦斑被划分成两组，其中来自每组的X射线辐射由对应的光谱滤波材料进行滤波以产生不同的能量谱；
X射线束限定设备，其附接到所述X射线源阵列，其中，所述X射线束限定设备包括：
光圈阵列，每个光圈被配置为限定来自对应X射线焦斑的X射线辐射以形成具有窄圆锥角来照射对象的对应片段的扇形束形状，
其中，来自每组焦斑的辐射共同地覆盖整个视场(FOV)；
数字区域X射线探测器；
机架，被配置为使所述X射线源阵列和所述数字区域X射线探测器围绕对象旋转；
电子控制单元，被配置为激活M个X射线焦斑，每次一个或多个射束，以随着所述机架围绕对象旋转时扫描对象N次，并且对于每次X射线曝光，被配置为读出被记录在所述数字区域X射线探测器的对应区域上的图像，以及被配置为拒绝在数字区域X射线探测器的区域之外接收到的散射的X射线光子；以及
一个或多个处理系统，被配置为处理由来自每组焦斑的辐射曝光形成的投影图像，以重构对象的两个体积CT图像数据集，每个体积CT图像数据集取自不同的均值X射线光子能量处，所述一个或多个处理系统还被配置为在减少的金属诱导的成像伪迹情况下的期望能量级下合成虚拟单能CT图像数据集；
其中，空间分布的X射线焦斑基本上沿机架旋转轴线方向对准。
17.一种用于执行对象的体积光谱计算机断层扫描(CT)成像的方法，所述方法包括：
提供一种体积光谱计算机断层扫描成像设备，包括：
X射线源阵列，包括M个空间分布的X射线焦斑；
X射线束限定器，其附接到所述X射线源阵列，其中所述X射线束限定器包含光圈阵列，每个光圈被配置为将来自对应X射线焦斑的X射线辐射限定到具有窄圆锥角来照射待成像对象的对应区段的扇形束；
数字区域X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成被成像对象的X射线图像，其中所述数字区域X射线探测器被定位在对象相对于所述X射线源阵列的相反侧上；以及
机架，其被配置为使所述X射线源阵列和所述数字区域X射线探测器围绕对象旋转，其中，空间分布的X射线焦斑基本上沿所述机架的旋转轴线方向对准；
激活M个X射线焦斑以扫描对象N次；
在激活X射线焦斑的同时围绕对象旋转所述机架；
由对应的光谱滤波器对来自每个焦斑的辐射进行滤波；以及
使用一个或多个处理器处理N×M个投影图像以重构对象的体积CT图像。
18.根据权利要求17所述的方法，还包括：仅使用焦斑的子集以采集用于CT图像重构的投影图像。
19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述X射线焦斑被划分成第一集合和第二集合；
其中，来自第一集合中的焦斑的X射线束由被配置为产生具有第一均值X射线光子能量的光谱的第一滤波材料进行滤波，并且第二集合中的X射线束由被配置为产生具有第二均值X射线光子能量的光谱的第二滤波材料进行滤波，所述第一均值X射线光子能量不同于所述第二均值X射线光子能量；并且
其中，从第一集合和第二集合采集到的两个投影图像集合足以重构在每个不同的X射线光谱处的整个对象的体积CT图像。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，处理N×M个图像包括：处理使用所述第一均值X射线光子能量捕获的图像和使用所述第二均值X射线光子能量捕获的图像以获得对象的单个体积CT图像。
21.根据权利要求19所述的方法，其中，所述第一均值X射线光子能量低于所述第二均值X射线光子能量；并且
其中，对使用所述第一均值X射线光子能量和所述第二均值X射线光子能量捕获的两个投影图像集合进行处理，以获得对象的双能CT图像。
22.根据权利要求19所述的方法，其中，对所述两个投影图像集合进行处理，以获得在任何期望能量处的对象的一个或多个虚拟单色能量CT图像。
23.根据权利要求17所述的方法，其中，所述X射线焦斑被划分成多个集合，其中来自每个集合中的X射线焦斑的X射线束由唯一光谱滤波器进行滤波以产生唯一X射线能量谱；并且
其中，来自每个集合的X射线束基本上照射整个视场(FOV)，以在一次机架旋转中生成用于CT重构的一个完整的投影图像集合。
24.根据权利要求17所述的方法，还包括：顺序地激活来自多个焦斑的X射线束；
