数字化无胶片X－射线投影成象系统和方法

暂无

本发明所属的领域\n本发明一般性地涉及计算的X-射线学和无胶片的X-射线成象系 统与方法，更具体地说，本发明涉及数字化的无胶片X-射线投影成象 系统与方法。就图象的分辨率和动态范围特性而言，这些系统和方法 所产生的图象与现存的基于胶片的成象系统所产生图象基本相当或稍 强一些。\n本发明的背景技术\n在传统的X-射线成象系统中，把需要成象的对象(通常为一位病 人)放置在一个X-射线源和一张胶片之间，然后对病人与X-射线放射 源之间的相互作用加以捕获，并将所捕获的信息存储在胶片中。接下 来，为了对病情加以诊断，将通过一个可从背面照亮胶片的装置对胶 片进行观察。尽管胶片上的诊断图象拥有良好的分辨率和对比度特 性，但使用这样的媒体来存储图象存在着很多明显的缺点。首先，在 对病人进行身体检查时，要求使用一个预先确定的X-射线能量级(这 一能量级的确定将取决于需要进行X-射线拍射的人体的具体部位)， 即一个可为X-射线源提供足够能量的最高电压和最大毫安级。在一个 脉冲X-射线源的情况下，为驱动脉冲X-射线源的每一脉冲的时间宽 度。如果X-射线的曝光参数是错误的，则最终记录在胶片上的X-射 线图象很容易曝光不足或曝光时间过长，因为X-射线的辐射通量和胶 片的动态范围的不匹配，导致了较差的诊断质量图象。\n在美国，记录在胶片上的X-射线图象的质量有时很差，以致于需 要对图象重新拍摄才能做出正确的判断，重拍率高达20％左右。然而 放射学家们预计，这一数字还将会继续增加，因为目前的X-射线成象 正更大程度地依赖于那些通常缺乏训练、技能低于平均放射人员水平 的X-射线技术人员。\n与存储在胶片上的传统的模拟图象相比，数字化的X-射线图象能 够加以申请和存储成″图形、档案以及通信系统(PACS)″中。对PACS 的使用有助于通过网络和调制解调器对图象加以传输，从而可支持远 程诊断。因此，与包含在X-射线胶片中的信息相比，数字化的X-射 线图象数据很容易存储在内存中，并很容易加以申请和更迅速地进行 传输，而且不会损坏数据。于是各种可使数据更容易加以处理的数字 处理算法和技术相继推出，例如空间过滤和其它图象改进技术，并能 够把数据从一个地点传送到另一个地点，例如通过网络和调制解调 器。\n在最近的几年中，已开发出许多能够克服X-射线胶片的这些不足 之处的技术。一系列现存的方法和相关的技术也不断得以发展，其中 某些可提供数字化的系统、消除了胶片、或改进了对胶片的使用。以 下是对当前所使用的一些主要技术的优、缺点的一个总结。\nX-射线照相补偿：X-射线照相补偿是一个过程，在这一过程中， 把照射于病人的入射的X-射线在高衰减的区域局部地增加，在低衰减 的区域局部地减少，以便使照射于所记录媒体的X-射线能够更均匀地 加以分布。X-射线照相补偿技术包括：扫描补偿X-射线照相、扫描狭 缝补偿X-射线照相、数字化光束衰减、光补偿X-射线照相以及旋转- 扫描补偿X-射线照相。后者包括使用一个X-射线扇形光束扫描一个 对象的一系列步骤，即通过让扇形光束以一系列扫描角度中的每一角 度遍历对象，这些扫描角是由扇形光束平面所定义的。后者的一些例 子描述于：\nSaboletal所著的″乳房X-射线照相术的一个扫描-旋转补偿几何形 状的实际应用″，刊登在1996年12月的MedicalPhysics，23(12)上。 Saboletal所著的″针对补偿乳房X-射线照相术的一个扫描-旋转几 何形状的高、低对比度性能分析描述″，刊登于1996年6月的 MedicalPhysics，23(6)上。\nSaboletal所著的″旋转扫描补偿X-射线照相术：补偿乳房X-射线 照相术的一个有效的几何形状″，刊登在1994年10月的 MedicalPhysics，21(10)上。\nBooneetal所著的″DSA中的滤波轮补偿：仿真结果″，刊登在1993 年的3/4月的MedicalPhysics的20(2)上。\n旋转扫描补偿X-射线照相术是对第一代计算的X-射线断层照相 术的模拟，如Saboletal所著的″针对补偿乳房X-射线照相术的一个扫 描-旋转几何形状的高、低对比度性能分析描述″中所描述的，刊登于 1996年6月的MedicalPhysics，23(6)上。\n胶片数字化器：使用一个扫描设备，可对传统的成象系统的输出(即 胶片)加以数字化，以致于可消除与存储和检索胶片相关的开销。这一 方法的缺点是使用了胶片和具有与胶片相关的开销，而且以上所提到 的缺点也并没有消除。另外，还必须购买和维护一个相当高开销和高 质量的扫描设备，并需为胶片的数字化付出额外的劳动力开销。一个 典型的中等分辨率的扫描设备是加利福尼亚PaloAlto的HewlettPackard 公司制造的ScanJet6100C。ScanJet6100C拥有一个精确规定的600dpi 的分辨率，最高可增至2400dpi的分辨率。一个典型的高分辨率扫描 设备是加利福尼亚FosterCity的ScanView股份有限公司制造的 Scanmate5000。Scanmate5000拥有精确规定的5000dpi的分辨率。\n受激荧光照相(PSL)：用于传统X-射线系统的胶片/屏幕的组合可 以由一个存储X-射线光通量的感光板所取代。