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用于微分相位对比扇形线束CT、锥形线束CT以及混合锥形线束CT的方法和装置

申请号 CN201080018703.7 申请日 2010-03-02 公开(公告)号 CN102413767B 公开(公告)日 2015-07-22
申请人 罗切斯特大学; 发明人 劳拉·宁; 蔡卫兴;
摘要 一种用于成像物体(如乳房成像)的设备,包括托台架,其上安装有 X射线 源、源光栅、用于待成像物体的支持物或其它 位置 、 相位 光栅、分析光栅和X射线检测器。所述设备通过微分相位对比锥形 线束 计算机X射线 断层 摄影术来成像物体。混合系统包括用于常规和微分相位对比计算机X射线断层摄影两者的源和检测器。
权利要求

1.一种用于成像物体的设备,所述设备包括:
托台架;
用于以数据采集几何形状移动托台架的至少一个达;
布置在托台架上以位于物体第一侧的X射线源;
布置在托台上的光栅系统;
所述光栅系统包括相位光栅,使得来自X射线源的已穿过物体的X射线能够穿过相位光栅;
所述的光栅系统还包括分析光栅,使得已穿过相位光栅的X射线能够穿过分析光栅;
位于托台架上的X射线检测器,其被布置以使得已穿过分析光栅的X射线入射到X射线检测器上,用于产生响应于入射到X射线检测器上的X射线的信号;以及与托台、X射线源、光栅系统和检测器通信的计算机系统,用于控制托台运动、X射线发射和光栅系统移动,以及用于分析来自于X射线检测器的所述信号,以成像所述物体;
其中光栅系统被配置为产生多个相位阶跃,并且其中计算机系统被配置为获取每一个相位阶跃的亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算微分相位对比(DPC)图像;
获取背景DPC图像和物体DPC图像两者,并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成用于重建的减影DPC图像;以及
其中由计算机系统控制的托台围绕物体移动X射线源、光栅系统和检测器以从不同视拍摄多个减影DPC图像,根据所述减影DPC图像在计算机系统内执行三维(3D)锥形线束重建,输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵,以及在计算机系统中根据3D矩阵生成图像;
其中所述相位阶跃算法包括:
(a)对每一个像素,将该像素在所有相位阶跃处拍摄的所有亮 度图像内的值分组成一数组;
(b)计算该数组的傅里叶变换;
(c)将第一傅里叶分量的相位作为该像素处的DPC值;以及
(d)对每一个像素都重复上述步骤(a)-(c)以生成DPC图像。
2.如权利要求1所述的设备,其中X射线源包括:
用于发射X射线辐射的锥形线束的锥形线束X射线源;以及
用于将所述锥形线束分成多个X射线线源或点源的源光栅。
3.如权利要求2所述的设备,其中所述源光栅包括使来自X射线源的X射线光子无法透过的物质的线模式。
4.如权利要求3所述的设备,其中所述物质包括金或其它高原子序数材料。
5.如权利要求1所述的设备,其中所述X射线源包括微焦X射线源。
6.如权利要求1所述的设备,其中所述X射线源包括用于获取扇形X射线束的准直器。
7.如权利要求1所述的设备,其中所述光栅系统包括多个分支,其中每一个分支具有相位光栅和分析光栅的光栅集合,其被配置用作错位干涉仪。
8.如权利要求7所述的设备,其中所述光栅系统的每一个分支内的相位光栅和分析光栅之间的相对位移对应着一组连续的相位阶跃。
9.如权利要求7所述的设备,其中由计算机系统控制的所述光栅系统旋转并连续地使每一个分支上的光栅集合与光轴对准以获取多个亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
10.如权利要求1所述的设备,其中所述光栅系统包括一个相位光栅、一个分析光栅以及承载任一光栅以产生多个相位阶跃的线性级,并且在不同的相位阶跃处拍摄亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
11.如权利要求1所述的设备,其中相位光栅和分析光栅间隔一个分数或整数的塔波特距离。
12.如权利要求11所述的设备,其中分析光栅的周期与在所述分数或整数的塔波特距离处的相位光栅产生的条纹周期相等。
13.如权利要求1所述的设备,还包括第二X射线源和第二X射线检测器,二者被安装在所述托台架上,用于对所述物体执行锥形线束计算机X射线断层摄影。
14.如权利要求13所述的设备,其中处理器被编程为利用第二X射线源和第二X射线检测器执行对物体的所述锥形线束计算机X射线断层摄影以定位感兴趣的体积,随后利用X射线源、光栅系统和X射线检测器执行DPC-CBCT扫描以成像所述感兴趣的体积。
15.如权利要求1所述的设备,其中所述光栅系统是可拆卸的。
16.如权利要求15所述的设备,其中在未安装所述光栅系统时能够执行常规CBCT扫描,而在安装所述光栅系统时能够执行 DPC-CBCT扫描。
17.如权利要求1所述的设备,其中所述数据采集几何形状是环状几何形状。
18.如权利要求1所述的设备,其中所述数据采集几何形状是螺旋几何形状。
19.如权利要求1所述的设备,其中所述数据采集几何形状是环状加直线几何形状。
20.如权利要求19所述的设备,其中所述环状加直线几何形状包括单线。
21.如权利要求19所述的设备,其中所述环状加直线几何形状包括多个线。
22.如权利要求1所述的设备,其中所述数据采集几何形状是180°加锥角环状扫描。
23.如权利要求1所述的设备,其中所述数据采集几何形状是360°扫描。
24.如权利要求1所述的设备,其中用于所述重建的算法是经过滤的反投影算法。
25.如权利要求1所述的设备,其中用于所述重建的算法是反投影过滤算法。
26.如权利要求24所述的设备,其中滤波器内核是希尔伯特滤波器。
