CN117979905A - 扫描仪和图像重建的方法 - Google Patents

Abstract

本文提供的技术涉及双能量CT扫描仪以及相关联的图像采集和重建技术，其优于常规双能量CT扫描仪设计增加了空间和时间分辨率。如本文公开的位于源处的双能量滤波器包括使X射线源衰减到不同水平的交替材料，从而提供谱分离。如此，通过低能谱和高能谱两者探测待通过X射线束成像的对象。沿检测器通道方向(列方向)划分源处的X射线谱。

Description

扫描仪和图像重建的方法

相关申请声明

本申请要求2021年7月22日提交的美国临时专利申请号63/224,460和2021年9月15日提交的美国临时专利申请号63/244,496的优先权，其全部内容通过引用结合于本文以用于所有目的。

技术领域

本文提供的技术涉及放射学和放射治疗，并且特别地但不排他地涉及用于医学成像和图像重建的设备、方法和系统。

背景技术

医学成像被用于诊断、分期、计划治疗、指导治疗以及评估患者对多种类型的疾病、损伤和其他病症的治疗反应。特别地，计算机断层扫描(CT)是医学成像的一种形式，其使用从不同角度进行的多个二维X射线测量来产生对象(例如，患者或其部分)的三维模型。CT成像产生患者或其部分的目标区域的断层扫描(剖面)图像，从而允许用户在不剖切患者的情况下对患者的内部成像。在常规的CT中，患者被水平放置在诊察台或轮床上，并且患者和诊察台被移入到CT扫描设备中。可替代地，轮床可被固定，并且CT扫描仪水平移动。需要新技术来允许患者在多个位置安全地成像，例如，除了水平位置和/或基本上水平的位置(例如，躺着(例如，俯卧或仰卧))之外的竖直和/或基本上竖直的位置(例如，站立、坐着、跪着等)以及其他患者位置，例如向前或向后倾斜以及其他矫形位置。还需要新技术来允许针对此类CT扫描仪的单能量和同时双能量采集两者的图像重建。

发明内容

本文描述的技术涉及医学成像，例如计算机断层扫描(CT)、磁共振成像(MRI)、正电子发射断层扫描(PET)、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)、光子计数计算机断层扫描、射野成像(例如，在治疗之前)、射线照相定位器、地形图或扫描投影射线照相(“侦察视图”)(例如，在成像扫描之前和/或在治疗之前)。

双能量CT(DECT)可产生各种患者图像，其作为单能量CT的替代或补充在临床放射学中是有用的。例如，双能量CT扫描仪可在低能量和高能量两者下产生一对图像(X射线衰减图)。另外，双能量CT扫描仪能够创建虚拟单能、有效原子序数、电子密度、材料特定和虚拟非对比图像以及其他图像类型，这些图像可用于放射学和放射治疗应用两者中。例如，在放射治疗中，有效原子序数和电子密度图像可用于计算对粒子治疗中使用的带电粒子的阻止能力。如此，质子阻止能力图像可用于质子束治疗的治疗计划系统中。另外，在放射学中，双能量CT扫描仪为临床医生诊断腹部、肾脏、肝脏和肺部中的病变提供了有价值的信息。此外，双能量CT扫描仪有助于痛风、钙和碘造影剂的材料识别，以及将这些材料与骨骼和其他身体材料分离。在某些情况下，双能量CT扫描仪可提供与单能量CT相同质量的图像，同时减少患者的剂量。简言之，双能量CT扫描仪提供了临床益处，例如，通过对于相同剂量比单能量CT扫描仪提供更多的诊断信息。

常规的双能量CT扫描仪利用通过在不同kV水平下对同一对象进行至少一次旋转的在时间上分开的顺序扫描。常规双能量CT的变化包括暂时改变X射线源能量、使用多个X射线管、使用能量分辨检测器以及在检测器处或源处沿行方向过滤X射线束。双能量CT图像的质量尤其是取决于采集系统和重建算法的空间、时间、对比度和能量分辨率。常规的双能量CT扫描仪需要在两个不同能谱处产生的两个图像的空间配准和时间分辨率方面的改进。特别地，低能量采集和高能量采集的谱分离是期望的，使得可在图像中提供更高的对比度和材料分离。一些常规的双能量CT扫描仪具有缺点(例如，时间配准不良、容易产生运动伪影、有限的谱分离、低kV图像上的高噪声；和/或昂贵、缓慢、体积大或使患者接受较高剂量)。例如，具有多个管的系统可提供良好的空间和时间分辨率，但具有高成本和复杂性。

本文提供的技术涉及双能量CT扫描仪以及相关联的图像采集和重建技术，其优于常规双能量CT扫描仪设计增加了空间和时间分辨率。如本文公开的位于源处的双能量滤波器包括使X射线源衰减到不同水平的交替材料，从而提供谱分离。如此，通过低能谱和高能谱两者探测待通过X射线束成像的对象。沿检测器通道方向(列方向)划分源处的X射线谱。两个能谱穿过对象并同时测量，并且控制器将低能量和高能量信号解析成完整数据集，该完整数据集可被重建为两个单独的低能量和高能量图像。

在一个方面，本公开提供了一种计算机断层扫描(CT)扫描仪，其包括：定位成与中心相距第一距离的源，其中，该源可绕中心旋转；以及可绕中心旋转的多个检测器。该多个检测器定位在与源相距多个距离处。在一些实施例中，该中心是旋转轴线。

在一些实施例中，该多个检测器中的每一个定位成与中心相距第二距离。

在一些实施例中，该第一距离大于第二距离。

在一些实施例中，该多个检测器中的每一个朝向源。

在一些实施例中，所述多个检测器中的每一个包括限定输入平面的检测器面，并且其中，所述输入平面与来自所述源的入射束正交。

在一些实施例中，所述多个检测器中的每一个朝向所述中心。

在一些实施例中，所述多个检测器中的每一个被定向成使得边缘与相邻检测器的边缘对准。

在一些实施例中，该多个检测器限定至少50厘米(例如，50、55、60、65、70、75、80、85、90厘米等)的视场。

在一些实施例中，该多个检测器之间的光子注量的方差小于50％(例如，小于50％、45％、40％、35％、30％、25％、20％、15％、10％或5％)。

在一些实施例中，所述CT扫描仪能够在直立配置、倾斜配置和水平配置之间移动。

在另一方面，本公开提供了一种计算机断层扫描(CT)扫描仪，其包括限定成像平面的源和滤波器。该滤波器包括具有第一材料和/或构型件的第一滤波器部分、具有第二材料和/或构型件的第二滤波器部分以及具有第一材料和第二材料的第三滤波器部分，该第三滤波器部分也可包括构型件(例如，领结构型件)。所述滤波器能够相对于所述源移动，以将所述第一滤波器部分、所述第二滤波器部分和所述第三滤波器部分中的任一个与所述成像平面对准。

在一些实施例中，所述第三滤波器部分包括所述第一材料和所述第二材料的交替列，其中，每一列与所述成像平面相交。

在一些实施例中，所述第一材料使X射线谱衰减第一量；并且所述第二材料使所述X射线谱衰减不同于所述第一量的第二量。

在一些实施例中，第一材料具有在0.1cm²/g至200cm²/g(例如，0.1、0.5、1、5、10、50、100、150、200)的范围内的第一质量衰减系数，其对应于10至200kVp的范围内(例如，10、15、20、25、30、35、40、45、50、55、60、65、70、75、80、85、90、95、100、105、110、115、120、125、130、135、140、145、150、155、160、165、170、175、180、185、190、195、200)的激励，并且第二材料具有与第一质量衰减系数不同的对应于该激励的第二质量衰减系数。在一些实施例中，这两种材料在kVp的范围内具有不同的能量曲线。在一些实施例中，对于给定激励，第一质量衰减系数与第二质量衰减系数相差至少一个数量级。在一些实施例中，所述第一材料是金，并且其中，所述第二材料是钼。在一些实施例中，所述第一材料是金，并且其中，所述第二材料是锡。

在一些实施例中，所述第三滤波器部分位于所述第一滤波器部分和所述第二滤波器部分之间。

在一些实施例中，所述滤波器限定半径。

在一些实施例中，滤波器调整组件包括马达、框架以及耦接在马达和框架之间的连杆。在一些实施例中，所述滤波器被耦接到框架。

在一些实施例中，所述第一滤波器部分至少部分地与所述第三滤波器部分重叠，并且所述第二滤波器部分至少部分地与所述第三滤波器部分重叠。

在另一方面，本公开提供了一种创建CT图像的方法，所述方法包括使源和至少一个检测器绕轴线旋转。所述至少一个检测器被配置成检测来自源的输出。该方法还包括将来自该至少一个检测器的输出信号记录为采样数据，将采样数据分成第一数据集和第二数据集，利用数据补全模块补全该第一数据集以创建第一完整数据集，以及利用数据补全模块补全该第二数据集以创建第二完整数据集。该方法还包括利用完整的第一数据集重建第一CT图像，以及利用完整的第二数据集重建第二CT图像。

在一些实施例中，数据补全模块利用共轭数据。

在一些实施例中，数据补全模块利用高阶插值。

在一些实施例中，数据补全模块利用机器学习方法。

在一些实施例中，该方法还包括对重建第一CT图像和/或第二CT图像迭代。

在一些实施例中，所述源和所述至少一个检测器在绕所述轴线旋转的同时沿所述轴线平移。

在一些实施例中，所述方法还包括将所述第一数据集从第一几何参考系变换到第二几何参考系。

基于本文所包含的教导，附加的实施例对于相关领域的技术人员而言将是显而易见的。

附图说明

本技术的这些和其他特征、方面和优点将参照以下附图变得更好理解。专利或申请文件包含至少一幅以彩色绘制的附图。专利局将根据请求并在支付必要费用的情况下提供带有彩色附图的本专利或专利申请出版物的副本。