此后可通过使用激光激 发这一材料和测量所发射的光来读出所存储的光通量。通过直线扫描 感光板的个体化的象素区域和数字化所发射的光，可形成图象。这一 系统的一个优点是，完全消除了对胶片的使用。另一个优点是，在一 个感光板上的一个潜在图象的象素的信号表示，可以在一个足够大的 动态范围内得以数字化，以致于人们不必重新制作X-射线图象。另外， 至少可以通过使用某些托垫物材料，减少X-射线的辐射剂量，因为与 标准的X-射线胶片相比，所使用的材料具有一个较高的检测量子效率 (DQE)。于是，即使需要重新拍照，病人所受到的X-射线的辐射量也 可相对地减少。另外，托垫物通常是可擦除和可重用的，而X-射线胶 片是不可能做到这一点的。\n当前，这种PSL系统的缺点是，需要与读出系统相关的开销以及 处理存储材料的劳动力方面的开销。典型的PSL系统和方法描述于序 号为4,527,060的、名为″辐射图象读出方法与装置″的美国专利。 这一专利是由Ishikawaetal所发明的，授权于日本的FujiPhotoFilm有 限公司。FujiPhotoFilm公司是PSL系统的主要的提供商之一。\n图象增强显像管(III)：IIT可取代在传统的X-射线系统中使用的 胶片/屏幕的组合。一个IIT包括4个主要部件：一个照相阴极、一个 微通道感光板、一个屏幕以及一个可容纳其它部件并使它们保持相对 稳定的机架。当穿过病人加以传播的X-射线光子投射到照相阴极上(实 际上是投射到一个荧光屏幕上)时，电子发射到显像管的内部。令电子 加速，以在微通道感光板--第二个荧光屏幕上生成一个小的图象。使 用一架具有数字化输出的视频照相机(例如一架CCD照相机)捕获第二 个屏幕上的图象。最终的系统接收一个X-射线光束，并产生一个直接 的数字化的输出。然而，一个基于IIT的系统的空间分辨率和动态范 围通常小于传统的胶片。基于IIT的系统可普遍发现于心脏扫描仪中。 一个典型的IIT描述于序号为3,708,673的、名为″图象增强显像管 ″的美国专利，发明者是Blackeretal，授权于美国康涅狄州Springdale 的TheMachlettLaboratories公司。\n半导体检测器：传统的X-射线系统中所使用的胶片/屏幕组合可 由一个二维的半导体阵列加以取代。穿过病人的X-射线光子，既可在 半导体阵列中直接得以检测，也可通过在这一阵列的顶部放置一种闪 光材料间接得以检测。在前一种情况中，半导体对X-射线能做出直接 的反应。在后面的这一情况中，闪光材料可把X-射线能转换成半导体 检测范围内的光，而且半导体可对这一光做出反应。阵列中的每一元 素可在一个大约100微米×100微米的区域内检测X-射线。对由这一 阵列的每一元素所检测到的能量进行数字化，然后把这一数字化的能 量作为一个象素保存在一个最终的数字图象中。为了在一般的X-射线 照相的实践中取代胶片，这一阵列需要拥有2000×2000个数量级的 元素。这一系统的好处是完全消除了胶片。这一系统的缺点是，具有 与检测器及其相关电子设备的开销，一个典型的半导体检测器阵列描 述于序号为5,079,426的、名为″用于兆伏光子和诊断X-射线的实 时成象与剂量测定的多-元素-非晶态-硅-检测器阵列″的美国专利，由 Antonuketal发明，授权于密西根大学的校务委员会。\n除开销之外，使用半导体检测器的数字化的X-射线成象系统是当 前对胶片的最好的替代系统。与IIT系统不同，它们的动态范围和空 间分辨率好于或相当于传统的胶片。另外，与使用PSL和胶片数字化 器的系统不同，半导体检测器的数字化的X-射线成象系统还可把检测 器的输出直接馈送于一个PACS。因此存在着对拥有足以供医疗诊断 所使用的空间分辨率和动态范围的低开销的数字化X-射线成象系统的 需求。\n尽量克服上述所列举的先有技术的缺点，是本发明的目的之一。\n本发明的进一层的目的是，提供一个可取代传统胶片成象系统的 X-射线检测系统。\n本发明的另一个目的是，提供一个具有直接数字化输出的X-射线 检测系统。\n本发明的进一层的一个目的是，提供一个具有直接数字化输出， 而且这一直接数字化输出拥有足以供医疗诊断所使用的空间分辨率和 动态范围的X-射线检测系统。\n本发明概述\n本发明涉及一个可生成数字化投影图象的X-射线成象系统。按照 本发明的第一个方面，这一X-射线成象系统包括：一个X-射线辐射 源，这一辐射源能够沿传输轴生成一个X-射线光束；一个包含一系列 检测器的可接收X-射线光束的检测器装置以及一个附接于这一检测器 装置的用以围绕传输轴旋转检测器的旋转装置(以致于旋转轴和传输轴 能够更可取地处于相互同轴的同轴关系)。当检测器围绕传输轴旋转 时，该系统能够在一系列递增的角位置的每一个角位置生成一个投影 数据集。放置于射线源和检测器之间的传输光束内的一个对象的图 象，可以根据这些投影数据集得以重构。\n按照本发明的另一个方面，建议利用一个一维的(1D)检测器阵列 (即，建议为一行检测器)，这样可显著减少用以产生一个图象所必须 的检测器的总数量，而且还能够提供与先有技术的(2D)系统(使用了充 满象素的方阵区域)所具有的相似的空间分辨率。于是，通过适当地选 择检测媒体和提供足够数量和密度的检测器，该系统能够以明显降低 的开销生成一个具有同由先有技术所提供的空间分辨率和动态范围相 同的图象。