27.如权利要求1所述的设备,其中背景DPC图像和物体就位的DPC图像利用相位阶跃算法获取。
28.如权利要求27所述的设备,其中所述背景DPC图像在物体未就位的情况下获取并且能够被预存储用于背景校正。
29.如权利要求1所述的设备,其中物体DPC图像可通过直接减去背景DPC图像来校正。
30.如权利要求1所述的设备,其中所述光栅系统的源光栅、相位光栅和分析光栅是二维光栅。
31.一种用于成像物体的设备,所述设备包括:
托台架;
用于以数据采集几何形状移动托台架的至少一个马达;
布置在托台架上以位于物体第一侧的X射线源;
布置在托台上的光栅系统;
所述光栅系统包括多个光栅组,在每个光栅组中具有相应的相位光栅和相应的分析光栅;
所述的光栅系统被配置为在相应的不同时间在来自X射线源的已穿过物体的X射线路径上放置一个不同的光栅组,以使得所述来自X射线源的已穿过物体的X射线穿过已被放置在所述X射线路径上的光栅组的相位光栅,以使得穿过已被放置在所述X射线路径上的所述光栅组的所述相位光栅的X射线随后穿过相同光栅组的分析光栅;
位于托台架上的X射线检测器,被布置以使得已穿过分析光栅的X射线入射到X射线检测器上,用于产生响应于入射到X射线检 测器上的X射线的信号;以及与托台、X射线源、光栅系统和检测器通信的计算机系统,用于控制托台运动、X射线发射和光栅系统移动,以及用于分析来自于X射线检测器的所述信号,以成像所述物体;
其中光栅系统被配置为产生多个相位阶跃,每个相位阶跃对应于穿过包括相位光栅和分析光栅的多个光栅组中的相应一个光栅组的X射线,并且其中计算机系统被配置为获取每一个相位阶跃的亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算微分相位对比(DPC)图像;
获取背景DPC图像和物体DPC图像两者,并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成用于重建的减影DPC图像;以及
其中由计算机系统控制的托台围绕物体移动X射线源、光栅系统和检测器以从不同视角拍摄多个减影DPC图像,根据所述减影DPC图像在计算机系统内执行三维(3D)锥形线束重建,输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵,以及在计算机系统中根据3D矩阵生成图像。
32.如权利要求31所述的设备,其中所述光栅系统包括多个旋转分支,每个分支具有一个相应的包括相位光栅和分析光栅的光栅组。
33.一种用于成像物体的方法,所述方法包括:
(a)使X射线源发射的X射线入射到所述物体上;
(b)使已穿过所述物体的X射线穿过包括相位光栅和分析光栅的光栅系统,使得已穿过所述物体的X射线穿过相位光栅和分析光栅;
(c)检测已穿过所述光栅系统的X射线以产生信号;
(d)操作所述光栅系统以执行相位阶跃算法并获取多个信号;
(e)利用相位阶跃算法分析所述信号以形成DPC图像;
(f)在计算机的控制下围绕所述物体移动辐射源、光栅系统和 检测器以在不同视角拍摄多个所述DPC图像;
(g)根据所述DPC图像在计算机内进行3D锥形线束重建;
(h)输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵;以及
(i)在计算机中根据3D矩阵生成图像;
其中步骤(f)包括移动锥形线束辐射源和检测器以限定数据采集几何形状;以及其中步骤(g)包括拍摄背景DPC图像和物体DPC图像两者,并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成减影DPC图像以供重建;
其中所述相位阶跃算法包括:
(i)对每一个像素,将该像素在所有相位阶跃处拍摄的所有亮度图像内的值分组成一数组;
(ii)计算该数组的傅里叶变换;
(iii)将第一傅里叶分量的相位作为该像素处的DPC值;以及
(iv)对每一个像素都重复上述步骤(i)-(iii)以生成DPC图像。
34.如权利要求33所述的方法,其中步骤(a)包括:
(i)从锥形线束X射线源发射X射线辐射的锥形线束;以及
(ii)利用源光栅将锥形线束分成多个X射线线源。
35.如权利要求34所述的方法,其中源光栅包括使来自X射线源的X射线光子无法透过的物质的线模式。
36.如权利要求35所述的方法,其中所述物质包括金或其它高原子序数材料。
37.如权利要求33所述的方法,其中所述X射线源包括微焦X 射线源。
38.如权利要求33所述的方法,其中所述X射线源包括用于获取扇形X射线束的准直器
39.如权利要求33所述的方法,其中光栅系统包括多个分支,其中每一个分支具有相位光栅和分析光栅的光栅集合,其被配置用作错位干涉仪。
40.如权利要求39所述的方法,其中所述光栅系统的每一个分支内的相位光栅和分析光栅之间的相对位移对应着一组连续的相位阶跃。
41.如权利要求39所述的方法,其中所述光栅系统旋转并连续地使每一个分支上的光栅集合与光轴对准以获取多个亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
42.如权利要求33所述的方法,其中所述光栅系统包括一个相位光栅、一个分析光栅以及承载任一光栅以产生多个相位阶跃的线性级,并且在不同的相位阶跃处拍摄亮度图像,利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
43.如权利要求33所述的方法,其中相位光栅和分析光栅间隔一个分数或整数的塔波特距离。
44.如权利要求43所述的方法,其中分析光栅的周期与在所述分数或整数的塔波特距离处的相位光栅产生的条纹周期相等。
45.如权利要求33所述的方法,还包括对物体进行锥形线束计 算机X射线断层摄影。
46.如权利要求45所述的方法,其中利用第二X射线源和第二X射线检测器对物体进行所述锥形线束计算机X射线断层摄影以定位感兴趣体积,并在随后对所述感兴趣体积执行步骤(a)-(i)。