图1是多轴CT扫描仪的前视图。

图2是包括患者定位组件的图1的扫描仪的透视图。

图3是图1的扫描仪的底部透视断开图。

图4是图1的扫描仪的扫描仪环组件的透视图。

图5是图1的扫描仪的源准直器组件的透视图。

图6A是图5的源准直器组件的透视图，其示出为滤波器处于第一位置(例如，底部位置)。

图6B是图5的源准直器组件的透视图，其示出为滤波器处于第二位置(例如，顶部位置)。

图7是相对于常规扇束检测器组件和相对于根据本文公开的实施例的检测器组件定向的源组件的顶视图。

图7B是多个检测器的各种定向的示意图。

图8是检测器组件的放大图，其图示了每个检测器定位成距旋转轴线相同距离并且朝向源。

图9是各种源-检测器系统的几何参考系的示意图。

图10是检测器组件的放大图，其图示了来自源的X射线相对于固定半径弧入射到多个检测器上，其中该弧不以X射线源为中心。

图11是常规检测器组件和如本文公开的检测器组件的扫描仪环环面尺寸的比较。

图12是对于给定的检测器位置δ，本文公开的检测器组件处的X射线通量与常规扇束检测器组件处的X射线通量的比率的曲线图。

图13是各种检测器组件几何构造和相关变量的示意图。

图14是扫描仪视场根据检测器组件角度变化的曲线图。

图15A-15B图示了由检测器组件采集的数据的正弦和二进制加权。

图16A图示了源处于第一位置的三个X射线样本(A、B、C)，其中在高能量下采集样本A并且在低能量下采集样本B和C。

图16B图示了样本A的共轭射线作为样本A'，其在低能量下采集，并且其中源处于第二位置。

图16C图示了样本B的共轭射线作为样本B'，其在高能量下采集，并且其中源处于第三位置。

图16D图示了样本C的共轭射线作为样本C'，其在高能量下采集，并且其中源处于第四位置。

图17A是图16A-16D的样本A、A'、B、B'、C和C'的正弦图。

图17B是包括天然样本和共轭样本两者的低能量重建的正弦图。

图17C是包括天然样本和共轭样本两者的高能量重建的正弦图。

图18是具有低能量滤波器、径向双能量滤波器和高能量滤波器的组件的透视图。

图19是图示了图18的双能量滤波器的低能量和高能量的X射线能谱的曲线图。

图20是源和包括双能量滤波器的检测器组件的示意图，其图示有径向定向的四个低能量区和四个高能量区。

图21是单转所采集的双能量数据的正弦图。

图22A是包括天然样本和共轭样本两者的低能量重建的正弦图。

图22B是包括天然样本和共轭样本两者的高能量重建的正弦图。

图23A是低能量正弦图。

图23B是高能量正弦图。

图23C是双能量正弦图。

图24是一系列图像，其中(a-b)是用于模拟的参考，(c-d)是高能量和低能量采集重建，(e-h)是使用共轭数据归档的双能量采集重建。

图25A是扇束样本的一阶近似相对于等扇形(isofan)检测器角度的比较图。

图25B是图25A的线性近似的百分比误差根据检测器角度变化的曲线图。

图25C是图25A的线性近似的百分比误差根据视场变化的曲线图。

图26A是均匀等扇形采样的曲线图。

图26B是重排(rebin)为扇束几何构造的均匀等扇形采样的曲线图，其与均匀扇束采样重叠示出以供参考。

图26C是重排为平行束几何构造的均匀等扇形采样的曲线图，其与均匀平行束采样重叠示出以供参考。

图27是高阶内插数据补全方案。

图28是双能量图像重建的方法。

要理解的是，附图不一定按比例绘制，图中的物体也不一定依彼此的关系按比例绘制。附图是旨在使本文所公开的设备、系统和方法的各种实施例变得清楚和易于理解的描绘。只要有可能，在整个附图中将使用相同的附图标记来指代相同或相似的部分。此外，应当领会到的是，附图并不旨在以任何方式限制本教导的范围。

具体实施方式

本文提供的技术涉及医学成像，并且特别地但不排他地涉及用于放射学(例如，使用计算机断层扫描)和放射治疗的设备、方法和系统。

在各个实施例的详细描述中，出于解释的目的，阐述了许多具体细节以提供对所公开的实施例的透彻理解。然而，本领域技术人员将领会到，这些不同的实施例可在有或没有这些具体细节的情况下实施。在其他情况下，结构和装置以框图形式示出。此外，本领域技术人员可容易地领会到，呈现和执行方法的具体顺序是说明性的，并且预期顺序可改变并且仍然保持在本文公开的各种实施例的精神和范围内。

本申请中引用的所有文献和类似材料，包括但不限于专利、专利申请、文章、书籍、论文和互联网网页，出于任何目的均明确地通过引用以其整体结合。除非另有定义，否则本文中使用的所有技术和科学术语均具有与本文描述的各种实施例所属领域的普通技术人员通常理解的相同含义。当结合的参考文献中术语的定义似乎与本教导中提供的定义不同时，应以本教导中提供的定义为准。本文使用的章节标题仅用于组织目的，并且不应被解释为以任何方式限制所描述的主题。

定义

为了便于理解本技术，下面定义了许多术语和措辞。在整个详细描述中阐述了附加的定义。

在整个说明书和权利要求书中，下列术语采用本文明确关联的含义，除非上下文另有明确说明。如本文所使用的措辞“在一个实施例中”不一定指代相同的实施例，尽管它可指代相同的实施例。此外，本文所使用的措辞“在另一实施例中”不一定指代不同的实施例，尽管它可指代不同的实施例。因此，如下所述，在不脱离本发明的范围或精神的情况下，可容易地组合本发明的各种实施例。

另外，如本文所使用的，术语“或”是包含性“或”运算符并且等同于术语“和/或”，除非上下文另外明确指出。术语“基于”不是排他性的，并且允许基于未描述的附加因素，除非上下文明确地另有说明。另外，在整个说明书中，“一”、“一个”和“该”的含义包括复数引用。“在...中”的含义包括“在...中中”和“在...上”。

如本文所使用的，术语“大约”、“近似”、“基本上”和“显著”是本领域普通技术人员所理解的，并且将根据它们使用的上下文而在某种程度上变化。如果本领域普通技术人员在使用这些术语的上下文中不清楚这些术语的使用，则“大约”和“大约”是指加或减小于或等于特定术语的10％，“基本上”和“显著”是指加或减大于特定术语的10％。

如本文所使用的，范围的公开包括整个范围内的所有值和进一步划分的范围的公开，包括针对范围给出的端点和子范围。

如本文所使用的，后缀“-free”指的是省略了附加“-free”的单词的基本词根的特征的技术实施例。也就是说，这里使用的术语“无X”是指“没有X”，其中，X是“无X”技术中省略的技术的特征。例如，“无钙”组合物不包含钙，“免混合”方法不包括混合步骤等。

尽管本文可使用术语“第一”、“第二”、“第三”等来描述各种步骤、元件、组合物、组件、区域、层和/或部分，但这些步骤、元件、组合物、组件、区域、层和/或部分不应受这些术语限制，除非另有说明。这些术语用于将一个步骤、元件、组合物、组件、区域、层和/或部分与另一步骤、元件、组合物、组件、区域、层和/或部分区分开。除非上下文明确指出，否则当本文中使用时诸如“第一”、“第二”和其他数字术语之类的术语并不暗示顺序或次序。因此，本文论述的第一步骤、元件、组合物、组件、区域、层或部分可被称为第二步骤、元件、组合物、组件、区域、层或部分，而不脱离技术。

如本文所使用的，“系统”指的是为了共同目的而一起操作的多个真实和/或抽象组件。在一些实施例中，“系统”是硬件和/或软件部件的集成集合。在一些实施例中，系统的每个组件与一个或多个其他组件交互和/或与一个或多个其他组件相关。在一些实施例中，系统是指用于控制、执行和/或指导方法的部件和软件的组合。

如本文所用，术语“计算机断层扫描”缩写为“CT”并且指断层扫描和非断层扫描。例如，术语“CT”指的是多种形式的CT，包括但不限于X射线CT、正电子发射断层扫描(PET)、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)和光子计数计算机断层扫描。一般来说，计算机断层扫描(CT)包括使用X射线源和围绕患者旋转的检测器以及随后将图像重建到不同的平面。CT中使用的X射线电流描述了从阴极流向阳极的电流，通常以毫安(mA)为单位进行测量。

如本文所使用的，术语“结构化为[动词]”意味着所识别的元件或组件具有形状、尺寸、设置、耦接和/或配置成执行所识别的动词的结构。例如，“配置成移动”的构件可移动地耦接到另一元件，并且包括导致该构件移动的元件或者该构件被配置成响应于其他元件或组件而移动。因此，如本文所使用的，“结构化为[动词]”表述的是结构而不是功能。此外，如本文所使用的，“结构化为[动词]”意味着所识别的元件或组件旨在并且被设计为执行所识别的动词。

如本文所使用的，术语“相关联”意味着元件是同一组件的一部分和/或一起操作或以某种方式彼此作用/作用。例如，汽车有四个轮胎和四个轮毂盖。虽然所有元件都作为汽车的一部分连接在一起，但可理解的是，每个轮毂盖都与特定的轮胎“相关联”。