\n按照另一个实施例，检测器阵列按两行加以排列，两行之间存在 着相对的偏置，这是为了增加空间投影数据的数据量，以提供质量更 好的图象。\n按照另一个具体的实施例，一个1D的检测器阵列按一行加以排 列，并令传输轴以距定义了检测器宽度的两个边缘的相等的距离通过 检测器之一，以便提供一个居中的或检测器宽度一半的设置。检测器 阵列仅需旋转180°，便可提供用以重构一个图象的足够数量的投影 数据集，因为第一个180°旋转期间的数据与第二个180°旋转期间 的数据是重复的。\n按照另一个具体的实施例，令传输轴在距检测器的一个边缘的3/4 处和距检测器的相对的一个边缘的1/4处，穿过检测器之一，以便定 义一个″1/4″检测器宽度的偏置。于是，在第一个180°的旋转期间， 于每一递增的角位置所获得的投影，在空间上将与在第二个180°旋 转期间的一个相应的递增角位置所获得的投影相交错。与使用1/2检 测器宽度的设置相比，这一设置在检测器阵列的360°旋转期间提供 了两倍的空间数据量。\n按照另一个具体的实施例，把检测器排列成两行，并使两行之间 具有相互的偏置。把其中的一行定位在相对于传输轴的″1/8″检测器宽 度偏置的位置上，把另一行定位在相对于传输轴的″3/8″检测器宽度偏 置的位置上，以便可使这一设置在检测器阵列的一个360°的旋转时， 能够提供4倍于使用1/2检测器宽度设置所提供的空间数据的数量。\n按照本发明的第一个实施例，把检测器排列在一个大体正交于传 输(旋转)轴的一个平面中。在另一个实施例中，把检测器沿一个曲面 加以排列，例如，沿一个拥有一个穿过X-射线光束的焦点的曲率轴的 柱面加以排列，以致于从射线源到每一检测器的路径长度是大体相同 的。\n按照第一个实施例，检测器把X-射线辐射转换为数字化的数据， 用以通过一个数字化的计算机系统来处理，以致于可以对一个图象加 以重构。\n在另一个实施例中，所形成的检测器可提供一个独立的检测区域， 并可成为分立的元素。每一检测器包括一个X-射线转换器，这一转换 器含有一种闪光材料(例如一种晶体)，它能够把X-射线辐射转换成光； 以及一个换能器(例如一个光敏二级管)，它把从相应的闪光材料所发 射的光转换成一个电信号。另外，每一检测器都可以是一种半导体设 备，最终的电信号代表了由闪光材料所接收的X-射线辐射的某些特 性，例如频率、能量级或振辐等。\n在另一个实施例中，一个光传输设备，例如一个导光管，将用于 把每一X-射线转换器的输出耦合于相应的检测器。\n在另一个实施例中，把一个基本不透光的X-射线蔽光片(具有一 个可令X-射线穿过的半透明的光圈模式)插入到X-射线辐射源和检测 器之间的光束路径中，以便在X-射线光束到达检测器之前，为该光束 开窗孔。在第一个实施例中，光圈的形状是圆形的，在另一个实施例 中，光圈的形状是星形的。\n在另一个实施例中，每一个检测器都包括一个准直仪，用以孤立 出一部分X-射线光束，并把这一部分光束导向检测器。\n在另一个实施例中，一个接收系统在一个旋转范围内以一系列大 体相等的角增量位置，对检测器进行取样，以便生成一系列投影数据 集，其中的每一数据集相应于在这些角位置中的相应的一个角位置处 的检测器所接收的X-射线辐射；以及一台重构计算机将会对这些投影 数据集加以处理，以便生成一个代表X-射线辐射通过其加以传播的对 象的图象。\n在一个进一步的实施例中，至少对于某些应用来说，X-射线辐射 源应至少可在一个第一能量级和一个第二能量级之间交变，且图象重 构计算机化的系统使用对应于这两个能量级的投影数据来生成对应于 被观察对象的独特特征的图象。\n对附图的简要说明\n当结合附图加以阅读时，对本发明先前所描述的目的以及其它的 目的、各种相关的特性以及对这一发明本身，可以通过下列的描述更 充分地得以理解，其中：\n图1以透视图的形式显示了一个X-射线成象系统的第一个实施 例；\n图2以透视图的形式显示了图1中所示系统的检测器装置和传动 机制的一个详细的视图；\n图3显示了图1和图2所示的检测器阵列的第一个实施例的一个 分解的透视图；\n图4显示了图1～3中所示的检测器阵列的一个设置的一个实施例 的俯视图，该图说明的是检测器阵列的一种1/2检测器宽度设置；\n图5显示了沿图4的线5-5部分加以切开的截面图；\n图6显示了检测器阵列的一个设置的第二个实施例的俯视图，该 图说明的是检测器阵列的一种1/4检测器宽度偏置设置；\n图7显示了沿图6的线7-7部分加以切开的截面图；\n图8显示了检测器阵列的一个设置的第三个实施例的俯视图，该 图说明的是检测器阵列的一种1/8、3/8检测器宽度偏置设置；\n图9显示了沿图8的线9-9部分加以切开的截面图；\n图10显示了沿图8的线10-10部分加以切开的截面图；\n图11显示了本发明的一个推荐的实施例的结构图，包括数据流和 用于从检测器装置的检测器接收数据的处理系统；\n图12显示了检测器装置的第一个实施例的详细的透视图，具有一 个用于特征化一个准直仪/闪光仪/检测器装置的可滑动的蔽光片；\n图13显示了图12所示装置的一个闪光仪在可滑动的蔽光片对其 加以扫描时的透视图；\n图14显示了一个拥有星形输入光圈模式的检测器蔽光片的实施例 的俯视图。