其中，对于每次X射线曝光，对象的对应片段的投影图像被形成在所述数字区域X射线探测器的对应片段上；并且
其中，所述数字区域X射线探测器被配置为：拒绝在所述数字区域X射线探测器的对应片段之外记录的作为散射辐射的任何X射线光子。
25.根据权利要求17所述的方法，其中，具有多个X射线焦斑的X射线源阵列被容纳在一个公共真空外壳中，所述外壳具有一个细长阳极或多个阳极。
26.根据权利要求17所述的方法，其中，所述X射线源阵列是基于碳纳米管的场发射X射线源阵列。
27.根据权利要求17所述的方法，其中，来自每个焦斑的X射线束被配置为完全覆盖对象；并且
其中，对象的N×M个投影图像被配置为要被用于对象的断层扫描或断层合成图像重构，其相当于从焦斑的2D区域阵列的断层扫描或断层合成图像重构。
28.一种双能计算机断层扫描(CT)成像设备，包括：
X射线发生器，包括X射线源，其具有至少一个阴极和至少一个阳极，并且被配置为从第一焦斑和第二焦斑发射X射线辐射以对对象进行成像；以及第一光谱滤波器和第二光谱滤波器，其中所述第一光谱滤波器被配置为对来自第一焦斑的X射线辐射进行滤波以产生具有低均值能量的低能(LE)X射线辐射，并且其中第二光谱滤波器被配置为对来自第二焦斑的X射线辐射进行滤波以产生高能(HE)X射线辐射，其中HE X射线辐射具有比LE X射线辐射更高的均值能量；
X射线束准直器，其被配置为将LE X射线辐射和HE X射线辐射限定到对象上、对象中和/或对象周围的基本上相同的感兴趣区域；
X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成对象的X射线图像，其中所述X射线探测器被定位在对象相对于X射线源的不同侧上；
机架，被配置为使所述X射线源和所述X射线探测器围绕对象旋转；
控制器，其被配置为：
随着所述X射线源和所述X射线探测器围绕对象旋转时，按交替曝光模式多次激活LE X射线辐射和HE X射线辐射，使得对象的LE投影图像由所述X射线探测器针对LE X射线辐射的每次曝光进行记录，并且对象的HE投影图像由X射线探测器针对HE X射线辐射的每次曝光进行记录；以及
激活和编程LE X射线辐射的曝光水平和HE X射线辐射的曝光水平，其中所述LE X射线辐射的曝光水平独立于所述HE X射线辐射的曝光水平；以及
一个或多个处理系统，被配置为使用LE投影图像和HE投影图像来重构对象的双能CT图像。
29.根据权利要求28所述的成像设备，其中，所述X射线源的至少一个阴极至少包括第一阴极和第二阴极，每个阴极被配置为以电子束形式发射电子，其中至少一个阳极包括一个阳极或两个单独的阳极，其中第一焦斑和第二焦斑在公共阳极或两个单独的阳极上，其中第一阴极被定位成使得所发射的电子束入射到第一焦斑上，并且其中第二阴极被定位成使得所发射的电子束入射到第二焦斑上。
30.根据权利要求29所述的成像设备，其中，所述第一阳极和所述第二阳极连接到公共电馈通。
31.根据权利要求30所述的成像设备，包括一种设备，其电连接到第一阳极，以在相同电势由电源通过电馈通被施加到所述X射线发生器时，相比于第二阳极和第二阴极之间的电势，降低第一阳极与第一阴极之间的电势。
32.根据权利要求31所述的成像设备，其中，所述设备是电阻器。
33.根据权利要求31所述的成像设备，其中，所述电阻器与所述第一阳极串联连接，以降低从所述第一阳极发射的X射线辐射的能量。
34.根据权利要求28所述的成像设备，其中，所述至少一个阴极是电子场发射阴极。
35.根据权利要求28所述的成像设备，其中，所述至少一个阴极是基于碳纳米管的电子场发射阴极。
36.根据权利要求28所述的成像设备，其中，所述控制器被配置为独立地对LE X射线辐射的曝光水平和HE X射线辐射的曝光水平进行编程，使其具有基本相似的成像剂量以降低图像噪声。
37.根据权利要求28所述的成像设备，其中，所述至少一个阳极至少包括第一阳极和第二阳极，所述第一阳极包括与所述第二阳极材料不同的阳极材料，使得所述第一阳极和所述第二阳极生成两种不同的X射线光谱。
38.一种多能计算机断层扫描(CT)成像设备，包括：
X射线源，其具有至少一个阴极和至少一个阳极，并且被配置为从多个焦斑发射X射线辐射以对对象进行成像；