47.如权利要求46所述的方法,其中所述光栅系统是可拆卸的,并且所述锥形线束计算机X射线断层摄影在未安装所述光栅系统的情况下进行。
48.如权利要求33所述的方法,其中所述数据采集几何形状是环状几何形状。
49.如权利要求33所述的方法,其中所述数据采集几何形状是螺旋几何形状。
50.如权利要求33所述的方法,其中所述数据采集几何形状是环状加直线几何形状。
51.如权利要求50所述的方法,其中所述环状加直线几何形状包括单线。
52.如权利要求50所述的方法,其中所述环状加直线几何形状包括多个线。
53.如权利要求33所述的方法,其中所述数据采集几何形状是180°加锥角环状扫描。
54.如权利要求33所述的方法,其中所述数据采集几何形状是 360°扫描。
55.如权利要求33所述的方法,其中用于所述重建的算法是经过滤的反投影算法。
56.如权利要求33所述的方法,其中用于所述重建的算法是反投影过滤算法。
57.如权利要求55所述的方法,其中滤波器内核是希尔伯特滤波器。
58.如权利要求33所述的方法,其中背景DPC图像和物体就位的DPC图像利用相位阶跃算法获取。
59.如权利要求58所述的方法,其中所述背景DPC图像在物体未就位的情况下获取并且能够被预存储用于背景校正。
60.如权利要求33所述的方法,其中所述光栅系统的源光栅、相位光栅和分析光栅是二维光栅。
61.一种用于成像物体的方法,所述方法包括:
(a)使X射线入射到所述物体上;
(b)使已穿过所述物体的X射线穿过包括多个光栅组的光栅系统,每个光栅组包括相应的相位光栅和相应的分析光栅,在不同时间将不同的光栅组放置在已穿过物体的X射线路径上,使得已穿过所述物体的X射线穿过已放置在X射线路径上的相位光栅和分析光栅;
(c)检测已穿过所述光栅系统的X射线以产生信号;
(d)操作所述光栅系统以执行相位阶跃算法并获取多个信号;
(e)利用相位阶跃算法分析所述信号以形成DPC图像;
(f)在计算机的控制下围绕所述物体移动辐射源、光栅系统和检测器以在不同视角拍摄多个所述DPC图像;
(g)根据所述DPC图像在计算机内进行3D锥形线束重建;
(h)输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵;以及
(i)在计算机中根据3D矩阵生成图像;
其中步骤(f)包括移动锥形线束辐射源和检测器以限定数据采集几何形状;以及其中步骤(g)包括拍摄背景DPC图像和物体DPC图像两者,并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成减影DPC图像以供重建。
62.如权利要求61所述的方法,其中放置包括相位光栅和分析光栅的不同光栅组包括将多个旋转分支旋转到X射线中,每个分支具有一个相应的包括相位光栅和分析光栅的光栅组。

说明书全文

用于微分相位对比扇形线束CT、锥形线束CT以及混合锥形

线束CT的方法和装置

[0001] 相关申请的引用
[0002] 本申请要求2009年3月2日提交的美国临时专利申请No.61/156642的权益,其公开内容整个包含在本公开中作为参考。
[0003] 政府权益声明
[0004] 本发明是在政府的资助下完成的,资助基金来自于国立卫生研究所的基金R01 9 HL078181和4 R33 CA94300。政府拥有本发明的一定权益。

技术领域

[0005] 本发明涉及锥形线束计算机X射线断层摄影术(CT)成像,尤其涉及用于乳房成像的相位对比锥形线束CT。

背景技术

[0006] 根据国家癌症研究所的数据,每8位女性中就有一位在其一生中被诊断为乳腺癌。虽然在公开报道中乳腺癌死亡率的降低明显,但是每年仍然有40000名女性死于该疾病
[0007] 最佳的乳房成像技术能够在肿瘤较小时(优选直径小于10mm)检测到所述肿块。据报道,通过乳房X射线摄影术检测到侵袭性乳腺癌大小在1-10mm的女性具有93%的16年存活率。另外,随着检测到的肿瘤直径的下降,转移的可能性迅速降低。如果乳腺肿瘤在等于或小于10mm时被检测到,转移的可能性将为7.31%。如果检测到4mm的癌,则转移可能性将降低一个数量级以上,到0.617%。
[0008] 尽管乳房X射线摄影术(一般来说可以检测到约12mm大小的癌)是目前可用的乳腺癌早期检测最有效的工具,但是乳房X射线摄影术对较小的乳腺癌(几mm以下)具有相对较低的敏感性。由于有结构和组织上的重叠,乳房X射线摄影术的特异性和阳性预测值依然是有限的。乳房X射线摄影术检测乳腺癌时有限的敏感性和特异性源于其对比检查能的不足,这种不足是所有类型的投影成像技术所普遍具有的(投影成像的对比检查能力只能达到10%),并且乳房X射线摄影术初始仅检测到65-70%的乳腺癌。对于乳腺增生的患者来说,乳房X射线摄影术的敏感性将进一步降低到30%。数字乳房X射线摄影术(DM)被开发以致力于通过提供改善的对比分辨率并数字影像处理来克服增感纸胶片乳房X射线摄影术(SFM)的固有限制;但是,一项大规模的临床试验——数字乳房X射线摄影术成像扫描试验(DMIST)——显示了DM和SFM的假阳性率是相同的。
[0009] 乳房X射线摄影术相对较低的特异性使得需要对无法确诊的病例进行活检,尽管这会给患者造成额外的经济负担和精神压力。在美国,每年为了评估乳房X射线摄影术疑似结果所做的超过1百万例的乳腺活检中,约有80%的病例是良性的,这会额外增加患者的焦虑并且给医疗系统造成巨大的成本负担。因此需要更准确地鉴定乳腺损伤以降低活检率和活检前乳房X射线摄影术的假阳性率。
[0010] 为了解决上面所提到的乳房X射线摄影术的限制,我们以前已开发出了一种锥形线束乳房CT(CBBCT)。简言之,其原型机的主要特征包括:平的人类工程学设计的患者检查台,其带有插入模块以优化对未压缩乳房(包括胸壁)的覆盖;位于患者检查台两侧以便于接近乳房的宽开口(1m),由此用于定位并且易于进行成像引导活检及其他程序而无需显著改变基础平台;以及为了在以后有效地开展动态比对成像研究和血管发生成像的滑环技术。