\n对本发明的详细描述\n本发明涉及一个数字化的、无胶片的X-射线投影成象系统。在图 1的100处显示了X-射线成象系统的一个典型的实施例。成象系统100 通常包括一个X-射线源102、一个射频-半透明的工作台104、一个可 旋转的检测器装置106、以及一个传动机制108，其中传动机制108 用以围绕一个旋转轴110旋转检测器装置106。\n更可取的做法是，令X-射线源102为一个可控制的X-射线源， 例如一个显像管，用于发射X-射线。通过一个高压电源供给装置(未 在图中显示)向X-射线源102提供能量。建议在扫描期间，光束的光 子输出保持不变。因此，提供于射线源的电压和电流在扫描期间也是 相当稳定的，从而使X-射线光束112的能量级也基本保持稳定。另外， 也可对X-射线施以脉冲，以便提供一个脉冲式的X-射线光束。通过 一个准直仪(未在图中显示)，把X-射线源102的输出塑造为锥形光束 112。更可取的做法是，令光束112的锥形拥有一个旋转轴，它定义 了光束的传输轴，建议让与传输轴与旋转轴110同轴。可以使用一个 X-射线能级检测器(未在图中显示)对X-射线源102的输出加以监视， 这一X-射线能级检测器定位在靠近射线源的地方，以确定所发射的X- 射线光束112的能量级。所测出的能量级可用于一个反馈回路，以控 制提供给X-射线源的能量，并可标准化图象数据。可把X-射线源102 和检测器装置106安装在固定的或旋转的框架(未在图中显示)上，以 致于可使放射源和检测器装置的方向相对于工作台104上的病人加以 旋转，尽管不必要，但最好令射线源和检测器装置的方向平行于工作 台104的台面或与工作台104的台面处在同一平面上，这将允许X-射 线图象能够在所希望的相对于病人的任何角度得以生成。在这一技术 领域，一个旋转的框架例子被叫做″C″臂。\n半透明射频工作台104定位在射线源102和检测器装置106之间 的X-射线光束112的路径中。X-射线光束112通过工作台104加以传 播，并具有很少的或根本无交互感应(例如衰减)。可旋转的检测器装 置106，如上所述，接收锥形X-射线光束112。病人(未在图中显示) 可以定位在半透明射频工作台104的顶表面112上。在操作期间，锥 形光束112通过病人加以传播。当光束112穿过病人时，病人将会以 X-射线路经中的各个组织的密度的一个函数，衰减所发射的X-射线光 子。检测器装置106具有检测器的一个动态范围和DQE。在一定的能 量范围内，且未由病人衰减的X-射线光子，由检测器装置106加以接 收和检测。\n图1和图2更详细地显示了这一实施例的检测器装置106和传动 机制108。如图中所示，检测器装置106可旋转地附接于传动机制108， 以便能够围绕旋转轴110加以旋转。在图中所显示的推荐的实施例中， 检测器的转轴204固定地附接于检测器装置106上。检测器装置106 包括一个输入光圈206，光圈206接收由X-射线源102所发射的X-射 线辐射。更可取的做法是，令轴110大体正交于输入光圈206的一个 平面。于是，输入光圈206的平面大体地正交于锥形X-射线光束112。 可适用的装置，例如一条传送带210，把一个传动机制，例如传动马 达208，连接于检测器的转轴204，以便把传动马达208的旋转运动 转化为检测器转轴204的旋转的运动。例如，相对于框架的检测器装 置106的角位置是使用相配地连接于转轴204的角位置译码器212加 以测量的。检测器的额定旋转速度是120RPM，但也可使用更高或更 低的速度，这将取决于具体的应用。例如，对于心脏应用来说，可能 希望操作在一个较高的速度上，而对于矫形外科应用，则希望采用较 低的速度。\n如图3中所示，所推荐的检测器装置106包括一系列元素层，所 有层都相互间相对牢固地加以安装。更可取的做法是，令所有层都拥 有相等的长度与宽度。在图3所示检测器装置106的典型配置中一共 有4层元素。顶层包括一个蔽光片302，它定义了检测器装置106的 光圈206，以便捕获锥形光束。蔽光片302由一种材料(例如铅(Pb)或 钽(Ta))构成，这种材料提供了对传播X-射线的一个高阻抗。在这一实 施例中，蔽光片上的光圈206是圆形的，更可取的做法是，令旋转轴 110通过光圈的中心。建议对光圈的大小进行适当的设计，以致于光 圈的直径与锥形X-射线光束112的直径大体相当。光束将通过光圈， 以致于在设备的操作期间，当装置旋转时，整个锥形光束112总能够 通过输入光圈206。在本发明的其它的实施例中使用不同的输入光圈 形状也将是可取的。\n在下一层中，锥形X-射线光束112是通过相互并行设置的准直仪 板极304加以准直的，以致于能够形成准直的X-射线扇形光束部分。 然而为了便于说明，图3中只显示了7个扇形光束区域，它们是由准 直仪板极所创建的。例如在任何与医疗成象相关的实现中，会创建更 多的比图中所显示的更薄的准直的扇形光束。准直仪板极也是由高阻 抗材料(例如铅(Pb)或钽(Ta))所构成的。对准直仪板极304加以定向， 以便可将它们基本上集中在X-射线辐射的射线源上。\n更可取的做法是，令每一扇形光束区域穿过检测器装置106的一 个相应的检测器。在所显示的这一实施例中，把检测器设置为相互平 行的。