用于改进3D X射线成像的图像质量的可移动楔

摘要

在生成受试者或患者的3D图像时，锥形束X射线源(20a、20b)安装到可旋转扫描架(14)，与偏置平板X射线探测器(22a、22b)相对。合适的材料(例如铝等)的楔形衰减滤波器(24a、24b)可调整地定位在锥形束中，以根据感兴趣体积(18)的形状、尺寸和密度而选择性地使该束衰减，X射线穿过该感兴趣体积，以便将X射线强度或增益维持在可接受水平的范围内的相对恒定的水平。

说明书

本申请特别应用于医学成像和处置系统，特别是涉及锥束计算机断层摄影(CT)和/或图像引导的辐射治疗。然而，将意识到，所描述的技术还可以应用于其他成像系统、其他医学场景或其他医学技术。

在单层或多层CT扫描期间，许多CT系统采用补偿器(蝴蝶结滤波器)来降低X射线散射和患者剂量。然而，补偿器并不总是适合被成像对象的尺寸和形状，并且不可调整。在常规CT中，蝴蝶结形元件定位在x射线源和被检查的受试者之间。在辐射治疗成像中，类似地定位楔形元件。在偏置所述探测器以扩大视场的锥束CT中，不使用补偿元件。在诊断CT中，由于补偿器对图像质量的好处，补偿器的使用是一种标准。在锥束CT的近期公开(S.A.Graham等人，Med.Phys.34，2691，2007)中描述了类似的好处。

已证实使补偿器适合被成像对象的尺寸和形状实际上难以实现。补偿器通常是加工的铝块。可以选择该块的厚度，从而穿过该块和水体模(例如圆柱或椭圆柱)的衰减的线积分是恒定的。当患者的尺寸或形状与体模的尺寸或形状不同时，补偿不太理想。

本申请提供改进图像质量的新型改进的补偿器系统及方法，该补偿器系统及方法具有可调整的X射线滤波的优点，并且克服上面提到的问题及其他。

根据一个方面，成像系统包括：旋转扫描架，具有检查区域，感兴趣体积(VOI)定位在该检查区域中；以及透射X射线源，安装为与扫描架一起旋转，发射X射线束穿过检查区域到达X射线探测器。该系统还包括可移动的楔形衰减滤波器，定位在X射线源和检查区域之间，从而楔相对于X射线束可移动，以调整X射线束的衰减。

根据另一方面，一种生成受试者的3D图像的方法，包括：评价X射线成像设备的检查区域中的VOI，以确定关于检查区域中的一部分VOI的尺寸、形状和密度信息；以及将可调整的楔形衰减滤波器定位在锥形X射线束中的位置处，楔形衰减滤波器可在X射线源的前面移动。一旦定位楔形衰减滤波器，就启动CT数据采集和扫描架旋转。

根据又一方面，一种用于生成3D患者图像的装置，包括：用于生成横穿VOI的一半的锥形X射线束从而束在旋转180°时横穿VOI的另一半的器件；以及用于探测X射线束的器件。该装置还包括：用于可调整地使X射线束衰减的器件；以及用于在X射线生成器件和围绕VOI的器件旋转360°期间监测VOI向X射线束呈现的尺寸、形状和密度的器件。该装置还包括用于随着X射线生成器件和探测器件围绕VOI旋转而选择性地调整衰减器件所进行的X射线衰减的器件。

一个优点是补偿或滤波是可调整的。

另一优点在于X射线剂量优化。

另一优点是在扫描期间可以动态地调整滤波。

另一优点在于相对于探测器尺寸的增加的视场。

在阅读并理解下列详细描述的基础上，本领域普通技术人员将意识到主题创新的更进一步的优点。

本创新可以具体化为各种部件和部件的布置，以及各种步骤和步骤的布置。附图仅用于图示说明各种方面的目的，并不应当解释为限制本发明。

图1图示说明了成像系统，该成像系统包括诸如计算机断层摄影(CT)成像仪等的成像设备，该成像设备包括可旋转扫描架，孔穿过旋转扫描架，受试者支撑插入孔中，以便对感兴趣体积(VOI)进行成像；