[0011] 仿真模型的研究结果表明CBBCT能够用~5mGy的总剂量实现达~-2.8lp/mm的空间分辨率,以允许对平均大小的乳房(在胸壁上的直径为~13cm)内2mm的癌和~0.2mm的微化灶的检测。这个剂量低于单次乳房X射线摄影术检查(假设每个乳房需要两视图)的剂量。对于可视化乳腺组织、乳腺肿瘤和钙化灶来说,CBBCT的图像质量极好,并且对乳房(包括胸壁区)的覆盖至少与乳房X射线摄影术相当。无需使用造影剂,主要血管的可视性也是非常良好的。
[0012] 超声(US)可用于诊断区分液体和固体肿块,以及用于定位和活检。后来人们发现,在某些情况下通过US检查也可以成功地确定良性和恶性肿块。US是一种低空间分辨率的检查手段,在可视化和特征化钙化灶时存在严重限制,并且高度依赖操作员的技术。目前,静脉内动态造影增强乳房MRI(CEBMRI)是唯一可以提供功能性信息以辅助诊断乳腺癌的工具。对于侵袭性乳腺癌来说,CEBMRI研究具有很高的阴性预测值和几乎100%的敏感性,并且在通过其他方式确诊乳腺癌之后,CEBMRI可作为一种有价值的辅助治疗设备来管理乳腺癌患者。由于是X射线断层摄影术研究,因此它是目前唯一经FDA批准的乳房成像模态,并且能够真正与CBBCT相比。CEBMRI完全依赖静脉造影剂和关联于肿瘤的新生血管产生的对比分辨率。CEBMRI和其他所有成像技术的区别在于其图像反映的是血管的对比度增强而不是实际的乳房解剖结构。尽管CEBMRI对侵袭性肿瘤具有高敏感性,但是目前的技术限于检测原位导管癌(DCIS)。CEBMRI无法区分钙化灶和包含DCIS的预定非新生血管,而高达50%的无肿块乳腺癌显见此现象。
[0013] 目前正在开发的数字乳房断层X射线摄影组合(DBT)致力于降低重叠结构的影响。尽管取得了一些成功,但是DBT还是从根本上受到了其在投影几何学上的限制的约束;X射线断层摄影片层无法被精确定义,这会引起轴向分辨率的丢失,所述丢失又影响精细特征(如无定形的微钙化灶)的可视性。与其他模态相比,CBBCT能以更完整的X射线断层摄影方法提供整个乳房的等向性高分辨率影像而无需乳房压缩。这对增生乳腺和包含植入物的乳房的成像尤其有价值。
[0014] 如上所述,与乳房X射线摄影术(包括数字乳房X射线摄影术)相比,CBBCT在检测乳腺癌方面具有明显进步。但是,为了精确地特征化乳腺肿瘤和钙化灶,并大幅降低活检率和乳腺活检的假阳性率,期望的是CBBCT应该达到与乳腺癌诊断金标准病理影像可比较的空间分辨率。要想使空间分辨率提高数倍将会需要将辐射剂量增加100倍以上以达到与目前CBBCT相同的对比噪声比(CNR)。例如,如果空间分辨率需要从2lp/mm增加到25lp/mm以保持临床可接受的CNR,那么对于平均大小的乳房来说剂量水平需要从目前CBBCT的~6mGy增加约186倍,达到1.1Gy。这种剂量增加在临床上是被禁止的。
[0015] 下面的参考文献被认为用于提供背景信息:
[0016] 1.T Weitkamp,A Diaz,C David,F Pfeiffer,M Stampanoni,P Cloetens和E Ziegler,″X-ray phase imaging with a grating interferometer,″Opt.Express2005;13(16):6296-6304。
[0017] 2.G Faris 和 R Byer,“ ″ Three-dimensional beam-deflection optical tomography of a supersonic jet,″Appl.Opt.1988;27(24):5202-5212。

发明内容

[0018] 因此,本发明的一个目的是提高空间分辨率而无需将所述剂量增加到禁止水平。
[0019] 因此,本发明的另一个目的是允许大幅降低对患者的X射线辐射剂量而不会降低空间分辨率和对比噪声比。
[0020] 为了实现上述及其他目的,本发明涉及利用X射线微分相位对比锥形线束CT进行乳房成像或其他目的(例如,血管成像,儿科锥形线束CT,全身CT成像和介入锥形线束CT)的系统和方法。作为一种新兴的技术,X射线相位对比锥形线束CT和锥形线束CT成像有可能实现达25lp/mm(20μm体素大小)的空间分辨率水平,同时将X射线辐射剂量维持在当前CBBCT和乳房X射线摄影术类似的剂量上。另外,由于X射线相位对比成像依据的是X射线波的折射和干涉原理,因此通过检索相位系数所检测到的信息比传统的基于衰减的X射线成像技术通过检索衰减系数获得的信息更精细。
[0021] 传统的基于衰减的CT和锥形线束CT能够很有效地区分软硬组织之间(二者的线性衰减系数差异巨大)的吸收对比。但是,在软组织(包括乳腺组织)成像时,乳房结构(良性和恶性)之间的低吸收对比差异将限制其性能。相位对比技术有望提供另一种软组织成像方式。与吸收对比的原理不同,相位对比成像源于X射线的波性质,其中需要考虑折射和衍射。作为一种电磁波,X射线的特征通常是由其波长、幅度和相位表征的。当X射线通过一个介质时,其幅度衰减,并且其相位移动。在X射线技术中,一种材料的折射指数n通常表示为复数n=1-δ+iβ。虚部β代表幅度的衰减,实部δ负责位移。理论和实验3
都表明δ通常比β大10倍。因此,相位对比成像技术有可能提供比基于衰减的CT和锥形线束CT技术高1000倍的目标对比度。
[0022] 在过去10年中,各种相位对比技术已被开发用于显示δ的对比度,几乎所有这些技术都依赖于无法广泛应用于临床的微焦X射线管或同步辐射。最近,提出了一种被称为微分相位对比(DPC)技术的新型相位对比成像技术,该技术是一种基于光栅的干扰测量方法。带有多色宽谱和高输出X射线电源的大功率医院级X射线管可用于获得DPC影像。尽管如此,该技术未被在前用于本发明的上下文中。