建议每一检测器由一个闪光仪306加以定义。闪光仪306排列 成1D的阵列，并形成了检测器装置106的下一层。每一准直的扇形 光束部分，将照射在相应闪光仪306透过光圈206以及准直仪板极304 之间的区域所暴露的部分上。于是把一个分立的闪光仪阵列放置在与 准直仪相一致的位置，以致于每一准直的扇形光束部分能够穿过两个 相邻的准直仪板极之间的区域，并辐射相应的闪光仪306透过光圈206 所暴露的部分。更可取的做法是，令每一个闪光仪包括一个能够把X- 射线光子转换成可视光光子的长方体材料。在一个推荐的实施例中， 闪光仪306包括钨酸镉(CdWO4)，当然也可使用适合于把X-射线能转 换成光能的其它材料。检测器的数量与密度可不尽相同，这将取决于 具体的应用、图象最终的分辨率以及与系统开销相关的限制因素。在 本发明的第一个实施例中，闪光仪的数量大约为2000个，每一检测 器的宽度(定义了检测器的密度)大约为100～200微米。于是所描述的 这一实施例大约需要2000个闪光仪，而在那些使用了一个二维半导 体检测器方阵的先有技术系统中大约需求20002个，相比之下减少了 3998000个闪光仪。很显然，任何数量和密度的检测器都可加以使用， 取决于具体的应用。仅使用100～500个(或者更少，取决于具体的应 用)，每一个具有0.5cm的宽度(或者更大，取决于具体的应用)，仍可 提供相当好的数据。\n更可取的做法是，使用反光漆覆盖每一闪光仪306的6个面中的 5个面。于是可令闪光仪所产生的光穿过唯一未用反光漆加以覆盖的 面。建议这一未用反光漆加以覆盖的面是处在每一光导管端点处的 面。这一面是以可见光的形式与一个相应的换能器310进行接触的。 更可取的做法是，令光导管由一捆光纤构成，接收由闪光仪所发射的 光，并把这一光聚焦在相应的换能器310上。每一个换能器都是一种 ″光到电-参数″的转换设备，即它在其输出端按它从光导管中接收到的 可见光子的一个函数，改变一个电参数(例如，电流、电压以及电阻等)。 在一个推荐的实施例中，每一个换能器包括一个光学光敏二极管，它 可把其所接收的光转换成电流，但也可以使用其它的″光到电-参数″的 转换设备。\n如果让检测器装置能够包括其它类型的检测器系统，即那些包括 各种结构(用以在测量期间提供代表穿过每一检测器的X-射线光通量 的输出信息)的系统，也将是可取的。例如，闪光仪306阵列、相应的 光导管308以及换检测器310，可由相应的半导体设备针对每一检测 器相互加以替换。另外，许多材料，例如硒，因可以把X-射线转换成 光与/或电信号而著称，以致于可把这样的材料用于制造闪光仪306， 或可直接用于把所检测的X-射线转换成每一检测器的一个电气的输 出，以便消除对光导管和换能器的需求。\n所收集到的图象数据的数量和质量，部分地为检测器阵列相对于 轴110的位置的一个函数。\n例如，在图4和图5中，检测器装置正好定位在可使轴110穿过 检测器之一的中心的位置上。第二个轴320正交地延伸于轴110和检 测器306的纵向维度，以致于每一检测器的宽度可以沿轴320加以确 定。于是，在这一实施例中，传输轴110以距限定了所相交的检测器 的宽度的两个边缘相等的距离，沿轴旋转轴320穿过检测器之一，以 便提供一个中心的或″1/2″检测器宽度的设置。为了提供完整的一组投 影数据，这一检测器阵列仅需旋转180°，因为这些数据与第二个180 °旋转期间所获得的数据相重复。\n在图6和图7中，令检测器的设置能够使传输轴110以距检测器 的一个边缘3/4和距检测器的相对的一个边缘1/4的距离，穿过检测 器之一，以便沿相对于轴110的轴320定义一个″1/4″的检测器宽度偏 置。通过对检测器这样地加以设置，可使数据的数量基本上增加一倍。 在检测器阵列的一个360°旋转期间，1/4检测器宽度偏置的设置所提 供空间数据量是使用1/2检测器宽度设置所提供的空间数据量的两 倍，因为在360°旋转期间的第一个180°部分的检测器的空间定位(以 及由检测器所捕获的图象数据)相对360°旋转期间的另一个180°部 分的检测器的空间定位(以及由检测器所捕获的图象数据)偏置了1/2 检测器宽度。于是在第二个180°旋转期间所获得的投影数据能够与 在第一个180°旋转的期间所获得的投影数据相交错。使用1/4检测 器偏置设置，可以减少由重叠点的混淆现象所造成的图象条纹。当使 用1/4检测器偏置时，圆形蔽光片的旋转中心仍与转轴旋转的机械的 中心相重合。\n图8～10显示了第三种可能的设置。在这一设置中，检测器设置 为一个两行的2D阵列。在图中所示的这一实施例中，每一行都包括 它自己的闪光仪306、光导管308以及检测器310。在所有这些图中， 都用字母A来表示第一行中的相应的部件，并都用字母B来表示另 一行中的相应的部件。两行沿轴320相对排列。\n第一行相对另一行沿轴320偏置了″1/4″检测器宽度。然而，传输 轴110在某一点与轴320相交，即在这一点：第一行的检测器之一偏 置了1/8检测器宽度，与此同时，另一行的一个检测器偏置了3/8的 检测器宽度。于是，在360°旋转的第一个180°部分期间，阵列第 一行的检测器的空间定位(以及由这些检测器所捕获的图象数据)相对 这一旋转部分的另一行检测器的空间定位偏置了1/4检测器宽度。