X射线成像系统的制作方法

x射线成像系统
相关申请的交叉引用
1.本技术要求以下美国临时专利申请的权益：2019年11月26日提交的美国临时专利申请号62/940,682，2019年11月28日提交的美国临时专利申请号62/941,728；2019年12月15日提交的美国临时专利申请号62/948,290；2019年12月20日提交的美国临时专利申请号62/951,458；2019年12月29日提交的美国临时专利申请号62/954,508；2020年1月18日提交的美国临时专利申请号62/962,959；2020年2月26日提交的美国临时专利申请号62/981,545；2020年3月17日提交的美国临时专利申请号62/990,449；2020年3月24日提交的美国临时专利申请号62/993,726；2020年3月26日提交的美国临时专利申请号62/994,869；2020年5月1日提交的美国临时专利申请号63/019,214；2020年5月19日提交的美国临时专利申请号63/026,741；2020年5月28日提交的美国临时专利申请号63/031,573；2020年6月17日提交的美国临时专利申请号63/040,003；2020年6月22日提交的美国临时专利申请号63/042,013；2020年7月1日提交的美国临时专利申请号63/046,712；2020年7月10提交的美国临时专利申请号63/050,122；2020年8月11日提交的美国临时专利申请号63/063,976；2020年8月15日提交的美国临时专利申请号63/066,170；2020年9月3日提交的美国临时专利申请号63/073,945；2020年9月10日提交的美国临时专利申请号63/076,914；2020年9月14日提交的美国临时专利申请号号63/078,004；2020年9月16日提交的美国临时专利申请号63/078,946；2020年9月22日提交的美国临时专利申请号63/081,344；2020年9月28日提交的美国临时专利申请号63/084,019；2020年10月4日提交的美国临时专利申请号63/087,227；2020年10月3日提交的美国临时专利申请号63/087,185；2020年10月19日提交的美国临时专利申请号63/093,320；2020年10月27日提交的美国临时专利申请号63/105,912；2020年10月29日提交的美国临时专利申请号63/106,908号；2020年10月30日提交的美国临时专利申请号号63/107,462；2020年10月31提交的美国临时专利申请号63/108,291；2020年11月7日提交的美国临时专利申请号63/110,986；以及2020年11月13日提交的美国临时专利申请号63/113,258；上述美国临时专利申请的全部披露内容通过援引特此并入本文，并构成本技术的一部分。
技术领域
2.本技术涉及x射线成像系统以及用于诊断、监测、监视与图像引导、医学鉴定与表征、药物发现和生命科学研究、无损检测(ndt)、现场检验、矿物质表征与安全的相关技术。


背景技术：

3.通过ct成像可以更好地研究隐藏在重叠物质中(例如人体的不同组织)的信息。目前，为了研究隐藏在重叠组织中的信息，经常需要使用ct成像。
4.然而，ct辐射存在安全隐患，通常不用于常规的频繁监视与监测。
5.传统的ct扫描仪不仅笨重复杂、难于运输，而且使患者和医生的使用空间受限。ct提供的成像方法类型不太灵活，并且ct系统是一个封闭系统，该系统中硬件功能的扩展通
常是不可用的。
6.由于图像采集过程中存在散射、射束硬化及其复杂的机器人运动要求，ct重建方法通常耗时较长，且需要大量的伪影校正和运动校正。
7.因为ct是一款昂贵的资本设备，所以ct采购、付款是一个漫长而艰难的过程。在设备获取和维护ct系统时需要大量的时间和精力。发明概述
8.结合光谱成像的断层摄影成像可以通过散射去除技术实现，其散射线与初级射线比(spr)小于1％或小于5％，通过该技术，使用平板检测器或2d检测器以及相关的自动组件和软件方法后，x射线成像与断层摄影成像得以改善，进而实现了对以往只能通过ct扫描的应用场景的诊断、监测和跟踪。
9.采用光谱成像或断层摄影测量(例如，1d、2d、3d、6d或6d以及时间(有时被称为“7d”))提供的数据，对灵敏度、分辨率、体积及空间位置、目标体积(voi)、目的区域(roi)、数据类型以及数据完整性的要求可以不同，以传送特定应用场景所需的结果。
10.由于诊断和干预程序中各成像场景以及其他适用于x射线成像的应用场景各种各样，所以需要一个x射线测量系统和方法，使用户可以针对各个应用场景实时微调系统配置，和/或针对各样品或患者自定义成像方法，以达到快速、足够精准的改进结果，同时限制x射线曝光时间和成像程序所需的时间。
11.例如，手术跟踪过程中，1d、2d或3d低分别率光谱x射线测量可能就足够了。而在肿瘤诊断中，可能需要有限的voi中的甚高分辨率断层摄影图像。再比如，在干预程序中，结合所选voi和voi内部组件的低分辨率断层摄影成像和/或2d光谱成像的快速测量进行跟踪监测，可以精确地鉴定时间、空间以及频域的分量，精确水平可以满足植入体放置或微创手术的要求。
12.对于各个特定的应用场景和成像条件，本发明中，硬件和软件的选择、和/或x射线管、检测器、x射线光学器、光学测量元件和/或机器人的空间位置的配置可以与典型x射线成像系统中的配置不同，例如，具有一个x射线管和一个检测器对的通用x射线成像系统、或ct或密度计，或断层摄影成像组合系统、或c型臂或u型臂或o环x射线是允许的。
13.为了实现用于特定voi的2d或3d变分辨率和/或定量光谱成像，可能需要，例如，x射线源，其相对于样品和/或检测器从同一空间位置进行发射。然而，目前一个射线源或一个检测器可能无法传递精确的光谱成像或断层摄影成像测量所需的能级或分辨率或速度。
14.本发明使柔性动态系统配置能够适应各种成像需求以及各种应用的需求，同时与传统的ct相比，减小了形状因数和重量，从而实现了定点照护的便携性和可达性。
15.7d x射线成像系统、或3d实时荧光镜系统可以包括多个软件图像处理功能和/或硬件组件，例如x射线光学器、调制模块、光学器、x射线源、检测器、准直仪、光束粒子挡板、光束选择器、滤波器、光栅系统、分束器、斩波器、各种推进器、光束转向装置、和/或等，从而进一步扩展成像功能。
16.在微机软件控制或基于需求的用户驱动下，每个硬件元件可以通过一个或多个移动机构，独立地或与硬件装置的一个或多个元件同步地进出x射线照射路径，从而根据每个应用场景的不同需求性质以不同的方式控制x射线束。在某些情况下，这样的光谱x射线断层摄影成像装置与部分或完整的独立x射线2d或3d成像装置和/或样品夹持装置相结合，从
而扩展特定应用场景所需的成像功能和分析。
17.在某些情况下，可以使用不同时间内在同一x射线发射位置和/或在各种x射线发射位置的一个或多个x射线源。
18.空间或频域内变量x射线衰减和干扰特性可以在研究样品时进行测量，以显示诊断或跟踪所需的附加信息。
19.各种x射线源或检测器或x射线或光学器可以进行2d或3d格式准确的x射线光谱成像，从而控制x射线光束或电子束，用以在不同系统中产生x射线光束和/或进行空间配置以实现成像模式数量的灵活性和优化、或x射线系统运行程序的图像呈现。
20.可以满足针对选定的roi的各种成像需求的x射线多维成像或光谱成像或断层摄影成像系统具有灵活性，如下所述：
21.voi可以通过与roi投影图像对应的检测器上的区域成像，所述roi可以通过，例如，采用准直仪或mad滤波器进行准直的x射线源的x射线进行选定，使x射线光束尺寸足够照射到对象的roi。选定该roi，并通过检测器上的、可称为检测器roi的区域进行空间测量。这样的检测器roi可以在成像前或成像过程中进行测定，例如，在x射线源fov之前通过受限的或选定的光束尺寸、或光束定位进行校准。
22.例如，推进器(手动的或自动的，例如，机械的)可以移动定位该x射线源，使x射线锥束中心轴准确对准voi的优化成像角。
23.推进器还可以独立地或同步移动一个或多个检测器，以采集该voi投影图像。同一个推进器可以同时移动射线源和检测器对。所述射线源和/或检测器可以通过一个或多个推进器进行移动，以照射对象中其他的vois并对其进行成像。
24.所述x射线锥束尺寸可以通过用户或控制准直仪快门的数字程序进行选择，所述准直仪快门可以位于所述x射线源下游。因为该检测器上roi周围区域可以具有不同的测量值或信号水平，所以可以选择该检测器的区域进行测量和/或处理，该检测器只采集通过roi至该探测器的x射线信号。这种相关性也可以根据x射线源相对于该检测器的空间位置用数学方法确定。例如，可以调整该检测器的roi，有选择地进行归一化，从而在调整x射线发射束尺寸和/或束位置时，优化成像速度。
25.另一方面，有时需要较大的voi，例如在全身成像情况下。可使用两个或更多个检测器及其相应的x射线源，和/或可以移动一个射线源及探测器对，从而照射更多的rois并对其进行成像，形成更大的fov。可以同时使用多个射线源或x射线发射位置，有时可以同步或非同步地移动所述多个射线源或x射线发射位置，以对一个voi进行成像，从而提高了断层摄影重建所需的图像采集以及数据采集的速度。
26.一个x射线束可以照射两个或更多个voi，并可以通过该检测器的不同区域采集其投影，该检测器的不同区域可以分布在该检测器上或所述x射线照射路径内的不同检测器上。该检测器可以按顺序和/或同时采集x射线测量。确定了不同的roi后(在某些情况下，需要忽略探测器上rois之外的区域)，可以通过对多个roi的选择性测量来优化图像的测量和处理。
27.消除干扰与可视化改善
28.3d ct系统的图像采集完成后，对通过多个能量机构或单能量物质分解法分离的x射线图像，可以通过图像处理实现图像呈现。在x射线测量或图像获取的同时也可以进行图
像重建，可以根据已获得的图像分析对图像重建进行优先处理和自定义。当将一些图像组合起来以重建最终呈现的图像(经过处理后显示)时，在某些情况下，不同材料或组件可以以不同的颜色和/或通过调整强度或动态范围来呈现，从而提高视觉呈现效果，阐明动态组件相对彼此和相对背景的运动和分布。
29.高通量系统
30.本发明包括高通量x射线系统，所述高通量x射线系统包括可以同时或在不同的时间对同一对象中的roi或两个或更多个对象中的rois进行2d和/或3d光谱测量的系统。
31.若对人或动物进行x射线成像，对于体内或体外样本，通常只有一个样本放在样品架或桌子上，使用一个或两个x射线源以及一个或两个与该射线源对应的检测器。若对小动物成像，或进行无损检测(ndt)，则对于一次能成像的样本数量进行限制。通常是被传统ct的旋转设计限制，从而导致fov、样本量以及待成像样本的数量受限。
32.本发明可以进行高分辨率光谱成像和空间域2d成像以及非旋转断层摄影，使得fov内同时成像的样本数量大于传统ct。
33.例如，若对两个或更多个有生命对象(其有时运动有时静止)进行成像，可以使用本文公开的x射线系统和方法，与当前的传统ct系统相比，本发明的x射线系统可以实现更大的fov。
34.与传统ct扫描仪检查的内容一样，本文公开的x射线系统和方法还可以用于更多自然环境中的成像，对两个或更多个有生命的静止或运动对象进行诊断、监测和跟踪。例如，这些对象可以是两只在笼子里活动的或在动物处理或饲养设施内的其他区域活动的小鼠。
35.可以同时监测一个或多个vois或每个对象中voi范围内一个或多个组件的空间位置和/或方位。
36.可以将x射线断层摄影和/或光谱成像与摄像机和/或ai功能相结合，跟踪运动，鉴定运动特性，采用x射线成像法对一个或多个对象中一个或多个vois同时成像。所述对象可以是运动的而非静止的。
37.在药物发现、诊断和生命科学研究以及信息通信技术(ict)生产和安全应用中的质量检验和故障分析中，多个不同样本的快速数据采集对于采集分析数据和实况调查数据至关重要。
38.在某些情况下，具有一个或多个x射线系统的x射线系统可以同时用于同类的不同样本或不同的样本。例如，在微流体芯片上进行3d组织研究，或对小动物或体外动物组织进行药物检测或铅筛查，或进行数字病理研究，例如，可以对不同患者的多个组织或样本同时进行筛查。
39.在某些情况下，所述检测器可以同时或基本同时测量x射线光学信号，如uv或近红外线(nir)信号。所有测量可以使用相同的像素。不同形态的测量可以使用相同检测器或不同检测器的不同像素。
40.roi鉴定
41.采用传统ct系统，通常需要对整个roi或对象进行成像，并对所述3d图像进行重建，从而获得嵌入voi内的组件的空间位置和/或方位。本发明提供了优化的自定义方法，用以在分辨率、速度、fov、测量类型以及光谱成像方面对voi和组件的x射线测量进行调整，改
善重建方法和呈现水平，并优化结果，同时减少辐射。
42.本文公开的x射线成像系统和装置改进并扩展了参考国际专利申请(pct申请)中的披露内容，所述国际专利申请包括国际专利申请号pct/us2019/044226、pct/us2019/014391以及pct/us2019/022820，以上国际专利申请通过援引以其全文并入本文，并应视为本发明的一部分。
43.本文公开的x射线系统和方法可以包含使用光束粒子阵列挡板的散射去除方法、两个或多个检测器和/或光谱成像和材料分解方法(该方法采用多种不同密度和厚度的已知物质的测量值制作插图)、和逆能量响应函数系统查找表方法，从而获得至少一种物质材料分解所需的准确的密度和厚度信息。图43a至图43b示出了这种成像装置和方法的实例。所述成像方法可以包括使用本文公开的任意成像方法(例如低分辨率或单、双或多能量成像方法)和上述pct申请和本发明所述的2d或3d成像方法鉴定roi。
44.可以通过一种或更多种成像方法进一步建立自定义的roi。所述装置可以由用户或由计算机或工作站运行的一个或多个软件程序控制的自动化系统根据具体的应用要求和辐射水平来选择，以便进一步研究roi。roi的鉴定和/或分析和/或表征过程可以通过迭代法逐项实现。
45.roi和/或成像方法和/或处理的选择可以针对每个对象和/或每个应用进行自定义。根据早期使用x射线和/或其他方法或其他形式的调查结果，可以进一步适应和微调所述成像方法，以便更好地分析所述对象。
46.用于自定义断层摄影和/或光谱成像的装置和方法可以通过优先处理数据和应用需求确定。例如，较高的空间、时间或光谱分辨率可以使用相同或不同的硬件、软件和化学组件进行测量和/或重建。这个过程可以反复迭代，最终实现图像测量和分析的目标说明，可以是诊断、检查、图像引导或跟踪和监测。根据用户或数字或软件程序的应用和需求选择和/或组合或混合匹配本文公开的x射线成像系统和装置中描述或引用的各硬件、软件或化学组件。
47.本发明的一些方面包括使用spr低于1％或低于5％的多轴矩阵图像采集和重建的定量光谱x射线2d/3d/断层摄影，使用以下技术可以实现实时2d和/或3d和/或6d荧光透视检查和尺寸测量。-快速初级x射线图像测量，其通过一种脉冲图像采集方法散射去除使spr小于5％或小于1％。-使用光束粒子挡板阵列，以将双检测器或单检测器配置中的散射去除至一个或两个曝光量。光谱成像，其通过建立能量响应函数方程组来实现，通过逆查表来求解非线性能量响应方程组。-快速断层摄影和高定量3d图像和/或光谱3d重建，其通过将散射基本全部去除(spr小于1％或小于5％)、基于光谱成像和/或密度测量的材料分解以及简化的系统矩阵来实现，从而显著改进了基于模型的迭代重建、基于傅里叶变换的重建、基于解析和/或确定性迭代算法的重建、sart、sirt技术、射线跟踪方法以及蒙特卡罗模拟方法，实现了roi及其单个组件的图像重建，无论扩展硬件配置、干预设备设计以及相关化学和对比剂如何复杂。图像采集和重建前后以及采集和重建过程中roi的确定。2d和/或3d格式的重叠物质的差异呈现、动态范围放大、强度提高、选定物质的可选颜色呈现、与其他物质分离或相对于其他
物质的背景图像的增强反差呈现。采用点、结构1d-7d成像的定量成像方法，适用于光谱2d和3d断层摄影的对比剂可以通过采用极少量(例如，2x至小于1000x)降低毒性。干预装置设计，使其被更好地控制和可视化，正确引导和/或监测干预程序和治疗水平。基于上述x射线系统的便携装置，其通过自主驱动机构实现。高通量装置，其通过所述x射线断层摄影系统的空间配置实现，在活的动物的自然环境内对其活动和生命进行高通量监测。ai通过x射线层析图像采集以及断层摄影重建和分析加快成像过程，提高精度和个性化水平。标准化方法和上述散射去除方法，可以显著改进断层摄影图像的定量数据分析和ai分析与重建，或更具体地说，定量个性化x射线成像/断层摄影系统，在人们就诊过程中实现高分辨率(亚微范围)，和/或高灵敏度(高于10-3
摩尔)，和/或高光谱分辨率(多能)，和/或每次小于1s的3d图像重建和/或小于1s的重建。
48.本发明提供一种改良型计算机断层摄影系统示例。该系统可以包括至少一个被配置为产生多个发散光束的x射线源；以及多个检测器，所述检测器被配置为接收多个发射位置发射的、被待成像对象的至少一部分衰减的x射线光束，其中所述多个发射位置包括与对象中目标体积(“voi”)相对的第一位置，该光束从所述第一发射位置发射，投射到至少一个x-y平面(两轴伸出6d空间)上、或与任何可能的投影几何构造相结合。
49.在一种配置中，所述多个发射位置可以包括第二位置，光束从所述第二位置发射，投射到至少一个平面上或另一个2d或3d维度，所述voi中至少一个体素在所述第一位置发射的光束经过的投影路径上，其中所述第一和第二发射位置之间的距离约等于z轴上所需的分辨率。
50.在一种配置中，所述voi中的体素大致可以位于投影路径中。
51.在一种配置中，所述多个发射位置可以包括第三位置。
52.在一种配置中，所述第三位置发射的光束被配置为跟踪断层摄影所需的6d空间外的轨迹，并增加所述对象的视场r的尺寸，从而可以选择不同的voi。
53.在一种配置中，所述第三位置发射的光束被配置为跟踪完整图像重建所需的6d空间外的轨迹，并在稀疏投影情况下或从所述x射线源投影时提供不同的角度，所述x射线源具有至少一个不同的能级、和/或不同的焦点尺寸或不同的视场、不同的帧速率，或通过能量方法或电子方法或光学方法进行不同的调制。
54.在一种配置中，从不同x射线源发射的光束可经过所述发射位置中的一个或多个发射的光束经过的路径，其中所述不同的x射线源可以具有多个不同的能级和焦点尺寸、或多个不同的帧速率，或包括不同类型的射线源。
55.在一种配置中，所述系统可以进一步包括控制器；所述控制器包括采集系统，其被配置为从所述多个检测器采集x射线衰减数据；以及图像重建装置，其被配置为接收来自所述x射线衰减数据的第一数据集和执行各种算法，以便重建第一重建图像。
56.在一种配置中，所述第一数据集可以包括散射线与初级射线比小于1％或小于5％的初级x射线数据。
57.在一种配置中，所述第一数据集可以包括采用散射去除法从散射去除数据中得到的初级x射线数据，所述散射去除法包括飞行时间x射线测量，其中初级x射线与时域内的散射分离。
58.在一种配置中，所述第一数据集可以包括spr小于1％或小于5％的初级x射线数
据，所述初级x射线数据通过可移动的光束粒子阻挡器阵列和/或可调的或可移动的光束选择器和使用低分辨率散射内插导出，从而产生高分辨率散射图像。
59.在一种配置中，所述第一数据集可以包括spr小于1％或小于5％的初级x射线数据，所述初级x射线数据使用低分辨率散射插值从前检测器、光束粒子挡板阵列和后检测器导出，从而在所述前检测器或所述后检测器处产生高分辨率散射图像。
60.在一种配置中，所述前检测器可以是可移动的前检测器。
61.在一种配置中，所述第一数据集可以包括从所述多个检测器投影成像数据导出的数据，所述多个检测器与所述多个发射位置和voi相对应。
62.在一种配置中，所述第一数据集可包括从双能材料分解物质数据集的投影成像数据导出的数据，所述双能材料分解物质数据集可以从逆能量函数系统查找表中导出，并通过所述第一发射位置或第二位置或两者处的所选检测器区域进行测量。
63.在一种配置中，所述第一数据集可包括由双能材料分解物质数据集生成的亨氏值，所述双能材料分解物质数据集从逆能量函数系统查找表中导出，并通过所述多个发射位置的两个或更多位置处的所选检测器区域进行测量。
64.在一种配置中，所述控制器可进一步被配置为执行材料分解，以针对至少一种物质提供衰减数据。
65.在一种配置中，其中所述控制器可进一步被配置为根据所述第一发射位置或第二发射位置或两者发射的x射线的voi 2d双能量或多能量测量产生材料分解。
66.在一种配置中，所述材料分解方法可包括使用飞行时间传感器或摄像摄像机的测量或voi厚度测量的先前x射线曝光。
67.在一种配置中，所述飞行时间传感器和/或控制器可被配置为确定产生第一数据集和/或第二数据集中的至少一些的x射线测量的暴露水平。
68.在一种配置中，所述重建方法可包括用于断层摄影重建的算法或所述算法的衍生物，所述断层摄影重建用于ct、断层融合、mri、电子断层摄影、光学断层摄影、热成像、正电子发射断层成像(pet)或单光子发射计算机断层成像(spect)。
69.在一种配置中，所述第一重建图像可以使用重建方法进行重建，所述重建方法包括傅立叶变换的原型或衍生物，射线追踪方法，基于模型或轮廓的迭代重建，基于材料分解方法、光谱ct、art、蒙特卡罗模拟和非空间的重建方法，迭代算法及其衍生物，滤波法，至少有一个修正对偶变量的方法，或基于分裂的子问题法。
70.在一种配置中，所述控制器可以被配置为通过以下途径产生第一重建图像：对每条光束的x射线衰减数据进行反向投影以形成伴随的数据点阵列，使用加权因子ω(r)对每个反向投影数据点进行加权，其中r是反向投影数据点与发散光束源位置之间的距离，形成加权的反向投影数据点，对包含加权反向投影数据点的数据阵列进行傅里叶变换和处理，从而形成k-空间采集数据集；将k-空间采集数据集与参考k-空间对齐，以及通过对其进行傅里叶逆变换使用参考k-空间数据重建图像。
71.在一种配置中，所述系统可以与自主驱动装置集成。
72.在一种配置中，所述系统可以被配置为适合通过标准门，所述多个检测器被配置为放置在患者和病床、手术台或成像台之间。
73.在一种配置中，所述系统可以是光谱断层摄影乳腺造影系统。
74.在一种配置中，所述系统可以进一步包括手动开关、显示器、手持式显示器、脚踏板、显示器膜、操纵杆、语音识别、扬声器、声学噪声硬件、电子器件和软件，该控制器被配置为控制所述硬件和同步软件中的一些以集成硬件和软件程序。
75.在一种配置中，所述系统或其组件可以是成套设备的一部分。
76.在一种配置中，所述系统可以包括方法、软件以及硬件，以便分解金属材料。
77.在一种配置中，所述系统可以包括方法和物质构成干预装置或此装置的一部分或多个部分的硬件、植入体或对比剂、微钙化、对比剂标记的血管、与对比剂混合的石膏。
78.在一种配置中，所述对比剂可以包括钡或铋。
79.在一种配置中，所述对比剂可以按2x至1000,000x的浓度水平和/或摩尔浓度水平添加，该水平低于传统ct、普通x射线、mri、pet和/或基于磁性粒子的成像中对比剂的添加水平。
80.在一种配置中，所述对比剂可以包括氯化钙、谷氨酸钙、碘化试剂、钡、铋、锶、钆、以及pet和/或mri中使用的对比剂。
81.在一种配置中，所述干预装置可以包括人工心脏瓣膜、射频消融导管、保持架、支架、植入体、或手术工具。
82.在一种配置中，所述系统可以包括c型臂、u型臂、ct系统或具有与常规x射线或断层融合系统相似的足迹。
83.在一种配置中，所述系统可以进一步包括第一系统矩阵，所述第一系统矩阵被配置为集成所述一个或多个x射线源和一个或多个所述多个检测器。
84.在一种配置中，所述第一位置可以包括小于2cm2、或小于5cm2的区域，且与所述多个检测器和所述至少一个x射线源的初始位置连接的中心轴所形成的角度小于1度、或小于2度、或小于3度、或小于4度、或小于5度、或小于6度、或小于7度、小于8度、或小于10度。
85.在一种配置中，所述距离可以小于1um、或小于5um、或小于10um，或小于50um、或小于100um、或小于160um、或小于250um、或小于500um、或小于1mm、或小于2mm、或小于5mm，或小于1cm、或小于2cm、或小于5cm。
86.在一种配置中，所述控制器可以被配置为在小于10s、或小于5s、或小于2.5s、或小于1s的时间内生成所述第一重建图像。
87.在一种配置中，所述系统可以被配置为与传统ct相比，辐射暴露减少2x、或5x、或10x、或100x、或1000x、或10,000x、或100,000、或1,000,000x。
88.在一种配置中，所述系统可以包括第二系统矩阵，所述第二系统矩阵被配置为与其他成像模式集成，所述其他成像模式包括光学、电热学、pet、spect、超声和/或mri。
89.在一种配置中，所述基准检测器可以被放置在x射线光束路径内。
90.在一种配置中，所述第一数据集和所述第二数据集可以用于练习ai算法，用于重建和确定数据采集用的所述voi。
91.在一种配置中，所述控制器可以被配置为在所述第一图像重建后或重建过程中使用所述第二数据集。
92.在一种配置中，若在所述第一图像重建后使用所述第二数据集，所述第一次重建可以提供在结合所述第二数据集的第二次重建中使用的模型、轮廓或数据。
93.在一种配置中，若在所述第一图像重建过程中使用所述第二数据集，所述控制器
可以被配置为使用相同或不同的系统矩阵和修改变量以及分裂子问题法。
94.在一种配置中，所述第二数据集可以包括从所述多个检测器的不同检测器中导出的数据，所述检测器同时对生成所述第一数据集的一个或多个x射线图像进行采集。
95.在一种配置中，所述不同检测器可以包括至少一个检测器，所述检测器位于所述第一检测器的上游或下游或与所述第一检测器相同的空间位置，所述第一数据集从所述第一检测器中采集。
96.在一种配置中，所述第二数据集可以包括来自x射线测量的数据，所述x射线测量的采集时间与产生所述第一数据集的一个或多个x射线图像的采集时间不同。
97.在一种配置中，所述第二数据集可以包括通过所述第一检测器在不同时间获取的数据，所述第一数据集从所述第一检测器中采集。
98.在一种配置中，所述第一和/或第二数据集可以被配置为在图像重建前或重建后或重建过程中逐项去噪。
99.在一种配置中，所述去噪过程可以选择性地在物质或所述voi上进行。
100.在一种配置中，所述第一和/或第二数据集可以归一化。
101.在一种配置中，所述采集系统可以被配置为在图像重建过程中选择性地采集数据。
102.在一种配置中，所述选择性数据采集可以基于第一数据集或所选voi的重建结果，其中所述重建优先用于所选voi。