[0023] 相关的系统和方法在下列美国专利中公开:美国专利6,987,831,″Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging″;美国专利6,618,466,″Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correction for fan beam CT and cone beam volume CT″;美国专利6,504,892,″System and method for cone beam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit″;美国专利6,480,565,″Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging″;美国专利6,477,221,″System and method for fast parallel cone beam reconstruction using one or more microprocessors″;美国专利6,298,110,″Cone beam volume CT angiography imaging system and method″;
美国专利6,075,836,″Method of and system for intravenous volume tomographic digital angiography imaging″;以及美国专利5,999,587,″Method of and system for cone-beam tomography reconstruction″,其公开内容已整个纳入本发明公开中作为参考。那些发明中公开的技术可结合本文公开的技术使用。
附图说明
[0024] 本发明的优选实施例参照附图进行详细描述,在附图中:
[0025] 图1A和1B是显示根据第一优选实施例的系统的示意图;
[0026] 图2证明了相位阶跃算法
[0027] 图3A和3B显示了优选的二维光栅实施例的设计;
[0028] 图4A和4B比较了DPC-CBCT和常规的基于吸收的CBCT的成像过程;
[0029] 图5是显示根据第二优选实施例的系统的示意图;
[0030] 图6是显示根据第三优选实施例的系统的示意图;
[0031] 图7是显示扫描协议的流程图
[0032] 图8是显示根据第四优选实施例的系统的示意图;
[0033] 图9A和9B是显示根据第五优选实施例的系统的示意图;以及
[0034] 图10是显示根据第六优选实施例的系统的示意图;

具体实施方式

[0035] 本发明的优选实施例将参考附图进行详细描述,附图中类似的标识号指代类似的元件或步骤。
[0036] 第一优选实施例涉及利用微分相位对比成像技术进行体内临床成像的微分相位对比锥形线束CT系统(DPC-CBCT)。如图1A和1B所示,这种DPC-CBCT系统100包含带有源光栅104的医院级X射线管102,高分辨率检测器110和安装于托台112上的光栅系统。为了确保机械精密度稳定性,光栅系统可以被设计成图1A所示的光栅系统120或图1B所示的光栅系统122。光栅系统的作用在于产生不同的相位阶跃,后者被定义为相位光栅
106和分析光栅108之间在与光栅线垂直方向上的相对位移。光栅系统120由几个分支组成,并且在每一个分支上,相位光栅106和分析光栅108都是固定的。相位光栅106和分析光栅108之间的相对位移范围从分析光栅108周期的一小部分到穿过各不同分支的一个光栅周期。光栅系统122只使用一个相位光栅106和一个分析光栅108,电机驱动级116移动分析光栅108或相位光栅106任一以产生不同的相位阶跃。在扫描期间,物体O将保持静止,而托台将旋转以拍摄图像。处理器118控制系统的操作并分析数据。
[0037] DPC技术能够通过将吸收光栅(源光栅104)应用到大功率X射线管102而产生一维或二维空间相干性,其中X射线管102具有只有数百微米的焦斑大小,以及高X射线输出功率(>10kW)。由源光栅104的高原子序数材料制成的线模式114能够吸收几乎所有碰撞到其上的X射线光子,同时其间的凹槽又允许所有的X射线光子通过。凹槽的宽度被设计成可与微焦X射线管的焦斑大小相比较。因此,源光栅可以将大焦斑X射线源分成几个窄的线源,这些线源中每一个都能在与所述线垂直的方向上产生足够的空间相干性,而它们彼此不相干。当合适的产生被选择时,这些线源在成像过程中起到建设性的作用。以类似的方式,光栅模式能够被设计成小开口的矩阵,每一个小开口都能起到单独地在两个维度上提供足够的相干长度而且彼此不相干的点源的作用。与其他二维光栅组合以后,这类系统能够在两个方向上产生同等的相位信息。
[0038] 相位阶跃算法[1]被用于计算每一个DPC图像,其物理原理简单解释如下:相位光栅106显示了可忽略不计的吸收,但是有实质的相移,将X射线束分成两个第一衍射级。然后折射束在放置分析光栅108的整数或分数塔波特距离处发生干涉并形成周期性条纹。分析光栅的周期被选择与条纹的周期相同。如果入射的X射线束在到达相位光栅之前遇到物体,那么其波前将被该物体扰乱,导致条纹的局部位移。目前检索编码的相位信息的最有效和鲁棒的方法是相位阶跃算法。节距大于衍射条纹周期的X射线检测器可被用于记录亮度图像,这就消除了对超声检测器分辨率的节距甚至小于衍射条纹的限制。当分析光栅或相位光栅以分数的光栅周期阶跃地增加时,检测器内检测到的任何像素的亮度值由阶跃光栅的位置调制,并且这种调制显示与分析光栅相同的周期。如果调制功能被转化成傅里叶域,那么第一傅里叶分量的复合是相位在此像素处的一阶导数。以这种方式获取的物体的DPC图像是原始DPC图像。因光栅系统的不均一性而导致的背景相位分布通常需要在不放置物体的情况下进行相同过程来确定,并且物体的真实DPC图像通过从原始DPC图像中减去背景相位分布来获取。整个程序显示在图2中。