如本文所使用的，术语“耦接”指的是通过任何合适的方式固定在一起的两个或更多个部件。因此，在一些实施例中，两个或更多个零件或组件“耦接”的表述应当意味着这些零件直接或间接地连接在一起或操作在一起，例如通过一个或多个中间零件或组件。如本文所使用的，“直接耦接”意味着两个元件彼此直接接触。如本文所使用的，“固定地耦接”或“固定”是指两个部件耦接成一体地移动，同时保持相对于彼此的恒定定向。因此，当两个元件耦接时，这些元件的所有部分都耦接。然而，对连接到第二元件的第一元件的特定部分(例如，连接到第一车轮的车轴第一端)的描述意味着第一元件的特定部分被设置为比第一元件的其他部分更靠近第二元件。此外，搁置在仅通过重力保持就位的另一物体上的物体不会“耦接”到下部物体，除非上部物体以其他方式基本保持在适当位置。也就是说，例如，台上的书不与其耦接，但是粘在台上的书与其耦接。

如本文所使用的，术语“可移除地耦接”或“临时耦接”是指一个部件以基本上临时的方式与另一部件耦接。即，两个部件以部件的接合或分离容易且不损坏部件的方式耦接。因此，“可移除地耦接”的部件可容易地脱开和重新耦接，而不会对部件造成损坏。

如本文所使用的，术语“操作性地耦接”意味着多个元件或组件，每个元件或组件可在第一位置和第二位置之间或第一配置和第二配置之间移动，这些元件或组件被耦接，使得当第一元件从一个位置/配置移动到另一个位置/配置时，第二元件也在位置/配置之间移动。注意，第一元件可“操作性地耦接”到另一个元件，而不是相反。

如本文所使用的，术语“可旋转地耦接”是指以使得至少一个部件能够相对于另一个部件旋转的方式耦接的两个或更多个部件。

如本文所使用的，术语“可平移地耦接”是指以使得至少一个部件能够相对于另一个部件平移的方式耦接的两个或更多个部件。

如本文所使用的，术语“暂时设置”是指第一元件或组件以允许第一元件/组件移动而无需解耦或以其他方式操纵第一元件的方式搁置在第二元件或组件上。例如，一本书简单地放在台上，例如，该书没有粘或固定在台上，而是“暂时放置”在台上。

如本文所使用的，术语“对应”表示两个结构部件尺寸和形状设置成彼此相似并且可以最小量的摩擦耦接。因此，“对应于”构件的开口的尺寸略大于该构件，使得该构件可以最小量的摩擦穿过该开口。如果两个组件要“紧密”地配合在一起，则可修改此定义。在这种情况下，部件尺寸之间的差异甚至更小，从而摩擦量增加。如果限定开口的元件和/或插入开口中的部件由可变形或可压缩材料制成，则开口甚至可稍微小于插入开口中的部件。关于表面、形状和线，两个或更多个“对应的”表面、形状或线通常具有相同的尺寸、形状和轮廓。

如本文所使用的，“行进路径”或“路径”当与移动的元件结合使用时，包括元件在运动时移动穿过的空间。因此，任何固有移动的元素都有一个“行进路径”或“路径”。

如本文所使用的，两个或更多个部分或部件彼此“接合”的表述应当意味着这些元件直接地或者通过一个或多个中间元件或部件对彼此施加力或偏压。此外，如本文关于移动部件所使用的，移动部件可在从一个位置到另一位置的运动期间“接合”另一元件和/或一旦处于所描述的位置就可“接合”另一元件。因此，应当理解，陈述“当元件A移动到元件A第一位置时，元件A接合元件B”和“当元件A处于元件A第一位置时，元件A接合元件B”是等同的陈述并且意味着元件A在移动到元件A第一位置时接合元件B和/或元件A在处于元件A第一位置时接合元件B。

如本文所使用的，术语“操作性地接合”是指“接合并移动”。即，当相对于被配置成移动可移动或可旋转的第二部件的第一部件使用时，“操作性地接合”意味着第一部件施加足以引起第二部件移动的力。例如，螺丝刀可放置成与螺钉接触。当没有对螺丝刀施加力时，螺丝刀只是“耦接”到螺丝上。如果向螺丝刀施加轴向力，螺丝刀就会压在螺钉上并“接合”螺钉。然而，当向螺丝刀施加旋转力时，螺丝刀“操作性地接合”螺钉并导致螺钉旋转。此外，对于电子元件，“操作性地接合”意味着一个元件通过控制信号或电流控制另一元件。

如本文所使用的，术语“数量”应表示一或大于一的整数(例如，多个)。

如本文所使用的，在措辞“[x]在其第一位置和第二位置之间移动”或者“[y]被配置成在其第一位置和第二位置之间移动[x]”中，“[x]”是元素或程序集的名称。此外，当[x]是在多个位置之间移动的元素或组件时，代词“其”表示“[x]”，即代词“其”之前的命名元素或组件。

如本文所用，圆形或圆柱形本体的“径向侧面/表面”是围绕或环绕其中，心或穿过其中，心的高度线延伸的侧面/表面。如本文所用，圆形或圆柱形本体的“轴向侧面/表面”是在大致上垂直于穿过中心的高度线延伸的平面中延伸的侧面。也就是说，一般来说，对于圆柱形汤罐来说，“径向侧面/表面”是大致圆形的侧壁，并且“轴向侧面/表面”是汤罐的顶部和底部。

如本文所使用的，术语“患者”或“受试者”是指待接受由所述技术提供的各种测试的生物体。术语“受试者”包括动物，优选为哺乳动物，包括人类。在优选实施例中，受试者是灵长类动物。在甚至更优选的实施例中，受试者是人。例如，术语“受试者”或“患者”是指生物体，包括但不限于人类和兽医动物(狗、猫、马、猪、牛、绵羊、山羊等)。在本技术的上下文中，术语“受试者”或“患者”通常指如下个体，即：其将接受CT扫描以诊断疾病或损伤；和/或准备治疗。

如本文所用，“诊断”测试包括检测或鉴定受试者的疾病状态或病症、确定受试者感染给定疾病或病症的可能性、确定患有疾病或病症的受试者对治疗有反应的可能性，确定患有疾病或病症的受试者的预后(或其可能的进展或消退)，以及确定治疗对患有疾病或病症的受试者的效果。例如，诊断可用于检测受试者患有癌症的存在或可能性，或者这样的受试者对化合物(例如，药物，例如药物)或其他治疗产生有利反应的可能性。

如本文所用，术语“病症”通常指疾病、病症、损伤、事件或健康状况的变化。

如本文所用，术语“治疗”或“处理”就病症而言是指预防病症、减缓病症的发作或发展速度、降低发生病症的风险、预防或延迟与病症相关的症状的发展、减少或结束与病症相关的症状、产生病症的完全或部分消退、或其某种组合。在一些实施例中，“治疗”包括将患者或其一部分(例如，组织、器官、身体部分或患者身体的其他局部区域)暴露于放射(例如，电磁放射、电离放射)。

本文所使用的术语“网络”通常是指任何合适的电子网络，包括但不限于，广域网(“WAN”)(例如，基于TCP/IP的网络)、局域网(“LAN”)、邻域网(“NAN”)、家庭局域网(“HAN”)或采用各种通信协议(例如，Wi-Fi、蓝牙、ZigBee等)的个域网(“PAN”)。在一些实施例中，网络是蜂窝网络，例如全球移动通信系统(“GSM”)网络、通用分组无线服务(“GPRS”)网络、演进数据优化(“EV-DO”)网络、GSM演进增强数据速率(“EDGE”)网络、3GSM网络、4GSM网络、5G新无线电、数字增强型无绳电信(“DECT”)网络、数字AMPS(“IS-136/TDMA”)网络或集成数字增强型网络(“iDEN”)网络等。

本文所使用的术语“计算机”通常包括多个电气和电子部件，其向系统内的部件和模块提供电力、操作控制和保护。例如，计算机尤其可包括处理单元(例如，微处理器、微控制器或其他合适的可编程装置)、存储器、输入单元和输出单元。处理单元尤其可包括控制单元、算术逻辑单元(“ALC”)和多个寄存器，并且可使用已知的计算机体系结构(例如，改进的哈佛体系结构、冯诺依曼体系结构等)来实现。“微处理器”或“处理器”指的是一个或多个微处理器，其可被配置为在独立和/或分布式环境中通信，并且可被配置为通过有线或无线通信与其他处理器通信，其中这样的一个或多个处理器可被配置为在可以是类似或不同设备的一个或多个处理器控制的设备上操作。

如本文所使用的术语“存储器”通常指的是计算机的任何存储器存储装置并且是非暂时性计算机可读介质。存储器可包括例如程序存储区域和数据存储区域。程序存储区域和数据存储区域可包括不同类型存储器的组合，例如ROM、RAM(例如，DRAM、SDRAM等)、EEPROM、闪存、硬盘、SD卡、或其他合适的磁、光、物理或电子存储设备。处理单元可连接到存储器并执行软件指令，该软件指令能够存储在存储器的RAM(例如，在执行期间)、存储器的ROM(例如，在通常永久的基础上)或者例如另一种存储器或盘的另一种非暂时性计算机可读介质中。“存储器”可包括一个或多个处理器可读和可访问的存储器元件和/或组件，其可位于处理器控制的设备内部、处理器控制的设备外部，并且可经由有线或无线网络访问。包括在本文公开的方法的实现中的软件可存储在存储器中。软件包括例如固件、一个或多个应用程序、程序数据、滤波器、规则、一个或多个程序模块以及其他可执行指令。例如，计算机可被配置为从存储器检索并执行与本文描述的过程和方法相关的指令等。

如本文所使用的术语“共轭(conjugate)”通常指与另一样本具有互反关系的样本。共轭样本可包括通过受试者的与另一样本相同的剖面测量的样本。在优选实施例中，利用处于第一定向的源和检测器来采集第一样本，并且利用处于为镜像的第一定向的第二定向的源和检测器来采集共轭样本。