103.本发明提供一种用于x射线成像的电子支付和交易系统示例及相关产品和服务。所述系统可以包括：买方和用户软件平台；所述买方和用户软件平台包括电子数据库、数据加密机构、买方与卖方协定的数字货币或交换媒介、服务器以及数据采集机构，其中所述电子数据库含有在至少一个位置拍摄的x射线图像和相关流程的计量信息；所述数据加密机构被配置为加密数据、货币划拨和流通；、所述数字货币包括加密货币；所述服务器被配置为从至少一个设施中采集计量信息；所述数据采集机构被配置为在成像位置或通过云的所述计量信息，其中通过数字货币定期收取的金额可以基于预订和/或从买方账户中按每个图像模型进行支付。
104.在一种配置中，该系统可进一步包括卖方软件平台，所述卖方软件平台包括前端展示、后端和中间件。所述前端展示包括允许输入用户名和密码、签到注册和相关信息的移动应用软件、桌面应用软件或门户网站、及研发网站；所述后端包括产品层，该产品层包括核心银行系统、客户数据和其他后台相关流程；所述中间件包括可协调前端和后端之间信息的中间层以及应用程序编程接口(api)层。
105.在一种配置中，所述卖方软件平台可被配置成能够连接到外部和/或第三方应用，所述应用包括会计软件、客户和/或用户账号、贷款、支付、市场、数字化管理、支付网络、银行卡和银行卡管理。
106.在一种配置中，所述卖方可以是数字化银行或与数字化银行合作，从而通过电子邮件或手机根据用户和/或客户账号实现电汇、ach转账和/或数字化银行转账。
107.在一种配置中，该x射线图象可包括由散射去除的x射线成像系统、光谱x射线成像系统、ct、光谱ct、具备一项或更多项放射服务功能的光谱ct、ai相关软件、pac、图像储存和/或图像处理产生的图像。
108.本发明提供了一种使用x射线系统重建物体的目标体积(voi)3d图像的示例方法，该x射线系统包括至少一个x射线源和至少一个检测器。该方法包括：平移和/或转动所述至少一个x射线源和/或所述多个检测器中的一个或多个；使用系统矩阵使投影测量与至少一个x射线源和至少一个检测器的不同位置相关联，其中用于至少一个2d投影图像，所述至少一个x射线源可被配置为发射照亮所述voi的至少大部分或大约整个部分的光束，从而对于所述voi内的每个体素，新的投影路径可到达所述多个检测器中的一个检测器，其中大约可以有m x n条投影路径，并且每次移动都在射线发射位置之间，所述移动大约处于沿着轴线连接所述至少一个x射线源和穿过voi的所述至少一个检测器的x射线管所需的分辨率，因而新的投影路径与m x n投影路径的剩余部分至少约有一个体素不同，或者voi中的每个体素的投影路径可以与其他路径至少有一个体素不同。
109.在一种配置中，投影总数可根据voi的厚度实施近似。
110.在一种配置中，投影总数可根据传感器、摄像摄像机或x射线图像曝光值、或飞行时间(tof)传感器的几何构型测量实施近似。所述近似包括：确定包含voi的所述对象顶部与所述至少一个射线源之间的至少一段距离，从射线源到检测器的距离(“sid”)减去所述对象顶部与所述至少一个x射线源之间的距离，得到voi的厚度。
111.在一种配置中，x射线曝光水平可通过自动曝光方法和装置、飞行时间检测器和/或基准检测器实施近似。
112.在一种配置中，总转动x射线发射位置与中心轴的夹角小于5度，或小于4度，或小于3度，或小于3度，或小于2度，或小于1度。
113.在一种配置中，所述方法可被配置为与另一移动轨迹、管转动角度或检测器角度结合，以扩大x射线发射光束体积的视场，或与投影图像结合，和/或考虑到现有应用需求，提高其移动灵活性。
114.在一种配置中，所述需求可包括对象的角运动和平移运动，或voi运动。
115.在一种配置中，每次运动可配置为给voi的每个体素引入一个新的投影路径。
116.在一种配置中，x射线可从相同位置或不同发射位置发射。
117.在一种配置中，x射线系统可包含多于一个射线源，每个射线源均可进行断层摄影。
118.在一种配置中，所述多于一个射线源可配置为用于或展示于相同的系统矩阵，每个射线源具有多个发射位置，或被配置为运动以生成voi的投影图像，其中该投影图像与其他图像结合以重建voi的3d图像。
119.在一种配置中，每个射线源被配置为投影至少一部分voi的投影图像，并且从两组或更多组投影图像导出3d重建，每组由至少每个射线源生成。
120.在一种配置中，相同的系统矩阵可包含不同的射线源，将测量数据结合在一起，以建立更精确的临时3d重建。
121.在一种配置中，3d重建图像可包括voi，所述voi根据不同分辨率的早期3d重建、或能量级、或光谱成像、或单能量图像、或位于至少一个或多个不同x射线发射位置的3d重建确定。
122.在一种配置中，所述投影图像可通过涉及空间域内插值的散射去除方法和/或使用带有光束粒子阻挡板或可移动光束选择器的可移动光束粒子阻挡器阵列和/或叠加检测
器法进行图像处理。
123.在一种配置中，至少一种目的物质或目的合成物质的导出衰减值和/或密度信息可用于3d图像重建。
124.在一种配置中，最终的3d重建可用于确定voi。
125.在一种配置中，可竖直安装x射线系统。
126.在一种配置中，x射线系统可安装于c型臂或u型臂中。
127.在一种配置中，投影图像可位于对象不同的voi上，所述不同的voi与3d重建图像结合，产生体积较大的3d图像。
128.本发明提供了一种示例性x射线成像装置，其包括控制器，所述控制器配置为：获取表示照射在多个检测器上检测的物体的voi并从voi输出的辐射强度的投影数据，或第一检测器检测到的辐射和基准检测器检测到的辐射进入voi的辐射强度之比，生成第一数据集和基于所述获得投影数据的至少一个第二数据集，其中第一数据集可包括第一检测器生成的数据，所述至少一个第二数据集可包括第一检测器或第二检测器生成的数据，其中所述投影数据可选自不同的辐射发射位置、能级、曝光水平、和/或不同的系统配置。
129.在一种配置中，控制器被配置为生成更多数据集，所述数据集包括由相同的第一检测器或相同的第二检测器或其他检测器生成的数据。
130.在一种配置中，所述设备可包括单辐射源，其具备不同的发射位置、不同的焦点尺寸，和/或由于视场限制装置或准直仪而具备不同的视场。
131.在一种配置中，所述设备可包括第一辐射源和第二辐射源，所述第二辐射源是与第一辐射源不同的辐射源，其可在第一辐射源发射位置的相同区域行进，其中第二辐射源发出的辐射可具有不同焦点尺寸，和/或不同能级，和/或脉冲发生速度。
132.在一种配置中，所述设备可包括第一检测器和第二检测器，所述第一检测器具有与第二检测器配置不同的配置。
133.在一种配置中，所述设备可包括第三检测器或更多个检测器，其中所述第一检测器和第二检测器以及第三检测器或更多个检测器的各检测器配置根据检测器类型确定。
134.在一种配置中，投影几何构型和/像素元素的投影几何构型可分别置于第一检测器和第二检测器之中，配置控制器以使用多个数据集重建结合图像。
135.在一种配置中，多个数据集中的每个数据集可以对应各自的系统矩阵等式，该系统矩阵等式用来表示对应于多个数据集的各投影几何构型。
136.在一种配置中，多个数据集中的每个数据集可以近似对应相同或相似的系统矩阵等式或者对应表示对应多个数据集的各个投影几何构型的不同的系统矩阵等式。
137.在一种配置中，使用相同的系统矩阵为多个数据集重建图像，这些数据集包括散射线与初级射线比小于1％或小于5％的数据，通过以下一种或更多种方式：低散射voi；使用时域散射去除的飞行时间初步测量；使用包括初级x射线图像的散射去除法，该初级x射线图像通过从低分辨率散图像的插值中减去高分辨率散射获得；art或其导数算法，和/或迭代法。
138.在一种配置中，可使用含有至少一个修正对偶变量的多个数据集的不同系统矩阵和基于分裂的子问题法来重建所述图像。
139.在一种配置中，可使用含有至少一个修正对偶变量的多个数据集的相同系统矩阵
和基于分裂的子问题法的来重建所述图像。
140.在一种配置中，可在由数据生成时间分离的数据集上执行子问题。
141.在一种配置中，该设备还可以包括至少一个附加数据集。
142.在一种配置中，系统矩阵可以结合光学传感器和摄像机的使用，以ai为导向，利用表面图像和ai选择目的区域(roi)。
143.在一种配置中，该装置可包括用于降噪的ai软件。
144.在一种配置中，可以将图像散射去除至spr小于1％或小于5％，避免需要在模拟中考虑散射。
145.在一种配置中，由x射线源从第一位置移动到第二位置的距离可以小于5cm，或与所述第一位置之间小于2cm
2、
或小于5cm
2、
或小于1cm2、和小于4cm2、或小于3cm2、和/或小于3cm2。
146.在一种配置中，第二位置发射的x射线可以配置为与从第一位置发射的x射线在相同的体积或6d空间位置上行进。
147.在一种配置中，x射线源可以是场发射的，从而在与所述x射线灯丝管或其他类型的x射线源相同的空间位置发射x射线，或者可以使用具有相同或不同参数的各种射线源或其调制版本，所述射线源或其调制版本由不同的x射线光学器件操纵或由不同的机构转向，所述参数包括焦点尺寸、能级、帧率和/或几何构型，其中采用相同的空间矩阵、改进的对偶变量法或多变量法或分裂子问题法。
148.在一种配置中，可以利用系统矩阵，将光学方法与现有的x射线系统结合使用。
149.在一种配置中，向量可以用于系统矩阵。
150.在一种配置中，该控制器配置为使用双能量或多能量x射线确定投影图像中以逐个像素为基础的近似区域和分布。
151.在一种配置中，数据集可以用来重建3d图像。
152.在一种配置中，该控制器可以配置为用于分离材料体积和空间分布，和/或执行材料分解。
153.在一种配置中，该控制器可以配置为在重建之前和/或重建之后确定roi，以便进一步进行光谱成像。
154.在一种配置中，该控制器可以配置为将射线源和/或检测器的运动与断层摄影系统的运动相结合。
155.在一种配置中，该控制器可配置为用于分解对比剂。
156.在一种配置中，该控制器可配置为用于分解双能量或多能量以区分x射线吸收材料。
157.在一种配置中，x射线吸收材料包括：混有钡的金属或石膏模型；导管和/或植入物，其中植入物含有一种或多种材料和/或具有吸收属性的不同x射线构成的内腔和护层或原子z，或由分布在特定空间位置的x射线吸收性材料结合x射线透明材料制成，其相对于同一导管或植入物中的背景和其他片段，足以确定其空间分布；或包括足以区分一个片段与另一个片段的基于像素的表征良好的x射线吸收特性，石膏模型、血管、对比剂标记的血管、微钙化和/或对比剂标记的分子。
158.在一种配置中，该控制器可以配置为用于降噪，该过程使用通过训练以达到降噪
效果的ai软件。
159.在一种配置中，该控制器可以配置为使用ai算法训练中生成的数据进行重建。
160.在一种配置中，该装置可以是断层摄影装置的一部分。
161.在一种配置中，所述对象可放置于在x射线透射的桌子或床上，所述桌子或床放置在断层摄影设备的检测器构台的顶上。
162.在一种配置中，可以安排患者躺在x射线透射的检测器构台的表面上。
163.在一种配置中，该设备或部分所述设备便于携带，可连接到自主驱动装置，以运送到诊所或医院外的远端地点。
164.在一种配置中，该设备可以小于标准门的开口尺寸。
165.在一种配置中，该设备可以用作定点照护装置，和/或用于病房。
166.在一种配置中，该设备可包括可移动的检测器模块，所述检测器模块可放置在病床与患者之间。
167.在一种配置中，控制器可配置为用于使用光束粒子阻挡器重建方法进行材料分解。
168.在一种配置中，光束粒子阻挡器重建方法包括填充图像的数据间隙，该图像是在相同x射线发射位置和当初级x射线被阻挡时的不同光束粒子阻挡器阵列位置拍摄的。
169.在一种配置中，光束粒子阻挡器重建方法包括填充重建过程中的数据间隙，从光束粒子阻挡器错过的每个投影路径都被描述为无数据输入，因此需要从相同的x射线发射位置或使用稀疏数据3d重建算法生成额外的投影数据。
170.在一种配置中，如果所述控制器知道导管或植入体的近似密度和/或厚度，则可以对导管或植入体中的金属和/或其他吸收材料进行材料分解，该导管或植入体包括由相互重叠的一种或更多种物质。
附图说明
171.附图中的各种实施例仅用于说明本发明的目的，不应该理解为对实施例范围的限制。此外，结合本发明不同实施例的各种特性可以形成其他的实施例，这些实施例也属于本发明的一部分。相应的附图标记表示相应的部件。
172.图1示出了在同一发射位置的不同焦点的两个射线源，用含有光束粒子阻挡器的单一检测器组件去除散射。
173.图2示出了x射线源转塔的侧视图，该x射线源转塔具有四个不同的x射线源。
174.图3示出了具有多个x射线源的x射线源转塔的仰视图，此处举例说明了五种不同的x射线源。
175.图4示出了两个或多个x射线源，并沿线性轴移动。
176.图5示出了一种具体实施方式，其中旋转运动设备(如旋转台)沿旋转轴移动x射线源。
177.图6示出了xy移动器的俯视图，该xy移动器结合旋转台并通过xy转移台和旋转台来移动xy平面上的一个或多个射线源。
178.图7示出了成像系统的灵活性和可扩展性，该成像系统具有两个或多个检测器，在一个示例中，用于定位于第一检测器下游的目的区域的成像。
179.图8示出了本发明中描述的封闭在外壳中的x射线成像系统。
180.图9示出了高分辨率前端检测器法或双检测器法，在选定voi后，前端检测器可以移动到选定的voi上，前后端检测器可以同时完成voi成像。
181.图10示出了数据替换法的流程图。
182.图11示出了成像前、图像采集过程中、图像采集后、重建前和重建后的图像处理方法的流程图。
183.图12示出了一个高通量x射线系统，包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。
184.图13示出了另一个高通量x射线系统，包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。
185.图14示出了一个高通量x射线系统，包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。
186.图15a至图15b示出了外部参考组件erc，用于在空间上定位被测对象2roi-1内部的组件2c-1，并由检测器组件22照明和成像。
187.图16示出了可以能量调制，并用于roi弹性测量的x射线测量装置。
188.图17示出了具有近实时相位对比和/或能够进行傅里叶变换的x射线系统。
189.图18示出了一个与剪切力发生器相结合的典型x射线测量装置，用于弹性测量。
190.图19示出了x射线束通过目的区域时的放大倍数图像。
191.图20示出了单光束路径中的体素。
192.图21示出了扩大x射线成像装置视场的方法、在该x射线成像系统引用和描述的方法以及目前公开的装置和方法。
193.图22示出了电子相位步进中的电子束导向。
194.图23示出了一个便携式x射线系统，该系统包含整个x射线系统或附在或集成在电动齿轮上的子模块。
195.图24示出了另一个便携式x射线系统。
196.图25示出了使用大视场x射线系统，通过移动射线源和检测器完成身体各个部位、组织或器官成像的装置。
197.图26示出了光谱层析乳腺摄影统的正视图。
198.图27示出了与x射线系统连接或分离的乳腺摄影支持设备的侧视图。
199.图28示出了与x射线系统连接或分离的光谱层析乳腺摄影设备的侧视图。
200.图29示出了断层摄影系统配置和方法，nmatrix或n2matrix。
201.图30示出了x射线成像系统、x射线断层摄像系统、光谱成像系统或光谱断层摄像系统的示例，其某些系统具备大视场。这是一个双重或多重检测器成像系统，每个检测器使用单独的光束粒子阻挡器阵列板。一个检测器的成像有助于选择目的区域和/或通过第二检测器选择的待测量目的区域。
202.图31示出了一个由x射线测量系统产生的傅里叶变换摄谱仪。
203.图32示出了一个全息x射线成像系统。
204.图33示出了一个被配置为用于执行矩阵x射线断层摄像重建方法的系统的实例。
205.图34a示出了将传感器放置在x射线源下游、成像对象上游，以作为参考值测量x射
线输入强度。
206.图34b示出了准直仪中的传感器，用于监测x射线曝光。
207.图35a、图35b、图35c和图35d，分别示出了干预装置的一个示例，如射频消融探针或导管，其导管具有一个开口，用于将治疗试剂和/或液体或对比剂注射到voi上。
208.图36至图40示出了用分布区域的光束粒子塞阻器阻挡x射线初光束的光束粒子塞阻板的示例。
209.图41示出了一个包含导管内植入物的干预设备示例，其中一个或多个区域或组件被设计为用于差分x射线测量，以便更好地显示和控制每个组件。
210.图42示出了一种x射线源模块。
211.图43a是每个能量区间的x射线能量光子数图。
212.图43b是每1kev的x射线能量数图。
213.图44示出了一个基于光谱成像的材料分解方法的示例。
214.图45a至图45b示出了两种材料的能量响应函数系统的图表-建立内插图，将密度与包括两种材料或两种物质的复合材料在双能级上的测量值相关联。
215.图45c至图45d为利用逆能量响应函数求解能量响应函数的图，基于双能级测量值，查找每种材料对应的密度值。
具体实施方式
216.一方面，本发明提供了一些图表和各种实施例。然而，本领域技术人员需明白，本发明所展示的其他实施例、装置配置和方法仍将属于本发明的范围，即使没有如其他一些实施例得到具体描述。所讨论的各种实施例不限制本发明的范围，本发明范围由本说明书后面的权利要求书定义。
217.2d、3d的x射线应用定性和/或定量测量和ct计算可能需要大量的内存和计算。检测器模块、组件或子模块通过无限或系留通信连接到现有的检测器，可能包含记忆存储和/或数据库存储或数据库能力，一个或多个微处理器用于本地化存储计算、处理、图像重建和/或检测器端存储。显示可以在本地或直接从微处理器完成，也可以通过无线、以太网或系留通信方法远程到第二微处理器进行显示，在某些情况下，还可以进行另外的计算和存储。
218.图像重建可能涉及传统旋转ct和/或合成电子断层成像、mri、pet、spect和透射光学层析术的算法和方法，其包括对被成像物体光谱2d或3d图像的每一种材料进行材料分解、衰减值测量和密度测量，以提高准确度、精确度和重建速度。这可能涉及到在标准化的像素基础上，通过推导每种物质的密度数据，以及通过识别目的区域和目的区域的选定区域进行在获取前、获取期间和获取后的重建，来优化图像获取和重建。
219.一种x射线测量或计算机断层摄影设备，除了根据应用程序所需的新功能、特征和分辨率获取和呈现图像、测量和特征之外，可以从断层成像图像和相关数据中提取，以通过用户界面和用户熟悉的程序(如ct断层摄影图像和密度计测量值)提供显示测量值和图像的显示模式。并且，它可以显示以前虚拟现实显示设备不可用的图像和值，这些虚拟现实显示设备用使用ct图像不可用的多个表示模式。
220.一个x射线成像系统可以有一个、两个或多个不同类型的x射线源，如具有多种源
配置的x射线源。例如，其源配置包括不同的x射线发射区域、发射位置数、能级、视场或不同技术平台的不同源，不同焦点尺寸，和/或如准备时间、曝光、速度、力量、能级、能级数、光谱波形特征、脉冲持续时间、脉冲特性和/或形式因素等其他参数的不同值，上述因素可以同时用于一个或多个x射线发射位置，或用于不同的时间框架。图2至图6示出了系统配置，其中一个或多个x射线源12-a至12-d、12-e、13-1至13-4可移动置于voi,2.的上方，使相同的voi可以被不同类型的x射线源探测。例如，12-a可以是宽视场的热灯丝常规灯管。12-b可能是场发射源；12-c可能是视场受限的射线源，或仅发射低能级x射线；12-d可能是一个高通量、超明亮的射线源，可能能够产生x射线，经过过滤，以具有选定能量带宽并维持voi成像所需的通量。
221.图7示出了可以移动一个或多个检测器以使用相同或不同的x射线源根据应用需求对相同的roi进行成像。
222.例如，图1示出了单个射线源的两个重叠发射位置12-1和12-2，各发射位置可具有不同的焦点尺寸。
223.上述的x射线系统可以使用单个检测器组件22散射消除源自射线源的锥形束或多个发散3d光束的x射线辐射，一些投射光束穿过voi被光束粒子阻挡板100上的光束阻挡粒子阻挡。x射线样品架40配置为可x射线透射的。若存在散射和衰减效应，图像处理可实现散射消除和x射线样品架40的衰减效应。
224.在某种情况下，两个或多个射线源可同时移动以实现快速3d重建。例如，每个射线源可照射一个目标体积(voi)，且两个或多个此类voi结合以形成最终的voi。射线源可相对彼此独立运动以优化成像程序和运行速度，而成像程序和运行速度取决于应用需求，例如z轴方向的分辨率要求。可同步或异步操纵x射线源以成像相同的3d voi。带有一个或多个检测器对的x射线成像系统，所述检测器对具有一个或多个x射线源，可在x射线检测器组件22的上游或下游移动，或可处于检测器组件22的voi成像位置。
225.一些或基本上所有由各投影几何构型配置生成的投影图像可以表示和合并到系统矩阵，所述系统矩阵具有用于重建图像处理和数据分析的坐标和/或向量的调节数量。
226.x射线断层摄影，或3d成像，或多维成像，光谱3d、光谱断层摄影、非旋转ct、个性化ct、nmatrix方法。
227.使用spr低于1％或低于5％的多轴矩阵图像采集和重建的光谱x射线2d/3d/断层摄影，使用以下设备和方法可以实现实时2d和/或3d和/或6d荧光透视检查和尺寸测量。
228.图29示出了设备的一个示例，其可以被称为使用nmatrix方法、n2matrix方法和光谱成像方法的断层摄影系统，或3d成像，或多维成像，或光谱3d，或光谱断层摄影，或非旋转ct，或个性化ct。
229.所述设备可包括射线源12、x射线发射位置16的2d区域。所述x射线发射位置16也可处于3d-6d空间位置或空间体积之中。所述设备也可包括成像对象2，和/或目标体积、voi 2、检测器或检测器组件或检测器模块20。
230.voi中沿z轴的分辨率近似于xc。xc为空间位置或空间体积中x射线发射位置位置1和位置2的近似距离或发射位置16的2d区域。
231.位置1和位置2可称为x射线断层摄影的第一位置。发射位置间的较小距离可进一步成像voi和/或被成像对象2，为断层摄影或图像分析和处理提供附加图像。发射位置间的
较小距离，或除了第一位置有时被称为第二位置的发射位置，如有需要，可用于解析voi外新引入的未知体素。可替代地，第二位置可用于沿物体深度、垂直于检测器或检测器模块20解析高分辨率的体素。
232.可选地，本发明的成像系统可以是能够进行真实或完整的3d体积重建的非旋转、非接触成像系统配置。该技术的其他详细信息参见国际专利号wo/2019/183002。此方法的依据为，若2d投影图像在6d体积中，或至少在2d区域内，例如在平行于检测器或检测器模块20的2d平面上，以xc的整数倍捕获，则只有非常小的区域运动或小角度运动和/或x射线源的总体运动需要重建一个完整的voi的3d图像。如上所述，xc是voi 2在z轴或深度上成像所需的分辨率，在某些情况下，平行于x射线照射的中心轴。成像的几何构型可被配置为减少或最小化x射线源/x射线发射位置在2d平面中的移动区域，所述2d平面平行于相对于物体或voi 2的检测器。为了解析voi 2中的未知体素，voi 2外的所述新引入未知体素，表示为“voxelni”，可能比voi 2中的未知体素的总数要小得多。反过来，粒子投影路径中的新引入未知体素的数量可能明显小于roi中的未知体素的数量。因此，可以忽略roi之外区域内未知体素(即voxelni)的贡献。利用该方法和系统配置，可以获取待重建完整3d图像或待重建完整断层摄影图像的2d图像的最小总数，其亦称为“ntt”。
233.在某些情况下，当高度精确或精密断层摄影测量成为必要，可以通过将相同区域或相同体积内的第一位置移动至第二位置，但在不同于第一位置的空间位置内的多个第二位置处发射x射线，解析roi外新引入未知体素。第二位置间的距离可变，可小于xc，或大于xc，或等于xc。此外，可通过例如准直仪减少x射线照射体积，以便只对新引入的未知体素和x射线束投影路径中roi内相应体素的体积重复照射，而对x射线束的其余部分进行裁切，以避免roi部分不必要的曝光，所述roi部分即roi-voxelni之外的新引入未知体素的照射路径之外的部分。
234.图29示出了该方法。这个几何构型的理论基础“nmatrix”是，在各x射线发射位置，如位置1和位置2，通过检测器20上的所述对应的像素，测量根据voi内各路径中体素(黑色凸显部分)空间位置区分的一组独特的x射线照射路径。由于x射线发射位置之间的距离同xc一样小，若在2d平面上的行进总面积16至少等于voi的深度，则相对于最初位置，在2d区域16内的总运动角度可以小于1度，通过这种方法，由于x射线发射位置的移动，voi之外引入的未知体素数量得以最小化。理论上，可达到的分辨率可以与xyz维度的单数位微米一样高，可以使用商用检测器实现。3d图像采集可以用不到一秒的时间来获得与ct层相似或更高的分辨率。
235.在解析体素衰减值时，可以赋予各体素一个值，0或1(投射，则为0；不投射，则为1)，或各体素以某一值衰减。
236.可以赋予各体素一个从0到某个衰减值的投射值，或将1设置为另一衰减值范围的投射值。
237.因此，在某些情况下，可将大约一个范围的值设为0，另一范围的值则设为1。例如，在人体诊断学中，若空气衰减被界定为0，则人体组织体积区域的其余部分可以大约设置为1。
238.在另一些情况下，填充骨质材料的体素可设置为1，人体组织体积区域的其余部分可大约设置为0。
239.多组线性方程可用于解析具有不同近似范围和阈值的1集或0集的未知体素。
240.所述方法可再次设置1或0，以对应不同衰减值范围，并将未知体素值解析为1或0。所述方法可用不同范围的衰减值重复或迭代该过程。
241.在某些情况下，此方法可与双能量分解法或多能量分解法结合，比如在上述pct申请中披露的方法。
242.在某些情况下，多能量测量可用于表征和识别各体素。一个或多个体素可以基于其衰减值范围从voi中的其他体素中分割而来。由此生成各片段的厚度或空间体积和位置。若存在对应于体素和/或每种物质和/或复合物质的单能量或多能量测量的参考数据库，则可以确定确切密度。
243.断层摄影方法可包括以下步骤，下列编号不一定表示该步骤的顺序，而表示可使用步骤的列表。
244.(1)被测2d图像可分为初级图像和散射干扰，因此可以获得检测器所能达到的最高分辨率和定量2d初级图像。
245.(2)若射线源发射的x射线为照射被成像对象的锥形束，且若x射线在第一位置(位置1)照射voi以测量检测器或各检测器区域上各像素，则在投影路径中的voi内存在多个体素，所述投影路径可追溯至x射线发射位置。如图29所示，当x射线紧接着移动至另一个位置，例如位置2，其位于与远离位置1的像素间距同样小的xy平面上，然后测量与第一组投影路径不同的一组新的照射路径，因为如图29所示它们包括在各新投影路径中具有不同空间位置组合的体素。位置1和位置2之间的距离可以是xc，即垂直于所述检测器、位于z轴的voi期望分辨率。解析(m x n x p)体积维度中voi的所有未知体素，其中，m、n、p表示各轴体素的数量，m和n分别对应于x轴和y轴上的体素数量，p表示照射路径的组数，各组之间基于空间上各投影路径的不同体素加以区分，可以最低限度地由检测器测量，以解析完整的3d体积结构。