应当注意的是,背景信息可被预先存储以供给定DPC系统的背景校正,因此无需在每一次扫描时都被获取。理论上,要代表一个周期函数至少需要两个采样点,因此在执行相位阶跃算法至少需要两次相位阶跃。实践中,需要三个或更多个采样点以避免混叠伪像。如果在DPC-CBCT扫描期间能够达到准确的机械精密度和稳定性,那么光栅系统122是相位阶跃算法的直接实现。光栅系统120是相位阶跃算法的机械上鲁棒的实现。考虑到亚微米级的机械精密度和稳定性要求,要在托台高速旋转时保持阶跃任一光栅这一精度都是非常困难的。因此,我们建议使用一种新颖的多光栅集合,其中每一集合中的相位光栅和分析光栅的相对位置是固定的,并且与相位阶跃相对应。代替对任一光栅的阶跃,只需转动光栅系统的转盘就可以将每一个分支的光栅集合与X射线束的光轴成功对准,从而获取每一个相位阶跃的亮度图像,然后利用上述方法处理这些亮度图像以计算DPC图像。
[0039] 从所有视角获取的DPC图像将被直接用于重建而不是首先从DPC图像计算相位系数的线积分。考虑到DPC-CBCT系统的锥角较小,平行束近似可被应用于断层摄影重建,并且可以使用带希尔伯特过滤的经过滤反投影(FBP)算法[2]。利用希尔伯特滤波器按行过滤DPC图像,然后所述DPC图像被反投影到物体空间内以计算线性相位系数的三维分布。当物体被X射线束在所有视角(无横截面削截)完全覆盖时,重建结果可以精确到一个常数。通过将周围空气的相位系数设定为0可以容易地确定该重建常数。在其中发生削截的感兴趣体积成像(VOI)的情况下,这种重建也有效,但是图像质量会因背景趋势而下降,并且重建常数必须用物体的先验知识来确定。另外,反投影过滤(BPF)算法可被修改用于DPC-CBCT重建,因为微分运算通常在反投影之前进行,而DPC图像与微分运算后的中间结果十分相似。这类算法还具有良好的处理严重削截的能力。利用典型BPF重建的DPC-CBCT成像程序包含与获取DPC图像相同的方法,其区别仅仅在于重建方法。主要步骤包括:(a)从所有视角获取原始亮度数据;(b)利用相位阶跃算法从所述亮度数据计算DPC图像,如图
2所示;(c)从所有视角将DPC图像反投影到物体空间;以及(d)利用沿特定方向(多个)的期望滤波器(多个)过滤反投影数据。
[0040] 本公开详细讨论了使用相应扫描协议和重建算法的一维光栅系统。应当注意的是,一维光栅系统可直接扩展成二维系统,其中源光栅由多个点源组成,而相位光栅和分析光栅由二维矩阵组成。图3A和3B显示了某些可能实施例。相位阶跃算法应在优选方向上执行(x,y,对角线等)以便于在x和y方向上同等地提取相位对比度。应当对锥形线束重建算法进行修改以处理两个方向上的相位梯度。
[0041] 提出的DPC-CBCT系统的主要参数列于表1中。DPC-CBCT系统使用医院级X射线。X射线管的焦斑大小为0.05mm到2mm,输出功率为数千瓦到数十千瓦。其将在10kVp到150kVp下操作。总体来说可以是任何种类的诊断成像X射线辐射源,其中取决于临床应用包括乳房X射线摄影术管、血管造影术管、CT管和其他通用的放射照相管。
[0042] 表1:主要系统参数
[0043]焦斑大小 0.05mm-2mm
峰值电压 10kVp-150kVp
检测器像素大小 10μm-100μm
[0044]检测器率 0.5fps-1000fps
检测器维度 3cm X 3cm-50cm X 50cm
托台旋转速率 >0.5RPM
[0045] DPC-CBCT系统使用二维检测器。与其他相位对比成像技术不同,其对超高分辨率检测器没有严格要求,并且检测器分辨率由用途和期望图像分辨率决定可以是~10μm-1000μm。对于不同的图像获取协议来说,检测器的帧率为0.5帧/秒(fps)到
120fps。
[0046] 为了最佳视野,源光栅被安装得尽可能地靠近焦斑。它将X射线束分成许多线源,并且每一个线源的宽度都小于50μm。相位光栅被紧接地安装在物体后侧,并且在凹槽和凸脊之间产生相位差PI。相位光栅的周期为2μm到8μm。分析光栅被直接安装在检测器表面处,并且在凹槽处由强衰减材料将X射线衰减20%到80%。取决于分析光栅和相位光栅之间的距离(可以是分数塔波特距离或整数塔波特距离),分析光栅的周期与相位光栅的周期相同或为其一半。源光栅与相位光栅之间的距离以及相位光栅和分析光栅之间的距离决定源光栅的周期,通常为60μm-200μm。光栅大小被设计为覆盖DPC-CBCT系统特定应用的视野。主要光栅参数列于表2中。一个可能的变量是使用二维相位对比光栅。应当注意的是,这种光栅设计对于平行X射线束或具有小锥角的X射线束是理想的,因为光栅凹槽是平行的。如果使用较大的锥角(>5度),那么最好使用考虑发散X射线束设计和制造的聚焦光栅。
[0047] 表2:主要光栅参数
[0048]
[0049] X射线管、检测器和光栅系统被安装在能以0.5转/分钟(RPM)-60RPM或更高的速度旋转的旋转托台上。扫描期间患者保持静止。图4A和4B比较了利用衰减技术的简单数字仿真模型和具有相同的总曝光水平及重建空间分辨率的DPC技术的计算机模拟图像。数字仿真模型由三个椭球体组成,并且被放置在扫描面的中心。基于衰减的CBCT在每一个视角采集一个亮度图像,并重建径向片层,如图4A所示。如图4B所示,基于DPC的CBCT通过四个不同步进位移的分析光栅在每一个视角采集4个亮度图像,并且每一个亮度图像的曝光是基于衰减的图像的1/4。然后使用相位阶跃算法的原理处理4个亮度图像以恢复DPC图像。然后从该DPC图像集合重建相同的径向片层。图中显示了相同径向片层的仿真模型图像用于比较。可以观察到,DPC投影和重建图像显示出比吸收投影和重建图像高很多的CNR。如预期,在DPC-CBCT重建图像中测得的对比度是基于衰减的重建的约1000倍,而DPC-CBCT的噪声水平只是基于衰减的重建的40倍。DPC-CBCT重建中测得的CNR为28.2,而基于衰减的重建的CNR为0.81,得到约35倍的CNR改善。因此,使用相同的剂量水平和空间分辨率,DPC-CBCT成像可以提供高出基于衰减的CBCT一个数量级的CNR改善。我们已经进行了更多的模拟实验以证明利用25lp/mm(20μm)的分辨率和乳房X射线摄影术的剂量水平,DPC-CBCT能够实现临床可接受的CNR。