描述

本文提供的技术涉及一种医学成像设备。虽然在一些实施例中针对计算机断层扫描(CT)描述，但本技术不限于与CT一起使用，并且可用于其他医学成像技术，例如，射线照相、荧光透视、MRI、SPECT、PET、光子计数计算机断层扫描和射野成像(例如，在治疗之前)或扫描投影射线照相。计算机断层扫描(CT)，并且特别是计算机X射线断层扫描，是一种成像技术，其通过以数学方式组合沿剖面平面以一定角度范围拍摄的多个X射线图像(投影)来生成患者的剖面图像。在常规CT中，生成断层扫描图像涉及提供围绕患者的至少180度且优选为360度的角度范围上的多个投影的投影集。通常将患者移动通过保持X射线源和X射线检测器的门架，该X射线源和X射线检测器围绕患者协调相对地转动，以或者在轨道运动期间连续地(螺旋扫描)或者在轨道之间逐步(步进扫描)地获取每个X射线投影集，以获得共同描述组织体积的相邻剖面图像的X射线投影集。常规CT中患者的移动通过将水平的患者支撑在水平延伸的无线电半透明台上来提供，该台移动穿过门架。

一些患者的CT成像可优选地在患者处于竖直位置(例如，坐着、跪着、站立和/或斜躺位置(例如，就座、就座且后倾、就座且前倾、站立、站立且后倾、站立且前倾、跪着、跪着且前倾或跪着且后倾))的情况下进行。例如，接受胸部放射治疗的肺癌患者可能更喜欢处于站立位置，以免加剧经常伴随该治疗的咳嗽。例如椎骨骨折的某些健康状况在负重站立位置可能更明显。因此，以竖直位置记录患者的CT扫描的CT扫描仪将有益于医疗诊断和治疗。此外，能够在多个轴上扫描以例如扫描处于竖直位置的患者、位于常规水平位置的患者以及处于其他位置的患者的CT扫描仪将扩展CT扫描仪的使用场景，以解决更多疾病、伤害和病症，并提高CT扫描仪的成本效益。

如本文所述，使用位于源处的物理滤波器来提供双能量CT图像采集，该物理滤波器包括交替材料窗口(例如，金(Au)和钼(Mo))，该物理滤波器沿检测器通道方向(列方向)过滤X射线能谱。换句话说，滤波器中的两种材料提供不同的能谱来检查物体。交替低能量信号和高能量信号的频率是本文公开的设计的自由参数。换句话说，具有N个检测器通道的设计可每M个通道交替改变能级，从而产生N/M个过滤窗口。在一些实施例中，交替窗口径向定向。

由数据补全(data completion)模块提供根据检测器的交替不连续信号测量的两个图像的重建，以为每个能级提供完整的连续信号。如本文进一步论述的，在一些实施例中，数据补全模块包括共轭数据填充方案、高阶插值和/或机器学习。图像也由仅使用原生不连续信号作为迭代重建的输入的稀疏迭代重建来形成。本文描述的系统和方法提高了双能量CT图像的空间、时间和能量分辨率。

设备

在一些实施例中，本技术涉及多轴医学成像设备。在一些实施例中，医学成像设备是计算机断层扫描(CT)设备、磁共振成像(MRI)设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备、光子计数计算机断层扫描设备或者射野成像或扫描投影射线照相设备。虽然针对其中医学成像设备是计算机断层扫描(CT)设备的示例性实施例描述了本技术，但是本技术不限于CT扫描设备，并且实施例应被理解为包括其他类型的医学成像设备、方法和系统。

在一些实施例中，例如，如图1中所示，本技术提供了包括支柱(例如，第一支柱104A和/或第二支柱104B)的多轴CT扫描仪100。在一些实施例中，多轴CT扫描仪100如2020年12月4日提交的美国临时专利申请号63/121304中所述，该专利申请通过引用结合于本文。在一些实施例中，支柱被安装到多轴CT扫描仪所在的房间的地板中。此外，在一些实施例中，多轴CT扫描仪100包括门架108(例如，“U形”门架)。在一些实施例中，门架108包括第一门架臂112A和第二门架臂112B。在一些实施例中，门架108围绕轴线(例如，轴线116)相对于第一支柱104A和第二支柱104B旋转，例如，第一门架臂112A和第二门架臂112B围绕轴线116相对于第一支柱104A和第二支柱104B旋转。如此，CT扫描仪100可在直立配置、倾斜配置和水平配置之间移动。在一些实施例中，马达(例如，构造成相对于支柱104A、104B旋转门架108的马达)、供电线和/或通信电缆被设置在门架臂112A和/或112B中的一者或两者内。

在一些实施例中，例如，如图2中所示，本技术提供多轴CT扫描仪。在一些实施例中，用户使用多轴CT扫描仪来获得患者的CT扫描。在一些实施例中，患者竖直定位。在一些实施例中，竖直定位的患者稍微倾斜定位(例如，在竖直的20度内(例如，在5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19或20度内))，使得患者可倚靠在用于支撑的表面上，以提供患者的增强固定并限制患者的运动。在一些实施例中，使用患者定位系统120来定位患者，并且用户操作控制单元。在一些实施例中，患者定位系统120如国际专利申请公开号WO2019/056055和美国专利申请公开号2020/0268327中所述，其中每一者通过引用结合于本文。

此外，在一些实施例中，如图3和图4中所示，多轴CT扫描仪包括扫描仪环124(例如，包括(例如，包围)X射线源和至少一个X射线检测器的环形壳体)。在一些实施例中，旋转门架108使得扫描仪环124围绕轴线116沿弧旋转，例如，以将其从第一位置移动到第二位置。在一些实施例中，扫描仪环124的第一位置允许患者进入和/或离开患者定位系统120。在一些实施例中，扫描仪环124的第二位置是用于获得患者的CT扫描的位置。在一些实施例中，扫描仪环124的第二位置在患者的头部上方。

在一些实施例中，扫描仪环124包括用于CT、MRI、PET、SPECT、光子计数计算机断层扫描或射野成像的源和检测器。因此，在一些实施例中，扫描仪环包括医学成像源(例如，电磁辐射源、X射线源、伽马射线源、无线电波源、光子源、质子源、正电子源、伽马射线源(例如，来自正电子源的伽马射线))以及医学成像检测器(例如，电磁辐射检测器、X射线检测器、光子检测器、伽马射线检测器)，例如，用于这些成像模式中的一种或多种。

此外，在一些实施例中，扫描仪环124被构造成沿基本上平行于第一门架臂102A和第二门架臂102B的轴线平移，例如，沿如图1中所示的轴线128平移。在一些实施例中，扫描仪环沿竖直(例如，大体上和/或基本竖直)轴线平移，例如，以获得处于竖直位置的患者的CT扫描。在一些实施例中，扫描仪环沿水平(例如，大体上和/或基本上水平)轴线平移，例如，以获得处于水平位置的患者的CT扫描。

在一些实施例中，扫描仪环124包括(例如，包围)X射线发生器，其在扫描仪环124内移动并且因此围绕患者旋转。在一些实施例中，扫描仪环124包括(例如，包围)一个或多个X射线检测器。在一些实施例中，X射线发生器在延伸穿过扫描仪环的平面中产生X射线的扇束。

在一些实施例中，X射线检测器包括在所述平面内的弧形检测器阵列。在一些实施例中，多个固定的X射线检测器围绕扫描仪环124的周界定位，使得X射线检测器总是处于与在扫描仪环124内移动的X射线源相反的一侧上。在一些实施例中，扫描仪环124包括移动X射线检测器，其在扫描仪环124内移动并且定位成与移动X射线发生器相对，例如，X射线发生器和X射线检测器一致地移动，使得X射线发生器和X射线检测器处于扫描仪环124的相对侧上。在一些实施例中，在X射线发生器和X射线检测器围绕扫描仪环124的周界移动的同时，扫描仪环124被平移就位并且静止。在一些实施例中，在X射线发生器和X射线检测器围绕扫描仪环124的周界移动(例如，以提供螺旋扫描)的同时，扫描仪环124平移一次或多次和/或连续地平移。在一些实施例中，多轴CT扫描仪包括滑环(图4)，以将电功率从扫描仪环124传输至X射线发生器和X射线检测器，并在扫描仪环124与X射线发生器和X射线检测器之间传送通信信号。

在常规的扇束(“fanbeam”)CT中，用于获取投影的X射线被准直成位于剖面平面内的薄扇束，并由窄线性检测器接收。例如图7中所示的常规扇束布置结构150中的多个检测器朝向X射线源154并且以X射线源154为中心。换句话说，在常规的扇束布置结构150中，每个检测器定位成与X射线源154相距相同或基本相似的距离。在常规的平行CT布置结构中，X射线源是一系列平行射线，并且该多个检测器定位成与X射线源相距相同或基本相似的距离。

参考图7，CT扫描仪100包括定位在扫描仪环124内的等扇形布置结构152(“等扇形检测器源布置结构”)。X射线源154提供位于平面156内的细扇束(图5)。X射线源154定位成与中心158相距第一距离D1。在一些实施例中，源154可绕中心158旋转。等扇形检测器布置结构152还包括朝向源154并且可绕中心158旋转的多个检测器。在所示实施例中，该多个检测器152定位在与源154相距不同距离处。换句话说，该多个检测器152未定位成与源相距恒定距离。在所示实施例中，该多个检测器152中的每一个被定位成与中心158相距第二距离D2。换句话说，第二距离D2(检测器到中心距离)相同或基本相同。在所示实施例中，第一距离D1(源到中心距离)大于第二距离D2(检测器到中心距离)。