246.(3)最小化voi外的未知体素。在成像过程中，最小化voi外的引入未知体素的数量，优选地，最大程度减少x射线发射位置从最初起始位置的移动量。一种配置是，在xy平面的发射位置移动，并限制相邻的发射位置，使得仅像素间距或单位测量等于xc。如图29所示，xc可大于或等于xa和xb，xa和xb分别为沿检测器x轴和y轴的像素间距尺寸。可替代地，x射线发射位置可在3d或更高的维度中移动，以使断层摄影的总移动角度最小化。
247.(4)所需的x射线发射位置总数p，为沿z轴的xc的总数。所需的x射线发射位置设置于2d平面中，以在成像过程中使新引入未知体素的移动和数量最小化。例如，线性移动需要20cm解析voi中的未知体素，但同时，由于x射线锥形束移动时会照射voi外的区域，成像过程中将引入更多的未知体素。然而，若x射线发射位置在xy维度上移动，总照射体积可能会最小化，如果射线源到检测器的距离(sid)等于1米，总移动角度小于1度。因此，voi外未知体素的数量急剧减少。例如，若期望分辨率为0.5mm，在完整的3d体积区域内，仅有20
×
20mm2的区域需要解析未知体素。这些特征极大地降低了x射线源移动机构的设计复杂性，以实现完整的3d图像重建。执行x射线发射位置移动的硬件可包括：(a)电动机械平移台，(b)电磁转向装置，用于x射线生成中的电子束，和/或(c)像素化x射线源，其中，多个x射线像素尺寸的射线源彼此相邻地位于2d平面上。电子束导向装置比电动执行器更受青睐，原因如下：(a)步长和分辨率可在微米范围内小且低成本，和(b)电子束导向装置不使用机械
移动部件即可移动x射线发射位置，使得复杂性大大降低，由动态灵活性和振动引起的像差得以最小化，精简性和降噪性能得到提高。如上述pct申请所述，该电子束导向装置可安装在x射线管上。
248.电子束导向装置转向时，使用机械推进器移动光束选择器，使其与x射线发射位置对齐。由于后检测器上初级光束的尺寸在毫米范围内，不需要移动光束选择器即可与随x射线发射位置移动的x射线源保持一致。
249.使用单个检测器时，进行断层摄影无需移动检测器。
250.断层摄影或3d图像采集-旋转
251.在某种情况下，射线源或x射线发射位置，或射线源和检测器对可以相对于物体旋转，以俯仰对象或偏离对象或围绕对象的方式转动，优选地，在至少两个旋转方向上转动。
252.x射线发射位置和检测器对的旋转运动可与x射线发射位置的移动相结合，所述x射线发射位置沿平行于检测器的2d平面的一个轴移动。在这种情况下，检测器可能随x射线发射位置移动，也可能不随x射线发射位置移动。
253.为了减少为实现roi厚度所需的分辨率而生成的投影图像的总数，每个位置不同于其他位置，以允许一组新的照射路径穿过roi，并且步长(即，从一个位置移动到另一个位置)可以是沿z轴(垂直于检测器)大约一个单位的分辨率。照射路径中的变化量是从相同像素或检测器区域收集的对应路径中的至少大约一个体素。
254.x射线源可产生平行束或x射线扇形束或锥形束，通过转换，这些束流可以以平行束或扇形束的形式显示。可最小化移动量和步长，以降低系统复杂性并提高图像采集速度。相比于之前拍摄的投影图像集和之后拍摄的投影图像集，每次新的投影路径集都可能是唯一的。
255.本文公开的3d x射线成像系统可包括在至少两个轴或两个维度上相对对象移动的x射线发射位置，例如，在六个自由度上且在x轴、y轴、z轴上围绕每个对象旋转，或偏离、俯仰每个对象，以减少和/或最小化步数。每个步长大约是z轴方向所需检测器分辨率的一个像素间距。可以通过例如磁透镜或电子透镜或机械或机动方法或电磁方法来影响移动，使其可被包括在或附着于每个x射线源。
256.x射线系统可包括所述x射线源及其相应检测器，其可在一个或多个维度上移动，可选地，可同步移动。可替代地，所述检测器和射线源可保持静止，且所述voi或成像对象可以移动。可替代地，所述射线源可独立于相应检测器移动。
257.x射线系统包括x射线源及其相应检测器，可以在一个或多个维度上移动，因为传感器组件(可能包括一个或多个检测器和光束选择器)可能相对较小，并且通过移动，可以将射线源的焦点与传感器对齐，尤其是当传感器为三层构造时，即本文披露的夹于两个检测器之间的光束选择器，或当传感器为叠加检测器，其前部为低能量检测器，后部为高能量检测器。
258.所述x射线照射体积，例如，锥形束或平行束，因此所述x射线发射位置或发射x射线的所述x射线管可以俯仰物体、偏离物体或围绕物体转动，或者在相对于物体的至少一个轴上转动。
259.相应地，检测器和检测器组件可转动，以与图29中面对物体或voi 2的所述x射线照射中心轴保持对齐。在某种情况下，若所述射线源12或所述物体2的运动或旋转运动为，
穿过所述voi的所述x射线照射被所述检测器或检测器模块20捕获，则无需此类转动。
260.检测器或检测器模块20可在相对物体的x y z体积中随x射线发射位置或x射线管移动，以实现断层摄影或光谱断层摄影图像采集。
261.图42示出了x射线断层摄影系统的多个射线源。在某种情况下，所述射线源可同时移动，以实现快速3d重建。各射线源可照射目标体积(voi)，且两个或多个此类voi通过结合形成最终voi。所述射线源可相对彼此独立移动，以优化基于应用需求的成像程序和成像速度，例如，在z轴的分辨率要求。可同步或异步操纵x射线源以成像相同的3d voi。具有一个或多个检测器对的x射线成像系统，所述一个或多个检测器对具有一个或多个x射线源，可在x射线检测器的上游或下游移动。
262.所述设备和方法使完整断层摄影图像所需的时间最小化，因为在没有或几乎没有缺失数据间隙的情况下重建完整断层摄影图像所需的曝光次数最少。
263.光谱ct
264.所述断层摄影方法可与材料分解方法相结合，例如，利用双能量或多个x射线系统，其包括与平板检测器和/或2d检测器配对的宽带x射线源，利用逆能量响应函数等式方法进行材料分解，并解析每种物质的密度和厚度。
265.可替代地，所述材料分解方法可通过具有能敏检测器的常规ct系统实现光谱ct方法，如类似于medipix的多单元像素检测器，每个检测器都具有含能量阈值的能敏度，或光子计数检测器或叠加双能量检测器，即带有检测器且过滤后的准单色或单色射线源。
266.光谱ct的变更可能会用到全磁场成像，即使用平板或2d检测器，以及一组用于断层摄影或光谱断层摄影或光谱成像的射线源和检测器或检测器模块对。可选地，所述检测器可以是光谱仪或光谱吸收计，例如，能量分散光栅和空间敏感检测器。
267.在某些情况下，无需重建断层摄影图像，比如低分辨率的断层摄影图像，且可识别目标体积。适当的光谱成像可用于进一步查询voi内的物质，而在目的物质所在的选定voi层外的任何物质，皆可称为“次级voi”或“voi2nd”。在这种情况下，可能需要更少的图像来识别、表征和确定次级voi中的物质。在需要进行断层摄影的情况下，次级voi以下和次级voi以上的各层可以有效表征为集成单元，获取图像以放大并解析次级voi中具有所需分辨率的小维度voi。
268.断层摄影系统、双能量和光谱成像系统的衍生品
269.考虑到本发明的x射线系统和方法的模块化功能，对本文公开的系统和/或测量系统进行的修改和/或扩展，和/或对部分或全部上述x射线成像系统的硬件和/或软件的修改和/或扩展，以形成具有分析、测量、诊断和检查功能的混合测量系统，也是本发明的一部分。
270.现有的x射线测量和成像系统，包括ct、o型环、c型臂、密度计、微型ct、数字断层融合、各种配置的常规x射线成像、荧光镜、机器人手术指导系统和微创干预程序、光谱成像、放射疗法、螺旋ct、k边缘成像、便携式成像、移动成像系统和各种空间系统配置，其可通过集成本发明的部分或全部x射线成像系统得以改善，以提高分辨率和/或帧速和/或精度和/或降低辐射和/或减少断层摄影中采集和重建所需的时间，并提供光谱成像功能，包括材料分解，和/或提供散射消除功能，将散射减少到spr低于1％或低于5％，以用于定量成像。
271.在某种情况下，应用需求为，实现检查、诊断或监测或追踪所需的roi信息远少于
高分辨率3d。在这种情况下，采集图像的总数可能小于ntt，所述ntt是重建完整的断层摄影所需采集图像的总数(m x n x p)。
272.材料分解测量值和/或点到3d的测量值和roi之间任何数量的测量值，或roi的分布部分可测量，以充分识别和/或表征roi或roi的一个或多个部分，基于使用本发明方法和配置的预先确定的信息和/或断层摄影图像，和/或使用结合传统ct和/或其衍生品或其变体或断层融合或其他形式的本发明的方法。
273.确保充分识别和表征roi的所述方法可以由用户或数字程序或存储在现有数据库中已建立的数据确定。例如，对于每个应用程序或各种测量类型或预定roi，用户或数字程序可以根据roi的特征和应用程序的需求决定所需的数量测量值，以便重建roi图像。
274.基于有限数量的测量值，ai或深度学习可用来识别和表征roi。在某些情况下，与无深度学习的数字程序结合或与用户输入端结合的ai或深度学习算法，可用于确定优化程序和/或方法，以根据roi的特性和应用程序需求，选择识别和/或重建roi所需的测量值。
275.可通过数据集训练深度学习或ai程序，该数据集包括预定数量的测量值和测量步骤和/或程序，以识别或重建或表征减少曝光次数和/或最小化曝光次数的单个roi或多个roi。因此，此类算法可在成像未知体素的roi时用于识别，和/或表征，和/或重构未知体素的roi。
276.这样的一组测量方法可能与当前的测量方法不同，目前的测量方法是用压缩和稀疏成像法来代替高分辨率的ct图像，并在成像前重建一次该ct图像。所述差异包括：-测量和/或测量步骤的数量比压缩和稀疏图像集要少得多，因为无需为识别或表征roi而重建ct图像或切片ct图像。-在像素级上对材料分解的测量可用于识别本发明中的roi。-在本发明中，roi的表征和识别可以在重建之前完成，而重建需要在roi被充分表征之前完成。-密度值等定量测量值用于识别、表征和确定roi，和/或用于深度学习的过程之中，但无法用于目前稀疏和压缩成像方法相关的ct方法之中。-在稀疏断层摄影方法中，每个投影图像照射整个voi，从而可减少投影总数。在本发明中，每个项目测量可以是voi选定区域中的一个点或1d或分布的2d图像，投影的总数可根据应用需求减少。在某些情况下，投影图像的数量减少到图像本身的这个水平，可能不会直接导致断层摄影重建，如有需要，可在断层摄影重建中使用独立于测量数据的额外数据，从而提供了一种显著减少曝光次数和/或图像采集或重建时间的方法。-由于几何构型配置更为简单以及测量步骤得到优化，本发明的辐射水平显著降低，同时断层摄影和优化程序中的投影数字需要减少，其中可能包括不同类型的测量值，和/或尺寸，和/或voi内的不同空间位置。
277.先前开发的用于ct图像重连的方法和用于压缩和/或稀疏成像条件下的断层融合的方法仍可以使用。可使用压缩和/或稀疏成像方法，其中采集图像总数小于ntt，或每个2d图像的分辨率低于xc、z轴的期望分辨率，或
278.步长明显大于xc。
279.在该压缩和稀疏成像方法中，x射线源仅在一个轴上相对物体移动。roi之外的区域内新引入的未知体素，voi，相对于该roi区域内的体素数量，尤其是各x射线光束路径中
的体素数量，比例较大。
280.定量图像的制备与标准化
281.材料分解和/或图像重建或定量数据和图像分析，可能需要测量数据，以精确且准确地反映成像物体的组成和构造，而无需考虑x射线系统配置。
282.为了实现这一目标，在定量数据获取和重建之前、期间和之后，可能需要对x射线系统进行标准化，并开发制备程序、处理模型、算法和测量程序。
283.归一化和数据/图像处理
284.在数据和图像采集之前和/或之后和/或重建之后，可能需要对获取的数据和图像进行图像处理，以实现去噪、暗噪声、白色图像、平场、增益、检测器一致性、伪影、坏点、光束硬化、视场校正、相位恢复，和/或进行归一化处理，和/或使用采用ct和断层融合的其他预处理和后处理方法。在后图像重建中，也可去除几何运动和计算引起的伪影。
285.在处理过程中，可使用光子计数和/或吸收和/或透射方面的测量。
286.通过预处理和后处理方法准备数据和图像，以便在使用相同的x射线系统的整个过程中进行一致性测量，和/或确保x射线系统的使用与其他类似系统的使用之间的一致性，尤其是来自相同系统制造商和/或系统中使用组件的一致性。其也可用于定量分析，功能成像处理，如光谱成像材料分解，流体动力学分析和建模及3d重建。图11示出了列出数据和图像处理、预成像处理、图像采集后处理和断层摄影重建后处理的各种过程实例的流程图。在一个实例中，散射消除将散射减少到spr低于1％。
287.可创建数据预处理(pcp)和后处理模型(prp)，以使用基于数据库、能量响应函数等式系统和/或图表系统的标准和算法，或使用建立在x射线成像系统上的参考数据库，其包括可比硬件或不可比硬件，如射线源、检测器、滤波器、闪烁器、检测器类型、准直仪、散射消除硬件(如光束粒子阻挡器阵列板)、对象和检测器之间的样品架，和/或x射线光学器件、主动x射线调制器、被动调制器，用于导向、操纵和传输x射线的光学器件，或x射线产生的光学信号；每种光学信号都会影响检测器的测量及其他调制。
288.例如，一个模型允许该系统能够通过测量一个或多个已知材料，或一个或多个具有已知空间或材料组成的体模，与另一个标准x射线系统相关联。与标准x射线系统生成的偏差相比，由测量数据生成的物理特性和性能值的偏差，将x射线系统与标准x射线系统相关联。
289.标准x射线系统可以进行多次测量，建立数据库和定量分析模型，如单能量、双能量或多能量系统的材料分解。
290.这种相关性允许x射线成像系统利用数据库，或使基于标准x射线系统的定量分析算法和模型更为有效。
291.开发前后处理算法和模型，将不同制造商之间、不同制造商和生产商制造的同一类型的系统之间以及相同或不同制造商制造的不同类型系统之间的x射线成像系统相互关联。
292.可追溯性
293.x射线测量参考系统，包括射线源、检测器和一组硬件，可用于设定测量标准。与另一最常用的x射线标准相比，此类x射线参考系统或x射线标准系统可被广泛采用，并且使用此类标准以测量不同类型的样品，和/或建立更实用，和/或更准确，和/或更精确，和/或可
追溯的定量分析模型和算法。
294.这种可追溯性可建立在x射线标准系统或x射线参考系统上，并使用前后处理程序进行校准、去噪和数据纠正。该过程类似于nist的温度测量或时间测量。
295.这种可追溯性和/或标准化，结合数据和/或图像处理(归一化、去噪和其他上述pcp和prp过程)，和/或数据和图像处理之前或之后和/或期间的散射消除，和/或散射消除，和/或图像构建，和/或材料分解，和/或定量分析、和/或流体力学，可以在准备良好的数据集上训练ai和深度学习算法，以通过独立于制造商和生产商的各种x射线成像系统和混合系统进行诊断、图像引导、监测、检查、测试和跟踪。
296.定量成像的预处理和/或归一化方法可包括以下一种或多种：
297.在同一时间和/或在一个或多个时间间隔的白色图像测量值偏差，或一组成像和测量值偏差，类似于实际测量值；例如，在x射线能级的高、低和中水平下的脉冲测量类似于实际测量中的脉冲测量，在相同或相似的能级上，其均值偏离于每个像素的平均值或均值。
298.当测量的roi下游的x射线测量数据和x射线输入数据已知时，图中任何特定x射线系统的插值，可基于测量偏差的调整，该测量偏差基于x射线系统和x射线标准系统之间的定量关系；其中，例如，这个标准系统用于建立能量响应函数等式系统，通过逆能量响应函数系统查表，解析材料分解非线性多能量等式。在某些情况下，可以通过使用近似相同的样品标准对检测器或多个检测器的每个像素的x射线源和检测器对进行测量，以实现相关性。
299.当roi的强度范围小于检测器的视场时，roi的强度范围可能小于整个图像的强度范围。因此，优选地，在某些情况下，只对roi中的测量值进行归一化处理。
300.在使用插值方法进行空间域散射消除的情况下，散射消除可在略大于roi的区域上执行。例如，当roi非常小，为15mm2时，可以在大约2m2或更大的区域执行散射消除。
301.强度等级的归一化或减量化通常可以同时进行。
302.在一个示例中，强度等级数量减少到(0，
…
，2k-1)之间。本程序可以用如下等式描述：
303.inorm(x,y)＝{2k-1 for n(x,y)》2k-1
304.{n(x,y)for 0≤n(x,y)≤2k-1
305.{0 for 0《n(x,y)
306.其中，
307.n(x,y)＝round_to_int(((i(x,y)-minnorm))/(maxnorm-minnorm))(2k-1)))
308.minnorm是最小归一化值。
309.maxnorm是最大归一化值。
310.k是归一化后每像素图像位的编号。
311.图像归一化技术或方法实例如下实例之一：
312.min-max——这种类型的归一化中，源自等式(1)的minnor和maxnorm是直接从直方图中获取的最小和最大强度。
313.1％-99％——在此类归一化方法中，c＝arg(累积直方图等于1％)，maxnorm＝arg(累积直方图等于99％)。
314.这种类型的归一化应该是有用的，例如，对于数量有限的异常值的强度均匀分布范围。异常值通常由成像传感器中的坏点或杂散噪声引起。
±
3σ——该归一化的强度范围可定义为
315.minnorm＝μ-3σ
316.且
317.maxnorm＝μ+3σ
318.其中，μ为平均强度，σ为roi内图像强度的标准差。当纹理强度直方图接近高斯分布时，这种归一化有用。
319.在已成像样品未占据整个图像的情况下，数字程序或用户端包括可自动检测组织区域的选项，从而避免图像无关区域的图像处理或归一化。roi的相对尺寸发生显著变化时，此特性尤为重要。自动检测选项基于主成分分析(pca)，然后应用高斯混合模型和期望最大化(e.m.)算法或k机制聚类来检测属于roi的像素。这一步骤最大程度地减少了图像边界造成的可能存在的归一化伪影，并解释了图像中组织尺寸变化的原因。
320.在诊断和辅助治疗中阻碍大规模采用ai的因素之一是，由于同一制造商或不同制造商制造的x射线系统和成像方法不同，缺乏标准测量方法。
321.此x射线成像方法和设备，基于本发明的方法，可生成跨多个x射线成像系统的标准化成像系统；其中本发明的方法用于归一化、校准、关联多个x射线系统、消除散射至散射线与初级射线比(spr)低于1％，以及在某些情况下，进行3d断层摄影和/或在时间域中点、1d、2d到3d和6d的光谱成像。选定样品标准的测量将用于测量对象内roi的x射线系统与x射线成像系统标准相关联。本发明方法和设备生成的图像可用于训练ai算法，特别是使用密度、时间以及包括形状和模式等视觉参数在内的其他关键定量测量的ai方法，以识别、表征、监测和跟踪并选择目的区或对象，进而在手术流程或医疗流程的指导进行诊断、检查、成像，和/或提供医学治疗。基于x射线成像的人工智能可能会得到更广泛应用，其采用一套公开的标准化方法。
322.在已成像样品未占据整个图像的情况下，数字程序或用户端包括可自动检测组织区域的选项，从而避免图像无关区域的图像处理或归一化。roi的相对尺寸发生显著变化时，此特性尤为重要。
323.例如，自动检测选项基于主成分分析(pca)，然后应用高斯混合模型和期望最大化(e.m.)算法或k机制聚类来检测属于roi的像素。这一步骤最大程度地减少了图像边界造成的可能存在的归一化伪影，并解释了图像中组织尺寸变化的原因。
324.图像采集的预处理和后处理-去噪
325.为了去除从检测器获取的图像的噪声，例如，暗噪声、白图像、增益校准、平场，检测器一致性的测量可以在每次测量前完成，也可在测序、定时和选择voi这些实际测量的过程中进行。
326.可替代地，基于成像方法，例如，在双能量成像或多能量成像、图像跟踪或断层摄影成像中，可以在对成像对象进行实际测量之前拍摄并记录不同的图像集或噪声测量集。去噪处理可以选择多组无对象的噪声测量和/或校正算法，对成像对象进行相应的测量。该软件可以计算和消除每次测量的噪声。
327.例如，在光谱3d图像中，在多个位置对成像对象拍摄多能量x射线图像。在每个能级上的测量总次数可能是数百次或数千次，在每个能级上用多个图片测量噪声。在某些情况下，在对成像对象进行测量之前，可以进行数百次或数千次测量，并在相同成像条件下，
应用算法以消除或减少噪声。在图像处理过程中，基于相应的各能级噪声的修正值，对成像对象的测量值进行处理，以消除在成像对象目的区域进行测量时产生的噪声。
328.需要建立数据库，以定量关联配备不同x射线系统、或相同类型的x射线系统、和/或相同配置的x射线系统，但所用部件不同，制造商也不同，其彼此基于相同或相似的体模或多个体模或已知样品的测量而彼此关联。
329.x射线系统的数据库可以包括x射线系统中不同硬件元件的详细清单，将一个或多个指定体模或样品的实际测量值相互关联。可在适当的时间使用用于预处理和/或后处理、数据处理算法和方法期间的数据处理算法、方法和程序，以便根据特定的成像程序对不同x射线系统的结果进行训练和比较，从而实现定量测量和推导。
330.散射消除，光束粒子阻挡器阵列的应用
331.目前，需要两次曝光才能获得高分辨率的初级图像，并使用光束粒子阻挡器阵列或准直仪选择初级成像法消除散射。
[0332]“光束粒子阻挡”板也可称为“光束粒子阻挡器”板或光束阻挡粒子板。“光束粒子阻挡器”或也称为“光束粒子阻挡器件”，对分布位置的初级x射线进行衰减，使检测器上测量到的信号将相应地具有只捕获散射x射线的分布区域。
[0333]
选择的光束粒子阻挡器的形状和尺寸使x射线在各个方向的衰减大致一致，例如，x射线源进入x平面和y平面上的不同位置进行断层摄影成像，或者，有两个或多个x射线从相对于对象和/或检测器的多个空间位置进行照射。例如，其形状可以为球形或球状，这样始终有一个穿过球的中心轴或体积，以最大程度地衰减x射线，并衰减大约相同能级的x射线。
[0334]
这种光束粒子阻挡器的材料也可以设计为能实现至少两个或多个能级的衰减，例如99.99％。
[0335]
并且，收集到的x射线发射位置的光束粒子阻挡器的阴影可以用来推导x射线管中心轴或x射线源发射的锥形束的位置。
[0336]
光束粒子阻挡器如图29所示，一个检测器模块可以包括多个元件，例如，检测器29，其位于对象2的下游和光束粒子阻挡板100的上游；以及另一个检测器，其位于光束粒子阻挡板100的下游。检测器29可以收集低能量x射线，或者与检测器22相比，有更高的分辨率。第一检测器29和第二检测器22的多个位置或分布位置或区域可以通过第一检测器29和第二检测器22的x射线测量进行定量关联。通过第一检测器29和第二检测器22的空间x射线投影路径，以及对已知密度的物质、单一或多种材料类型的组合物和在x射线光束单能级，或双能级，或多能级具有特定密度和厚度的各种材料的测量，可以建立定量关系。
[0337]
这种设计不仅可以消除散射，而且可以完成前检测器29和后检测器22的高分辨率的初级x射线测量，如图9所示。
[0338]
例如，使用光束粒子阻挡器对后检测器进行x射线测量，可以在分布位置(l,m)测量后检测器的低分辨率散射，对低分辨率散射测量进行插值，可以在后检测器上得到高分辨率散射信号，可以在后检测器上的合成图像(不包括光束粒子阻挡器阴影区域)中减去高分辨率后检测器散射图像后，获得后检测器的高分辨率初级测量。
[0339]
图9示出了一个实例，即两个或多个具有一次曝光的检测器配置和光束粒子阻挡器阵列的散射消除设备和方法，以消除散射到spr低于1％或spr低于5％。
[0340]
图9示出了使用高分辨率前检测器方法的一个实例。在对象2与光束粒子阻挡板之间，或在对象2与光束粒子阻挡板100之间，或在对象2与光束吸收板之间，有一个供对象使用的x射线半透明台。在半透明台和光束粒子阻挡板100之间，放置检测器29。例如，检测器29具有更高分辨率的像素元素或更高的帧率测量，或可以是光子计数传感器，或可以是能敏检测器。或者，若为双检测器组件，其中准直仪置于中间层，前检测器29可以直接叠放在后检测器22的顶部。后检测器22可以进行能量敏感测量，或可以是光子计数检测器，或可以是低分辨率检测器。如果推导出此类检测器29的选定区域的初级信号与检测器22对应位置的初级信号的定量关系，那么，通过从一些区域计算出的检测器29的初级信号中将检测器29上选定区域的初级信号和散射信号的复合信号减去，可以得到检测器29上的低分辨率散射图像。然后，通过对检测器29低分辨率散射进行插值处理，得到高分辨率散射。然后，检测器29测得的高分辨率复合信号(包含初级散射信号)减去检测器29的高分辨率散射信号，即可得到检测器29最终的高分辨率初级信号。检测器29可能比检测器22的波形因数小。通过与检测器22平行的平面上的推进器，如线性驱动器或双轴驱动器210，检测器29可以移动到某一位置，以便在检测器22获取第一图像后捕捉穿过目的区域的x射线。
[0341]
检测器22可以放置在一个平移台或一个机械夹具上，由一个单轴或两轴平移台或多轴平移台移动，或由作纵向移动的驱动器移动，以移动检测器22，有时也可移动光束粒子阻挡板100，或在某些情况下，当前检测器远离对象2移动时也可移动双检测器和装有检测器22的准直仪组件。检测器22与光束粒子阻挡板100之间的距离可以以亚英寸为单位。在光束粒子阻挡板100与检测器29之间或检测器29与检测器22之间可能存在或也可能不存在用于散射消除的双检测器组件的隔板。
[0342]
如图6所示，在某些情况下，另外的一个或多个x射线源和检测器对、射线源13及其对应的检测器27可能与射线源12和检测器22对位于同一平面；射线源13可以放置在与原始x射线源中轴线成90度的方向上，以便以倾斜角度观察voi，例如，以便获得voi的厚度，或者获得voi内部的不同透视图，例如，以便在投影路径中只查看无骨骼或金属物体的软组织区域。x射线源13照射对象，并且可以穿过光束粒子阻挡板100-2，到达检测器27。
[0343]
这样的设置可以提高图像采集的速度，或提供对象的另一个几何信息，或提高对象某个目的区域的易进入性。同时，其他的x射线源和检测器可能与射线源12和检测器22对具有不同或相同的参数值，包括分辨率、图像采集速度、焦点尺寸、迁移率、波形因数或光谱波长或能级等。该设置可以包括额外的硬件部件或额外的x射线光学元件，或上述两个或多个部件的组合。
[0344]
或者，两个或多个检测器可以相对彼此放置在不同角度，共用一个x射线源。
[0345]
一个检测器采集的数据指导第二检测器或其他检测器的数据采集过程和方法，反之亦然。可替代地，需要所有检测器的x射线测量值和图像集，以进行数据分析。
[0346]