图2是该系统的旋转的双X射线源和偏置探测器部分(或同时在180°的相对的位置图示说明的单个源和探测器系统)的示意性的图示说明；

图3图示说明了双CBCT扫描系统的另一配置，其中，转移了一个楔，以根据VOI的不对称的较薄部分而增加X射线源发射的束所穿过的楔材料的宽度或厚度；

图4图示说明了楔的一个实施例，其中，楔具有典型的楔形，包括大致矩形的基底以及向与基底相对的边缘逐渐变细的四个侧面；

图5图示说明了楔的另一实施例，其中，基底是三角形，并且四个侧面向两个边缘逐渐变细；

图6图示说明了楔的另一实施例，其中，基底具有像蝴蝶结的形状，并且楔的侧面向边缘逐渐变细；

图7图示说明了另一个楔的实施例；

图8图示说明了双楔的实施例。

参考图1，成像系统10包括诸如计算机断层摄影(CT)成像仪等的成像设备12，该成像设备包括可旋转扫描架14，该可旋转扫描架定义在旋转扫描架中延伸的孔15，受试者支撑16插入该孔中，以便对受试者的感兴趣体积(VOI)18进行成像。X射线源20a安装到扫描架14。X射线源发射穿过检查区域的X射线锥束，VOI定位在该检查区域中。由诸如平板X射线探测器的X射线探测器22a接收锥束。探测器相对于辐射的投影中心而偏置或未对准。具体地，锥束和探测器是偏置，从而在x射线源和探测器处于第一位置20a、22a时，对检查区域的一半进行检查，并且，在X射线源和探测器处于第二位置20b、22b时，对另一半进行检查。可替代地，可以提供两个X射线源20a、20b和两个探测器22a、22b。还预期具有三个或更多源-探测器对的系统。

楔形或半蝴蝶结形的衰减滤波器24a、24b与(多个)锥束X射线源20a、20b以及(多个)偏置探测器22a、22b联合使用。此外，楔位置可根据患者几何形状而调整。通过转移楔位置，对x射线的每条射线所穿过的楔的厚度进行调整。可以以各种方式选择楔位置。例如，在生成侦察图像之后，选择将穿过患者的x射线的线积分保持大致恒定的楔位置。可替代地，可以根据诸如头部位置对躯干位置的协议而估计位置。另外，在扫描期间，可以动态地移动楔，以针对穿过椭圆的身体部分或VOI的不同的投影而进行调整。使扫描架旋转360°以生成VOI的多个视图，从而确保可得到完整的X射线数据集，以用于重建成可视图像。(多个)楔24a、24b可以由铝(Al)、钼(Mo)、聚四氟乙烯或某些其他合适的材料形成。

系统10还包括从成像设备12接收所探测的X射线数据的CT采集模块40以及存储和/或缓冲原始的X射线数据的CT数据存储42。如果锥束稍微重叠，则重叠分析器44对冗余数据进行解析，以确保存在VOI的完整的数据集。例如，可以对冗余射线进行加权和组合。重建处理器46例如使用滤波反投影重建技术来重建VOI的图像，以便由工作站48的操作者察看。

在一个实施例中，根据试行扫描(pilot scan)确定受试者周长的轮廓和密度图。楔位置计算器50对VOI进行监测，以确定VOI的形状、尺寸、位置和密度。补偿器调整控制器52从楔位置计算器接收信息并相应地调整(多个)楔24a、24b，以补偿受试者的被成像部分的尺寸、形状和密度。例如，X射线探测器具有一系列X射线强度，X射线探测器设计为在该强度上操作，并且可以调整(多个)楔以操纵衰减或增益，从而在探测器的范围内的强度水平下在探测器处接收X射线。控制器52可以调整(多个)楔，从而穿过楔和受试者的受辐照部分的X射线衰减的线积分相对恒定并且导致在探测器的操作范围中的选择的点处或选择的区域(例如中点)中的辐射强度。在动态地调整的实施例中，随着扫描架在CT采集期间旋转，如从(多个)X射线源所看到的，穿过VOI的路径长度和密度将变化。由楔位置计算器50确定这些路径长度和密度的变化，并且控制器52相应地调整(多个)楔。可以在固定数量的楔位置处对楔位置进行校准，并且可以从固定数量的楔位置对中间楔位置进行插值。例如，重建处理器可以将试行扫描信息发送至计算器和控制器，计算器和控制器用于根据路径长度和密度变化重新定位楔。