参考图8，该多个检测器152中的每一个都朝向源(参见源箭头160)并以旋转轴线(灰色径向线162)为中心。换句话说，每个检测器模块的平坦面都朝向源定向，但模块位于距旋转中心相同的半径上。该多个检测器152中的每一个包括限定输入平面的检测器面166。在所示实施例中，该输入平面与来自源的入射束160正交。

参考图9，图示了等扇形布置结构与常规扇束布置结构和常规平行布置结构的比较。换句话说，图9图示了用于源-检测器系统中的X射线采样的三种几何系统。在等扇形布置结构中物理采集的检测器样本可被变换(重排)为其他几何构造，如本文进一步解释的。

参考图10，进行小的校正步骤，以将每个平坦检测器模块重新采样到与旋转中心具有相等半径的检测器弧170。换句话说，在恒定半径弧170和检测器表面166之间存在待校正的小距离。参考图7B，在一些实施例中，检测器152A朝向中心158和/或一些检测器152B朝向源154。在一些实施例中，该多个检测器152中的每一个被定向为使得边缘与相邻检测器的边缘对准。

参考图11，当与常规的扇束布置结构相比时，等扇形布置结构允许CT扫描仪环的更紧密且更小的设计。在所示实施例中，CT扫描仪环包括具有大约85cm的内径的孔。对于等扇形布置结构，该多个检测器(“等扇形检测器”)装配在具有大约33.5cm的厚度的CT环内。与等效的扇束布置结构相比，CT环为大约50.7cm，以装配准直相同的X射线束宽度的多个检测器(“扇束检测器”)。换句话说，与常规的扇束布置结构相比，等扇形布置结构使CT环的尺寸减小大约34％。图11图示了常规扇束布置结构和等扇形布置结构的CT环环面的厚度差异，其中两者都具有85cm的孔。

参考图13，图示了如本文使用的三种几何系统(图9)中的各种数据采集和图像重建变量。表1中列出了图13中所示的变量的附加细节。

为了简化随后的推导和解释，假定管旋转的速度恒定。因此，源旋转角度与时间成正比，即β∝t且θ∝t。然而，在其他实施例中，扫描仪以可变的管旋转速度操作。

参考图12，等扇形检测器布置结构还具有增加检测器处的通量的益处。X射线的几何衰减遵循平方反比关系(通量，Φ∝1/r²)。如此，通过使检测器比常规扇束几何构造中的检测器更靠近源，通量衰减更小(即，更高的通量到达等扇形检测器)。到达等扇形检测器的通量(Ф_iso)与到达常规扇束检测器的通量(Ф_fan)之间的关系由方程1的比率提供。

方程1

对于对应于一个实施例的R和D的值以及-70°≤δ≤70°的范围，该比率被绘制在图12中。在一些实施例中，该多个检测器之间的光子注量的方差小于50％。

参考图14，等扇形检测器布置结构的扫描视场(FOV，又名视野)根据等扇形角2δ_m的全宽度图示。在一些实施例中，视场为大约75cm。在一些实施例中，该多个检测器限定至少大约50cm的视场。

参考图6A、6B和18，CT扫描仪100包括滤波器200。滤波器200位于X射线源154处或附近。换句话说，滤波器200被定位成比任何一个检测器152更靠近源154。如本文其他地方所述，源154在成像平面156(图5)中发射光谱。

在所示实施例中，滤波器200是双能量滤波器。滤波器200包括包含第一材料的第一滤波器部分204、包含第二材料的第二滤波器部分208以及包含第一材料和第二材料的第三滤波器部分212。在所示实施例中，第三滤波器部分212位于第一滤波器部分204和第二滤波器部分208之间，并且包括与成像平面156相交的第一材料和第二材料的交替列(第一和第二材料的交替窗口)。在一些实施例中，第一滤波器部分至少部分地与第三滤波器部分重叠，并且第二滤波器部分至少部分地与第三滤波器部分重叠(滤波器部分之间存在重叠过渡)。在所示实施例中，滤波器200是弧形的并且限定固定半径。在其他实施例中，滤波器限定可变半径。在其他实施例中，滤波器是平面的并且不弯曲。在一些实施例中，滤波器包括不同材料的五个或更多个不同部分。在一些实施例中，滤波器包括空气部分。在其他实施例中，滤波器包括铝滤波器或领结轮廓部分。

在一些实施例中，第一材料使X射线谱衰减第一量，并且第二材料使X射线谱衰减与第一量不同的第二量。例如，第一材料可提供低能谱，并且第二材料可提供高能谱。换句话说，这两种材料具有不同的质量衰减系数(其取决于密度和原子序数两者)，使得使用具有分离平均能量的不同出射光子光谱来检查物体。例如，穿过第一材料或第二材料的140kVp光子(能量0-140keV)的原始光谱将产生不同的出射光谱。每个光谱的一阶测量是每个光谱的平均光子能量。因此，第一材料将产生具有平均能量E_a的光子光谱以探测物体，并且第二材料将产生具有平均能量E_b的光子光谱以探测物体。使E_a和E_b相距很远可能是有利的。

在一些实施例中，第一材料具有在0.1cm²/g至200cm²/g(例如，0.1、0.5、1、5、10、50、100、150、200)的范围内的第一质量衰减系数，其对应于10至200kVp(例如，10、15、20、25、30、35、40、45、50、55、60、65、70、75、80、85、90、95、100、105、110、115、120、125、130、135、140、145、150、155、160、165、170、175、180、185、190、195、200)的范围内的激励，并且第二材料对于激励具有与第一质量衰减系数不同的第二质量衰减系数。在一些实施例中，对于给定激励水平(例如，140kVp)的第一质量衰减系数和第二质量衰减系数分开至少一个数量级。在一些实施例中，给定激励水平的第一质量衰减系数和第二质量衰减系数分开至少两个数量级。在一些实施例中，第一质量衰减系数在大约140kVp的激励下为大约10cm²/g，并且第二质量衰减系数在相同的激励下为大约1cm²/g。

在一些实施例中，第一材料是金(Au)。在一些实施例中，第二材料是钼(Mo)。在一些实施例中，第二材料是锡(Sn)。

参考图19，图示了低能量第一滤波器部分和高能量第二滤波器部分的X射线谱。使用150kVp未过滤光谱对每个光谱进行归一化，其中左侧纵轴为最大值，并且右侧纵轴为单位面积。在一些实施例中，高能量范围和低能量范围由能量截止分开。在一些实施例中，能量截止为大约80kV。在其他实施例中，能量截止在大约60kV和大约100kV的范围内。

参考图6A和图6B，CT扫描仪包括定位在CT扫描仪环内的滤波器调整组件300。滤波器调整组件300包括马达304、框架308以及耦接在马达304和框架308之间的连杆312。在所示实施例中，双能量滤波器200被耦接到框架308。如此，滤波器200可相对于X射线源移动，以将第一滤波器部分204、第二滤波器部分208和第三滤波器部分212中的任一个与成像平面对准。换句话说，滤波器调整组件300相对于源平移滤波器200，以便将期望的滤波器部分与X射线束对准。图6A图示了处于第一位置(例如，底部位置)的滤波器200，并且图6B图示了处于第二位置(例如，顶部位置)的滤波器200。

单能量扫描重建

对于单能量下的采集，CT扫描仪的CT图像重建通过获取等扇形布置结构(等扇形几何构造)中的原生采集数据并应用等扇形射线的直接分析重建来提供。这需要对平行束(Kak)或扇束过滤反投影(Feldkamp)重建的方程的变量进行变换，并执行与这些重建类似的步骤(例如，对数据加权以用于几何校正、过滤和反投影)，除非这些步骤中的确切参数是由变量的变换确定的。参见Kale，A.C.，Principles of Computerized TomographicImaging，2001；Feldkamp，L.A.，Practical Cone-Beam Algorithm，Journal of theOptical Society of America，1984；1：612-619。

可替代地，CT图像重建通过采用等扇形几何构造中的原生采集数据并将等扇形数据重排(变换)到扇束几何参考系来提供。将等扇形采样数据重排为扇束几何构造由方程2提供：

方程2:

利用重排的扇束数据，可利用常规扇束重建算法。可替代地，扇束数据可再次重排为平行束几何构造，并且可使用常规的平行束重建算法。将扇束数据重排为平行束几何构造由方程3提供：

方程3:

θ＝β+γ

ρ＝Rsinγ

值得注意的是，对具有等扇形几何构造的采样数据使用常规的扇束或平行束重建算法不会对重建精度产生显著影响。这是因为从等扇形到扇束的重排在整个重建视场(FOV)中非常接近线性转换。方程2的一阶近似如方程4所示。

方程4:

方程2和方程4两者都绘制在图25A中。根据完整等扇角或等效重建视场的图25B、25C中绘制的线性近似(方程4)的百分比误差(％误差)对于整个视场小于3％。换句话说，图25A-25C图示了γ-δ关系及其由方程2和方程3给出的一阶近似。

参考图26A-26C，图示了近线性重排方案的效果。将原生等扇形样本(图26A)重排到扇束空间(图26B)和平行空间(图26C)，并与在相应扇束和平行空间中原生获取的样本进行比较。换句话说，等扇形空间(δ＝nΔδ)(图26A)中的均匀采样被重排到扇束几何构造(图26B)和平行束几何构造(图26C)中的辅助空间。为了进行比较，每个辅助空间(扇束，γ＝nΔγ))(平行，ρ＝nΔρ)中的均匀采样与重排的等扇形样本一起示出。如图26B中所示，重排的等扇形样本与直接采集的扇束样本几乎相同。

等扇形布置结构的一个优点在于，与扇束采集几何构造相比，它具有改进的图像噪声性能，这是由于到达边缘上的检测器的更高光子通量，因为与扇束相比，它们在物理上定位成在等扇形中更靠近X射线源。例如，参见图12。