这与现有技术的x射线断层摄影配置不同，在现有技术中，不同的检测器用于多维图像重建，通过提供不同角度的投影图像和来自多个位置的组合图像，来重建单个断层摄影图像。在本发明中，每个x射线源能够进行x射线断层摄影测量，多个射线源具有不同空间位置，以组合测量，特别是光谱测量，进而确保快速采集，或用于多维测量。例如，可以同时移动多个x射线源，以通过合并所需的测量次数提高断层摄影的速度。与传统断层摄影技术或断层融合方法的区别在于，优选地，一个x射线源或者发射位置的x射线源和检测器对中
心轴线接近于另一个x射线源或者发射位置的x射线源和检测器对中心轴线，例如，相对于roi和x射线源与检测器的中心轴线，小于10度或5度或4度或3度或2度或1度。
[0347]
另一个区别是，在使用光束粒子阻挡板100时，由于x射线光束粒子阻挡器衰减的x射线光束照射对象区域，存在图像数据间隙。用另一个检测器或另一组不同角度的x射线源和检测器捕捉从不同的角度看均缺失的数据信息，通过以下方式即使不能找回全部，也可找回至少一部分缺失数据，特别是，例如通过扫描特定部分(如病变组织或对比标记的肿瘤或干细胞)的当前所在区域。如果缺失少量区域，则可以同时从导致信息缺失的区域中获取第二组数据，从而同时减少系统的移动需求，提高数据类型灵活性和获得额外类型信息的可能性。
[0348]
图41至图45示出了分布区域内带有光束粒子阻挡器的光束粒子阻挡板的示例。光束粒子阻挡器由可以衰减x射线的材料制作而成，所述材料嵌入或放置在板上或x透射材料制成的板上，所述板可为刚性结构，以便在x线测量完成时可将光束粒子阻挡器平稳放置在一个位置上。
[0349]
例如，这些板可以通过机械、电力、电磁或磁力方式移动，或者通过一个能量源驱动的方式在1d或2d和3d空间内移动，从而将光束粒子阻挡器置于空间中的不同位置。
[0350]
每个光束粒子阻挡器可以在板内移动，例如，由马达或电磁转向器通过机械力、电力、磁力或电磁力驱动，每个光束粒子阻挡器位于空间不同位置，以阻挡x射线光束，从而完成x射线测量。
[0351]
光束粒子阻挡器可以用来阻挡光束以消除散射，或可以用来过滤x射束能量，或可以用于通过将其放置在对象和射线源之间、对象和检测器之间以减少辐射。其他光学元件和x射线光学元件可以放置在光束路径的任何位置，以进一步操纵、控制或过滤x射线或由x射线转化而来的可见光。
[0352]
图39示出了一种光束粒子阻挡器的设计，包括带有一个或两个旋转电机或移动齿轮的旋转盘。100s为移动光束粒子阻挡板的转动齿轮，且100c为转动齿轮的中心。
[0353]
图40示出了光束粒子阻挡器电机设计的移动方法的示例，包括具有一个旋转电机或移动齿轮的旋转盘。100r为移动旋转齿轮，使光束粒子阻挡板旋转。100c为旋转中心。光束粒子阻挡板100可绕100r的中心旋转，旋转角度约为0度至360度。
[0354]
继续结合图9可知，若给定x射线发射位置的照射路径，则前检测器29上的(i’,j’)对应于后检测器上的(i,j)。(i,j)为分布式位置，其可以是后检测器22和前检测器29上分布的100到10,000个位置之间的任意位置。光束粒子阻挡器的尺寸可为0.5mm到10mm。对后检测器22的x射线测量可清除因有前检测器29和光束粒子阻挡板100而执行的测量，以此产生除对应于后检测器中的每个光束粒子阻挡器的阴影区域(l,m)以外的所有区域的初级x射线测量。(i,j)选自后检测器22上的光束粒子阻挡器阴影外的区域。一旦后检测器22上的每一个(i,j)与前检测器29上对应的(i’,j’)建立定量关系，则可由后检测器上的初级x射线信号(i,j)导出(i’,j’)处的初级x射线测量值。在(i'j')处的c复合测量值可通过对前检测器29的直接测量值导出。
[0355]
cfl(i’,j’)
–
pfl(i’j’)＝sfl(i’,j’)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(1)
[0356]
这是一个前检测器29的低分辨率的散射信号。在前检测器29上插入低散射信号，得到高分辨率的散射图像。c复合测量值减去检测器29的高分辨率散射图像，可得到检测器
29上的高分辨率初级x射线图像。因此，在x射线照射下，前检测器29和后检测器22的两次高分辨率初级测量值同时被测量和导出。
[0357]
可以使用旋转阳极靶标产生的细x射线光束，或使用位于射线源12下游但位于成像对象2上游的光学准直仪，来制造低分辨率密度计，该低分辨率密度计有一个或多个金属片，每个金属片包括完整透射区域或部分透射区域。每个金属片可分布在不同的透射区域并具有一定密度。因此，无需使用光束粒子阻挡板，即可产生和调制细x射线光束。某些金属片可以限制分辨率、辐射强度和选定的目的区域。
[0358]
这些特征可以通过设定特定的阳极实现。
[0359]
如上述pct应用中所述，细x射线光束也可用于校准系统和消除散射。这种系统可以与一层或多层检测机构同时工作，例如与堆叠在一起的检测器一起进行有关测量，包括例如，在不同的能级或不同的分辨率或不同的成像速度下同时测量。
[0360]
可以使用各种散射消除设备和软件。例如，有些实施方式中有前检测器和后检测器，中间夹设光束选择器。美国专利号5,648,997、5,771,269和6,052,433和pct国际专利申请号pct/us2019/044226、pct/us2019/014391、pct/us2019/022820给出了该配置的示例，每项申请通过援引以其全文并入本文，并且应视为本发明公开内容的一部分。这种设计可以与各种x射线源配置组合使用。此外，可以使用具有单独x射线源和检测器的附加x射线组件，其中，在双检测器组件采集第一图像或第一组图像后，x线检测器可以移动到图像选定目的区域。
[0361]
在本系统的一个实例中，在照射对象的光束路径中获取缺失的成像数据，光束经光束粒子阻挡板100中的光束粒子阻挡器衰减，并在采集各图像后，移动装有光束粒子阻挡板的板。例如，如果在一个能级下完成图像采集后，板在xy平面上移动，则可继续采集不同能级下的图像。因此，可以通过在不同于第一能级的能级下进行的x射线测量，获得数据间隙。可替代地，可以在相同能级下采集两个图像，每个图像拍摄于xy平面上不同光束粒子阻挡板的位置，其位置之间彼此互不相同，并且两个位置之间的间隔为大约一个光束粒子阻挡器的尺寸，或有时大于该尺寸。图10示出了数据替换法示例的流程图。
[0362]
基于断层摄影方法的光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡板或光束粒子吸收板中的数据间隙。
[0363]
在一些追踪和密度测量应用中，数据间隙可忽略不计。
[0364]
在高分辨率诊断应用中，x射线源相对光束粒子阻挡板移动后，可以在不同的光束粒子阻挡器位置重复进行测量，反之亦然。
[0365]
实时散射消除可以使用光束粒子阻挡板，以与光束粒子阻挡器下游的一个检测器一起完成成像，并与一个x射线发射位置的一个图像和一个光束粒子阻挡板位置一起完成测量；或通过两个检测器实时散射消除可同时于每个x射线发射位置进行测量，而夹在中间的光束粒子阻挡器通过定量分析、断层摄影和光谱成像，可以在分辨率较高或分辨率等同于ct的情况下实现低辐射和快速成像采集。在某些情况下，所需的分辨率可能低于ct扫描仪提供的分辨率。本发明可以调整靶标的分辨率，以便在成像过程中选择有限数量的测量位置，或减少重建和/或跟踪roi或roi中成分和/或物质所需的图像数量，从而最大程度地减少辐射。
[0366]
可使用下列方法和设备：
[0367]
在使用一个x射线源及其相应的检测器获得roi的第一图像后，第二x射线源可以照射准直仪，该准直仪阻止x射线到达对象的大部分区域，特别是来自对象区域并由光束粒子阻挡板的阻挡粒子阻挡的x射线。例如，每个所述光束粒子阻挡器的尺寸或可为0.1mm到10mm。由于光束粒子阻挡板，来自第一射线源的x射线不能在x射线照射对象内的一个体积区域或多个体积区域产生信号。由于设计的发射位置与第一x射线的发射位置不同，第二x射线源可以照射这些体积，来自第二x射线源的x射线照射光束粒子阻挡器造成空缺数据间隙的voi，并可在到达检测器后予以收集。
[0368]
另一种配置是，在采集由第一射线源生成的第一图像后，将光束粒子阻挡板移动到不同的位置或与第一位置不相同的第二位置，即不与第一位置重叠的位置，以在第二位置通过第一射线源生成的第二图像获取该空缺数据间隙。
[0369]
在某些情况下，将光束粒子阻挡板移动到参考位置或初始位置，然后将其移动到第一位置。采集一个图像后，将光束粒子阻挡板移动到第二位置，采集第二图像。
[0370]
在某些情况下，经历一定曝光时间的第一图像与经历一定曝光时间的第二图像，可以提供有足够曝光量的完整图像，用于可视化或定量测量，以进行进一步的图像处理。
[0371]
对于来自射线源的x射线，光束粒子阻挡板100可以设计成具有近似等维的透明区域和不透明区域。当所述板沿每个近似维度的透明区域或不透明区域移动时，可获得完整的数据集。光束粒子阻挡板100可以放置在射线源之间或对象与检测器之间。
[0372]
为了获得完整的多维图像，对象与第一射线源相差一段距离或至少2d或多个维度，因此，当采集由穿过对象的第一x射线源生成第一图像后，由于使用光束粒子阻挡板100中的光束粒子阻挡器，可能存在一些图像数据间隙。当对象移动时，可拍摄额外的图像，或至少额外一个以上的图像，或进行x射线测量，以用测量值填补数据间隙，从而完成对象2d或多维或3d图像构建需要的数据集。
[0373]
如图1至图4所示，至少两个x射线源可供使用。有时，每个射线源可从一个发射位置进出，该发射位置能够照射目的区域，并且投影信号由第一检测器捕获。这些射线源可以是多能量射线源或单能量射线源，或准单色射线源。这些射线源可以具有不同的能级。例如，第一射线源的能级可以是40kev-150kev，第二射线源的能级可以是20kev-40kev。
[0374]
将x射线源移入和移出一个或多个发射位置的推进器可以是旋转转台或线性平台、或二维平台或三维平台或多维平台，以及旋转移动平台。可替代地，通过控制电子束(例如通过电子束偏转，例如通过一组电光透镜，在某些情况下，通过电磁法或磁选法，例如使用磁板或电磁线圈)来调节这些x射线源进出一个发射位置。
[0375]
在图5至图8中，在所示出的实例中，本文公开的x射线成像系统和设备可包括多个检测器，有时称作第二检测器或多个检测器，相对于射线源或目标体积或成像对象，位于第一检测器的下游或上游。
[0376]
此外，继续参考图9，可以将第二检测器或第三检测器或第四检测器移入和移出发射位置，在该发射位置，射线源可以照射目的区域。可以根据本技术要求进行测量。这些检测器可以手动或机动地安装在平台上，可以旋转这些检测器以到达第一检测器22下游或上游的每个象限。在每个象限内，该检测器或多个检测器可以通过象限内的线性平台或2d平台或多维平移平台移动。这些检测器可以不具有散射消除装置，或可与voi下游或voi上游的光束粒子阻挡板100一起使用。将第一检测器从voi的照射路径移出后，可将这些检测器
移入第一个检测器的位置。在某些情况下，当使用第二检测器或第三检测器时，每个检测器可包括夹在两个检测器之间的光束选择器，如上述pct申请中所述。
[0377]
用于x射线光谱测量的散射消除
[0378]
当spr低于5％或低于1％时，可进行用于定量光谱成像或断层摄影的散射消除。
[0379]
通过使用散射消除方法，例如使用时域法的“飞行时间”，每次x射线测量可能都要使用图像处理法。例如，利用超快射线源或皮秒射线源在不同的时间窗内捕获初级x射线，或者利用基于初级调制器的频域散射消除，或者散射消除可仅基于散射的选择性空间测量，或者分别涉及光束粒子阻挡板或光束粒子阻挡器阵列板或光束选择器的仅初级x射线测量。
[0380]
光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡器阵列或光束粒子阻挡板(bpsp)或光束阻挡粒子板，都是指具有x射线衰减元件(嵌入x射线透射板中且分布存在)的硬件板，其一般是轻质和硬质结构板，例如包括高分子材料。在某些情况下，通常在一种或多种x射线光谱能量下，通过混合多种不同的和/或相同的能够衰减多种能量的x射线和/或有足够厚度的衰减材料，该元件或该元件的一部分可使x射线几乎完全衰减。如在mem设备中，通过调制器调整每个元件的方位来调节衰减特性，或者可以通过诸如超声波或晶体或可调谐光栅系统来调节衰减特性。每个元件和/或所述bpsp可由数据采集之间的机械设备或机动装置移动，因此，可从所述bpsp的相同位置或不同位置的同一x射线发射位置和/或不同x射线发射位置的另一起采集事件中恢复和/或提取由初级x射线衰减造成的缺失数据间隙。在不同的bpsp位置，通过采集不同能级的x射线图像，也可恢复数据间隙。
[0381]
对于某些应用、断层摄影或近乎完整的断层摄影，使用bpsp将x射线散射消除至spr低于1％或低于5％，x射线衰减只能在一个x射线发射位置和所述bpsp的一个位置测量一次。重建完整3d图像需要获得的投影2d图像的总数可以用tj表示。缺失的数据可以使用插值或从其他bpsp位置提取的测量数据来补充。为了重建具有无缺失或缺失少量数据的完整3d图像，需要获取投影2d图像的总数可大约≥2tj。由于使用所述bpsp造成的缺失数据可以通过将bpsp移动至不同位置(在该位置处，x射线在同一x射线发射位置的检测器投影图像的不同位置被衰减)，或将bpsp移动至不同位置来补充，以及通过移动x射线发射位置来补充。在后一种情况下，用于断层摄影的x射线测量总次数可能会增加，但通常不超过2x tj，这等于一个近似完全重建的断层摄影图像在每个bpsp位置的总测量次数。例如，如果bpsp有4个不同的可能位置，在每个位置，每个位置衰减的初级x射线不与在任何其他位置衰减的初级x射线重叠。如果在4个位置中的3个位置采集3张x射线图像，那么每个位置都可采集tj/3图像。在这种情况下，在没有或几乎没有数据间隙的情况下，重建voi的完整断层摄影所需的图像总数约为((4*tj)/3)。x射线发射位置进入前三组投影经过的同一2d区域时，可进行第四组投影。当x射线发射位置在与前三组投影不同的发射位置时，可进行第四组投影。当x射线发射位置进入前三组投影中，第四组投影可用于解析roi之外引入的新的未知体素。
[0382]
例如，如图1所示，对象2(在本发明中也称为“物体”)位于所述射线源或多个射线源的下游，并且可以具有由硬件夹具支持的样品架40，以支撑所述对象2。
[0383]
如图1所示，至少有两个射线源，其中一个射线源可称为第一射线源，产生x射线，照射对象，x射线通过具有分布区域的板，该分布区域包含光束粒子阻挡器或多个光束粒子
阻挡器或光束粒子阻挡器阵列100。每个粒子可以具有适合于特定应用的形状，例如球状或球形(如图41至图44所示)，适用于来自多方向的x射线衰减；未衰减的x射线光束到达检测器22，然后被检测器22收集和记录。
[0384]
目前，光束阻挡板可以具有不同几何形状的衰减区域，例如本发明中所示的磁盘。电流光束阻挡器阵列是为x射线源、光束阻挡器阵列和/或检测器之间相对固定的几何形状而专门设计的。然而，这种设计不适合断层摄影方法或不能首选用于断层摄影方法，因为当x射线发射位置移动时，磁盘每个部分的衰减值会因初级x射线通过磁盘而改变，从而造成初级x射线衰减的不均匀性。相反，在本发明中，每个所述光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡器的首选形状为球形，因此当x射线发射位置移动时，总有一个完全或几乎完全阻挡初级x射线光束的区域。同时，球的大小和形状使每个衰减位置的初级x射线的阻挡区域最小化。这确保有足够的透射x射线通过光束粒子阻挡元件而不被衰减。
[0385]
本发明还描述了一种方法，其中可以移动所述光束粒子阻挡器，以便从其他bpsp位置获得的图像数据中恢复或提取缺失的数据间隙，如图40所示。
[0386]
如图9和图16所示，可以使用推进器或不使用推进器，将一个检测器叠置在bpsp板的顶部。这种配置可派生高分辨率2d图像，而在最高分辨率没有数据间隙缺失；当所有光谱测量的spr《1％或《5％，所述检测器可仅使用从具有单次曝光的任一x射线发射位置获得的图像。
[0387]
在不具有或具有相对较小的缺失数据间隙的情况下，因为重建完整断层摄影图像所需的曝光次数最少，该方法使完全断层摄影成像所需的时间最小化。
[0388]
相比之下，传统上无论是采用光束粒子阻挡器阵列或是采用准直仪选定初级成像方法以消除散射，都需要两次曝光才能获得高分辨率初级图像。
[0389]
在本发明中，所述光束粒子阻挡器在分布位置衰减初级x射线，以使检测器测量的信号具有仅捕获散射x射线的相应分布区域。
[0390]
光束粒子阻挡器的选定形状和尺寸可使来自各个方向的x射线的衰减基本一致，例如，当x射线源移动到xy平面的不同位置进行断层摄影成像时，或者当有两个或更多的x射线从相对于所述对象和/或检测器的多个空间位置照射所述对象时。在另一个实例中，可以使用球形或球状的光束粒子阻挡器，以确保始终有一个中心轴或体积穿过球，最大程度地衰减x射线，并衰减几乎相同能级的x射线。
[0391]
这种光束粒子阻挡器也可以采用能够衰减至少两个或更多能级(例如，99.99％)的材料进行设计。
[0392]
所述光束阻挡粒子相对于所述x射线发射位置收集的阴影可用于推导x射线管中心轴位置或所述x射线源发射的锥形束的位置。
[0393]
光谱成像-建立材料或测量单位如体素或体素子单位的数据库
[0394]
使用一种或多种能量中的x射线对一种材料或两种或多种材料的组合进行测量，例如具有一个或多个能量峰的广谱x射线，可以存储在数据库中。
[0395]
一种物质或一种材料或两种或多种物质或材料的厚度和衰减系数有唯一数字，它们对应于单能量、双能量或多能量下的某一次测量或各数值的唯一组合。
[0396]
这个唯一的数字可以进一步定义为体素衰减值，该体素衰减值是单一物质或两种或多种物质的体素衰减值，其中每种物质的加权贡献可以通过将体素的尺寸减小到甚至更
小的单元来确定，例如减小至1um、100nm或小于100nm，测量一个子单元体积各材料的单个或多个能量，以及将两个或更多个子单元，即某类物质中的每一个子单元，进行组合。
[0397]
为了获得合理的精确度和厚度或衰减的唯一查找值，或识别一种或多种材料，可能需要多个测量组合来建立功能数据库。
[0398]
可以通过绘制一种或多种物质的不同能级的一个测量图或多组测量图来建立独特的关系。根据待测量材料的数量、或所需分辨率或待测量的x射线的能级，通过小于不同类型材料、厚度、体素尺寸和/或子单元尺寸的目的范围内可能测量值数量的多个测量值来建立一种绘制的空间关系，该空间关系将一种材料的唯一测量值与在不同能级上的一个测量值的唯一数值或多组测量值相关联。这是通过绘制每种材料的衰减值、子单元测量值或体素测量值和/或对应不同能级的测量值的两种或更多种材料组之间的唯一关联图来实现的。这些值可以直接推导或测量。
[0399]
可以基于多个测量值对一个图表进行插值，例如6或8或10或12个，例如对于三重能量系统，6
×6×
6，或8
×8×8×
8，或多能量系统，只要建立一个唯一的具有较高准确性的一对一关系，就可以推导出厚度或体素衰减值或子单元衰减值的预测值。例如，即使有更多的测量值或在更多可能的设置和能级组合下设置的测量值，用于连接这两个值的算法也不会提供与图表中预测值在错误率或偏差(例如，标准偏差《0.05％或《0.5％)内不同的变量。
[0400]
即使未推导出用来连接这两个值的算法，例如在一个黑箱内，只要可以推导出唯一的一组值，只要一种材料测量值的任何一个值之间的关系对应于一种或多种能级，即一个测量值对应唯一的能级值。
[0401]
光谱成像系统的实例
[0402]
在某些情况下，该射线源可以是在一个或多个能级处具有能量峰的广谱射线源，或者是具有单一能量或单色源的射线源。
[0403]
所述检测器可以是平板检测器或能敏检测器或双能量堆叠检测器或具有像素子单元的检测器，这些像素子单元相比于每个相邻像素具有不同能级的能敏。
[0404]
可以使用或控制准直仪以限制或扩大x射线束的视场，以通过用户或计算机照射目的区域(roi)或目标体积(voi)。
[0405]
具有较大fov的第二或第三检测器可置于所述检测器的前面或下游。
[0406]
光谱成像包括一些k边缘成像或光谱成像，可以基于双能量或多能量响应函数等式系统的材料分解，其中逆推导基于插值和函数响应等式系统。
[0407]
基于先前测量值建立的能量函数响应等式系统，在每个材料的密度和/或厚度的唯一值及其复合值对应的双能或多能下，通过推导相应的物质和材料定量信息，可建立一个逆线性等式系统。
[0408]
不同x射线能量下的散射消除
[0409]
使用一个软件程序来消除散射，该软件程序在前检测器上的选定分布位置插入散射图像，得到高分辨率的散射图像，然后从前检测器上的复合图像中减去该图像，生成高分辨率初级x射线图像。
[0410]
基于单检测器的散射消除方法也可采用光束粒子阻挡板。
[0411]
也可能采用基于频率或主调制器的散射消除方法。
[0412]
也可能利用超快x射线源和检测器消除飞行时间散射。
[0413]
对于定量成像，优选地，将散射降低到初级x射线的1％，或低于初级x射线的5％。
[0414]
在某些情况下，被成像对象或voi不是高度散射的，在这种情况下，可以忽略散射消除步骤。
[0415]
校准
[0416]
在传统的ct扫描仪或普通的x射线成像中，校准通常可以作为一个术语来描述数据的清理和去噪等。然而，在定量成像中，对一致数据和精确数据的要求更高，而且往往成像采集前、成像采集中、成像采集后以及图像重建中所应用过程和算法的数量、材料分解、密度计、流体动力学、精确运动测量、定量成像分析和ai相关程序和测量是交错的，因此术语校准也许不能充分或准确地描述所有相关过程。
[0417]
因此，pcp、预处理和prp、后处理等术语用来描述各种步骤。这些步骤可以包括校准。
[0418]
在某些情况下，如定量成像、定量测量、定性测量、密度测量、光谱成像或多维成像，或3d成像或断层摄影应用，或2d成像，使用已知的方法(如基于本发明的已知校准方法)可以消除检测器的噪声。测量中的噪声可以包括暗电流、增益、暗噪声、白色图像、环境光线干扰或来自环境的x射线干扰、可见光、寄生噪声或任何可影响定量噪声和/或平场的干扰或噪声。噪声测量或计算可以使用软件和/或算法来完成，并且在某些情况下，可以涉及基于本发明的已知校准。在某些情况下，可采用滤波器或x射线光学元件或光学元件或其他类型涉及硬件和/或软件的滤波器，所述硬件和/或软件用于衰减或操纵电磁波。在某些情况下，可以使用滤波器或x射线光学元件或光学元件或其他类型涉及硬件和/或软件的滤波器，所述硬件和/或软件包含用于衰减和操纵电磁波。
[0419]
在传统的ct或一般x射线成像中，通常不常进行噪声校准，或者可以恰好在测量完成之前进行校准。因此，通常校准数据只保存一次，有时会覆盖先前的校准数据。
[0420]
因此，本发明的校准部分包括保存一个或多个测量值或一组或多组具有相同或不同设置(例如，能量、速度、曝光时间以及到检测器的本地或远程微处理器上的增益值或偏移量以及帧数)的测量值的校准数据的方法。在进行图像分析的图像处理过程中，根据对被测对象所做的测量类型，选择一个或多个或一组或多组校准数据来消除噪声。在某些情况下，可以添加或去除本发明使用的校准方法、散射消除方法、材料分解方法、多维成像方法和设备、一个或多个x射线光学元件或光学元件或硬件或软件，例如，用于滤波、转向或操纵空间、光谱或频域或时域中的光的方法，可与其他成像方法或定位方法或测量方法一起使用，其中包括诊断、跟踪、表征、监测和监视以及检查、量化或可视化的ai。
[0421]
双能量材料分解、三能量或多能量光谱成像和测量以及材料分解可以测量密度并表征具有或不具有用于流体的对比标签的流体动力学。
[0422]
其基本原理是，对于实验室的x射线或宽带射线源，在一定密度和厚度下，物质的检测器测量值可以是唯一的。该微分等式的数学求解难度较大，现有的数学方法均未得到准确或令人满意的结果。然而，物质密度或复合物质与在各个能级上的检测器测量值之间存在着唯一的关系。这种关系基于带有宽带x射线源的物质的散射自由测量值。因此，不必试图从数学上求解微分等式，而是可以创建一个基于图表的数据库，称之为逆能量响应函数等式系统，将不同能级的检测器测量值与一种物质或多种物质的不同密度进行关联。此外，对于每种物质或含有两种或更多种物质的材料，可以根据密度和厚度的变化来测定测
量的次数。测量的次数可以《10或《20，通过使用插值为约5000次的密度变化建立一个数据库。基于不同能级的测量值和特定厚度或不同厚度物质的不同密度的测量值，通过插值(例如样条法)得出图表。当测量次数增加超过某一点时，导图预测值的准确性并没有显著提高，与实测值相比也未减少0.5％的错误率。因此，需要有限数量的测量值来建立一个准确的数据库或能量响应函数系统，将物质密度与不同能级的检测器测量值相关联。例如，在建立三重能量逆能量函数等式时，每个材料或每个成分可以有5个不同的测量样品，每个样品的厚度和/或密度不同。例如，当有两种不同物质时，可以有6
×
6种不同变化和变化组合要测量，以建立两个不同能级h和l的图表。当有三种不同物质时，可以有6
×6×
6种，或者总共216种不同的厚度和/或密度变化的组合。每个组合可在高能h、中能m、低能l或总共216
×
3＝648个不同测量值下进行测量。该数据库可以描述为一个称为逆能量响应函数等式系统的图表，由于不同的检测器具有不同的响应函数，该数据库可以通过所述检测器进行建立。
[0423]
在某些情况下，目标可能不会在2d成像级别上得到的最精确的材料成分。由于两层或多层组织是交错的，分解的复杂性远远大于简单确定物质厚度或密度的复杂性。相反，目标可以是实现最佳的密度评估和材料分解，从而将至少一种物质从剩余物质中分离出来，并确定诊断、3d成像和/或其他定量分析所需的最小voi。由于组织通常变化缓慢，因此也可以根据指示异常和偏离标准的急剧变化或由不同组织构成的相邻区域引起的急剧变化来选择voi。
[0424]
在某些情况下，建立这样的能量响应函数等式系统图表来表征一种或多种不同材料或物质的厚度或密度。
[0425]
将测量与三维图像重建相结合，可以更准确地进行定量测量和材料分解与测量，因为在特定空间位置的每个体素可以进一步表征其与各种能量的相互作用。最终结果是，在一个体素单元或多个体素单元中更准确地测量物质的密度，用于构建数据库，或用于基于各种密度或数据库或逆能量响应函数等式系统的检测器测量值，逆向查找材料密度；该逆能量响应函数等式系统基于不同材料或材料组合的不同能级的一些测量结果而建立，以对各种已知密度和厚度的成分进行插值，从而生成图表。这种图表可以扩展，从而将双能量或多能量下的检测器测量值与复合材料或单个材料或多种物质相关联，以及与某种材料或多种材料或双材料组合或多种材料组合的唯一或不同的密度值或厚度值相关联。
[0426]
预处理、后处理，和/或数据清理以进行3d重建和光谱成像以及定量成像
[0427]
可获取2d检测器测量值以校正单个像素响应中的固定模式变化。
[0428]
原始数据以dicom格式录入或作为原始图像从成像系统服务器传输到内置的图像存档和通信系统(pacs)，然后pacs执行自动图像处理。