在 360°旋转的第二个180°部分期间，与两行检测器相关的空间数据的 定位实际上偏置了1/2个检测器的宽度，以致于相关数据的空间定位 以4个位置的组合(两个来自第一个180°旋转期间的两行检测器，两 个来自第二个180°旋转的期间的两行检测器)的形式相交错，并都偏 置了1/4检测器宽度。这样的设置增强了用以重构图象的数据的数据 质量。这一设置还进一步减少了由重叠点的混淆现象所造成的图象条 纹。在这一实施例中，圆形蔽光片的旋转中心仍与转轴的机械的旋转 中心相重合。\n图11显示了一个用以传输和处理在检测器装置旋转期间所获得的 数据，并可对一个图象进行重构的系统的一个推荐的实施例的结构 图。当检测器装置围绕轴110旋转时，轴译码器212提供了检测器装 置相对于某一参照位置围绕轴110旋转的角位置的一个指示信息。这 一译码器提供了一个输出信号，用以表示何时检测器装置穿过相等的 角增量。在这些角位置中的每一位置上，换能器向一个数据接收系统 (DAS)402提供了一组输出。连续的读取操作之间的角增量可以为任 何一个适用的角度，通常为0.25°，而且0.25°是一个典型的设置。 对于一个完整的180°旋转，一个0.25°的增量为图4和图5中所示 的1D阵列提供了720组信号，对于一个完整的360°旋转，为图6 和图7中所示的1D阵列提供了1440组信号，对于一个完整的360° 旋转，为图8～10中所示的2D阵列提供了1440组信号(具有2倍的 信号)。由于检测器是互相平行的，所以这些数据类似在精确的投影角 处的平行投影的数据，因此这些数据是对第三代类型的一个CT扫描 期间所获得的平行投影的模拟。在DAS402中，将会对一个相应增量 角的每一组信号加以过滤、放大以及数字化。在这一实施例中，DAS402 物理地位于检测器装置106上。一个通常用于第三代类型的商用CT 扫描仪中的DAS可以用于本发明。于是，传动机制108按所需的围 绕轴110旋转的旋转角数量，旋转检测器装置106。与此同时，把病 人暴露于X-射线辐射中。一个控制器404接收来自角位置译码器212 的关于检测器装置106的角位置的信息，并按角位置信息的一个函数 向DAS发送命令信号。在所要求的整个旋转范围内，在检测器装置106 的大体相等的增量角位置处，控制器404命令DAS402对换能器进行 取样。在检测器装置106的每一角位置，从换能器取样来的数据共同 形成病人的锥形投影的一个一维的投影。在本发明的这一实施例中， DAS402在180°的旋转角范围内，收集了大约720个投影，或在360 °的旋转角范围内，收集了大约1440个投影。\n更可取的做法是，令DAS402把数据转储到内存406中。一台重 构计算机408可读出和处理这些数据。DAS/检测器装置与内存406之 间的路径可以包括集电环(未在图中显示)或一个无线局域网络 (LAN)(未在图中显示)，以便在旋转平台和固定平台之间进行通信， 以及向DAS提供能量和计时信息。更可取的做法是，令重构计算机408 与一个显示处理器410合作，以使用以下所描述的方法产生病人的一 个图象，并把最终的图象数据，例如，传送到档案存储器412、一个 硬拷贝生成器(414？？？)、显示器416(例如一个CRT)，用以立即显示， 或其后由一个通信设备418(例如一个网络适配器、调制解调器等)加 以传输。CRT可以是PACS(未在图中显示)的一部分。\n通过使用那些为第三代类型的商业CT扫描仪所开发的、人们所 熟悉的方法重构投影，重构计算机408可生成病人的一个图象。更可 取的做法是，把过滤后的投影(FBP)的方法用于重构图象。FBP包括 三个主要的步骤：校正机器的缺陷、过滤以及后投影。\nFBP的第一步，即校正机器的缺陷，包括下列子步骤：\n偏置校正：重构计算机408在无X-射线辐射的情况下，根据DAS/ 检测器的组合测量投影值。理想的情况下，这些投影值将为0，然而， 在实际的系统中存在一定的偏置。在这一技术领域，这些偏置被称作 ″暗流″。因此，重构计算机需从检测器所读出的原始数据中减去″暗流 ″偏置。\n串音(crosstalk)校正：理想的情况下，每一换能器仅从其相应 的闪光仪接收光。当针对某一具体换能器的光″渗漏″于该换能器的一 个或多个相邻的换能器时，干扰将会出现。干扰主要体现在重构的图 象中，因为条纹来自高对比度的边界处。重构计算机408可通过使用 一个空间上独立的、具有有限脉冲响应(FIR)的过滤器旋转校正过偏置 的数据来去掉串音。\n余辉校正：在X-射线源切断之后，闪光仪继续发射光，这一现象 叫做余辉。重构计算机408可使用一个具有无限脉冲响应(IIR)的过滤 器去除余辉，这一过滤器可通过一个循环的过滤器加以实现。\n光束硬化校正：X-射线发射一系列不同能量的光子。穿过病人传 播的未衰光子的平均能量随路径长度的增长而增强。这是因为，一般 情况下，病人的组织吸收低能量光子的效率高于吸收高能量光子的效 率，而这一现象的产生主要是由于光电吸收。这一现象叫做光束硬化， 它在所重构的图象中产生了一个低频的暗影，重构计算机408通过向 每一投影值添加一个校正项来去掉暗影赝象，其中这一项与投影值的 大小成正比。在实践中，一个4阶多项式可用来确定这些校正项。