[0050] 在提出的DPC-CBCT技术中,数据采集的几何形状并不限于环状轨道。托台可由至少一个电机控制和移动以执行沿各种轨道的扫描,其中包括螺旋几何形状、环行加线性几何形状以及环行加弧形几何形状。
[0051] 第二和第三优选实施例是第一优选实施例的两个变体。第一个变体是如图5所示的基于微焦X射线管的DPC-CBCT系统,这是第二优选实施例。微焦管202代替了医院级管用于DPC-CBCT系统200。在这种情况下不需要源光栅,因为微焦X射线管(焦斑大小<0.05mm)自身就能为DPC成像提供足够的相干长度。当前微焦管的局限性在于其弱输出功率(<100瓦)。但是,如果在未来能够顺利开发出包括液体-金属-阳极管、等离子驱动管和旋转阳极管这样的技术,就可以期望输出功率能被大幅提高。第二个变体是如图6所示的扇形线束DPC-CT系统300,这是第三优选实施例。考虑到对于一维光栅的设计仅标示出沿光栅线垂直方向的相位对比度,可以缩小沿光栅线方向的视野范围而不会影响相位对比度的效果。扇形线束准直器302被用于使X射线形成扇形线束形状,并且所述成像原理与DPC-CBCT系统100完全相同。
[0052] 本发明允许DPC系统的实现以达25lp/mm空间分辨率检测并特征化乳腺肿瘤和微钙化灶,这一分辨率可与病理学图像相比较并由此大大降低组织活检率。其设计考虑如下。第一个设计考虑是设计并构造相干X射线辐射源,该辐射源结合了医院级X射线管和经特殊设计和构造的光栅(104)以提供稳定视野(FOV)覆盖范围为5cm或更大的相干辐射源。
第二个设计考虑是制造具有均匀微结构的高质量光栅以覆盖提出的FOV。第三个设计考虑是设计和构造合适的2D检测器系统,该系统具有超高的空间分辨率(~20μm/检测器单元)、高检测量子效率(DQE)、高动态范围、极小的几何扭曲和极佳的线性。第四个设计考虑是开发出一种带有精确而有效的相位阶跃算法和DPC-CBCT重建算法的实用性DPC-CBCT数据获取方案。第五个设计考虑是设计和构造提出的HBCT(混合乳房CT)系统(CBBCT加DPC-CBCT)以确保靶向性DPC-CBCT扫描和感兴趣体积的恰当覆盖。
[0053] 如上所述,相位对比成像系统要求入射X射线束应该达到某种程度的空间相干,并且能够利用带有衰减光栅的大功率医院级X射线管进行DPC-CBCT成像。为了满足这种挑战,我们提出了选择阳极功率大于10kW的大功率乳房X射线摄影术管或通用的X射线摄影术管,将其与图1中经过特殊设计的源光栅104耦联,其中X射线管可被认为分成许多宽度为10-50μm的窄线源,这些线源在与光栅凹槽垂直的方向上独立地产生空间相干,但彼此不相干。按照这种设计,即使源光栅有很强的衰减,源也能提供足够的X射线通量。光栅104的高长宽比(凹槽高度和凹槽宽度之比)可能会影响视野,因此将光栅104尽可能地靠近焦斑安装(优选<1cm)以获得较大的FOV是重要的。
[0054] DPC-CBCT成像所用的光栅将利用微电机系统(MEMS)纳米制造设施进行制造,其包括照相平板印刷术、物理蚀刻、化学蚀刻、沉积和电。主要的挑战在于光栅的高长宽比(凹槽高度和宽度之比),其使得蚀刻和电镀变得困难。对于相位光栅和分析光栅,长宽比可高达15-40,这会导致难以进行直缘蚀刻或使金在深凹槽内生成。为了解决这一问题,将使用高质量的<110>定向单晶基底(Nova Electronic Materials,Flower Mound,TX),这种基片在优选方向上具有高度选择性,利用它通过氢(KOH)湿蚀刻更容易形成尖而深的边缘。氮层将用作覆膜,而原子层沉淀(ALD)将用于外延生长金晶种层。接下来,电镀将被用于在晶种层顶上跟随其自身晶体结构生长金层。也可以使用具有高原子序数的其他元素如Pt、Hf或Ta。目前标准的大规模MEMS技术只限于2.5英寸x 2.5英寸的硅片,正好满足提出的约5cm x 5cm的视野。
[0055] 对所提出的DPC-CBCT系统,其检测器的分辨率并无严格限制,并且可由具体应用在10μm到1000μm范围之间。因此,可以使用现有的大多数用于硬X射线的检测器,包括薄膜晶体管平板检测器(TFT-FPO)、电荷耦合器件(CCD)检测器和互补金属氧化物半导体(CMOS)检测器。应选择合适的闪烁体以达到最佳的X射线能量反应。较高的帧率是期望的,因为能够实现扫描过程更快速,并且降低运动伪像。
[0056] 常规CBCT扫描方案是相当直接的,因为在每一个视角只需一次X射线曝光以获得吸收图像。然而DPC-CBCT技术要求在任一视角上至少三次X射线曝光,并且针对每一次曝光,分析光栅都移位到不同位置以获取相位阶跃图像,这些图像随后被处理以计算该视角处的最终DPC图像。因此,用于相位恢复的相位阶跃算法增加了DPC-CBCT扫描方案的复杂性。我们提出将一个完整的DPC-CBCT扫描分成几个亚扫描,在每一次亚扫描之前移位分析光栅,但在每个亚扫描期间固定。这将移除由分析光栅的重复前后移动引起的定位误差。然后执行相位阶跃算法以计算每一个视角上的DPC图像,并且将执行重建算法以计算X射线断层摄影图像。假设在计算每一个视角上的DPC图像时需要M个相位阶跃图像(M≥3),并且X射线断层摄影重建需要N个DPC图像,图7中说明了整个扫描过程。分析光栅108处于多个位置的多个步骤602-1、602-2、...、602-M;在这些步骤之间,其在步骤604被重定位。当分析光栅处在每一个位置上时,执行扫描步骤606-1、606-2、...、606-M以拍摄一组图像集合。扫描在步骤608得到一组DPC图像集合,这些图像在步骤610被重建。由亮度图像中的大相位导数或高噪声水平导致的相位卷绕是会导致DPC图像中的假相位信息(表现为不连续性)的主要问题。这个问题可通过基于小波分析的奇点检测以及通过内插进行奇点校正来解决。