双能量扫描重建

为了重建具有有限视图伪影的CT图像，CT的Tuy数据充分性条件规定了所需的最小角度扫描范围。参见Tuy HK.An inversion formula for cone-beamreconstruction.SIAM J Appl Math.1983；43：546–52。对于常规的扇束CT采集，数据充分性条件为180°+2γ_m，其中2γ_m为全扇角。对于2γ_m＝60°的扇角(常规系统的近似角度)，该最小扫描范围因此为240°。因此，利用240°扫描可获得单个图像重建的完整数据集。

然而，获得两个完整数据集并不需要双倍的最小扫描范围(例如，480°)。换句话说，360°扇束采集包含满足240°最小值的两个完整数据集。参考图15B，360°正弦图空间中的一黑一白的两个梯形采样区域图示了两个完整数据集。在几何上，梯形是相互共轭的，这意味着每个X射线样本s(γ,β)正好测量两次。因此，对于360°扫描，正好有两组冗余数据可用于重建。

作为示例，扇束空间中样本s₁＝s(γ₁,β₁)的共轭样本s₂＝s(γ₂,β₂)由以下方程5-6给出：

方程5-6:

注意，不失一般性，我们限定s₂在晚于s₁的时间采样，并且由于在恒定管速情况下β∝t，因此有β₂>β₁。为了重建图像，权重w₁和w₂用于彼此共轭的两个X射线样本。待用于重建的样本s^*如方程7计算：

方程7:

s^*＝w₁·s₁+w₂·s₂

实用的重构理论要求权重满足w₁,w₂≥0且w₁+w₂＝1。对于扫描范围大于180°+扇角且小于360°的单能量CT扫描，权重w₁,w₂通常使用各种方法来确定，包括Parker(即，图15A所示的正弦权重)或Crawford和King的方法。参见Parker，D L，Optimal short scanconvolution reconstruction for fanbeam CT，Medical Physics，1982；9：254-257。还参见Crawford，C R and King，K F，Computed tomograph scanning with simultaneouspatient translation，American Association of Physicists in Medicine，1990；17：967-982。

对于使用本文描述的所提出方法的双能量扫描，可通过利用共轭来重建低能量(LE)图像和高能量(HE)图像。参考图20-21，每个X射线样本在单次旋转中采样两次，但由于能量区域沿检测器通道交替，因此每个样本利用LE光谱采集一次，并利用HE光谱采集一次。然而，适当的无伪影重建要求每个X射线视图由来自相同能谱的样本组成。假设s₁＝s(γ₁,β₁)为HE样本，则s₂＝s(γ₂,β₂)＝s(-γ₁,β₁+π+2γ₁)将为LE样本，并且正弦图空间中点(γ₁,β₁)处的LE和HE数据集可使用二进制权重形成，见方程8：

方程8:

s^LE(γ₁,β₁)＝0·s₁+1·s₂

因此，对于β₁处的视图，缺失的低能量数据在稍后的扫描中用来自其共轭视图的对应低能量数据填入。类似地，视图β₂中缺失的高能量数据用来自较早视图的共轭高能量数据填入：

s^HE(γ₂,β₂)＝1·s₁+0·s₂

参考图16A-16D，图示了双能量扫描系统中的共轭X射线的简化示例。在图16A中，采集了三个X射线样本A、B和C。样本A在高能量下(深灰色区域)采集，并且样本B和C在低能量下(浅灰色区域)采集。图16B、16C和16D图示了每个样本的共轭射线。参考图16B，样本A的共轭射线是样本A'，其在低能量下采集。如此，在对应于A或A'的X射线路径上测量相同的对象数据，在高能量下一次并且在低能量下一次。类似地，参考图16C和16D，路径B和B'以及C和C'是共轭对，其中在每个能级下测量一个样本。

在一些实施例中，数据补全模块利用数据共轭(data conjugacy)。参考图17A-17C，共轭可用于补全图像重建的每个能级处所需的数据集。换句话说，图17-17C图示了利用仅具有两个能量窗口的简化双能量情况的共轭数据补全的概念。图17A图示了在正弦图空间中采集样本A、B和C以及它们相应的共轭对A'、B'和C'的位置。对于低能量图像重建，可使用来自包含样本A'的区域的共轭数据来替换包含样本A的数据块。如此，图17B形成，并且具有一个完整数据集(原生样本B和C以及共轭样本A')，其可用于重建低能量图像。类似地，在图17C中，来自图17A的包含样本B'和C'的共轭块被用来补全高能量图像重建所需的数据集(原生样本A和共轭样本B'和C')。

参考图20-21，图16A-16D的简化示例被扩展到在检测器方向上具有多个交替的低能量和高能量窗口的双能量源。换句话说，图20中图示了在单个投影视图(即，在角度β)处具有等扇形检测器几何构造的双能量采集。双能量滤波器位于源处或附近，从而产生在检测器通道方向(δ轴)上交替的低能量和高能量数据。在一些实施例中，双能量滤波器定位成与相对的检测器相比更靠近源。图21中图示了单次旋转(0≤β≤2π)采集的双能量数据的正弦图表示(笛卡尔坐标)。具体来说，对于β＝π-2δ处实分界线下方的每个X射线投影，该线上方都存在共轭X射线。例如，图21中的类似虚线类型(例如，粗虚线、细虚线)的线是共轭样本。与图17A-17C中描述的过程类似，图22A和22B图示了针对低能量数据和高能量数据使用共轭X射线原理的数据归档(data filing)方案。实心阴影区域是物理采集的低能量和高能量数据，而图案或散列(hashed)区域是在稍后的视角采样的物理采集的数据。

使用本文描述的重建方法，双能量扫描可通过利用图21、22A和22B中所示的共轭来重建低能量图像和高能量图像。在一些实施例中，共轭数据归档方案的时间分辨率与β₂-β₁＝π+2γ₁成比例。

在一些实施例中，数据补全模块利用高阶插值来填入跨对应于其他能量的检测器通道块的数据。参考图27，图示了高阶插值的实施例，其用于补全低能量和高能量数据集的信号。通过对跨检测器列的数据的加权方案的插值在给定的投影视图中形成连续的相同能量信号。在时间上位移的投影视图(例如，晚1次样本、早1次样本)具有增加的误差，该误差与时间差和距等中心点的距离两者成比例。

在一些实施例中，数据补全模块利用机器学习来提供跨给定视图内的能隙的插值。每个检测器通道块对关于不同能量的衰减系数的信息进行编码，从而使得能够获得连续的相同能量信号。

在一些实施例中，机器学习包括卷积神经网络(CNN)、U-Net架构和/或生成对抗网络(GAN)。例如，机器学习网络可使用T(β样本数)x U(δ或γ样本数)x V(检测器行数)正弦图图像(本地获取)作为输入，并为每个能级输出两个T x U/2x V正弦图。然后将这两个正弦图传递给图像重建算法，以产生两个N(x或y上的图像像素数)x Nx M(z上的图像像素数)图像体积。

学习插值的机器学习网络是具有相同输入和输出维度的网络(原始到原始校正网络)。这与直接学习如何重建图像的网络不同，后者是采用正弦图输入(T x U x V)并输出两个N x N x M图像的网络。在其他实施例中，机器学习网络包括图像到图像网络，其中原生数据被重建一次，然后单个N x N x M图像被传递到卷积神经网络并输出一个或两个N xN x M图像。图像到图像网络可用作伪影校正方法。

在一些实施例中，数据补全模块利用迭代重建(IR)算法。在一些实施例中，基于稀疏采样(例如，压缩感测)的迭代重建算法还可使用每个视图内的原生不连续信号测量，而不必对连续信号执行数据补全。因此，仅利用原生数据作为输入，使用迭代重建算法可获得低能量和高能量图像；从而在图像之间实现最高的理论上的可能空间和时间分辨率。

在一些实施例中，数据补全模块利用数据共轭、高阶插值、机器学习和/或迭代重建中的任一种来提高双能量CT图像的分辨率。在一些实施例中，数据补全模块利用数据共轭、高阶插值、机器学习和迭代重建的任何组合。

本文提到的每种重建方案都适用于螺旋采集。在一些实施例中，X射线源相对于静止的受试者或患者沿旋转轴线(z轴)平移。因此，共轭或高阶插值数据补全模块中的样本具有与其相关联的z依赖性。如此，为了数据补全的目的而与z相关性相关联的数据不一致可能会导致图像伪影。这些伪影的严重性随着X射线源平移速度的增加(即，增加的螺距、增加的z方向速度)而增加。然而，在低于阈值速度的情况下，这些伪影的存在不足以不利地影响图像质量。在一些实施例中，阈值速度是成像的最终用途(例如，治疗计划诊断放射学等)的函数。在一些实施例中，利用各种伪影校正方法来增加阈值速度。例如，在一些实施例中利用图像到图像机器学习网络来校正伪影。

常规的CT图像重建算法基于两个基本假设：1)对象在整个扫描中保持相同；以及2)在每个视图中都有一组连续的对象测量结果。常规CT硬件部件根据这两个假设来设计。

在单能量数据采集中，CT扫描仪满足这两个假设。第一假设得到满足(假定没有对象运动)，并且对于给定的能量探针，对象的材料属性(例如，光子衰减系数)是相同的。第二个假设也通过具有一组连续的检测器来测量与X射线源相对的信号来满足。