在一个实施例中，系统10与具有偏置探测器的C臂X射线系统(未示出)(例如X射线源、图像增强器和视频读出系统)和/或具有机载成像仪的辐射治疗设备联合采用。为了在C臂系统上使用，如果楔对于某些检查部分而言并非必需，则可以将楔转移至束的外面。在另一实施例中，通过定位可移动的楔(或半蝴蝶结)并且根据患者的衰减剖面图而调整楔的横向位置来实现患者特有的优选的束成形。如图2中的箭头所指示的，如本文所使用的“横向”描述穿过X射线锥束的移动。楔位置在整个扫描期间可以是固定的(例如，优化位置可以由扫描协议预先指定或者根据成像扫描之前的试行扫描中的衰减分布而使用图像处理算法来确定)，或者，在扫描期间可以相对于源而移动楔。可替代地，在具有正电子发射断层摄影(PET)或单光子发射计算机断层摄影(SPECT)的混合锥束CT(CBCT)系统中，可以从PET或SPECT图像中导出最优楔位置。例如，可以将诸如PET或SPECT探测器头的核探测器头(未示出)可移动地耦合至扫描架14。可以将由探测器头捕获的PET或SPECT数据重建成对应的图像数据，然后将对应的图像数据用于识别CT数据采集的最优楔位置。

在SPECT成像中，投影图像表示由在探测器头上的每个坐标处接收的辐射数据定义。在SPECT成像中，准直器定义射线，沿着该射线接收辐射。在PET成像中，针对在两个头上同时发生的辐射事件而监测探测器头输出。根据头的定位和取向以及接收同时发生的辐射的面上的位置，计算同时发生的事件探测点之间的射线。该射线定义线，沿着该线发生辐射事件。在PET和SPECT这两者中，来自头的多个角取向的辐射数据存储至数据存储器，然后由重建处理器重建成感兴趣区域的横向的体积图像表示，将该体积图像表示存储在体积图像存储器中。

对于适当的增益校正，可以针对楔的不同的可再现位置而采集空气扫描、水扫描以及骨等效扫描，以校准多个楔位置，并且，可以对中间楔位置的图像增益校正进行插值。

楔的横向位置是楔的束成形函数的一个参数，并且可以在CBCT扫描之前或CBCT扫描期间根据所探测的患者的衰减分布而调整(例如，患者越大或患者部分越大，定位在X射线束中的楔部分就越薄)。以这种方式，可以实现“一个楔适合所有患者”的方案。

在另一实施例中，单个锥束X射线源定位在扫描架上，与偏置平板X射线探测器相对，楔定位在X射线源和检查区域之间，VOI定位在该检查区域中。由X射线源发射的束可以穿过VOI的大约一半或更多，并且，当扫描架在360°旋转中旋转时，可以收集完整的X射线数据集。可以随着扫描架旋转而调整楔，以维持相对恒定的穿过VOI的X射线路径的衰减线积分，从而保持图像增益大致恒定，这进而有助于重建具有良好的对比度的图像。

图2是同时在180°的相对的位置(a)和(b)处图示说明的系统10的X射线源和偏置探测器部分的图示说明。两个X射线源位置20a、20b在相对的取向生成锥形X射线束，以生成包围VOI 18(例如，在本示例中为人体胸部)的视场(FOV)。每个X射线锥束在平板探测器22a、22b处被接收，并且使用滤波器和/或准直器(未示出)来生成，以创建期望的锥形。为了以可再现的方式改变楔24a、24b相对于源和探测器的横向位置，可以采用各种机械器件。在一个实施例中，将用于自动平移楔的器件集成到所采用的特定的X射线系统的准直器中。