[0429]
图像处理如去噪、散射消除、数据归一化、材料分解或获取被测材料的特征或获取roi的特征，或重建多维图像或随时追踪，传输和建立数据库，连接其他记录，ai，与其他摄像机测量和/或其他模式测量、共位、量化、诊断、图像导引关联，上述步骤可以由一个或多个微处理器和/或在一个或多个位置进行。
[0430]
图像处理也可以在作为检测器一部分的微处理器上进行，也可以在本地或远程与检测器相连。
[0431]
dicom格式的原始数据或原始图像可以从本地存储或工作站中的数据库传输到可以执行额外的自动图像处理的图像系统服务器和/或pacs。
[0432]
图像处理也可以在所述图像系统服务器上完成。
[0433]
控制、同步，外部通信和触发事件以及成像系统中的硬件和软件的内部或外部活动也可以在一个或多个微处理器或一个或多个本地控制器中完成；所述微处理器和本地控制器位于成像系统服务器或pacs存储设备或电子记录系统或基于用户偏好而专用于此任务的位置。
[0434]
例如，一种图像处理过程可以包括多个阶段或多个步骤：如预处理或对预处理后的图像进行噪声清理，或将数据归一化以删除异常数据，如roi外的派生数据，或校准射线源输入，例如，在x射线到达voi之前，使用其他检测器或参考点检测输入的x射线强度。
[0435]
可以在一个或两个或多个能级上执行含有透射体素以及衰减体素的材料体积重建。
[0436]
可以进行材料体积内的分解，每一个材料体积包括透射体素或衰减体素。
[0437]
预处理可包括识别和/或消除坏像素和/或平场校正，或增益处理、暗噪声处理、白噪声处理、寄生噪声处理。
[0438]
当多个检测器单元包括各种能量计数器时，可以使用重叠的低阈值计数器来产生衰减体积。每个像素区域都有一组能量计数器。整个检测器可包括能量计数器的重复单元。
[0439]
在一个重建实例中，使用了比尔-朗伯定律多色形式的低分辨率版本，其中测量数据的重叠、低阈值计数器被同时处理，从而在测量的频谱中产生代表非重叠能量箱的衰减体积。
[0440]
例如，四个独立的计数器分别代表四种能量范围，即30kev-120kev、45kev
–
120kev、60kev
–
120kev和78kev
–
120kev，同时会产生代表能量范围30kev
–
45kev、45kev
–
60kev、60kev
–
78kev和78kev
–
120kev的四个衰减体。
[0441]
例如，代表能量范围30kev
–
45kev、45kev
–
60kev、60kev
–
78kev和78kev
–
120kev的计数器会同时产生代表能量范围30kev
–
45kev、45kev
–
60kev、60kev
–
78kev和78kev
–
120kev的四个衰减体。
[0442]
在一个x射线脉冲或一次曝光中存在多个能量峰值的情况下，可以使用含有能敏检测器重复单元的检测器。在测量一个脉冲或一次曝光时，可以对voi多个能量进行测量。
[0443]
可替代地，一系列单能量x射线脉冲或双能级或多能级曝光可通过一个或多个检测器进行测量。
[0444]
对于每个能量测量，未知体素值可以设置为1或0，其中1可以是衰减值对能级最敏感的体素，0可以分配给其他体素。
[0445]
在确定了voi中每个未知体素在不同能级上的衰减值后，可以推导出体素的密度和/或成分。推导过程可以是一个删除过程，可以识别并删除在不同能级处具有特定衰减值范围的体素。这个过程还可以识别充满空气或水的体素。混合材料的体素可以根据不同能量的测量值来分离，所述不同能量可处于两种组织类型的交界面，或处于正常区域和病变区域的交界面。使用本发明中所述的材料分解，可建立数据库或逆线性等式系统，以导出与导出的测量值和各材料密度和/或厚度值相关的相应物质和材料定量信息。
[0446]
分割可基于衰减值发生，体素的线性系数使用阈值或阈分割。图像数据的呈现可以通过ct切割处理。
[0447]
重复单元位于x射线发射位置的下游和成像对象的上游，当单色滤波器作为重复
单元使用时，对应于每个滤波器的检测器的检测区域将能够收集所使用的特定能量范围的x射线测量值。每个重复单元可包括多个彼此相邻的滤波器。例如，滤波器可以是k边缘滤波器。在某些情况下，滤波器区域可以是编码孔，其可以是k-边缘滤波器，也可以是不同于k边缘滤波器的单色滤波器。
[0448]
在另一种情况中，所述检测器是2d检测器，并采用上述逆函数响应法。如前所述，逆函数响应法使用插值建立检测器测量数值的唯一对应关系，该检测器基于在不同密度或厚度水平的少量测量值，测量单能级或多能级处的一种或多种材料、材料密度和厚度。
[0449]
通过插值建立材料密度检测器测量图表所需的测量次数可以通过标绘值与实际测量值的偏差来确定。
[0450]
例如，如果与大量测量值产生的图表相比，偏差小于0.5％，这个图表是合格的。
[0451]
如果测量次数能够产生走势相当平滑的图表，那么这个图表也是合格的。
[0452]
重建算法本身可以基于统计迭代技术。通过归一化泊松分布，对体积的校正进行加权来引入统计元素，以减缓逼近求得解时的收敛速度，从而降低噪声。
[0453]
算法重建也可采用多阶方法，其最初重建的体素比所需体素大8倍。在下列步骤中，这将被重复细分为四个阶段，直到达到所需的体素尺寸。通过这种方法，可实现相对较快的重建。它也是稀疏约束的一种弱形式，因为一个大体素与一组具有相同值的小体素相同。最后，体素越大，投影图像中的像素越多，从而构成了图像并减少了坏区的影响。在坏区影响最严重的重建初期阶段，这一点尤其有用。
[0454]
预处理
[0455]
调整或消除增益、暗视野、白噪声。记录坏点或从相邻像素点中插入坏点。如果记录的坏点过多，则须停止成像。如果所记录的数量未达到规定的数量，则预处理器可在相邻像素点中插入坏点，或将该像素点记为坏点。从用于计算的数据中消除坏点。
[0456]
可事先对k边缘编码孔，或不同能级下使用的单色滤波器，或单色滤波器的重复部件进行k边缘吸收或优化，以此优化roi中一个或多个部件的灵敏度。
[0457]
可替代地，还可对多个像素进行处理，其中，每个像素可在例如，两个或多个能量下从2q中选择，其中，q是指一个像素区域内像素的数量，并且，在所选择的q个像素中，每个像素都会酌情测量能量范围。
[0458]
在检测器上，使用带有光束粒子阻挡板或光束粒子阻挡器的散射消除方法阻挡至少一个像素区域，其中，该像素区域直接对应其中一个光束衰减区块。例如，如果该像素区域的一个像素q只读出一个能级或一个能量范围的散射，则在该像素q上采集的散射图像或数据可插入其他像素区域，但是，只能插至其他像素区域的相应位置q。
[0459]
如果在滤波器区域使用1-q个能量选择性滤波器以选择性方式传送一个能量范围来照射位于该滤波器区域中各滤波器位置的对象，则可根据一个滤波器区域中与各滤波器对应的检测器上的初级图像或散射图像得出其他滤波器区域中的散射图像，尽管只能在对应的滤波器位置获得相同能级的散射图像。
[0460]
对于3种能量的光谱成像，可使用3d三次样条作为计算方法建立能量的功能响应反演图，或者可替代地，也可使用4d三次样条插值法得出上述反演图。对于4种能量的光谱成像，可使用4d或5d三次样条插值法(依此类推)建立能量的功能响应反演图。
[0461]
为了达到更准确成像和测量的目的，操作时，可遵循以下程序：
[0462]
在进行测量操作之前，须验证光束粒子阻挡器阵列位置的衰减区域。
[0463]
在散射消除期间和消除之后，对散射图像进行验证。
[0464]
初级图像的验证。
[0465]
当检测到一个坏点，可以消除该坏点，或将其记录下来，方便以后计算，也可将相邻像素点数据插入到该坏点。可遵循具体情况具体分析原则完成上述操作。
[0466]
对于系统的各零件，例如，需要进行保温和验证操作的电子控制器或检测器，温度传感器可作为主要指标或次要验证系统。
[0467]
当需对每次测量进行验证时，可使用一个或多个用于测量检测器本身和/或使用靶标测量检测器的参考点。
[0468]
光谱成像的实例-双能量材料分解和多能级扩展
[0469]
进行双能量和多能量x射线成像的设备和方法包括使用大尺寸的二维检测器。进行双能量x射线成像的目的至少有两个。第一个目的旨在使用双能量成像法消除散射。如图1所示，如果仅使用一个检测器和光束粒子阻挡板或光束粒子阻挡器，则无需该方法。
[0470]
在另一个实例中，x射线源可作为飞行时间射线源，进而在时域内实现散射与初级x射线图像的分离。
[0471]
在另一个实例中，在对象上游的x射线源的下游处，使用初级x射线调制器实现频域内散射x射线与初级x射线的分离。
[0472]
第二个目的旨在确定当该对象包括至少两种材料时，该图像对象的两个或多个材料组成图像。
[0473]
按照物理顺序，该设备由前到后包括多个硬件部件。(1)x射线源发射x射线。(2)二维前检测器阵列接收初级x射线和散射x射线。(3)光束选择装置在多个行进方向上阻止初级x射线通过，同时，允许初级x射线沿其他方向通过。通常情况下，散射x射线的通过不受影响。(4)二维后检测器组件接收通过光束选择装置的散射x射线和初级x射线。由于使用了该光束选择装置，后检测器组件在几个检测位置只接收散射x射线，而在其他检测位置时，该后检测器组件同时接收初级及散射x射线。
[0474]
可采用数据分解法直接求解双能量或多能量x射线成像等式系统，并且，求解时可省去线性化近似过程。通过这种方法，在双能量初级x射线图像对或多能量图像集与材料组成图像对或材料组成图像集之间确立了直接的双向关系。当给定一对双能量初级图像或一组多能量图像时，可在无用户干预的情况下，根据双能量或多能量数据分解法自动计算材料组成图像。双能量分解图像处理可以理解为在包括三个或更多材料或部件的对象上进行迭代。在每个双能量分解计算处理步骤之后，至少有一种物质或一种材料从对象图像中提取出来。
[0475]
下文对双能量x射线数据分解法进行了简要说明，其中，从该方法中，延伸出一种多能数据分解法。通过该方法，可在不依赖任何线性或二阶近似的情况下，直接对原始形式下的非线性双能量x射线成像基本等式系统求解。该方法包括(1)根据原始形式下的非线性双能量x射线成像基本等式系统，为每个检测器构建一个显式定量等式系统，即，d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)，并保存所构建的等式系统备用，其中，d.sub.h表示低能量初级x射线信号，d.sub.l表示高能量初级x射线信号。上述两个等式及其中的所有数量均是就典型的单个检测器单元而言；整个检测器阵列可在归一化处理后由单个检测
器单元表示。(2)通过对步骤1中等式系统进行数值反演，完成对三维表面等式系统b＝b(d.sub.h,d.sub.l)和s.times.s(d.sub.h,d.sub.l)的重建，然后，保存重建的等式系统备用。(3)通过将可用数据对(d.sub.h,d.sub.l)插入到步骤2的数字等式，确定各单独检测单元位置处的b和s的期望值，或者反过来，当给定一对b和s值时，通过将可用数据对(b,s)插入到步骤1的数字等式，确定各单独检测单元位置处的d.sub.h和d.sub.l的期望值。(4)保持每一步的准确性与实数解析解所能提供的准确性一样高。
[0476]
在该多能量方法中，双能量x射线数据合成法可为迭代法，而实施双能量x射线数据分解法可一次性将每种物质或每种材料与其他对象分开。根据该申请的要求，可继续进行该迭代过程，直到有许多物质单独从其他物质中分离出来；当获得的物质数量足够多时，可停止这一过程，或者继续进行该分解处理，直到每一种物质均以单独图像或仅描述一种物质的分解数据的形式分离出来。
[0477]
双能量x射线成像程序的一个实例包括以下步骤：(1)在x射线的较高能级h和较低能级l下，获得一对后检测器组件的图像数据(例如，参见图9和图16)。由于具有光束选择装置的功能，因此，在获得的图像数据中，一些检测器单元只包含散射x射线信号，而其他检测器单元则结合了初级x射线信号和散射x射线信号。(2)从步骤1直接接收的数据中推导出一对后检测器组件的双能量初级图像数据。只有初级x射线图像数据可用于双能量x射线成像。下文将解释如何进行推导。(3)使用双能量数据分解法，从后检测器的双能量初级图像对中计算前检测器的低分辨率初级图像。这是本发明最重要的几个方面中的其中之一。(4)根据需要，在较高能级h或较低能级l下，采集前检测器的高分辨率图像(例如，参见图9和图16)。由于使用获得的高分辨率图像数据与计算出的低分辨率初级图像数据计算出前检测器上的低分辨率初级x射线图像，因此，可据此计算前检测器的散射图像以及高空间分辨率的初级图像。完成步骤4后，通过消除前检测器信号中不希望出现的散射，前检测器的图像质量将得到提升(上述第一个目的)。(5)接下来，可在两个能级l和h下采集一对前检测器的初级x射线图像，而非如步骤4中仅采集一个图像。通过进一步使用双能量数据分解法，可得到该图像对象在高空间分辨率下的两个材料组成图像。因此，步骤5实现了如上所述的双能量x射线成像的第二个目的。
[0478]
美国专利申请号5,648,997和美国专利申请号5,771,269，通过援引以其全文并入本文，两者均描述了光束选择装置的不同结构。在这些专利中，该光束选择装置将散射x射线阻挡到后检测器的选定位置。
[0479]
如前所述，本发明的光束选择装置将初级x射线阻挡到该后探测器的特定位置。由于后检测器可接收不同信号，因此采用不同的方法得出低分辨率的初级x射线图像。如前所述，本发明中的低分辨率初级x射线图像可直接自后检测器采集。可从自后检测器采集的低分辨率散射x射线图像与低分辨率散射/初级合成x射线图像中计算得出低分辨率初级x射线图像。
[0480]
使用大尺寸二维检测器进行双能量或多能量x射线成像的设备和方法可为对象提供两种材料组成图像，在空间分辨率方面，可与二维检测器阵列所能提供的分辨率一样高。除了实现光谱成像外，本文所述的设备和方法还提供了用于重建断层摄影图像和多维成像的2d图像。
[0481]
无需用户干预，计算机可自动进行双能量或多能量图像数据分解工作。
[0482]
图43a至图43b为描述本发明中于较高能级h和较低能级l下使用的典型x射线源能谱的曲线，其中图43a示出了高电压(hv＝70kv)下的能谱，图43b示出了高电压(hv＝150kv)下的能谱。
[0483]
图44是使用双能量数据分解法以及所述硬件的基本程序的流程图。
[0484]
图45a至图45d是非线性双能量等式系统反演算法的图示。
[0485]
双能量成像实例
[0486]
处于检查状态的对象位于x射线源与前检测器之间。该x射线源发射两个连续脉冲，即，一个是平均能级h下的高能脉冲，另一个是平均能级l下的低能脉冲。在另一种配置中，首先发射低能脉冲。优选地，在这两种配置中，高能脉冲的平均x射线能量介于大约25kev与大约250kev之间，低能脉冲的平均x射线能量介于大约15kev与大约60kev之间，其中，高能脉冲的能量始终高于低能脉冲。
[0487]
该x射线源的能谱覆盖了一个较宽的能量范围。除连续的轫致辐射能谱外，当高电压值足够高时，该能谱还可能包含离散的谱线结构，如图38所示。目前，已知有效地提供用于医学成像的单能量x射线的方法尚未出现。因此，所有的定量计算必须采用能量范围较宽的x射线能量进行。x射线源可包含一个点源，即x射线看似自单点发出，而非从一个较大区域发出。部分x射线经过对象直接到达前检测器组件，且其传播方向未加改变。这些x射线被称为初级x射线，其用于传播有关对象的真实信息。剩余的x射线因与对象的材料相互作用而以随机形式散射。这些x射线被称为散射，并可导致真实信息失真。
[0488]
前检测器包含大量的以二维阵列排列的独立检测器单元。尽管本发明不限于特定类型的x射线检测器阵列，但检测器阵列包括两种基本类型。第一种类型使用非晶硅基薄膜作为光电探测介质。非晶硅基薄膜的标准厚度为1微米(.mu.m)，且对可见光敏感。由可见光子诱发的电荷通过电极阵列予以收集。闪烁屏，即该x射线敏感介质，其放置的位置与该光电探测器阵列的整个光敏区紧密接触。通过x射线，闪烁屏中产生可见光子，然后，非晶硅光电探测器阵列探测到这些可见光子，进而诱发出与闪烁屏中吸收的x射线能量成比的电荷。这类x射线检测器阵列，被称为外转换型x射线检测器。优选地，该检测器阵列的尺寸为20cm
×
20cm或40cm
×
40cm的单个检测器模块。多个该检测器模块彼此抵邻，形成一个更大的检测器。这种检测器阵列的单元尺寸可在大约50.mu.m
×
50.mu.m到大约1mm
×
1mm的范围内。
[0489]
第二类检测器阵列使用非晶硒基薄膜、硒合金薄膜、碲锌镉薄膜或其他非晶或多晶半导体薄膜等具有中高原子序数z的半导体材料作为x射线敏感介质。通过一个电极阵列将x射线在检测介质中直接诱发的电荷收集起来，并且，这些电荷与x射线撞击薄膜时产生的能量成正比。硒膜的标准厚度介于大约100.mu.m与大约800.mu.m之间。这类x射线检测器阵列，被称为内转换型x射线检测器。在一个典型的非晶硒基或硒合金检测器阵列模块中，其尺寸为20cm
×
20cm或40cm
×
40cm，单元尺寸介于大约50.mu.m
×
50.mu.m与大约1mm
×
1mm之间。多个该检测器模块可以彼此抵邻，形成一个更大的检测器阵列。
[0490]
其他典型的二维检测器阵列包括电荷耦合器件(ccd)检测器、cmos检测器、基于溴化铊的薄膜检测器阵列、雪崩硅检测器阵列以及磷光激励的计算机放射成像屏。
[0491]
前检测器组件的单元具有响应特性变化的特点。但是，这些变化比较轻微，并且可予以归一化，因此，可假定完成归一化后，检测器中的所有检测器单元具有相同的响应特性。
[0492]
将所有单元的信号进行组合，传达了整个前检测器区域上x射线强度的图像。由于检测器单元无法区分初级x射线和散射，因此，前检测器传达的图像是初级x射线与散射的组合后的图像，并表示为：
[0493]
d.sub.fh(x,y)＝d.sub.fph(x,y)+d.sub.fsh(x,y)
ꢀꢀ
(1)
[0494]
其中，d.sub.f表示前检测器中的图像，(x,y)表示前检测器16单元的二维笛卡尔坐标。例如，当前检测器16有1024个单元的方块矩阵时，在1到1024的范围(包含1024)内，x和y将分别以整数表示。d.sub.fph(x,y)表示初级x射线的贡献，d.sub.fsh(x,y)表示散射的贡献。
[0495]
在配置圆柱体时，应使其轴线与初级x射线的行进方向一致，从而让圆柱体彼此之间并非完全平行，而是相对于x射线源呈辐射状分布。随着x射线源距离光束选择器的位置增大，圆柱体彼此之间趋近于平行。优选地，x射线源距离光束选择器后表面20cm至150cm。当对x射线源的尺寸有限定时，本发明同样适用。
[0496]
散射x射线也可源自图像对象以外的来源，例如，源自建筑材料的墙壁或地板。可通过传统方法剔除这些散射x射线。
[0497]
优选地，后检测器单元安置于一个矩形矩阵中，该矩形矩阵一侧具有8到1024个单元，其中各个单元可由通用二维坐标(i,j)标识。后检测器组件22接收到的图像包含两个数据子集，第一个数据子集代表阴影位置的散射x射线信号。这些位置用(i',j')标识。第二个数据子集包括非阴影位置处初级与散射x射线的组合。这些位置用(i,j)标识。
[0498]
在本发明中，通过这两个数据子集，可推导得出后检测器在选定位置的低分辨率初级x射线图像数据。推导程序如下。术语“选定位置”定义为后检测器上的一个位置阵列，其中，在该阵列中，由于具有光束选择器的功能，并且在使用本发明的程序后，信号只包含推导得出的初级x射线。
[0499]
选定位置的后检测单元与一些前检测单元具有固定的几何关系。可通过从x射线源经由光束选择器18到选定位置画一条选定的投射线确立这一关系。这条选定的投影线在坐标(i,j)处与后检测器单元的后检测器表面相交，在坐标(x(i),y(j))处与前检测器单元的前检测器表面相交。这里，(x(i),y(j))表示最接近选定投影线的前检测器单元的坐标(x,y)。选定位置的图像文件d.sub.rl(i,j)是一个低分辨率的图像文件。图像像素(i,j)处的数据是从单个检测器单元或从选定投影线周围的少量检测器单元的组合中获得的数据。同样，d.sub.fl(x(i),y(j))表示前检测器26中具有低空间分辨率的图像文件。在本发明中，“分辨率”一词仅用于表示空间分辨率，而非幅值分辨率。图像位置(x(i),y(j))处的数据是单个检测器单元或选定投影线周围少量检测器单元组合中的数据。以实验形式确立(i,j)和(x(i),y(j))之间的关系，并储存之。选定投影线上的图像数据是低分辨率图像，并用下标小写字母l表示。所有前检测器单元的图像数据均为高分辨率图像，并用下标小写字母h表示。
[0500]
针对图像对象的材料组成，定义了四个数量。b(i,j)和s(i,j)定义为沿选定投影线(i,j)的选定投影质量密度的低分辨率图像。b(x,y)和s(x,y)定义为沿投影线(x,y)的投影质量密度。“投影质量密度”定义为沿投影线图像对象每单位面积的综合总质量。因投影质量密度不依赖于检测器单元的尺寸，可得出b(x(i),y(j))＝b(i,j)和s(x(i),y(j))＝s(i,j)。
[0501]
本发明中，双能量成像程序的数学和物理基础的详细内容如下：
[0502]
优选地，在获得一个平均能级为h的高能x射线脉冲和一个平均能级为l的低能脉冲后，获得后检测器的两个图像。这两个图像中的坐标以一个通用符号(i,j)表示，i＝1,2,3,...n和j＝1,2,3,...m，其中m和n是整数。(i,j)有两个子集，即(i,j)和(i',j')。(i',j')处的数据子集是标识为d.sub.rhsl(i',j')和d.sub.rlsl(i',j')的仅具有散射的x射线信号。(i,j)处的数据子集结合了初级x射线信号与散射x射线信号，两种信号分别标识为d.sub.rhl(i,j)和d.sub.rll(i,j)。选择位置(i,j)的目的在于均匀覆盖后检测器的整个图像平面，并靠近位置(i',j')。由于图像d.sub.rhsl(i',j')和d.sub.rlsl(i',j')均为仅具有散射的x射线信号，因此，这些信号可通过插值法扩展至后检测器的整个图像平面。基于散射x射线的物理特性，该插值法不会产生重大误差。大部分由康普顿散射引起的散射在x射线能量优势范围内呈大致均匀的角向分布。实验数据和理论计算均表明，在二维图像平面上，散射始终呈大致平滑分布。也就是说，相邻单元之间散射强度的变化小而平滑。因此，与x射线光子数的统计波动等其他误差源相比，只要数据点足够多，插值法产生的误差则可以忽略不计。因此，能够以插值法得到所选位置(i,j)的仅具有散射信号，并标识为d.sub.rhsl(i,j)和d.sub.rlsl(i,j)。既而，一对初级图像信号d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)可按照如下公式计算：
[0503]
d.sub.rhpl(i,j)＝d.sub.rhl(i,j)-d.sub.rhsl(i,j)
ꢀꢀ
(2a)
[0504]
d.sub.rlpl(i,j)＝d.sub.rll(i,j)-d.sub.rlsl(i,j)
ꢀꢀ
(2b)
[0505]
其中，d.sub.rhl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)是直接获得的数据，d.sub.rhsl(i,j)和d.sub.rlsl(i,j)是插值法得到的数据。
[0506]
接下来，根据初级图像对d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)计算前检测器处的初级图像。继得到高能x射线脉冲后，在平均能级h下从前检测器29采集高分辨率图像d.sub.fhh(x,y)。继得到低能x射线脉冲后，在平均能级l下从前检测器采集高分辨率图像d.sub.flh(x,y)。前检测器的高分辨率图像对可记为##equ1##。另一方面，从等式对2a、2b推导得出的后检测器的低分辨率初级图像可记为##equ2##，其中.phi..sub.0h(e)和.phi..sub.0l(e)表示x射线源在高能级h与低能级l下的能谱。对象12的投影质量密度b(i,j)和s(i,j)的单位是克/平方厘米(g/cm.up.2)。.mu.sub.b(e)是骨组织的质量衰减系数，.mu.sub.s(e)是软组织的质量衰减系数，.mu.sub.b(e)和.mu.sub.s(e)均以平方厘米/克(cm.sup.2/g)为单位表示。这些数值均为已知，并且已通过实验方式给予确定后制成表格。术语[.phi.sub.0(e).times.exp(-(.mu.sub.b(e).times.b(x,y)+.mu.sub.s(e).times.s(x,y)]是通过对象入射到前检测器初级x射线的能谱，其中，expo()表示e值提高到括号中规定的功率。s.sub.f(e)表示前检测器的x射线光谱灵敏度(检测器的电信号振幅，其可作为能量为e的x射线通过图像对象数量的函数)。s.sub.f(e)不仅包括检测器本身的x射线光谱灵敏度，还包括x射线透射系数，通过该系数，可了解对象与前检测器之间x射线的吸收量。这种吸收效果可归功于，例如，前检测器保护罩材料。术语.intg..phi.sub.s(e).times.s.sub.f(e)de表示散射引发的信号。散射的确切表达式是未知的，因为散射过程过于复杂，进而导致无法精确建模。坐标(x,y)对应一个前检测器单元。
[0507]
在等式对2a、2b中，低分辨率的双能量图像对包括初级信号，且未发现散射失真。通过使用上文总结和下文所述的双能量数据分解法，求解联立等式对2a、2b，进而求出材料
组成b(i,j)和s(i,j)的图像对的解。由于采用了数据分解法，因此，可借助计算机软件求解高度演化的等式系统2a和2b，得到一对b(i,j)和s(i,j)值，并将此值作为给定输入数据对d.sub.rhpl(i,j)、d.sub.rlpl(i,j)的输出结果。
[0508]
如上所述，由于后检测器单元(i,j)和前检测器单元(x(i),y(j))位于同一选定的投影线上，因此，可通过再次应用数据分解法，根据后检测器初级图像对d.sub.rhpl(i,j)、d.sub.rlpl(i,j)进一步确定低分辨率的前检测器初级图像对d.sub.fhpl(x(i),y(j))、d.sub.flpl(x(i),y(j))。此外，前检测器散射图像对d.sub.fhsl(x(i),y(j))、d.sub.flsl(x(i),y(j))通过如下等式确定：
[0509]
d.sub.fhsl(x(i),y(j))＝d.sub.fhl(x(i),y(j))-d.sub.fhpl(x(i),y(j))
ꢀꢀ
(3a)和
[0510]
d.sub.flsl(x(i)y(j))＝d.sub.fll(x(i),y(j))-d.sub.flpl(x(i),y(j))
ꢀꢀ
(3b)
[0511]