在双能量数据采集中，常规扫描仪被设计成满足这两个基本假设。具体来说，常规的双能量CT硬件在每个视图中具有连续信号，因为给定视图的检测器通道利用相同的能谱来探测。相反，CT扫描仪100沿检测器通道维度具有低能量和高能量的交替信号，这与第二基本假设相反。任何给定投影视图中的低能量和高能量信号不再连续。如本文提出的，所描述的系统和方法提供算法校正来获得每个视图中的连续信号(或直接使用不连续信号)，以用于双能量图像重建。

参考图23A-23C，图示了低能量(图23A)、高能量(图23B)和双能量(图23C)的正弦图形式的CT采集的模拟。双能量CT采集沿检测器通道方向具有交替的电磁谱衰减。在所示模拟中，双能量滤波器包括17个低能带(窗口或列)和17个高能带(窗口或列)，即总共34个交替带。

参考图24，图示了根据图23A-23C的模拟CT正弦图的图像重建。图24(a)图示了用于模拟的高能量(例如，85kV)参考，并且图24(b)图示了低能量(例如，65kV)参考。图24(c)图示了高能量的单能量采集重建，并且图24(d)图示了低能量的单能量采集重建。图24(e)图示了利用本文描述的共轭数据归档方案的双能量采集的未校正高能量图像。同样，图24(f)图示了利用本文描述的共轭数据归档方案的双能量采集的未校正低能量图像。图24(g)和24(h)相应地是图24(e)和24(f)的校正版本(例如，去除了伪影)。在一些实施例中，通过平滑图15B中描绘的二进制权重来去除伪像。例如，在一些实施例中，平滑二进制权重包括图15B上的高斯滤波器。换句话说，图15B中的硬边缘导致图24(e)和24(f)中见到的图像条纹。本文描述的系统和方法提供了若干优点。一个优点是检测器阵列以旋转轴线为中心，同时朝向焦点，这提供宽扇角。在一些实施例中，视场为大约62cm。与以焦点为中心的常规布置结构相比，该检测器布置结构还在边缘处提供更高的光子注量。参见图12。

另一个优点是双能量滤波器位于源处或附近，这提供了改进的谱分离。另外，将双能量滤波器定位在源处或附近防止了非成像通量到达患者。

另一个优点是视图采样以两倍的帧率运行。每隔一列(或交替的列组)在一次循环中收集两个完整数据集。

另一个优点是双能量重建方法为双能量采集提供了最大化的时间分辨率。此外，还可利用不同的参考系来创建两个完整的低能量和高能量数据集。缺失的低能量或高能量数据可使用共轭方法、插值、机器学习等来填充或补全。

如此，本文描述的双能量CT扫描仪提供了优于常规设计的提高的空间和时间分辨率，这是通过沿检测器通道维度拆分源处的X射线谱，并使用选择的滤波器材料(例如，Au和Mo)来提高采集的能量和对比度分辨率。此外，CT扫描仪还提供图像重建所需的低能量和高能量数据集的完整采样。

方法

在一些实施例中，本技术提供用于获得医学图像(例如，CT扫描、磁共振成像(MRI)扫描、正电子发射断层扫描(PET)扫描、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)扫描、光子计数计算机断层扫描或者射野图像或扫描图(例如，扫描投影射线照相图像))的方法。虽然描述了用于获得CT扫描的示例性方法，但是本技术不限于用于获得CT扫描的方法并且包括用于获得其他类型的医学图像的实施例。

在一些实施例中，CT扫描通过以下步骤进行：(1)将患者定位在患者定位装置中；(2)调整门架倾斜角度以匹配患者的脊柱角度；(3)将CT环定位在患者和定位装置周围；(4)用以大约140kVp操作的源(在其他实施例中，源在大约10kVp至大约200kVp的范围内操作)获取扫描；(5)在140kVp X射线束路径中插入适当的滤波器以产生给定的光谱：第一材料(例如，金)低能量，第二材料(例如，钼)高能量，以及交替的第一和第二材料窗口(例如，双能量)；(6)CT环扫描期望的患者窗口。

在一些实施例中，方法包括提供患者定位系统，以将患者保持在竖直位置(例如，就座、就座并后倾、就座并前倾、站立、站立并后倾、站立并前倾、跪着、跪着并前倾或者跪着并后倾，或者其他竖直或基本上竖直的位置)。例如，参见国际专利申请公开号WO 2019/056055和美国专利申请公开号2020/0268327，其中每一者通过引用结合于本文。

在一些实施例中，例如，如图28中所示，图示了获得和创建CT图像的方法400。所示实施例中的方法400被分成CT设置阶段、CT扫描阶段、数据准备阶段、分析重建阶段、伪影减少阶段和迭代重建阶段。

继续参考图28，方法400的CT设置阶段包括相对于CT扫描仪定位患者(步骤404)，将CT扫描仪环定位在患者周围的z轴上(步骤408)以及将双能量滤波器移动到X射线束中(步骤412)。

方法400的CT扫描阶段包括在z方向上平移CT环，同时绕轴线旋转源和至少一个检测器(步骤416)。在一些实施例中，该源和至少一个检测器沿轴线平移，而同时绕轴线旋转(螺旋采集)。该至少一个检测器被配置成检测来自源的输出(例如，检测器测量X射线衰减)。步骤416还包括将来自该至少一个检测器的输出信号记录为采样数据。换句话说，在给定时间对检测器输出信号采样，以提供与该时间段相关联的检测器样本。在一些实施例中，采样数据被存储在存储器、网络或其他合适的数据存储方案上。

方法400的数据准备阶段包括将采样数据分成第一数据集和第二数据集(步骤420)(将原始数据分成低能量正弦图和高能量正弦图)。方法400包括利用数据补全模块来补全第一数据集，以创建第一完整数据集，以及利用数据补全模块来补全第二数据集，以创建第二完整数据集(步骤424)。如本文所述，一些实施例中的数据补全模块利用共轭数据来创建完整数据集。在其他实施例中，数据补全模块利用高阶插值。在其他实施例中，数据补全模块利用机器学习方法。在其他实施例中，数据补全模块利用本文描述的数据补全方案的任何组合。在一些实施例中，将第一数据集和/或第二数据集从第一几何参考系(例如，原生等中心点)变换(重排)到第二几何参考系(例如，扇束或平行)(步骤428)。

继续参考图28，方法400包括利用完整的第一数据集重建第一CT图像(步骤432)，以及利用完整的第二数据集重建第二CT图像(步骤436)(分析重建阶段)。在一些实施例中，方法400还包括利用任何数量的合适的伪影减少技术来执行低能量图像和高能量图像中的图像伪影的校正(步骤440和步骤444)(伪影减少阶段)。

继续参考图28，在一些实施例中，方法400包括迭代重建阶段，其包括对重建第一CT图像迭代(步骤448)。在一些实施例中，方法400还包括对重建第二CT图像迭代(步骤452)。

在一些实施例中，方法包括获得(例如，采集、记录等)医学图像。在一些实施例中，包括获得(例如，采集、记录等)CT图像、MRI图像、PET图像、SPECT图像、光子计数计算机断层扫描图像或者射野图像或扫描投影射线照相图像(例如，“侦察”扫描)。在一些实施例中，方法包括激活成像源(例如，电磁辐射源、X射线源、伽马射线源、无线电波源、光子源、质子源、正电子源、伽马射线源(例如，来自正电子源的伽马射线))。在一些实施例中，方法包括激活成像检测器(例如，电磁辐射检测器、X射线检测器、光子检测器、伽马射线检测器)，例如，从而使用该检测器来检测电磁辐射、X射线、伽马射线、无线电波、光子、质子、正电子等。

在与CT扫描方法相关的一些实施例中，方法包括使用扫描仪环的X射线发生器来生成X射线。在一些实施例中，方法包括使用扫描仪环的X射线检测器来检测X射线。在一些实施例中，方法包括使X射线发生器和相对的X射线检测器围绕患者旋转。在一些实施例中，方法包括使X射线发生器和相对的X射线检测器围绕患者旋转，同时扫描仪环相对于门架臂静止。在一些实施例中，方法包括使X射线发生器和相对的X射线检测器围绕患者旋转，同时扫描仪环相对于门架臂移动。

系统

本技术提供了系统的实施例。例如，本技术提供了多轴医学成像系统。在一些实施例中，医学成像系统是计算机断层扫描(CT)系统、磁共振成像(MRI)系统、正电子发射断层扫描(PET)系统、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)系统、光子计数计算机断层扫描系统或者射野成像系统或扫描投影放射线照相成像系统。虽然针对其中医学成像系统是计算机断层扫描(CT)系统的示例性实施例描述了本技术，但是本技术不限于CT扫描系统，并且实施例应被理解为包括其他类型的医学成像系统。

在一些实施例中，系统包括如本文所述的多轴医学成像设备以及构造成旋转门架和/或平移扫描仪环的软件部件和/或硬件部件。在一些实施例中，系统包括构造为执行如本文所述的方法的软件部件。在一些实施例中，系统包括多轴医学成像设备、用于获得(例如，记录、采集)医学图像的软件以及用于控制门架旋转和扫描仪环平移的软件。

在一些实施例中，系统包括如本文所述的多轴医学成像设备和控制器。在一些实施例中，医学成像源和检测器与该控制器通信。在一些实施例中，控制器激活医学成像源并收集来自检测器的图像投影。在一些实施例中，控制器控制医学成像源和检测器围绕扫描仪环相对地移动。在一些实施例中，控制器与定位成获得患者占据的区域的立面图像和/或平面图像的摄像机(例如，水平摄像机和/或竖直摄像机)通信。在一些实施例中，控制器与用于提供诸如断层扫描图像、定位信息之类的输出图像的图形显示终端以及用于接收来自用户的指令的诸如键盘之类的用户输入装置通信。在一些实施例中，控制器具有通用计算机架构，其包括与存储器通信的一个或多个处理器，该存储器用于存储非瞬态控制程序(例如，用于存储断层扫描投影集和所得的断层扫描图像)。