另外，可以采用不同的器件来针对给定形状和尺寸的VOI而确定楔的最优横向位置。在一个实施例中，楔位置在CBCT采集期间是固定的，并且在扫描之前取决于所选择的扫描协议(例如针对头部、躯干、外围的扫描的不同的预定位置和/或儿科协议等)或取决于从侦察投影或低剂量扫描中提取的信息而确定。在后者的情况下，使用图像处理技术从衰减剖面图提取相关参数，特别是对象的空间维度(宽度和深度)以及对象的投影边界的位置，并且根据这些参数而最优地放置楔。

在其他实施例中，在扫描期间取决于从所采集的投影中实时地提取的信息而自动地调整楔位置。另外或可替代地，在具有SPECT或PET的混合CBCT系统中，可以从PET或SPECT图像导出最优楔位置。对于适当的增益校正以及楔的束硬化和散射效应的校正而言，可以预先针对不同的楔位置而进行校准。在期望连续转移楔的方案中，可以借助于在许多固定位置处采集的校准图像之间的插值来获得适当的校准图像。

图3图示说明了同时在180°的相对的位置(a)和(b)处图示说明的CBCT扫描系统10的另一结构，其中，转移楔，以根据在不同的旋转位置处穿过VOI的路径长度而调整束所穿过的楔材料的宽度/厚度。例如，VOI的中间厚度部分定位在X射线源位置20a的视场中，并且，楔24a与该束中的中央部分一起定位，以根据VOI的相对厚度而使锥束衰减。VOI的较薄的部分定位在20b处的X射线源的视场中，并且楔24b与X射线束中的较厚的部分一起定位，以增加第二X射线源所发射的束的衰减，从而穿过VOI的较薄的部分的X射线的线积分大致等于穿过VOI的较厚的部分的X射线的线积分。类似地，当20c处的X射线源将X射线束投影在穿过VOI的最长路径中，则转移楔24c，从而使其最薄的部分在束中。以这种方式，可以在单个扫描架的旋转期间收集完整的一组具有相对恒定的强度的精确的X射线数据，并且VOI受到比用其他方法呈现的辐射(例如，在多旋转CT扫描中)更少的辐射。

图4图示说明了楔24的一个实施例，其中，楔具有典型的楔形，包括大致矩形的基底60以及向与基底相对的边缘62逐渐变细的顶侧和底侧。由于在X射线源的前面调整楔位置，因而楔材料的厚度变化，从而改变X射线锥束的束硬度或能量含量。将意识到，楔24不限于具有所图示说明的几何形状，而是可以将任何合适的几何形状与本文所描述的系统和/或方法联合使用。

图5图示说明了楔24的另一实施例，其中，基底60是三角形，并且两个顶面向边缘62和64逐渐变细。由于在X射线源的前面调整楔24的位置，因而该配置许可两个平面中的锥束调整。

图6图示说明了楔24的另一实施例，其中，基底60具有像蝴蝶结的形状，并且楔的侧面向边缘62逐渐变细。在该实施例中，顶面66具有大约沿着基底和边缘62之间的表面的中心向下延伸的折痕。这使得楔沿着从基底60至边缘62的纵向轴而在中心比在侧面更薄，这许可随着操纵楔位置而进一步操纵X射线束。

图7图示说明了顶面和底面并非平面的楔24的实施例。

图8图示说明了两个楔25a、25b定位成平坦的底面或其他表面彼此邻接的实施例。可以独立地移动两个楔，从而在衰减特性的调整中获得更大的自由度。在另一实施例中，可机械调整的楔具有可调整的斜坡，可以操纵该斜坡以调整X射线束的衰减。

已参考若干个实施例来描述创新。在阅读并理解先前的详细的说明书的基础上，可以修改和变更为其他。其意在将创新解释为包括所有这样的修改和变更，只要它们落在所附权利要求书及其等同物的范围内。