下一步骤包括，以插值法求解低分辨率散射图像d.sub.fhsl(x(i),y(j))和d.sub.flsl(x(i),y(j))的值，并将该值代入不在选定投影线上的检测器单元，得到两个高分辨率散射图像d.sub.fhsh(x,y)和d.sub.flsh(x,y)。如上所述，基于物理散射过程的性质，该插值法不会损失精确度。基于散射的性质，可对散射图像插值，而初级图像无法插值，因为初级图像会随着对象12在一个检测器单元与另一个检测器单元之间变化。
[0512]
进一步，前检测器上的高分辨率初级图像表示为d.sub.fhph(x,y)和d.sub.flph(x,y)，以及
[0513]
d.sub.fhph(x,y)＝d.sub.fhh(x,y)-d.sub.fhsh(x,y)
ꢀꢀ
(4a)
[0514]
和
[0515]
d.sub.flph(x,y)＝d.sub.flh(x,y)-d.sub.flsh(x,y)
ꢀꢀ
(4b)
[0516]
图像对d.sub.fhph(x,y)、d.sub.flph(x,y)是一对无散射的双能量x射线图像。通过等式##equ3##可知，该图像对又与对象的材料组成相关。
[0517]
与联立等式系统3a、3b相比，联立等式系统4a、4b的不同之处在于只有初级x射线信号，而不会出现散射失真。该等式对作为基础的双能量x射线成像等式系统，其具有一个前所未有的特点，即，散射辐射已基本从二维检测器中消除。在等式对4a、4b中，分别对自前检测器直接测量的图像对d.sub.fhh(x,y)、d.sub.flh(x,y)，和自后检测器直接测量的图像d.sub.rhsl(i',j')、d.sub.rlsl(i',j')、d.sub.rhl(i,j)和d.sub.rll(i,j)进行计算，进而得到d.sub.fhph(x,y)和d.sub.flph(x,y)的值。未知值是两个材料组成图像b(x,y)和s(x,y)。
[0518]
双能量x射线数据分解法可进一步应用于等式对4a、4b。因此，通过使用数据分解法的定量关系b＝b(d.sub.h,d.sub.l)和s＝s(d.sub.h,d.sub.l)，能够在所有前检测器单元(x,y)中以逐点法获得的一对高分辨率图像b(x,y)和s(x,y)。双组分材料组成图像b(x,y)和s(x,y)的解具有与前检测器29所能提供的解一样高的空间分辨率。
[0519]
可替代地，还可以使用配备了高压开关电源的x射线源。高压开关式x射线源在低能量x射线与高能量x射线之间交替连续产生x射线。高压开关式x射线源可视为重复性双脉冲x射线源。
[0520]
lo等人和其他期刊均发表了关于使用光束阻挡法降低散射效应的论文。lo等人使用夹持于两个激励荧光屏间的光束阻挡阵列采集后置屏的仅具有散射图像。检测器的几何
形状与本发明存在一定的相似性，但这种相似仅停留在外观层面。本发明与lo等人的发明存在如下区别。
[0521]
(1)lo等人使用单能量方法。在后检测器的单一x射线能谱下采集的仅具有散射图像乘以一个常数，然后将所得乘积图像作为前检测器的散射图像。因此，lo等人的方法与本发明所采用的方法不同。如上所述，根据本发明的数学和物理理论，由于x射线能谱的能量分布广泛，因此，如果对未知图像对象不了解，则前检测器的单一图像和后检测器的单一图像之间不存在函数关系。当计算中涉及未知的图像对象时，这些关系的使用场景极其有限。迄今为止，在包括lo等人发表的文章在内的传统x射线成像中，尚未发现一种方法可在不依赖未知图像对象的情况下确立这种函数关系。在本发明中，借助一对双能量初级x射线信号，于前检测器的图像与后检测器的图像之间确立了明确的函数关系。这种情况可用以下公式8a-8f表示。首先，
[0522]
d.sub.fp(x(i),y(j)).noteq.constant.times.d.sub.rp(i,j)
ꢀꢀ
(8a)
[0523]
任何将后检测器的图像乘以校准常数以获得前检测器初级图像的尝试均不会获得前检测器真实的初级x射线图像。散射x射线图像也是如此，即，
[0524]
d.sub.fs(x(i),y(j)).noteq.constant.times.d.sub.rs(i,j)
ꢀꢀ
(8b)
[0525]
其次
[0526]
d.sub.fp(x(i),y(j)).noteq.f(d.sub.rp(i,j))
ꢀꢀ
(8c)
[0527]
其中，f表示定义的函数关系。
[0528]
任何运用针对后检测器图像的数学运算获得前检测器初级图像的尝试均不会获得前检测器真实的初级x射线图像。散射图像也是如此，即，
[0529]
d.sub.fs(x(i),y(j)).noteq.f(d.sub.rs(i,j))
ꢀꢀ
(8d)
[0530]
根据基本物理定律在第一个实施例硬件系统中确立的唯一关系以下述形式呈现：
[0531]
d.sub.fhp(x(i),y(j))＝d.sub.fhp(d.sub.rh(i,j),d.sub.rl(i,j))(8e)
[0532]
d.sub.flp(x(i),y(j))＝d.sub.flp(d.sub.rh(i,j),d.sub.rl(i,j))(8f)
[0533]
换言之，如果进行双能量x射线成像，则在前检测器的低能量初级x射线图像与后检测器的初级图像对(8e)之间建立了准确、严格且唯一的关系。前检测器的高能量初级图像(8f)也是如此。由于这些关系独立于图像对象，因此，可在无图像对象的情况下通过校准确立这些关系。这些关系适用于以逐像素为基础而形成的整个图像。本发明的数据分解法是一种以数量形式确立这些关系的方法。
[0534]
(2)由于lo等人与本发明的理论和方法有所不同，因此，方法中用到的硬件也不同。硬件方面的一个区别是，在上述的优选实例中，x射线源是一个双能量的x射线源，而在lo等人的发明中，只使用了一个单能量的x射线源。
[0535]
双能量分解另一实例
[0536]
可替代地，在保持前检测器和光束选择装置不变的前提下，当照射对象时，x射线源可发射单一能量谱。此外，后检测器组件构造成双能量x射线成像检测器组件。后检测器组件可以配备低能量二维检测器、x射线能谱滤波器，以及高能量二维检测器。该滤波器可基于本文公开的内容以常规方式工作，其具备一个exp(-.mu.(e).times.d)的透射函数，其中e表示x射线的能量，.mu.(e)表示过滤材料的质量衰减系数，d表示滤波器的厚度。由于x射线的能量决定了x射线的吸收量(质量衰减系数是e的函数)，因此，滤波器对低能量x射线
的吸收量多于高能量x射线。因此，滤波后的高能量x射线与低能x射线之比较滤波前大，而滤波后平均归一化的x射线能量也较滤波前有所增涨。优选地，低能量x射线的平均能量介于10kev与100kev之间，高能量x射线的平均能量介于30kev与500kev之间，其中，高能量x射线的能量高于低能量x射线。
[0537]
继x射线照射后，可获得后检测器的两个图像。这两个图像中的坐标以一个通用符号(i,j)表示，i＝1,2,3,...n且j＝1,2,3,...m，其中，m和n是整数。(i,j)有两个位置子集，即(i,j)和(i',j')。位置(i',j')的数据集是标识为d.sub.rhsl(i',j')和d.sub.rlsl(i',j')的仅具有散射的x射线信号。位置(i,j)的数据集结合了初级x射线信号与散射x射线信号，两种信号分别标识为d.sub.rhl(i,j)和d.sub.rll(i,j)。选择位置(i,j)的目的在于均匀覆盖后检测器的整个图像平面，并实际靠近位置(i',j')。由于图像d.sub.rhsl(i',j')和d.sub.rlsl(i',j')只含有散射x射线信号，因此，这些信号可通过插值法扩展至后检测器的整个图像平面。如上所述，插值法不会产生重大误差。因此，能够以插值法得到所选位置(i,j)仅具有散射的信号，并标识为d.sub.rhsl(i,j)、d.sub.rlsl(i,j)。既而，一对初级图像信号d.sub.rhpl(i,j)、d.sub.rlpl(i,j)可按照如下公式计算：
[0538]
d.sub.rhpl(i,j)＝d.sub.rhl(i,j)-d.sub.rhsl(i,j)
ꢀꢀ
(9a)
[0539]
d.sub.rlpl(i,j)＝d.sub.rll(i,j)-d.sub.rlsl(i,j)
ꢀꢀ
(9b)
[0540]
其中，d.sub.rhl(i,j)和d.sub.rll(i,j)是从(i,j)处直接获得的数据，而d.sub.rhsl(i,j)和d.sub.rlsl(i,j)是根据子集(i',j')插值得到的散射数据。
[0541]
接下来，可从初级图像对d.sub.rhpl(i,i)、d.sub.rlpl(i,j)中计算前检测器处的初级图像。前检测器的高分辨率图像可写作：##equ4#。.phi..sub.s(e).times.s.sub.f(e)de表示散射引起的信号。
[0542]
后检测器组件可搭配两个检测器，因此，产生两个自(9a)和(9b)中推导得出的低分辨率初级图像d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)，分别为##equ5##。如上所述，s.sub.rh(e)和s.sub.rl(e)包括所述对象12与各自后检测器22之间x射线吸收量的x射线传输系数。s.sub.rh(e)的这种吸收效果可归功于，例如，前检测器组件、光谱滤波器、后检测器保护罩和后低能量检测器。
[0543]
等式9a和9b构成联立等式系统，其中，信号对d.sub.rhpl(i,j)、d.sub.rlpl(i,j)的值是已知量。尽管无法立即掌握能量依赖函数.phi..sub.0(e).times.s.sub.rh(e)和.phi..sub.0(e).times.s.sub.rl(e)，但可通过校准过程予以确定。下文所述的数据分解法提出了一种在图像运算之前确定这些数量的方式。如下文所述，b(i,j)和s(i,j)为未知量，可通过求解等式对9a、9b确定这两个未知量。
[0544]
通过本发明的数据分解法精确计算b(i,j)和s(i,j)，这一计算过程将在下文予以说明。现在，已知b(i,j)和s(i,j)的值，对于选定投影线上的前检测器单元(x(i),y(j))，可通过##equ6##获得前低分辨率无散射图像d.sub.fpl(x,y)，其中，能量依赖函数.phi..sub.0(e).times.s.sub.f(e)在校准过程中确定，下文将在数据分解一节中予以说明。
[0545]
接下来，运用等式1确定低分辨率正散射图像d.sub.fsl(x(i),y(j))。
[0546]
d.sub.fsl(x(i),(j))＝d.sub.fl(x(i),y(j))-d.sub.fpl(x(i),y(j))
[0547]
基于如上所述散射的物理性质，低分辨率散射图像d.sub.fsl(x(i),y(j))可在不
损失精确度的情况下通过插值扩展至整个(x,y)平面，进而得到高分辨率散射图像d.sub.fsh(x,y)，然后，将该图像从实验测量的图像d.sub.fh(x,y)中减去，得到高分辨率初级图像d.sub.fph(x,y)。进行双能量成像的目的旨在提升前检测器的图像质量，并消除前检测器图像中的散射。
[0548]
数据分解法
[0549]
以下步骤是对上述总结的数据分解法的逐项说明。
[0550]
第一步是在三维空间构建两个数字曲面联立等式d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)。一种优选的方法步骤如下，确定检测系统的能量依赖函数，并使用这些函数来计算d.sub.h和d.sub.l的数值数组。
[0551]
等式对9a、9b和等式对2a、2b之间存在不同。如果使用统一的符号，则该两个等式对具有相同的形式。检测器的系统能量依赖函数，表示为sps(e)，定义如下：
[0552]
sps(e)＝.phi..sub.0(e).times.s(e)
ꢀꢀꢀ
(13)
[0553]
其中，.phi..sub.0(e)是自x射线源12发出的x射线能谱，s(e)是检测器的能量响应函数。这时，等式对4a、4b变成：
[0554]
sps.sub.h(e)＝.phi..sub.0h(e).times.s.sub.f(e)
ꢀꢀꢀ
(14a)
[0555]
和
[0556]
sps.sub.l(e)＝.phi..sub.0l(e).times.s.sub.f(e)
ꢀꢀꢀ
(14b)
[0557]
而在第二个实施例中，等式对11a、11b变成：
[0558]
sps.sub.h(e)＝.phi..sub.0(e).times.s.sub.fh(e)
ꢀꢀꢀ
(15a)
[0559]
和
[0560]
sps.sub.l(e)＝.phi..sub.0(e).times.s.sub.fl(e)
ꢀꢀꢀ
(15b)
[0561]
函数sps(e)包含双能量成像系统的全部能量依赖特征。确定sps(e)的一个优势是，所有后续的数据处理方法均独立于对象2进行。
[0562]
确定成像系统的能量依赖函数sps(e)的首选方法是使用完善的吸收法。使用准直后的初级窄波x射线光束测量吸收曲线。一个由已知材料(如铝、lucite.rtm.或铜)组成的吸收板置于x射线源与检测器之间。单个检测单元发出的电信号d(t)通过实验确定为吸收板厚度t的函数，并通过下述等式与sps(e)相关：
[0563]
d(t)＝.intg.sps(e).times.exp(-.mu.(e).times.t)de
ꢀꢀꢀ
(16)
[0564]
由于已知吸收板材料的质量衰减系数.mu.(e)，因此，能够确定的是，函数sps(e)可达到双能量x射线成像所需的精确度。对于内转换型二维x射线检测器来说，这种方法尤为便利。在这些检测器中，可使用仅少数未知参数待求的简单解析式表示检测效率和检测器的能量响应函数。内转换型检测器的能量响应函数写作##equ7##，其中s.sub.0(e)＝[1-exp(-.mu.sub.0(e).times.d)].times.alpha.e是能量为e的x射线光子诱发的电信号振幅，.mu.sub.0(e)是检测器转换层的质量衰减系数，d是检测器单元转换层的厚度，其中，s.sub.1(e)＝exp(-.mu.sub.1(e).times.d.sub.1-.mu.sub.2(e).times.d.sub.2)表示x射线离开图像对象到达检测器表面的投射过程，.mu.sub.1(e)和.mu.sub.2(e)代表两种给定材料的衰减系数，d.sub.1和d.sub.2代表这些材料的厚度值。
[0565]
当分别测量x射线能谱.phi.sub.0(e)时，可使用标准的最小二乘方参数拟合技术经等式16确定这些未知参数.alpha.、d、d.sub.1，和d.sub.2。然后，对于单个单元而言，可
获得高精确度的能量依赖函数sps(e)。归一化后，一个单元的能量依赖函数sps(e)可代表同一检测器下所有单元的能量依赖函数。
[0566]
一旦确定sps(e)的值达到所需精确度，根据该对象材料组成的函数，通过如下等式计算双能量信号。
[0567]
d.sub.h＝.intg.sps.sub.h(e).times.exp(-(.mu..sub.b(e).times.b+.mu..sub.s(e).times.s))de(18a)
[0568]
和
[0569]
d.sub.l＝.intg.sps.sub.l(e).times.exp(-(.mu..sub.b(e).times.b+.mu..sub.s(e).times.s))de(18b)
[0570]
其中，.mu..sub.b(e)和.mu..sub.s(e)分别是大量研究结果证明的骨组织和软组织的质量衰减系数。质量表面密度b和s为充分覆盖对象实际范围的分配值。
[0571]
构建定量显函数d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)的另一种优选方法是根据多个选定的b和s值直接测量信号d.sub.h和d.sub.l。b和s具有大约5至大约30个数据点。使用的数据点越多，结果的精确度就越高。然而，数据点的数量受合格工作量所限。整个函数d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)可使用标准二维插值算法从直接测量的数据点中获得。插值后，b和s具有大约50至大约50,000个数据点。在这种情况下，由于函数d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)本身连续、平滑和单调的特性，因此，可使用插值法。
[0572]
第二步是将材料组成图像b和图像s确定为图像对d.sub.h、d.sub.l的函数。b(d.sub.h，d.sub.l)和s(d.sub.h，d.sub.l)联立等式系统的获取程序在图45a至图45d中以图表形式示出。为此，必须对联立等式对d.sub.h＝f.sub.dh(b,s)和d.sub.l＝f.sub.dl(b,s)进行反演运算。一种优选的反演方法如下：(1)如图45a至图45b所示，在所需范围内，对应于(b,s)平面内的一个坐标点，赋予b和s一对数值，使b＝bn、s＝s.sub.m，其中，n＝0,1,2,...，n，且m＝0,1,2...,m。n和m的代表值介于大约50与大约5,000的范围内。n和m值越大，结果的精确度就越高。但是，n和m的最大值受到计算机内存的可用容量和运算速度的限制。根据代表三维表面f.sub.dl(b,s)和f.sub.dh(b,s)的两个数值等式，确定一对数值d.sub.h和d.sub.l，进而使d.sub.h[n,m]＝d.sub.h(b＝b.sub.n,s＝s.sub.m)和d.sub.l[n,m]＝d.sub.l(b＝b.sub.n,s＝s.sub.m)，其中d.sub.h[n,m]和d.sub.l[n,m]是两个特定的实数，和(2)如图45c至图45d所示，重新标出四个数值d.sub.h[n,m]、d.sub.l[n,m]、b.sub.n和s.sub.m，在三维表面b(d.sub.h,d.sub.l)和s(d.sub.h,d.sub.l)上示出一对数据点。三维表面b(d.sub.h,d.sub.l)上的数据点为d.sub.h＝d.sub.h[n,m],d.sub.l＝d.sub.l[n,m],b＝b.sub.n，而三维表面s(d.sub.h,d.sub.l)上的数据点为d.sub.h＝d.sub.h[n,m],d.sub.l＝d.sub.l[n,m],s＝s.sub.m。在求得所有b＝b.sub.n值(b.sub.0,b.sub.1,b.sub.2...,b.sub.n)和所有s＝s.sub.m值(s.sub.0,s.sub.1,s.sub.2...,s.sub.m)后，完成部分反演算作业。然而，要存储倒置数组b＝b(d.sub.h,d.sub.l)和s＝s(d.sub.h,d.sub.l)，可能需要调整d.sub.h＝d.sub.h[n,m]和d.sub.l＝d.sub.l[n,m]的步长。在倒置的空间内，d.sub.h和d.sub.l是基坐标。根据n
×
m数据点，针对d.sub.h和d.sub.l，分别只选择j和k个数据点，其中j和k与n和m的范围大致相同。在完成第二步之后得到的最终形式中，得到并存储两个二维数组：b＝b(d.sub.h,d.sub.l)和s＝s(d.sub.h,
d.sub.l)，其中d.sub.h＝d.sub.h[j]、d.sub.l＝d.sub.l[k]；j＝0,1,2,...,j、d.sub.h[j]》d.sub.h[j+1]和k＝0,1,2,...,k、d.sub.l[k]》d.sub.l[k+1]。同时，存储两个附加一维数组d.sub.h[j]和d.sub.l[k]。保存数组d.sub.h[j]和d.sub.l[k]，以便其达到实数计算水平的高精确度。
[0573]
现在，介绍数值反演过程的理论基础。一般情况下，可利用数学和物理学方面的论证证明，在合理的双能量成像条件下，真正的物理事实始终只有一个唯一解。事实上，采用数学证明法的一个特点包括：以原始形式存在的双能量基本等式系统中的每个等式均是连续等式，对于它们的导数来说，其连续性延续到高次等式，并且相对于两个变量b和s，等式具有一致单调的特点。由于解的唯一性，上述反演过程给出了正确的解，该过程是有意义的。
[0574]
第三步是根据已知等式，从输入数据中获得期望结果。将可用数据对(d.sub.h,d.sub.l)插到步骤2的数值等式，以确定各单元位置b和s的期望值。反之，在各特定单元位置，将可用数据对(b,s)插到步骤1的数值等式，得到d.sub.h、d.sub.l，或两者其中一个(如只需一个)的期望值。
[0575]
第四步是保持b和s值的精确度，进而保持一个连续的域函数。保持计算精确度与实数分析计算结果的精确度一样高。由于计算机的数字特点，存储于计算机中的数据数组的步长有限，这里假定将整数值作为实数数组的索引。以下程序确保可消除与数据处理中这些有限步长相关的误差。
[0576]
步骤1中，在构建d.sub.h[n,m]＝d.sub.h(b＝b.sub.n,s＝s.sub.m)和d.sub.l[n,m]＝d.sub.l(b＝b.sub.n，s＝s.sub.m)等式对的过程中，针对每一对b.sub.n和s.sub.m的值，d.sub.h[n,m]和d.sub.l[n,m]的测量或计算结果保留实数的精确度。d.sub.h[n,m]和d.sub.l[n,m]作为实数数列存储于计算机中。
[0577]
步骤2中，在包括重新绘制d.sub.h空间和d.sub.l空间在内的反演过程中，并未产生因数据处理而造成的误差。只要选定的d.sub.h＝d.sub.h[j]的值恰好等于其中一个满足条件d.sub.h[j-1]》d.sub.h[j]》d.sub.h[j+1]的d.sub.h[n,m]值，以及选定的d.sub.l＝d.sub.l[k]的值恰好等于其中一个满足条件d.sub.l[k-1]》d.sub.l[k]》d.sub.l[k+1]的d.sub.l[n,m]值，即可更改步长而不会损失任何精确度。
[0578]
在步骤3中，对于每个测量的双能量信号数据对(d.sub.hex,d.sub.lex)，根据标准d.sub.h[j].gtoreq.d.sub.hex.gtoreq.d.sub.h[j+1]和d.sub.l[k].gtoreq.d.sub.lex.gtoreq.d.sub.l[k+1]找出最接近的j和k值。根据指数值j和k，首先将最接近的b和s确定为b.sub.0＝b.sub.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])和s.sub.0＝s.sub.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])。通过下面的等式##equ8##，赋予b和s值达到实数计算中水平的高精确度，其中，高阶项的值可在标准微积分教程中找到。
[0579]
同样在步骤3中，如果能够找到来自给定材料成分数据对(b.sub.ex,s.sub.ex)的图像对d.sub.l和d.sub.h，使用相似的标准泰勒表达式获得实数精确度的d.sub.l和d.sub.h。
[0580]
因此，上述程序提供了用于直接解析所述非线性双能量x射线成像基本等式系统的方法，该方法采用合理选择的x射线能谱按等式系统的原形式进行解析，其精确度与实数解析计算中提供的精确度一样高。
[0581]
下文列出了上述实例的预期变化。本文公开的x射线系统和方法可以包括以下变化中的任意一种或多种以及基于本发明的任何其他变化。
[0582]
(1)根据目前的理论，当与x射线发生相互作用时，那些含有中低原子数材料成分的广泛范围的图像对象可被分解为两种具有不同质量衰减系数的广泛范围的材料。例如，使用双能量x射线成像方法，可以将人体软组织分解为瘦肉组织和脂肪组织。
[0583]
(2)在构建(d.sub.h,d.sub.l)数据对作为函数(b,s)的全过程中，可以使用函数标尺或网格步长，而非使用线性标尺，例如对数标尺。
[0584]
(3)一些完善的计算工具，如排序算法或数据库程序，可以用来进行上述反演过程。
[0585]
(4)上述程序中，在某些情况下，传统或当前双能量x射线数据分解方法也可以用于获得所述低分辨率前检测器图像d.sub.fpl或图像对d.sub.fhpl和d.sub.flpl。这些方法特征在于，使用线性化近似法解析非线性基本双能量x射线等式系统，并修正光束硬化效应。所述修正包括二阶近似。然而，这样做获得的结果将受到在该过程中使用的这些近似法固有精确度和功能的限制。
[0586]
(5)上述步骤中的一个或多个或所有方法中，其包括所述数据分解方法和散射消除方法，可以不同程度地组合在一起，可以将任意两个步骤或所有步骤组合为一个程序。例如，可以建立一个四等式系统，用于根据(d.sub.rh,d.sub.rl)计算(d.sub.fhp,d.sub.flp)，没有明确判定(b,s)。上述建立方程组的一种方式是在数据库中建立并保存一对定量关系d.sub.fhp＝(d.sub.rh,d.sub.rl)和d.sub.flp＝(d.sub.rh,d.sub.rl)。从所述后检测器组件的测量数据对(d.sub.rh,d.sub.rl)中可以直接找到所述前检测器组件的新数据对(d.sub.fhp,d.sub.flp)。
[0587]
上文对本发明的优选实例进行了描述，用于例证和说明。所述内容并不是详尽的或用于将本发明限制在所公开的具体形式。根据以上讲解可进行多种修改和变化。
[0588]
双能量或多能量x射线成像系统，用于拍摄对象的二维图像，可以包括：
[0589]
(a)按物理顺序由前到后：x射线源、二维前x射线检测器、光束选择装置，以及二维后x射线检测器，所述对象位于所述x射线源和所述前检测器之间；
[0590]
(b)所述x射线源适于发射具有两个或多个不同能谱的x射线以通过所述对象，所述x射线包括初级x射线和散射x射线，所述初级x射线通过与所述对象的相互作用使其行进方向不变，所述散射x射线通过与所述对象的相互作用改变其行进方向。
[0591]
(c)所述前检测器接收所述初级x射线和所述散射x射线；
[0592]
(d)所述后检测器接收通过所述光束选择机构的x射线，并具有多个选定位置和多个阴影位置；以及
[0593]
(e)所述光束选择装置阻止所述初级x射线通过所述阴影位置，但允许所述散射x射线通过所述阴影位置，以及允许所述初级x射线和所述散射x射线通过所述选定位置。
[0594]
所述x射线源可以交替发射所述两种不同能谱的x射线脉冲。
[0595]
在x射线成像系统中，所述光束选择装置可以包括一排具有轴线的圆柱体，所述圆柱体由x射线吸收材料构成，并通过具有可忽略的x射线吸收特性的材料进行支撑，所述轴线与所述初级x射线的行进方向平行。
[0596]
在所述x射线成像系统中，所述光束选择装置的厚度可以是约0.5mm至5cm。
[0597]