多个光谱滤波器，所述光谱滤波器中的每一个都被定位成使得从多个焦斑中的每一个发射的X射线辐射由多个光谱滤波器中的对应一个进行滤波以产生具有唯一光谱的辐射；
X射线束准直器，其被配置为将从多个焦斑中的每一个发射的X射线辐射限定到对象上、对象中和/或对象周围的基本上相同感兴趣区域；
X射线探测器，被配置为探测X射线辐射并形成对象的X射线图像，其中所述X射线探测器被定位在对象相对于X射线源的不同侧上；
机架，被配置为使所述X射线源和所述X射线探测器围绕对象旋转；
控制器，其被配置为：
随着所述X射线源和所述X射线探测器围绕对象旋转时，按顺序曝光模式多次激活X射线源以提供来自多个焦斑中的一个的X射线辐射，使得对象的投影图像由所述X射线探测器针对X射线辐射的每次曝光记录进行记录；并且
顺序地激活和编程来自多个焦斑中的一个或多个的X射线曝光的曝光水平，其中每个X射线辐射的曝光水平独立于其他X射线辐射；以及一个或多个处理系统，被配置为使用投影图像来重构对象的多能CT图像。
39.根据权利要求38所述的成像设备，其中，所述至少一个阴极包括多个电子场发射阴极，并且所述至少一个阳极包括多个阳极。
40.根据权利要求39所述的成像设备，其中，所述多个阳极中的每个阳极连接到电阻器，所述电阻器被配置为调节电阻器所连接的阳极与多个阴极中的对应一个之间的电势。
41.根据权利要求38所述的成像设备，包括串联在所述至少一个阳极的阳极与电源之间的电阻器，所述电阻器被配置为降低被提供给所述电阻器所连接的阳极的电势。
42.根据权利要求41所述的成像设备，其中，所述控制器被配置为改变所述电阻器的电阻，以根据电阻的变化而改变被提供给所述电阻器所连接的阳极的电势。
43.根据权利要求42所述的成像设备，其中，用于所述至少一个阴极中的每个阴极的电子束聚焦结构被配置成使得在所述电阻器所连接的阳极与所述至少一个阴极的对应阴极之间的电势由所述控制器改变时，所述多个焦斑具有基本相似的焦斑尺寸。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115078214B (zh) * 2022-06-14 2024-01-26 西南石油大学 基于双能ct的岩心矿物识别及孔隙度分布联合表征方法
CN115272365B (zh) * 2022-07-13 2023-08-18 同心智医科技(北京)有限公司 Ct灌注成像处理方法及装置
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5265142A (en) * 1992-05-08 1993-11-23 General Electric Company Image reconstruction technique for a computer tomography system
KR101265256B1 (ko) * 2010-12-30 2013-05-20 한국원자력연구원 방사선원의 3차원 분포 영상 처리 방법 및 이를 이용한 시스템
US10076293B2 (en) * 2012-10-02 2018-09-18 Carestream Health, Inc. Rapid frame-rate wireless imaging system
US10413268B2 (en) * 2014-02-26 2019-09-17 Carestream Health, Inc. Hybrid imaging apparatus and methods for interactive procedures
WO2020117734A1 (en) * 2018-12-03 2020-06-11 The University Of North Carolina At Chapel Hill Compact x-ray devices, systems, and methods for tomosynthesis, fluoroscopy, and stereotactic imaging

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