[0057] 在构造和校准DPC-CBCT系统时要求有高精度、良好的稳定性以及精确的对准,这主要与光栅106和108的相对位置有关。它们彼此之间应该是机械稳定的,下至约分析光栅周期的1/10的量级。类似的稳定量级也适用于在相位阶跃法中所用的横向光栅运动的精度,并且因此可以使用精度为0.1μm的线性级(单向)。在相位阶跃中将避免前后移动以消除滞后误差。光栅座将配备有精密的单向平移和三向旋转以使光栅106和108的凹槽很好地彼此平行对准。期望光栅座的角度敏感性在一对毫弧度之内,以使得因凹槽未良好准确对准而出现的纹图最小化。另外,如果云纹图不严重,可以通过减去背景相位图像去除影响。由于托台在扫描期间是转动的,因此要在稳定地旋转巨大的重量并在同时保持管、检测器和光栅系统之间的相对位置变化不超过数微米的精确度在机械学上来说是一个挑战。
[0058] 大规模硅晶片制造技术正处于开发之中,该技术能将光栅做到30cm x 30cm大。MEMS技术的进步也使制造能在两个方向上同等地显示相位对比并且消除物体定向问题的二维光栅成为可能。在利用CMOS或CCD技术制造大面积(高达50cm x 50cm)、高分辨率(>25lp/mm)检测器方面不存在大的技术障碍,采用新颖的平行采集和快速缓冲技术有望使帧率提高数十倍。因此可大幅扩大超高分辨率乳房成像或全身成像的视野。尽管DPC成像并不仅限于X射线管,但是最新出现的致密微焦X射线管技术,其中包括激光等离子管和液体金属靶向管,将会进一步提高图像的分辨率,同时通过去掉可扩展视野和改善曝光均一性的光栅104而使系统设计得以简化。
[0059] 利用上面所提到的先进技术,DPC-CBCT成像系统有望能够更快地扫描(达到数秒/扫描)、覆盖更大的物体以及提供更高的空间分辨率,这样就使DPC-CBCT系统可被用作筛查工具和诊断工具。筛查用DPC-CBCT系统被设计为空间分辨率较低(~100-75μm),并且患者将被暴露于很低的曝光水平(低于两个视野的筛查用乳房X射线摄影术的曝光水平)。诊断用DPC-CBCT系统被设计为分辨率较高(~50-20μm),并且患者剂量与诊断用乳房X射线摄影术的剂量相等(对于平均大小正常密度的乳房来说约6mGy)。当前的VOI乳房成像被设计成带有两个亚系统的混合系统:CBCT系统和DPC-CBCT系统。在未来有可能进一步简化成单一的DPC-CBCT成像系统,该系统能够通过转换视野、不同的分辨率(大视野和筛查成像采用标准分辨率,小视野和诊断成像采用超高分辨率)和不同的读出速率(0.5帧/秒-120帧/秒)进行筛查扫描和诊断VOI扫描二者。
[0060] 我们所提出的DPC-CBCT技术的第一个应用是用于乳腺癌诊断的锥形线束乳房CT模态以减少组织活检率,同时这种技术也能被用于全身成像以及血管造影和骨成像。第四优选实施例结合了当前的锥形线束CT和DPC-锥形线束CT,以形成能够获得三维高分辨率锥形线束CT成像,和超高分辨率DPC-锥形线束CT成像的混合锥形线束CT。图8显示了用于乳房成像的混合锥形线束CT系统400的一种可能设计。系统400包括当前的锥形线束乳房CT(CBBCT),其主要由X射线管420和平板检测器422组成。安装在同一个旋转托台424上,构造有主要由X射线管102、高分辨率检测器110和光栅系统组成的DPC-CBCT系统,如上所描述。首先使用CBBCT扫描整个乳房B并找出任何可疑体积的三维位置;然后平移乳房并定位使可疑体积处于DPC-CBCT视野(FOV)的中心;最后DPC-CBCT系统执行对感兴趣区(ROI)的超高分辨率扫描,重建3D体积的相位系数。这种超高分辨率DPC-CBCT扫描有希望显示出导管(宽度<0.25mm)、小血管(宽度<0.5mm)和微钙化灶(直径<0.2mm),用于乳腺癌的诊断和治疗。
[0061] 第五优选实施例是混合系统的变体,如图9A和9B所示,其中只有一个成像链,并且光栅系统720设计成一个可拆卸单元。检测器是节距为150μm-1000μm的高分辨率检测器。如图9A所示,在不安装光栅系统720的情况下,可以进行常规CBCT成像扫描。应当注意的是,为达到此目的不一定必须要安装源光栅104,因为每一个线源相比于焦斑的尺寸要小得多所以不会对成像过程产生明显的影响。在安装了光栅系统720的情况下,系统能够执行如第一优选实施例所述的DPC-CBCT扫描,以相同的空间分辨率获得高得多的对比分辨率。可以不用源光栅而直接使用微焦管,因为对于第二优选实施例所述的DPC-CBCT来说,微焦管是理想的,也适用于常规CBCT成像。
[0062] 混合CBCT系统的概念也适用于其中不使用光栅系统的同线(in-line)相位对比成像,这成为如图10所示的第六优选实施例。X射线源是焦斑尺寸小于50μm的微焦X射线管,能够生成部分相干X射线。使用节距小于70μm的超高分辨率检测器,并且可多重重定距模式(multiple rebinning modes)采集图像。在有效节距>150μm的更高的重定距模式中,可以实现常规CBCT扫描,而在具有最高空间分辨率的1 x 1重定距模式中,可以执行同线线相位对比CBCT扫描,因为以如此高的分辨率可以捕获边缘增强效应。
[0063] 应当注意的是,所有5个实施例都能以螺旋扫描模式执行,以通过在托台旋转时沿旋转轴移动物体来提高覆盖度。对于这种应用拓展来说没有理论或机械上的困难。
[0064] 虽然上面详细说明了本发明的优选实施例及其变体,但是审阅了本公开的本领域的技术人员将易于理解在本发明范围内可以实现其它实施例。例如,数值是说明性的而不是限制性的。另外,可以使用用于制造光栅的任何合适的技术或材料。而且,本发明的用途并不局限于乳房成像,也适用于任何生物学和非生物学成像。因此,本发明应当只受所附权利要求的限定。
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