该 系统通过扫描已知的、统一厚度和密度的对象(例如水或钧匀的塑料) 来确定多项式的系数，然后调整这些系数，直至最终的图象不再出现 暗影赝象。这些系数还可以通过对X-射线源102的光谱以及X-射线 源102与检测器装置106之间的任何过滤源进行计算机仿真加以确 定。\n光谱校正：闪光仪按光子的频率、能量等的一个函数，有选择地 吸收X-射线光子。为了达到最佳近似，所有的闪光仪呈现相同的响应。 光束硬化校正可用于去除检测器的平均响应。然而，每一检测器通常 对流入的X-射线拥有稍微不同的响应。这些差别被视为光谱误差，它 们导致了图象中的环纹。通过扫描具有统一厚度和密度的对象检测环 纹，能够去掉光谱误差。于是可把这些环纹从图象空间中的解剖的图 象中除去，或转换成投影空间，并从投影中除去。\n对数：重构计算机408确定投影数据值的对数和X-射线源102能 量级的对数，它们将由X-射线级检测器所接收。对数的底是随意的， 只要把同样的底用于这两个判别式即可。\n参照校正：通过从投影数据的对数中减去X-射线源的能源级的对 数，使投影标准化于X-射线源的输出能量级。在确定对数值之前，重 构计算机408从级检测器值中减去相应的偏置值。\n空气校正：在一个校正过程期间，在有X-射线辐射但无病人处于 光束中的情况下，重构计算机408生成投影数据。在以上所勾画的每 一步骤中，重构计算机校正投影。然后重构计算机均化投影，以形成 一个所谓的空气校正向量。把病人的投影数据从空气校正向量中减 去。\n过滤后的后投影的第二步是过滤。使用一个其响应正比于频率大 小的内核，额定地对投影进行过滤。在实践中，用户通常希望以干扰 换取分辨率。另外，用户还可能希望在边缘处增强最终的图象。因此， 额定的过滤器可以包括一个用以减少干扰的低通过滤器，或一个用于 边缘增强的高通过滤器。通过对快速傅里叶转换(FFT)的使用，可在 空间域或在频率域中实施过滤。\n过滤后的投影的最后一步是后投影。在与第三代CT相关的技术 中，这一方法是为人们所熟悉的，而且没有相应的描述加以提供。使 用专门的硬件或通用的计算机可以实现后投影。\n在其它的实施例中，向X-射线源102提供能量的高电压供给装置 可以交变于两个电位(电压)之间。这样的实施例可能是有益的，例如， 当把系统用作一个行扫描仪以扫描诸如行李或邮件时。授予与本发明 相同的受让人的、序号为08/671,202的、名为″改进的双能电源供给 装置″(AttoreyDocketNo.ANA-094)的共有未决的美国专利应用中描述 了一个这样的双能量源，现将其完整地并入此处以作参考。使用计算 的X-射线断层照相术中人们所熟悉的一种交错接收技术，可以获得处 在两个电位上的投影。如人们所熟悉的，使用双能量X-射线源的技术 可用于提供与材料\n特性相关的附加信息，而不仅仅是对密度的测量。使用双能量X- 射线源的技术，涉及测量一种材料对于两个不同的X-射线能量级的X- 射线吸收特性。取决于系统的校正，双能量测试提供了对所扫描材料 的双参数的一个指示，例如在一个校正设置中，可把双参数选择为材 料的原子数目和材料的密度。在另一种校正设置中，可把双参数选择 为材料的光电系数和材料的康普顿系数。在另一种校正设置中，还可 把双参数选择为第一种材料(例如塑料)的呈现(present)数量和第二 种材料(例如铝)的呈现的数量。例如，在RobertE.Alvarez和 AlbertMacovski所著的文章″在X-射线计算化的X-射线断层照相术中 对能量加以选择的重构″(发表于Phys.Med.Biol.1976，卷21，第5， 733-744号)以及序号为4,029,963和5,132,998的美国专利中， 描述了针对X-射线计算机X-射线断层照相术图象的对能量加以选择 地进行重构的双能量X-射线技术。一个用于根据双能量X-射线投影 数据生成这样的双参数的算法叫做Alvarez/Macovski算法。另外，还 可以按照以上所描述的每一能量级，独立地生成两个图象。在这两种 类型的重构中，″象素到象素的比较″向临床医师提供了附加的判别。\n在实践中，由于残余(heel)效应(在这一效应中，X-射线由阳极 和光束中依赖于空间位置的固有过滤有选择地加以吸收)，X-射线源 的输出依赖于空间的位置。另外，在实践中，对X-射线的响应沿每一 闪光仪的长度将不尽一致。这一不一致性可能由闪光仪的不完美、准 直仪的机械公差、光导管的衰减(由不同的路径长度所造成)以及光学 涂层的不均匀所致。\n因此，在图12和13中，本发明的一个可选的实施例在整个闪光 仪的长度上确定了每一检测器/闪光仪/准直仪装置的响应，具体做法 为：沿方向608滑动一个对于X-射线辐射具有高阻抗的蔽光片602(具 有一个长而窄的光圈604，即一条狭缝)，使其穿过具有可发射辐射并 记录每一检测器所产生的响应的X-射线源的闪光仪。在图12中，透 过蔽光片602的下面的检测器阵列由虚线加以表示。在执行这一步骤 期间的任何一个给定的时刻，仅把每一个闪光仪306的一个小薄片606 暴露于X-射线辐射中，如图13中所描述的。然后重构计算机408把 最终的闪光仪响应信息并入重构算法。\n在另一个实施例中，本发明还通过使用代数重构技术(ART)，对 非均匀的衰减进行补偿。