在所述x射线成像系统中，所述圆柱体的直径可以是约1.0mm至约10mm，间距是约2mm至约50mm。
[0598]
在所述x射线成像系统中，所述后检测器组件可以包括具有多个x射线敏感检测器单元的后检测器阵列，所述x射线敏感检测器单元以大致呈方形或矩形矩阵布置，使一侧布置大约多个检测器单元。
[0599]
双能量x射线成像系统，用于拍摄对象的二维图像，可以包括：
[0600]
(a)按物理顺序由前到后：x射线源、二维x射线检测器、光束粒子阻挡器装置；
[0601]
(b)所述x射线源适于发射单能谱x射线以通过所述对象，所述x射线包括初级x射线和散射x射线，所述初级x射线通过与所述对象的相互作用使其行进方向不变，所述散射x射线通过与所述对象的相互作用改变其行进方向；
[0602]
(e)所述光束粒子阻挡器装置阻止所述初级x射线通过所述阴影位置，但允许所述散射x射线通过所述阴影位置，以及允许所述初级x射线和所述散射x射线通过所述选定位置；以及
[0603]
所述能谱的平均能量范围为约15kev至约250kev。
[0604]
所述前检测器阵列可以包括多个x射线敏感检测器单元，所述x射线敏感检测器单元以大致呈方形或矩形矩阵布置，使一侧布置约2至约16,384个检测器单元。
[0605]
所述光束粒子阻挡器装置可以包括一排元件，所述元件由x射线吸收材料构成并通过具有可忽略的x射线吸收特性的材料进行支撑。
[0606]
所述x光束粒子阻挡器装置可以包括一排元件，所述元件由x射线吸收材料构成并通过具有可忽略的x射线吸收特性的材料进行支撑，在某些情况下，所述元件被配置为密封和定位所述光束吸收材料到位。
[0607]
所述x光束粒子阻挡器装置可以通过推进器进行移动。
[0608]
所述x光束粒子阻挡器装置可以通过推进器进行移动，并且可以具有一个原位置或参考位置、其可以移动到的一个或多个位置，例如位置a或位置b或位置c。
[0609]
在某些情况下，所述光束粒子阻挡器吸收所述初级x射线的位置a可以与位置b或位置c不同。
[0610]
在所述光束粒子阻挡板处于位置a或位置b时，在所述x射线吸收材料或元件阴影处采集的散射图像可以进行内插，以获得高分辨率散射图像。可以从检测器处获得的图像(包括原始图像和散射图像)中减去该图像，以产生仅有初级x射线的图像。当x射线发射位置处于相同位置时，可以将在位置a和位置b获得的图像相结合，以产生无数据间隙的高分辨率初级x射线图像，所述数据间隙由所述光束粒子阻挡器产生。当所述光束粒子阻挡器在位置c、位置d时，可以添加额外的图像。
[0611]
在某些情况下，在光束粒子阻挡器的每个位置，曝光次数可以明显减少，使位置a或位置b或位置c等处的组合图像的总曝光次数满足检测器信号要求。
[0612]
所述光束选择装置或光束粒子阻挡器装置的厚度可以是约0.5mm至5cm。
[0613]
所述由吸收材料构成的x光束粒子阻挡器元件的直径可以是约0.1mm至约10mm，间距可以是约2mm至约50mm。
[0614]
本发明可以包括使用具有二维x射线检测器的成像系统对对象进行双能量x射线成像的方法，所述对象主要由至少两种材料m.sub.a和m.sub.b构成，所述材料与x射线的相
互作用是不同的；所述材料m.sub.a具有二维投影质量密度a，所述材料m.sub.b具有二维投影质量密度b。所述成像系统可以包括(按物理顺序由前到后)：双能量或多能量x射线源、光束粒子阻挡板、光束选择装置、以及由所述符号(i',j')标识的多个阴影后检测位置，其中所述光束粒子阻挡板具有多个光束吸收材料，所述光束吸收材料分布在所述挡板的多个区域，所述挡板与具有所述符号(x,y)标识的多个检测位置的二维x射线检测器平行。所述选定的后检测位置和所述阴影后检测位置可以是互相排斥的。所述对象可以位于所述x射线源和所述前检测器之间，所述x射线源适于发射至少两个不同平均能级h和l下的x射线以通过所述对象，所述x射线包括初级x射线和散射x射线，所述初级x射线通过与所述对象的相互作用使其行进方向不变，所述散射x射线通过与所述对象的相互作用改变其行进方向。所述选择器可以具有由所述符号(x(i),y(j))标识的选定检测位置，该位置与x射线投影线相交，所述x射线投影线从所述x射线源延伸到所述检测位置(i,j)；所述光束粒子阻挡器装置允许所述初级x射线和所述散射x射线通过所述选定检测位置，阻止所述初级x射线通过所述阴影检测器位置，允许所述散射x射线通过所述阴影检测位置。所述方法可以包括以下步骤：
[0615]
(a)使用所述平均能级为h的x射线、或峰值能级为h的能谱照射所述对象；
[0616]
(b)从所述检测位置(x,y)获取高分辨率图像i.sub.fhh，并对所述图像i.sub.fhh进行处理，使所述图像i.sub.fhh归一化并去噪，例如暗信号，和/或调整或去除白噪声，生成包括所述初级x射线和所述散射x射线的图像d.sub.fhh(x,y)。
[0617]
(c)根据所述图像d.sub.fhh(x,y)生成代表所述选定检测位置(x(i),y(j))的图像d.sub.fhl(x(i),y(j))；
[0618]
(d)从所述阴影检测位置(i,j)采集低分辨率散射图像i.sub.rhsl，并对所述图像i.sub.rhsl进行处理，使所述图像i.sub.rhsl归一化并去除暗信号，生成图像d.sub.rhsl(i,j)；
[0619]
(e)针对至少一个不同能级l下的x射线重复步骤(a)至(d)；
[0620]
(f)使用所述平均能级为l的x射线、或能级峰值为l的能谱照射所述对象；
[0621]
(o)采用内插法将所述低分辨率散射图像d.sub.rhsl(x(i),y(j))扩展至所述检测器的整个图像区域，计算高分辨率散射图像d.sub.fhsh(x,y)，并且采用内插法将所述低分辨率散射图像d.sub.flsl(x(i),y(j))扩展至所述检测器的整个图像区域，计算高分辨率散射图像d.sub.flsh(x,y)；
[0622]
(p)从所述图像d.sub.fhh(x,y)减去所述图像d.sub.fhsh(x,y)，计算所述检测器的高分辨率初级x射线图像d.sub.fhph(x,y)，并且从所述图像d.sub.flh(x,y)减去所述图像d.sub.flsh(x,y)，计算所述检测器的高分辨率初级x射线图像d.sub.fhph(x,y)；
[0623]
(q)所述散射x射线基本删除后，所述图像d.sub.fhph(x,y)和d.sub.flph(x,y)可以形成所述前检测器处所述对象的高分辨率二维双能量初级x射线图像对，所述图像对具有与可从所述前检测器获得的最高空间分辨率基本相等的空间分辨率。
[0624]
可以根据所述图像对d.sub.fhph(x,y)和d.sub.flph(x,y)计算沿着所述投影线的二维投影质量密度a和b。
[0625]
沿着所述投影，可以通过使用所述双能量数据分解方法解析所述投影质量密度a和b的非线性双能量等式系统，计算质量密度a和b。
[0626]
所述图像对d.sub.fhpl(x(i),y(j))和d.sub.flpl(x(i),y(j))可以通过以下步骤计算：
[0627]
(a)通过使用等式系统的数值反演法解析所述投影质量密度a和b的非线性双能量等式系统；
[0628]
(b)将所述a和b的解代入所述图像的等式。
[0629]
当使用前后检测器时，可以通过直接定量关系根据所述图像对d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)计算所述图像对d.sub.fhpl(x(i),y(j))和d.sub.flpl(x(i),y(j))。
[0630]
通过使用线性化近似法解析双能量初级x射线成像等式系统，根据所述图像对d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)计算所述图像对d.sub.fhpl(x(i),(j))和d.sub.flpl(x(i),y(j))，并针对光束硬化和高阶效应进行修正。
[0631]
使用具有二维x射线检测器的成像系统对对象进行双能量x射线成像的方法具体为，所述对象可以包括两种材料m.sub.a和m.sub.b，所述材料与x射线的相互作用是不同的；所述材料m.sub.a具有二维投影质量密度a，所述材料m.sub.b具有二维投影质量密度b。所述检测器组件可以包括：
[0632]
具有多个由所述符号(x,y)标识的前检测位置的二维前x射线检测器、光束选择装置，以及后二维x射线检测器组件，所述后二维x射线检测器组件具有多个由所述符号(i,j)标识的选定后检测位置和多个由符号(i',j')标识的阴影后检测位置，所述选定后检测位置和所述阴影后检测位置是相互排斥的。可替代地，所述检测器组件可以包括：
[0633]
具有多个由所述符号(x,y)标识的检测位置的二维x射线检测器、光束粒子阻挡器装置；在检测器的分布区域内，所述光束粒子阻挡器装置在所述检测器上的阴影区域由所述符号(i,j)标识。
[0634]
所述对象位于所述x射线源和所述前检测器之间，所述x射线源适于发射x射线以通过所述对象，所述x射线包括初级x射线和散射x射线，所述初级x射线通过与所述对象的相互作用使其行进方向不变，所述散射x射线通过与所述对象的相互作用改变其行进方向。
[0635]
所述前检测器具有由所述符号(x(i),y(j))标识的选定检测位置，该位置与x射线投影线相交，所述x射线投影线从所述x射线源延伸到所述选定后检测位置(i,j)。所述光束选择装置允许所述初级x射线和所述散射x射线通过所述选定后检测位置，阻止所述初级x射线通过所述阴影后检测器位置，允许所述散射x射线通过所述阴影后检测位置。所述后检测器组件可以包括(按物理顺序由前到后)：低能检测器、x射线能谱滤波器以及高能检测器。一种方法可以包括以下步骤。
[0636]
(a)使用x射线照射所述对象；
[0637]
(b)从所述前检测位置(x,y)处采集高分辨率图像i.sub.fh，并对所述图像i.sub.fh进行处理，使其归一化并去除暗信号，生成由初级x射线和散射x射线构成的图像d.sub.fh(x,y)。
[0638]
(c)根据所述图像d.sub.fh(x,y)生成代表所述选定前检测位置(x(i),y(j))的低分辨率图像d.sub.fl(x(i),y(j))；
[0639]
(d)从所述高能检测器的选定后检测位置(i,j)采集低分辨率图像i.sub.rhl，并对所述图像i.sub.rhl进行处理，使其归一化并去除暗信号，生成图像d.sub.rhl(i,j)；
[0640]
(e)从所述低能检测器的选定后检测位置(i,j)采集低分辨率图像i.sub.rll，并
对所述图像i.sub.rll进行处理，使其归一化并去除暗信号，生成图像d.sub.rll(i,j)；
[0641]
(f)从所述高能检测器的阴影后检测位置(i',j')采集低分辨率散射图像i.sub.rhsl，并对所述图像i.sub.rhsl进行处理，使其归一化并去除暗信号，生成图像d.sub.rhsl(i',j')；
[0642]
(g)从所述低能检测器的阴影后检测位置(i',j')采集低分辨率散射图像i.sub.rlsl，并对所述图像i.sub.rlsl进行处理，使其归一化并去除暗信号，生成图像d.sub.rlsl(i',j')；
[0643]
(h)采用内插法将所述低分辨率散射图像d.sub.rhsl(i',j')扩展至所述选定后检测位置(i,j)，计算低分辨率散射图像d.sub.rhsl(i,j)，并且采用内插法将所述低分辨率散射图像d.sub.rlsl(i',j')扩展至所述选定后检测位置(i,j)，计算低分辨率散射图像d.sub.rlsl(i,j)；
[0644]
(i)从所述图像d.sub.rhl(i,j)减去所述图像d.sub.rhsl(i,j)，计算低分辨率初级x射线图像对d.sub.rlpl(i,j)和d.sub.rhpl(i,j)，从而生成d.sub.rhpl(i,j)，从所述图像d.sub.rll(i,j)减去所述图像d.sub.rlsl(i,j)，生成d.sub.rlpl(i,j)；
[0645]
(j)根据所述低分别率双能量初级x射线图像对d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)计算低分辨率初级x射线图像d.sub.fpl(x(i),y(j))；
[0646]
(k)从所述图像d.sub.fl(x(i),y(j))减去所述图像d.sub.fpl(x(i),y(j))，计算低分辨率散射x射线图像d.sub.fsl(x(i),y(j))；
[0647]
(l)采用内插法将所述低分辨率散射图像d.sub.fsl(x(i),y(j))扩展至所述前检测器的整个图像区域，来计算高分辨率散射图像d.sub.fsh(x,y)；
[0648]
(j)从所述图像d.sub.fh(x,y)减去所述图像d.sub.fsh(x,y)，计算所述前检测器处的高分辨率初级x射线图像d.sub.fph(x,y)；
[0649]
(k)所述图像d.sub.fph(x,y)可以是基本删除所述散射x射线后所述前检测器处对象的高分辨率二维初级x射线图像，所述图像具有与从所述前检测器获得的最高空间分辨率基本相等的空间分辨率。
[0650]
所述双能量x射线成像方法具体为，所述图像d.sub.fpl(x(i),y(j))可以通过以下步骤进行计算：
[0651]
(a)通过使用等式系统的双能量数据分解方法解析所述投影质量密度a和b的非线性双能量等式系统；
[0652]
(b)将所述a和b的解代入所述图像d.sub.fpl(x(i),y(j))＝.intg.[.phi..sub.0(e).times.s.sub.f(e)].times.exp(-(.mu..sub.a(e).times.a(i,j)+.mu..sub.b(e).times.b(i,j)))de的等式。
[0653]
所述双能量x射线成像方法具体为，可以通过直接定量关系d.sub.fpl((x(i),y(j))＝d.sub.flpl[d.sub.rlpl(i,j)),d.sub.rhpl(i,j)]根据所述图像对(d.sub.rlpl(i,j),d.sub.rhpl(i,j))，计算所述图像对d.sub.fhpl(x(i),y(j))和d.sub.flpl(x(i),y(j))。
[0654]
所述双能量x射线成像方法具体为，通过使用线性化近似法解析双能量初级x射线成像等式系统，根据所述图像对d.sub.rhpl(i,j)和d.sub.rlpl(i,j)计算所述图像d.sub.fpl(x(i),y(j))，并针对光束硬化和高阶效应进行修正。
[0655]
本发明可以包括使用二维成像系统在对象的双能量x射线成像过程中进行数据分解的方法，所述成像系统包括x射线原、二维x射线检测器以及检测机构，所述二维x射线检测器具有由所述符号(x,y)标识的离散检测器单元矩阵，所述检测机构用以确定所述检测器单元处所述对象的归一化、二维、双能量初级x射线图像对；所述对象用两种材料m.sub.a和m.sub.b表示，所述材料与x射线的相互作用不同；所述材料m.sub.a在所述典型单元处具有二维投影质量密度a(x,y)，所述材料m.sub.b具有二维投影质量密度b(x,y)；沿着连接所述x射线源和所述检测器单元(x,y)的投影线，定义所述a(x,y)和b(x,y)。在x射线信号方面，可以使用典型单元(x.sub.0,y.sub.0)代表各检测器单元(x,y)作为所述投影质量密度函数。所述数据分解方法可以包括以下步骤。
[0656]
(a)通过所述检测，确定平均能级h下所述检测器单元的二维初级x射线图像信号d.sub.h(x,y)和与所述能级h不同的平均能级l下所述检测器单元的二维初级x射线图像信号d.sub.l(x,y)；
[0657]
(b)构建第一显式定量函数对；
[0658]
(c)对所述第一函数对进行数值反演以获得第二显式定量函数对；
[0659]
(d)用所述第二函数对中所述值d.sub.h(x.sub.0,y.sub.0),d.sub.l(x.sub.0,y.sub.0)的初级x射线图像信号对d.sub.h(x,y),d.sub.l(x,y)取代所述检测器单元(x,y)的所有信号，计算所述对象的材料成分a(x,y)和b(x,y)；
[0660]
(e)所述对象的材料成分a(x,y)和b(x,y)可以代表一对在检测器单元(x,y)处沿着所述投影线的二维投影质量密度图像。
[0661]
所述方法可以包括以下特征的一种或更多种：
[0662]
(a)通过对所述基本双能量x射线等式以显式定量形式提供所述成像系统的能量依赖函数sps.sub.h(e)和sps.sub.l(e)，构建所述第一函数对d.sub.h＝f.sub.dh(a,b),d.sub.l＝f.sub.dl(a,b)。
[0663]
(b)使用所述x射线源和所述x射线检测器之间的厚度为t的参考材料m，通过吸收法分别确定所述函数sps.sub.h(e)，测量所述能级h下窄束初级x射线信号值p.sub.h(t)，根据等式使用最小二乘参数拟合方法获得sps.sub.h(e)。
[0664]
(c)使用所述x射线源和所述x射线检测器之间的厚度为t的参考材料m，通过吸收法分别确定所述函数sps.sub.l(e)，测量所述能级l下窄束初级x射线信号值p.sub.l(t)，根据等式使用最小二乘参数拟合方法获得sps.sub.l(e)。
[0665]
所述方法具体为，通过直接测量所需范围(a,b)内具有已知值a和b的某些点处所述典型单元(x.sub.0,y.sub.0)的d.sub.h和d.sub.l值，并将所述d.sub.h和d.sub.l值解析扩展至连续域，获得所述第一函数对d.sub.h＝f.sub.dh(a,b),d.sub.l＝f.sub.dl((a,b)。
[0666]
所述双能量或多能量成像方法具体为，从所述第一函数对d.sub.h＝f.sub.dh(a,b),d.sub.l＝f.sub.dl(a,b)到所述第二函数对a＝f.sub.a(d.sub.h,d.sub.l),b＝f.sub.b(d.sub.h,d.sub.l)的数值反演可以包括以下步骤。
[0667]
(a)根据整数网格(a.sub.n,b.sub.m)上所述联立等式d.sub.h＝f.sub.dh(a.sub.n,b.sub.m)和d.sub.l＝f.sub.dl(a.sub.n,b.sub.m)计算第一对数值阵列，其中a.sub.n＝a.sub.0,a.sub.1，a.sub.2,...，a.sub.n和b.sub.m＝b.sub.0，b.sub.1，
b.sub.2,...，b.sub.m是所述第一对阵列的整数索引。
[0668]
(b)对所述联立等式d.sub.h＝f.sub.dh(a.sub.n,b.sub.m)和d.sub.l＝f.sub.dl(a.sub.n,b.sub.m)进行数值反演，从而获得联立等式a.sup.0＝f.sub.a.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])和b.sup.0＝b.sub.b.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])。
[0669]
(c)根据所述联立等式a.sup.0＝f.sub.a.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])和b.sup.0＝f.sub.b.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])计算第二对数值阵列，其中d.sub.h[j]＝d.sub.h[0]，d.sub.h[1]，d.sub.h[2]，...，d.sub.h[j]和d.sub.l[k]＝d.sub.l[0]，d.sub.l[1]，d.sub.l[2]，...，d.sub.l[k]是整数或实数，且其中d.sub.h[j]《d.sub.h[j+1]和d.sub.l[k]《d.sub.l[k+1]，j，k，j和k是用于第二对阵列的坐标阵列的整数索引。
[0670]
(d)针对所测量的双能量信号数据对d.sub.h(x,y)和d.sub.l(x,y)中每一个数据，根据所述标准d.sub.h[j].ltoreq.d.sub.h(x,y).ltoreq.d.sub.h[j+1]和d.sub.l[k].ltoreq.d.sub.l(x,y).ltoreq.d.sub.l[k+1]，确定最接近的索引j和k值，然后根据所述最接近的索引j和k以及所述联立等式a.sup.0＝f.sub.a.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])和b.sup.0＝f.sub.b.sup.0(d.sub.h[j],d.sub.l[k])，确定所述a(x,y)和b(x,y)；以及
[0671]
(e)细化所述a(x,y)和b(x,y)使其精确度与所述等式##equ9##提供的实数精确度一样高。
[0672]
roi或voi
[0673]
roi或voi的鉴定与选择性测量和/或涉及本方法的迭代过程可以实现个性化或自定义x射线成像或光谱成像或断层摄影术或ct，从而减少辐射曝光和/或加速图像采集和重建，显著提高可实现的分辨率和灵敏度。
[0674]
待进一步研究的roi或voi的确定或鉴定
[0675]
之前，所述目的区域可以通过单次、或两次能量测量、或多次能量测量进行鉴定或确定，有时伴随材料分解或3d或ct或多维成像或ct切片或光谱断层摄影。本文公开的x射线成像设备和方法中，可以通过方法确定目的区域，该方法包括以下步骤中的一种或更多种：
[0676]
用户输入。
[0677]
数字程序。
[0678]
预先确定，例如，基于一个或多个标准。
[0679]
决策，来源于使用一个或多个检测器(以下称为所述第一检测器或多个第一检测器)对一个或多个x射线图像进行的ai分析和/或测量，或实时测量。
[0680]
决策，来源于外部传感元件(例如定位元件、和/或距离传感元件)的ai分析和/或分析，和/或测量，或实时测量，和/或通过光学、超声、mri、pet和spect进行的单次、两次或多次尺寸测量、物理测量或化学或电化学测量。
[0681]
决策，来源于一个或多个x射线图像的分析，或ai分析和/或测量，或实时测量，和/或spr低于1％或低于5％的重建断层摄影图像，所述一个或多个x射线图像的散射在空域，或频域，或时域内去除至低于1％或低于5％。
[0682]
决策，来源于使用本文公开的方法和设备进行的点，和/或一维，和/或二维或多维的分析，或ai分析和/或测量，或实时测量。
[0683]
决策，来源于材料分解数据，例如，使用本发明所述的材料分解方法和设备(或基
于本发明的其他方法)，使用能敏检测器，单一物质或组合物质分离图像的综合、或深度学习图像。
[0684]
使用多维、3d、或达7d、和/或x射线的材料分解图像，提供图像引导，用于各种形态(x射线除外)下干涉、治疗、监测、和/或追踪和/或诊断、和/或测量。
[0685]
目的区域的测量可以包括以下特征中的一种或更多种：
[0686]
roi可以是静态对象中的静态roi，例如，大致相同的空间位置、不变的化学状态或物理状态；
[0687]
roi可以处于动态，或近似动态，例如监测或追踪物体或对象中的成分或目标。
[0688]
roi可以通过设备和方法进行测量，包括下列项目中的一项或更多项：
[0689]
使用所述第一检测器，
[0690]
使用相同的或不同的x射线源，
[0691]
使用具有不同设置(例如不同的焦点尺寸、或不同的x射线发射位置)的相同x射线源，
[0692]
使用具有不同帧速率或分辨率、或间距尺寸设置(例如，合并或不合并(binning))的第一检测器，使用所述第一检测器或检测器位置的选定区域，
[0693]
使用与布置在所述第一检测器前方或后部的不同检测器相结合的相同检测器，
[0694]
使用布置在所述第一检测器大致空间位置内的不同检测器，
[0695]
使用不同检测器；移动所述第一检测器以采集roi的x射线测量后，将所述不同检测器布置在所述第一检测器的空间位置，或
[0696]
使用不同的形态，例如光学、电子光学、光声、非线性显微镜、oct、pet、spect、mri或压力、动力学测量、温度、电生理学、以及电气测量。
[0697]
并且，物体内roi的测量和/或roi的确定和roi的鉴定可以迭代和/或重复进行，每次需基于相同的标准或不同的标准。
[0698]
且每次，所述物体内roi的确定标准和/或roi的测量标准可以是不同的，和/或测量方法或测量方法的组合可以是不同的或相同的。
[0699]
例如，双能量或三能量或多能量成像方法和/或材料分解方法用于确定一个或多个roi。
[0700]
3d或2d图像的低分辨率可以从每个roi中获取，以重建roi的3d或多维或合成的2d图像。所得结果和/或信息可以用于再次确定下一组测量中使用的roi，和/或用于确定可使用的测量方法的种类。例如，可以采用比上一次数量更多的2d图像重建不同分辨率图像，例如较高分辨率图像，从而沿着roi的深度解析比之前未知体素更多的低维未知体素，实现较高的分辨率。x射线发射位置可以小步行进，其行进步长小于之前3d图像重建所用的第一组测量中的步长。
[0701]
并且，为了进一步解析一个或多个体素内材料或物质，可以采用光谱图像或多能量图像或测量，和/或可以生成根据多能量测量重建的3d图像，从而进一步显示所述roi中体素的属性并提高所述roi中各体素的测量灵敏度。
[0702]
在某些情况下，通过共同定位对比剂识别的解剖标记物或目标，或通过空间邻近法，可以将作为所述第一图像的x射线图像和/或第一次测量与其他成像方法的形态进行共
同定位或记录。
[0703]
光学方法或其他形态的方法可以与x射线成像方法组合使用，以在手术中进行追踪。
[0704]
voi可以是区域或肿瘤的子区域。voi可以在眼睛内或眼睛的某些部位处。
[0705]
可以使用各种检测器进行密度测量和内插以导出与各种能量的检测器测量相关的密度信息，从而关联两个或更多个检测器的密度测量。如果使用一种或更多种不同密度的常用参考材料或物质在第一检测器和另一个检测器(例如第二检测器)之间建立了定量关系，数据库和/或能量响应函数等式系统可以通过第一检测器或多个第一检测器建立，并且用于物质的密度测定，所述物质可以使用其他检测形式或其他类型的x射线检测器进行测量。
[0706]
大目的区域和/或大视场成像区域可以大于一个x射线源所允许的区域。
[0707]
如图21所示，其中有一个大目的区域2，例如，人体全身成像，需要两个或更多个检测器(例如，d1、d2、d3、d4、d5)，和/或两个或更多个x射线源(例如，12-1、12-2
……
12-5)在整个目的区域内进行点或二维或多维或3d图像快速采集。
[0708]
例如，可以使用每个射线源或每个射线源与至少一个检测器进行目的区域相应部分(2-1、2-2
……
2-5)的3d或多维成像，使用x射线源照射所述目的区域的相应部分。