在一些实施例中，系统包括多轴医学成像设备，其包括一个或多个摄像机(例如，包括一个或多个摄像机的扫描仪环)。在一些实施例中，摄像机记录图像，该图像随后由成像子系统的软件(例如，配置为执行图像记录、图像分析、图像存储、图像处理和/或图像比较方法)和/或硬件部件(例如，配置为通信、记录、分析、存储、操纵和/或比较图像的微处理器、图形处理器、通信总线)处理。

在一些实施例中，系统包括如本文所述的多轴CT扫描仪以及构造成旋转门架和/或平移扫描仪环的软件部件和/或硬件部件。在一些实施例中，系统包括构造为执行如本文所述的方法的软件部件。

在一些实施例中，系统包括多轴CT扫描仪、用于获得(例如，记录、采集)CT扫描的软件以及用于控制门架旋转和扫描仪环平移的软件。

在一些实施例中，系统包括如本文所述的多轴CT扫描仪、处于直立(例如，竖直(例如，大体上和/或基本竖直位置))的患者以及用户，该用户与构造为移动多轴CT扫描仪并获取所述患者或其一部分的CT扫描的控件交互。

本说明书的一些部分按照对信息的操作的算法和符号表示来描述本技术的实施例。这些算法描述和表示通常被数据处理领域的技术人员用来将他们的工作实质有效地传达给本领域的其他技术人员。这些操作虽然在功能上、计算上或逻辑上被描述，但应理解为通过计算机程序或等效的电路、微代码等来实现。此外，有时也证明将这些操作的布置结构称为模块是方便的，而不失一般性。所描述的操作及其相关联的模块可实施在软件、固件、硬件或其任何组合中。

本文描述的某些步骤、操作或过程可利用一个或多个硬件或软件模块单独地或与其他装置组合地执行或实现。在一些实施例中，软件模块利用计算机程序产品来实现，该计算机程序产品包括包含计算机程序代码的计算机可读介质，该计算机程序代码可由计算机处理器执行，以用于执行所描述的任何或所有步骤、操作或过程。

在一些实施例中，系统包括虚拟提供(例如，作为云计算资源)的计算机和/或数据存储。在特定实施例中，本技术包括使用云计算来提供虚拟计算机系统，该虚拟计算机系统包括如本文所述的计算机的部件和/或执行该计算机的功能。因此，在一些实施例中，云计算通过网络和/或通过互联网提供如本文所述的基础设施、应用和软件。在一些实施例中，计算资源(例如，数据分析、计算、数据存储、应用程序、文件存储等)通过网络(例如，互联网)远程提供。

本技术的实施例还可涉及用于执行本文的操作的设备。该设备可针对所需的目的专门构造，和/或其可包括由存储在计算机中的计算机程序选择性地激活或重新配置的通用计算装置。这样的计算机程序可存储在非暂时性有形计算机可读存储介质或适合于存储电子指令的任何类型的介质中，所述介质可被耦接到计算机系统总线。此外，本说明书中提及的任何计算系统可包括单个处理器或者可以是采用多处理器设计以提高计算能力的架构。

在一些实施例中，本技术(例如，系统)包括扫描仪环内的图像重建部件(例如，硬件部件和/或软件部件)，并且该图像重建部件被配置为例如从原始数据(例如，从原始图像数据)产生(例如，重建)医学图像。在一些实施例中，本技术(例如，系统)包括数据传输部件，其将由扫描仪环采集(例如，由扫描仪环的检测器采集)的原始图像数据传送到配置为产生(例如，重建)医学图像的部件。在一些实施例中，扫描仪环包括数据传输部件，并且配置为产生(例如，重建)医学图像的部件与医学成像设备分离(例如，通过有线和/或无线通信部件连接到医学成像设备的计算机)。

用途

在一些实施例中，本文提供的技术可用于医学、临床和研究环境中。例如，在一些实施例中，本技术可用于对生物系统进行成像，所述生物系统例如生物体(例如，动物、人类)、器官、组织和/或细胞。在一些实施例中，本技术可用于对头部、颈部、肺、心脏、循环系统(例如，动脉和/或静脉)、腹部、骨盆区域、胃肠系统、中轴骨骼(例如，脊柱)、肾脏和/或四肢进行成像。例如，在一些实施例中，本技术可用于诊断和/或治疗疾病和/或损伤。例如，本技术可用于预防医学、疾病筛查、疾病诊断、疾病治疗和/或疾病监测。例如，在一些实施例中，本技术可用于诊断和/或治疗癌症。在一些实施例中，本技术可用于对胸部成像，例如用于气胸、肺气肿、心脏肥大、纤维化、膈疝、脓胸、肺不张、肺炎、肺水肿、肺出血、原发性肺恶性肿瘤或转移性疾病的诊断。在一些实施例中，本技术可用于诊断和/或治疗钙化、骨创伤、出血、水肿、梗塞和/或肿瘤。本技术还可用于研究环境中，例如对动物、人类、器官或组织进行成像以用于研究用途。本技术还可用于兽医医疗环境中，例如对动物、器官或组织进行成像以用于诊断和/或治疗。在一些实施例中，本技术可用于工业用途，例如对非生物对象成像，例如用于识别结构特征、材料缺陷、内部内容物等，而不断开或以其他方式破坏非生物对象。

尽管本文的公开涉及某些图示的实施例，但要理解的是，这些实施例是作为示例而非作为限制呈现。上述说明书中提及的所有出版物和专利出于所有目的通过引用以其整体结合于本文。在不脱离所描述的技术的范围和精神的情况下，所描述的组合物、方法和技术的用途的各种修改和变型对于本领域技术人员来说将是显而易见的。尽管已结合具体示例性实施例描述了本技术，但是应当理解，所要求保护的本发明不应不适当地限于这些具体实施例。实际上，对于本领域技术人员来说显而易见的用于实施本发明的所描述的模式的各种修改旨在落入所附权利要求的范围内。

Claims (26)

1.一种计算机断层扫描(CT)扫描仪，包括：

定位成与中心相距第一距离的源，其中，所述源能够绕所述中心旋转；以及

能够绕所述中心旋转的多个检测器，其中，所述多个检测器定位在与所述源相距多个距离处。

2.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述多个检测器中的每一个定位成与所述中心相距第二距离。

3.根据权利要求2所述的扫描仪，其中，所述第一距离大于第二距离。

4.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述多个检测器中的每一个朝向所述源。

5.根据权利要求4所述的扫描仪，其中，所述多个检测器中的每一个包括限定输入平面的检测器面，并且其中，所述输入平面与来自所述源的入射束正交。

6.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述多个检测器中的每一个朝向所述中心。

7.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述多个检测器中的每一个被定向成使得边缘与相邻检测器的边缘对准。

8.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述多个检测器限定至少50厘米的视场。

9.根据权利要求1所述的扫描仪，其中，所述CT扫描仪能够在直立配置、倾斜配置和水平配置之间移动。

10.一种计算机断层扫描(CT)扫描仪，包括：

限定成像平面的源；以及

滤波器，其包括包含第一材料的第一滤波器部分、包含第二材料的第二滤波器部分以及包含所述第一材料和所述第二材料的第三滤波器部分；

其中，所述滤波器能够相对于所述源移动，以将所述第一滤波器部分、所述第二滤波器部分和所述第三滤波器部分中的任一个与所述成像平面对准。

11.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第三滤波器部分包括所述第一材料和所述第二材料的交替列，其中，每一列与所述成像平面相交。

12.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第一材料使X射线谱衰减第一量；并且其中，所述第二材料使所述X射线谱衰减不同于所述第一量的第二量。

13.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第一材料具有对应于10至200kVp的范围内的激励的在0.1cm²/g至200cm²/g的范围内的第一质量衰减系数，并且所述第二材料具有与所述第一质量衰减系数不同的对应于所述激励的第二质量衰减系数。

14.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第一材料是金，并且其中，所述第二材料是钼。

15.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第一材料是金，并且其中，所述第二材料是锡。

16.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第三滤波器部分位于所述第一滤波器部分和所述第二滤波器部分之间。

17.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述滤波器限定半径。

18.根据权利要求10所述的扫描仪，还包括滤波器调整组件，所述滤波器调整组件具有马达、框架以及耦接在所述马达和所述框架之间的连杆，其中，所述滤波器被耦接到所述框架。

19.根据权利要求10所述的扫描仪，其中，所述第一滤波器部分至少部分地与所述第三滤波器部分重叠，并且所述第二滤波器部分至少部分地与所述第三滤波器部分重叠。

20.一种创建CT图像的方法，包括：

使源和至少一个检测器绕轴线旋转；其中，所述至少一个检测器被配置成检测来自所述源的输出；

记录来自所述至少一个检测器的输出信号作为采样数据；

将所述采样数据分成第一数据集和第二数据集；

利用数据补全模块补全所述第一数据集，以创建第一完整数据集；

利用所述数据补全模块补全所述第二数据集，以创建第二完整数据集；

利用所述第一完整数据集重建第一CT图像；以及

利用所述第二完整数据集重建第二CT图像。

21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述数据补全模块利用共轭数据。

22.根据权利要求20所述的方法，其中，所述数据补全模块利用高阶插值。

23.根据权利要求20所述的方法，其中，所述数据补全模块利用机器学习方法。

24.根据权利要求20所述的方法，还包括对重建所述第一CT图像和/或所述第二CT图像迭代。

25.根据权利要求20所述的方法，其中，所述源和所述至少一个检测器在绕所述轴线旋转的同时沿所述轴线平移。

26.根据权利要求20所述的方法，还包括将所述第一数据集从第一几何参考系变换到第二几何参考系。