如果沿闪光仪的X-射线密度的变化是闪光仪 长度的低频函数，那么重构计算机408可以修改过滤后的投影，以校 正这些变化。在这一技术中，这些方法叫做衰减的氡蜕变。\n在本发明的另一实施例中，重构计算机还可通过对校正过的数据 进行直接的傅里叶重构，而不是通过使用过滤后的投影，产生重构的 图象。\n在另一个实施例中，射线源准直仪包括一个二维的板极阵列(未在 图中显示)，其中第一组平行的板极的位置与第二组平行的板极的位置 构成一个角度，以便形成空腔，其中把由板极交叉所形成的空腔聚焦 于X-射线源102。也可以通过在传统的胶片系统中所使用叫做格网的 抗散射设备取代准直仪。而且，在不进行任何准直的情况下来操作这 一系统也是可能的。\n可以使用的其它X-射线检测器包括：碘化钠、高压氙、氧化硫酸 钆、或稀土掺杂的硅酸盐材料。闪光仪、光导管以及换能器可由那些 包括能够把X-射线光子直接转换成电流的材料的设备加以替代。这种 材料的一个例子是碲化镉和硒。\n检测器偏置(暗流)可以是检测器和DAS的温度的一个函数。在本 发明的另一实施例中，还可把一或一个以上的温度感应设备放置在 DAS/检测器装置上或靠近于DAS/检测器装置，以在获取数据的时候 感应这些装置的温度。例如使用一个三项的泰勒级数展开式，可以对 一个基偏置表进行调整(有时可能会频繁对其加以修改)，以调整到当 前的操作温度。这一展开式的系数可以在一个校正步骤期间加以确 定，在这一期间，使用外部的热控制设备(未在图中显示)让检测器和 DAS周期性地通过它们的正常的操作温度范围。\n余辉现象也是检测器温度的一个函数。本发明的另一个实施例， 可以结合在检测器处或靠近检测器的温度感应器和用以把余辉校正调 整到检测器的当前操作温度的级数展开式，类似于校正依赖于温度的 暗流所使用的方法。\n空气数据也是检测器的温度的一个函数。在本发明的另一个实施 例中，还可以结合位于或靠近于检测器的温度感应器和用以把空气数 据调整到检测器的当前操作温度的级数展开式，类似于校正依赖于温 度的暗流和余辉现象所使用的方法。\n在本发明的一些更进一步的实施例中，可以包括一些能够减轻其 它系统缺陷的校正。例如，可以通过在投影空间或图象空间向投影数 据加权系数或施加非线性过滤器，减轻因病人移动所产生的不利影 响。由重叠点的混淆现象所造成的图象中的条纹，可通过把非线性的 过滤器施用于数据而得以减少或彻底消除。因与DAS计时相关的转 轴的角位置处的计时误差所造成的赝象，可通过把投影插值于它们的 正确的角位置得以校正。为了产生均匀的图象，必须把闪光仪相对已 知的中心按平均的空间间隔加以设置。如果中心不正确，但如果实际 的位置是已知的，仍可通过消除偏置的线性插值加以补偿。某些X-射 线显像管会在锥形光束的反射点附近生成的叫做偏焦辐射的二级辐 射，这一偏焦辐射现象可以通过旋转那些具有空间位置依赖性的投影 和FIR过滤器加以减轻。\n当施用了上述所提到的所有校正后，驻留的光环仍可能存在于重 构的图象中。可通过检测投影数据中的线条或通过检测图象中的光环 来减少这些光环。熟悉这一技术的人所知道的那些方法可用于检测光 环和线条，并可在此后减少光环的过程中用于对信息的使用。\n在本发明的另一个实施例中，图3中所示的拥有圆形输入光圈206 的蔽光片302，还可由图14中所示的拥有星形输入光圈704的蔽光片 702加以取代。对圆形输入光圈206的使用，将会使图象在它们的周 边拥有较低的干扰，但也将会使周边具有较低的分辨率。对星形蔽光 片的使用，将会增加图象周边处的干扰，但同时也可提高图象周边的 分辨率，并减少了为达到类似的结果(相对圆形蔽光片而言)所必须获 得的投影的总数。在图中所示的这一实施例中，星形光圈有12个″臂″， 但为了产生不同的图象特性，星臂的数目、规格以及形状可以不尽相 同。\nX-射线源102还可以包括一个能够把锥形X-射线辐射源准直于一 个扇形光束的装置(未在图中显示)。在本发明的这样的一个实施例中， 扇形光束的位置垂直于闪光仪的长度。另外，一个矩形蔽光片(未在图 中显示)可定位在检测器之上，以同扇形光束相重合。在这一配置中， 可对系统加以改变，以使其能够作为一个传统的CT扫描仪使用。更 特殊地，可把检测器和X-射线源102围绕病人的纵向转轴加以旋转。 在这一配置中，检测器不围绕它的转轴旋转。另外，病人也可以相对 扇形光束平移，以获得螺旋的CT数据或具有一个大于检测器直径的 轴向范围的平面图象。\n在本发明的另一个实施例中，也可把换能器沿光导管的其它位置 放置，而且光导管还可呈其它形式，例如，光导管可以呈扇形，并具 有连接于换能器的顶点。可把光导管和闪光仪划分成两个或两个以上 的部分，以允许进行对多个小薄片的CT扫描。\n在不背离本发明的精神和实质特性的情况下，还可令本发明呈其 它特定形式。所以在很多方面，当前的这些实施例仅被视为是说明性 的，而不是限制性的。本发明的范围由附加的权力要求书，而不是由 先前的描述所表示。因此，附加的权力要求书将把权力要求的含义和 等价范围中与上述内容不尽相同的所有变化都包括在其中。\n相互参照的相关应用\n本应用基于1997年10月30日申请的序号为60/063,576的美国 临时应用。\n与联邦政府一级资助的研究相关的陈述\n不适用\n对微缩胶片附录的参照\n不适用