[0709]
可以沿着单轴或在2d或3d或6d空间的每个轴内或每个轴的一个或多个组合内布置和/或移动x射线源或x射线发射位置或导向x射线光束。
[0710]
布置x射线源可以形成一个图谱，例如面向目的区域的螺旋图谱。
[0711]
x射线源和所述检测器均可以在与所述对象或目的区域相对的单轴或二维或6d的至少两轴内同步或非同步移动，从而完成大目的区域的3d或2d测量。
[0712]
图21示出了使用多个x射线源以及多个相应检测器或一个非常大的检测器(包括两个或更多个检测器)或一个大检测器，测量所有射线源的x射线信号。
[0713]
每个x射线源和相应的检测器对可以实现点、线性、2d和多维测量或3d测量或本文所述的其他技术。一些测量的散射线与初级射线比《1％，一些测量的散射线与初级射线比《5％。
[0714]
相对于所述对象移动一组x射线测量模块也可以实现大视场3d成像，所述x射线测量模块包括至少一个x射线源和至少一个区域检测器，所述对象可以放置在桌子上，并且是射线可透过的，或可以放置样品架上。
[0715]
通过其他成像技术可以进一步扩展x射线测量，所公开的x射线成像设备和方法中已对一部分所述成像技术进行了说明。
[0716]
对于不同空间分辨率或光谱分辨率的其他测量、相衬、傅里叶变换、不同速度或不同能级的测量，可以使用其他的x射线源、各种x射线光学元件或检测器以及形状因数。在某些情况下，可以增加包括增强器或闪烁器、或光学元件以及摄像机的x射线和光测量装置，用于检测。
[0717]
在某些情况下，在所述x射线源和目的区域之间可以使用x射线光学元件，例如用于准直、导向或聚焦的装置。可以使用聚光器或区域板。所选尺寸的光束孔可以直接放置在所述目的区域的上游。可以直接使用x射线检测器测量通过所述光束孔的x射线，或者可以将物镜布置在所述对象的正下游，并且将闪烁器布置在所述物镜的上游或下游，检测器用
于测量所述物镜或所述闪烁器输出的x射线。
[0718]
在某些情况下，x射线源可以直接布置在所述对象的上游，所述对象的x射线输出可以通过区域检测器或增强器、光学元件和物镜和其他元件进行采集，所述其他元件可将所述x射线输出缩小到摄像机上。
[0719]
相衬或干涉仪光学元件可以在所述x射线波长范围或光学距离内使用。
[0720]
roi的多个片段或多个部分
[0721]
x射线源2和/或相应的检测器22可以移动很小的距离(以毫米或亚毫米为单位)，以采集多维或3d或更多维测量。例如，x射线源或所述x射线源和所述检测器对在区域内移动的距离与所述目的区域顶层和底层之间的距离或所述深度大致相同，或与垂直于所述检测器的目的区域的深度相同。
[0722]
x射线源2和相应的检测器22可以在大于1mm的距离或区域或体积内移动，或在相同的距离内移动，以便相同x射线源可以照射所述目的区域整体的尺寸范围。例如，如果所述x射线源视场不够大，使x射线不能投射到所述整个目的区域，在所述目的区域的第一片段或第一部分进行完整的3d或一次或多次2d测量后，x射线源和/或相应的检测器可以相对所述目的区域进行移动。所述第一片段或第一部分为相对于所述目的区域在其第一位置的x射线可以照射的部分。获取所述第一片段或第一部分图像后，所述图像中至少一个图像的散射已经去除至spr低于1％或spr低于5％。在某些情况下，可以使用本文所述的3d重建方法构建所述目的区域第一片段或第一部分的多维或3d图像。在某些情况下，如本文公开的x射线成像设备和方法所述，该测量可以是能量摄动后或摄动过程中的双能量或多能量测量、和/或相衬成像测量和/或所述目的区域的测量。
[0723]
然后，所述x射线和/或相应的检测器可以相对于所述对象进行移动或移动至所述目的区域，以测量所述目的区域的不同片段或第二片段。可以对所述第二片段进行一次或多次测量，该测量与所述目的区域的第一片段或第一部分的测量相似。同样，对第三片段或第三部分进行测量，以此类推。
[0724]
可以通过将roi的两个或更多个片段或部分拼接在一起测量所述整个目的区域并重建图像。
[0725]
将所述两个或更多个片段拼接在一起可以通过匹配解剖标记物或基于片段或部分上roi的选定子区域的两个不同片段或部分的匹配重叠测量来实现，如果定义所述两个片段或部分以使具有彼此重叠的选定子区域。
[0726]
x射线源和/或所述检测器可以精确地移动对齐，使所述图像可以首尾拼接在一起。而且如果存在缺失间隙，所述片段边界上相邻像素或像素区域的值可以内插至两个片段或两个部分之间界面区域内的缺失像素处。
[0727]
片段或部分被定义为roi的一部分。所述部分的组合可以包括所述整个roi。roi可以分成两个或更多个部分单元和/或片段单元。本文使用的片段与将roi分割成重叠的不同组织成分的意思不同。本文使用的片段使所述roi在空间上分成多个部分或片段，每个部分或片段可以通过独立于其他部分或片段的x射线光束和相同的投影进行查询，并将信息收集在检测器上。本发明这一节中的所述片段或部分可以包含多个组织类型和彼此重叠的成分。在更精确的定义中，术语“部分”可以用来更好地描述这个场景，而片段可以在其他设置中使用，例如图像采集后、材料分解和roi分割成多个片段，每个片段具有鲜明的特征，使其
可与其他片段分开，即使是通过相同的x射线投影路径(例如，达到所述检测器上相应像素的投影线)照射和测量。
[0728]
可以使用和/或移动至少一个其他x射线源和/或至少一个或多个其他检测器，来测量所述第一目的部分上一个或多个选定目标，用于进一步的研究。x射线源或检测器的尺寸、分辨率、速度和能级或波长可以与所述目的区域的第一次或第一组测量中使用的x射线源或检测器的不同。
[0729]
在一些实施例中，每个x射线源可以产生x射线光束，照射所述目的区域，然后通过多个检测器进行测量。或者如图25所示，在一个位置的一个或多个x射线源可以照射所述全身。可以将两个或多个检测器拼接在一起使用，或一个大的检测器可以覆盖整个对象，即所述全身。可替代地，可以移动检测器和/或一组射线源与检测器，以覆盖roi(即所述整个对象)的不同部分。例如，当对象是人体全身时，所述射线源与检测器可以对roi的一部分进行一次成像，所述成像过程可以重复进行，以对其他部分进行成像，直到所述整个对象成像完成。便携式大视场x射线成像系统可以实现视场扩展。所述成像对象2可以布置在射线可透过的桌子或支撑机构上，例如射线可透过的病床或样品架40上。所述射线源12可以发射所述x射线，所述x射线照射所述目的区域处的对象2，通过并达到所述光束粒子阻挡板100和所述检测器22。
[0730]
如图30所示，所述检测器22可以被机动化移动，和/或所述x射线源22可以在空间上被机动化移动，从而对所述较大对象的不同区域进行成像，例如人体全身或货物和晶片生产机。对象2布置在射线源12与检测器22之间。可以通过机械结构104(例如，梁、臂、或其他装置)连接所述射线源、检测器和推进器。
[0731]
驱动射线源12的所述电机可以在小尺寸范围内移动所述射线源或x射线发射位置，以重建本发明所述的3d或多维图像。
[0732]
不同的电机可以安装在支撑结构104上与所述第一电机相同的空间位置，从而在某种情况下小步移动所述x射线发射位置。
[0733]
电磁转向装置可以安装在相同的结构104上，用于在达到所述目标前，通过转向电子束移动所述x射线发射位置。
[0734]
例如，一个大检测器d5可以测量多个x射线源2-1
……
2-5的x射线，每个射线源照射一部分所述目的区域12。
[0735]
用于roi的3d打印和显示的数据
[0736]
根据使用本发明所述设备和方法进行的测量，使用有形物质和电子显示器、透明显示器，例如电脑显示器或显示屏、投影和投影显示器或3d投影显示器和3d显示器，可以基于此导出或合成打印、3d打印。
[0737]
使用一种或多种相似材料或所述原始对象和/或目的区域的变体，基于当前公开的所述方法和设备，测量、合成或重建的x射线图像，以用于所述目的区域或目标或对象的3d打印。可以使用包括打印工具的机器或包括一种或多种材料的重建工具进行3d打印，以表示目的区域或所述对象。
[0738]
3d和断层摄影重建
[0739]
重建中使用的图像主要包括初级x射线图像和/或测量，以使spr低于1％或低于5％。
[0740]
下面将描述重建断层摄影的实例和重建数据的准备工作。
[0741]
当确定roi，并由用户向微处理器发送获取断层摄影图像的指令，或通过数字程序或指令或算法发出上述指令，以及作出单能量和/或光谱成像指令时，通过确定x、y、z坐标中的voi边界，为断层摄影定义voi。voi的厚度可由用户通过测量或使用传感器(如飞行时间传感器)来确定，以测量voi顶面到x射线发射位置的距离。由于已知样品架顶部到检测器表面的距离，因此，可以确定voi的厚度。
[0742]
获取投影图像后，可单独确定和表征来自样品架、光束粒子阻挡板以及检测器与voi之间的任何其他衰减物质对检测器测量的预定贡献。在某些情况下，可基于逐个像素完成。
[0743]
voi可以是嵌在物体厚度之中的内部voi。在这种情况下，可单独或有区别地和/或使用至少与之前利用重建图像确定voi方法存在部分差异的技术，或使用其他重建技术来确定voi以上最靠近x射线发射位置的体积vai，或voi以下最靠近所述voi底部的材料体积vbi。
[0744]
多孔径器件(mad)是一种序列二进制滤波器，其可提供广泛的通量模式，且可置于射线源和物体之间，并通过相对较小的运动进行动态调整以选择voi；其中，部分运动是可偏离轴。
[0745]
与图像重建相关的信息，包括空间投影几何构型，可储存在微处理器中。
[0746]
获取投影图像时，利用空间投影几何构型将x射线发射位置的空间位置与voi的中心和检测器联系起来。例如，如下所述，可定义此类空间投影几何构型。
[0747]
若x射线发射位置在平行于该检测器的xy平面上运动，可使用一个具有三个自由度的坐标描述x射线源、物体和/或该检测器的所有空间位置和相对运动。可以确定x射线源到voi中心的距离，并且可以确定检测器中心轴到voi中心的距离。
[0748]
对于x射线源和/或检测器的更复杂的移动，可以使用附加坐标，例如，如果涉及相对旋转运动，则可以使用旋转坐标，每个x射线源或检测器都使用旋转坐标。
[0749]
x射线源信息，比如焦点尺寸、能级、电流、曝光特性、中心轴、检测器像素间距尺寸、元件数量、检测器的空间位置，可存储在本文所述x射线系统的存储器中。
[0750]
可生成元文件，以存储微处理器获取的重建投影图像所涉及参数的相关信息。
[0751]
可以设计系统矩阵来模拟x射线发射位置的空间位置或相对空间位置、x射线光束的中心轴(例如，x射线锥形光束的中心轴)、sid(射线源12到检测器模块22的距离)、射线源和/或检测器对的移动和/或对齐，以照射目的区域、设置相对于射线源和检测器的体素位置，例如，确定检测器上相对于中心轴的投影位置u和v，x射线源中心轴与检测器中心轴的偏移位置u0和v0。x射线源的移动表达式可以是一个向量，其第一元素和第二元素是x射线源的坐标变换。
[0752]
基于该x射线源和/或x射线检测器的空间位置和/或移动以及voi移动，该微处理器可确定坐标数量，所述坐标数量可描述不同硬件移动和相对空间位置的自由度。
[0753]
滤波器，比如铝或铜，可在x射线发射位置的下游使用，也可在该射线源和该物体之间使用，在某些情况下，以降低光束硬化效应。
[0754]
通过投影图像重构断层摄影图像可包括以下步骤。第一步，可将voi中各体素的值设为0或1，以大致确定该体素的衰减系数范围。该衰减系数值的阈值可用于将此类值设置
为1或0。基于应用和所需准确度，可将多种因素纳入考虑范围，该因素可促成体素相对于x射线源位于某一空间位置时的实际衰减系数值。例如，该多种因素可包括该x射线管、阳极类型、该x射线管的设计、该检测器，和特定体素在roi上游的体素衰减贡献以及通过特定厚度样品的锥形光束的放大系数、在特定空间位置和给定体积中光子流入量的变化，以及与该射线源有一定距离的光子变化的数量，与具有特定组成或衰减值的物质或材料之间的相互作用。
[0755]
可使用模拟法，如monte carlo模拟法或放射疗法中使用的其他模拟工具，x射线成像、核成像、spect、电镜成像及射线追踪法。例如，可使用基于art的确定性方法。图像重建法可结合使用monte carlo模拟法和确定性方法。可移动x射线发射位置和进行x射线测量，基于数个线性方程解析未知体素，其中，基于体素衰减范围的定义，未知体素值为1或0。例如，骨骼可被赋值为1，那么软组织的接收值可为0，即可透射。
[0756]
所述检测器测量该roi的2d投影图像。相对roi对应检测器的中心轴，可在不同的x射线发射位置测量相同的roi。x射线发射位置相对于该检测器中心轴的总移动可小于10度，或小于5度，或小于2度，或小于1度，并远离由该x射线锥形光束、该x射线发射位置、roi和该检测器定义的其中心轴的第一位置。通过art或art衍生品和/或替代模拟法，可解析该体素的衰减系数值，得出1或0的值，每个值表示高于或低于阈值的衰减值。可在某一衰减系数值设置阈值，该系数值可分离两种物质如骨骼和软组织，或可从背景组织中的对比剂中分离对比剂。此过程可迭代，以继续调整阈值直至模拟投影测量与实际投影测量趋同。
[0757]
上述投影几何构型可与传统ct图像的重建和断层融合、c型臂或o形环，以及重建方法的衍生品一同使用，以重建所需图像。本文公开的该系统和方法及传统ct与其他x射线成像多维成像的区别可包括：
[0758]
空间几何矩阵或配置中投影几何构型的变换和/或计算。传统的ct类技术通常具有更复杂的几何构型。
[0759]
在传统的ct类技术中，用于重建的迭代算法可能具有噪声的几何伪影。
[0760]
在传统的ct类技术中，投影图像由于散射而有噪声，因此，由于每个体素的初始衰减系数估计值而延长了重构时间。
[0761]
某些普遍接受的算法可能无法用于传统的ct类技术，因为有些算法是用于大角度旋转投影几何构型的。
[0762]
所述x射线发射位置可以在xy平面内移动，并具有相似或相同的射线源到检测器的距离，以及射线源到roi和检测器的相对平面位置。因此，修改几何矩阵以描述此类移动。可以得到具有三个变量的向量表达式。前两个变量描述了x和y轴方向的移动。第三个变量可能与x射线发射位置在z轴上的移动有关。
[0763]
在某些情况下，可以使用更多的x射线源(表示为“第二射线源”或“第三射线源”)在与第一个射线源相同的空间位置测量相同的voi。当第二射线源从第一射线源的相同位置移动至voi投影图像时，例如，当第二射线源发射不同能级的x射线光束时，可以通过提供多个能量测量的第二组投影图像完成断层摄影图像的重建，因此需要更精确地推导出每个体素的衰减系数和/或更少的迭代。
[0764]
当光谱x射线成像系统使用类似于传统光谱ct类技术的射线源和检测器对时，可以通过模拟法获得剂量和辐射曝光量。
[0765]
各体素的衰减系数常数和/或各体素的衰减可基于其从模拟工具获得的值并根据其实际加权值进行修改。根据体素在roi中所在层，每个体素的加权值与其原始值相结合，可以产生修改后的衰减系数或衰减值x。然而，此类值x是衰减值或衰减系数常数的函数。
[0766]
在每个能量处，可以确定此类体素值。这些信息可用于分割roi中的体积、确定密度和厚度、表征未知体素以及识别和可视化每种物质和复合物质。
[0767]
重建模型的一个实例是使用基于art及其衍生品的重建方法，或monte carlo模拟法，或结合两种方法。.该实例包括统计建模，执行局部信噪比分析，以根据模型将数据分解为信息和噪声。在这种情况下，与本发明中的传统ct相比，数据可能不包含散射噪声，因为散射干扰已被消除到初级射线的5％或1％以下。因此，当预估散射消除法超过初级x射线的1％时，可以考虑有散射现象。然而，由于散射影响动态范围，导致初级x射线的测量信噪比降低，因此在某些情况下可能需要此步骤。
[0768]
可能存在其他类型不同于散射的噪声。可能需要进行后期的图像采集和重建处理，以消除散射以外的噪声。
[0769]
在某些情况下，可以使用测量的散射值代替模拟散射值，以提取信息或预期的投影图像。在某些情况下，由于导出的投影图像中缺少散射以及材料分解，重建无需迭代过程进行校正。可根据具体情况进行调整。
[0770]
重建方法可包括monte carlo模拟法或用于进行x射线投影模拟和建模的模拟方法，在一些实例中，可结合上述方法在一个衰减值范围内将体素值设置为0或1，并分别将每个体素单元中的值与检测器的测量值相关联。
[0771]
可监测空间和时间上的光束剖面。
[0772]
各体素vxyz可包括一组子单元。
[0773]
各子单元sub可具有特定的维度。目标体积或目的区域中的各体素具有空间关系或空间位置，该空间关系或空间位置可被定量描述，例如，通过距离和/或在至少一个轴上的空间坐标，检测器和/或特定像素或包括一个或多个像素的测量区域，和/或x射线源和/或x射线源的中心轴，其垂直于检测器或任何参考物和/或任何空间参考和/或成像对象或测量对象的一部分或全部。各体素之间的此类定量关系可能是定义体素的其中一个参数。体素可具有基于其组成部分的x射线测量值。各体素的组成部分及其相对于周围物体的空间位置可包括检测器、成像对象的解剖标记物或成像对象或外部参考物体，其有时可能是检测器，或射线源，或抽象物体，如由x射线发射位置或检测器和/或成像物体的一部分或全部定义的中心轴。
[0774]
在一个实例中，当x射线发射位置在x、y或z轴上移动，或在包含时间标记的6d或7d位置空间移动时，特定体素vxyz可能不会移动。然而，x射线发射位置的中心轴可移动。特定vx、y、z的对应检测器像素或区域可能相同或不同。
[0775]
记录并跟踪特定空间位置的体素或一部分体素以及检测器上的相应像素或像素区域；当x射线发射位置移动时，该检测器测量此类体素或一部分体素的x射线信号。该部分体素可被描述为体素的百分比。该部分体素可以由多个子单元描述，并且可以包含在能促进像素测量或检测器区域测量的部分之中。例如，若体素vxyz具有100个子单元sub或100个1um的子单元，则一部分体素可包含64或10个子单元，这有利于完成像素或检测器区域的测量，该像素或检测器区域由体素空间位置、x射线发射位置界定的x射线照射路径决定，且有
利于测量正在测量的检测器区域。
[0776]
特定体素vxyz的电磁测量和/或其他物理或化学特性或测量或模拟特性与检测器像素的测量和空间关系相关。该数据用作分析数据的一部分，如用于多维成像或断层摄影或断层融合的定量成像、定性成像、材料分解和/或重建方法。
[0777]
目标体积或目标体积voi或目的区域(包括voi及其边界)中的体素可通过x射线照射路径和检测器测量区域来描述，例如，在由边界描述的横截面中，角位于位置a、b、c、d。边界空间形状可以是对称的，也可以是不对称的。例如，最靠近射线源的顶层b到c的距离所描述的尺寸可能小于ad，ad描述了最靠近检测器的部分底层尺寸。
[0778]
重建实例-体积数据3d重建
[0779]
由于x射线光束呈锥形，最靠近x射线源的目的区域可能比最靠近检测器的目的区域小。或者，当测量时，照射从目的区域到x射线源的一个或多个体素的x射线可投射到检测器上的更大区域。
[0780]
例如，目的区域roitotal(x,y)可包括从最靠近射线源的对象表面扩展至最靠近检测器的对象表面之体积。
[0781]
如图19至图20所示，roi total(x,y)＝r1+r2+
…
rp，其中，各个r为目的区域内沿x射线投影路径的不同层。例如，若沿z轴的深度为20cm且需沿z轴解析体素分辨率，xz为200um，那么，需解析1000个数据点或体素未知层。
[0782]
例如，若射线源到检测器的距离sid为1米，最靠近x射线源的目的区域r1为32cm，且roi r1、rn下游的目的区域为40cm，则为从r1捕获所有目的区域，检测器区域可至少为40cm。在r2时，r1下游的目的区域层可能与r1相似，但也可能稍大，例如，r1的1.00004x，在某些情况下可以忽略不计，rp明显更大，其中，如果有1000个目的区域层，且每个层的厚度或分辨率相等，则p为1000。
[0783]
在图19所示的一个实例中，x射线锥形光束角α＝arctan(20cm/100cm)＝0.1974。
[0784]
若沿各轴、目的区域最后一层的每个像素为200um，则检测器上有20cm/200um＝1000个像素，或在最靠近检测器的目的区域层中有1000个体素。检测器像素的面积尺寸xy约为200um
×
200um＝40000um2。
[0785]
最靠近x射线源的目的区域的顶层在x轴方向上的尺寸与目的区域的底层rp的尺寸之比为：
[0786]
比率l＝16cm:20cm＝0.8/1
[0787]
最靠近x射线源的目的区域的顶层r1在xy轴的面积与底层rp的面积之比为：
[0788]
比率a＝0.82:12＝0.64:1
[0789]
在该实例中，顶层体素与目的区域最后一层的体素的面积比约为目的区域底层体素的0.64，如图19所示。例如，当x射线光束通过顶层的64个相邻体素时，由于锥形光束的特性，相同的光束路径在穿过目的区域时会被放大，并投射到检测器上约100个像素的区域上。z轴方向上由相同光束路径照射的目的区域中的底层约为100个体素。
[0790]
在该实例中，0.64
×
m1000＝1，其中，m为从目的区域中的一层到其相邻层及其顶层的放大系数。由于(m-1)可能非常小，沿z轴方向彼此相邻的层可能大致相似。然而，当该放大系数位于目的区域的顶层和底层之间时，所述放大系数要大得多。
[0791]
在图20中，顶层xy轴方向上体素的相对尺寸，或最靠近x射线源沿z轴方向的第一
层体素的相对尺寸，与底层(相同投影x射线光束目的区域内沿z轴方向的第p层rp，该投影x射线光束在检测器约一个像素上产生信号)的相对尺寸之比为0.64∶1。
[0792]
有多种方法可以关联来自r1...r2的不同体素。
[0793]
例如，若假设r1中各体素rf1由64个彼此相邻的不同的次级体素单元rs构成，则rp、rfp中的各体素可包括大约100个不同的次级体素单元rs。通过一个体素rf1中所有rs得出的x射线光束的衰减值总和、相应地穿过rp层体素rfp中rs(由相同输入x射线光束照射)的x射线光束的衰减值总和，以及rf1和rp1之间的任何体素，可以有助于x射线输出的最终信号电平，然后由检测器区域d(x,y)投影和测量，该检测器区域大小约为一个像素间距，紧邻rfp下方。在某些情况下，穿过rf1的x射线投影中心将落在检测器区域的中心，该区域可能是像素的有效中心。
[0794]
在某些情况下，各次级体素单元可进一步划分为更小的体素单元rt或rq。
[0795]
各次级体素可以编号，也可以具有与其关联的标识符，以指定其相对于射线源的关系和位置、r1...rp中的体素和其他次级体素。
[0796]
在解析每层未知体素rf时，可以解析一个或多个次级体素的组合，或rf体素的片段，并在某些情况下，可以使用其中的每个或所有体素与相邻区域或相邻目的区域中的次级体素组合，以生成一个或多个目的区域层的单个完整rf。
[0797]
多维图像重建的另一个实例可能会假定距离检测器最近的最大体素或一个检测器间距作为体素单元。靠近射线源的目的区域中的体素可以是体素单元的一部分。可以使用此类分割的体素指定，例如rf1＝0.64rfp。
[0798]
由于x射线输入光束穿过目的区域的各层体素，各检测器像素可测量x射线信号。该次级体素或第一体素的xy位置可与检测器像素相关，其中检测器像素可具有xy坐标值和对应于特定x射线投影路径的一个或多个x射线测量值。
[0799]
在一些情况下，可能存在第三个值，其指定沿z轴的目的区域层是该体素rf。
[0800]
如图20所示，因此，可以用三轴坐标(x,y,z)描述各待解析的rf。然而，x、y值可能与其相对于检测器的真实空间位置不同，但考虑到放大系数或去放大系数m，与目的区域顶层的体素尺寸rf、r1或目的区域底层的体素尺寸rp相比，其为调整值。
[0801]
可替代地或另外地，目的区域各体素的rf还可用真实空间坐标来表示。数据库c可包含各体素与其所在目的区域层中的相邻体素之间的关系，以及相对于其所在区域以外目的区域层体素的关系。来自各层的每个体素rf可以与其他层的体素rf相关联。
[0802]
由于x射线发射位置或x射线源移动，该数据库c将与目的区域体素之间的一组新关系相关联。
[0803]
各体素rf或rs还可以具有一个值，该值可以是衰减系数或基于衰减系数和体素尺寸并与各波长或能量级相关的值。并且，可以存在另一参考数据库，其将一个值或一组值或范围值与一个或多个材料、物质、成分或一个或多个模拟物质或组成体素的合成物质定量地、确切性地或统计地关联起来。
[0804]
在某种情况下，当x射线源可在一个方向上移动，例如，可在x、y、z方向上逐像素线性移动，或该x射线源可在角度型空间移动，每次移动都会引入穿过对象的不同x射线投影路径。本文公开的所述系统可同时最小化新引入未知体素的数量，或至少尽可能地减少投影路径中未知体素的数量。此类基于投影的几何计算可用于3d成像重建。
[0805]
只要在每次x射线源移动中或在x射线转向角范围内都有新的投影线，所述投影线涉及新的x射线照射路径集，该x射线照射路径集落在检测器中，且可以同时测量，与通过常规方法使用平板检测器在3d成像中引入未知体素相比，在每个移动步骤中引入未知体素的数量或在整个3d成像过程中引入未知体素的聚合数量可以减少和/或最小化。
[0806]
当进行多维成像和3d成像或基于时间的3d和/或6d成像和追踪时减少和/或最小化引入的未知体素数量，采用测量x射线信号法减少辐射。可通过仅将辐射剂量应用于目的区域定义尺寸的特定体素，和/或减少目的区域的总辐射剂量，和/或减少目的区域附近或邻近的体素或区域的辐射剂量来实现辐射剂量的减少。
[0807]
可以通过定义目的区域或待成像的目的部件，或通过单能量或多能量x射线成像或其他模式，或通过其他基于时间的电磁测量方法，例如使用超快脉冲，或使用转向、放大、缩小机制，或通过基于干涉仪的技术，重建和进一步研究的多维度，来减少辐射剂量。定义一个或多个目的区域和/或移除待成像对象所在区域的所述过程，由于在时域和频域以及空域中均无目的区域，因此确定通过x射线或其他模式查询目的区域的过程可以是迭代和/或重复的。每次测量后，可考虑分析先前测量和/或部分或全部过去测量中获得的数据，以及所有相关数据，例如基于化学和/或基于个人基因组学和/或基于免疫概况和/或基于环境和/或基于统计的数据，以确定下一步的成像位置或测量位置。
[0808]
选择目的区域可以由用户完成，也可以由微处理器通过预编程数字过程或ai训练算法或ai驱动或深度神经网络学习或训练过程中的软件完成。x射线在自然界中的测量可以是点测量、线性测量或2d测量或》2d的测量。
[0809]
可以基于与体素中物质或复合物质的密度和/或特征近似对应的测量值和/或插值，为目的区域或对象中的各相关体素或各体素的一个或多个子体素单元建立数据库，以实现一个或多个能级测量。
[0810]
通过在不同相关能量级下对目的范围内具有两个或多个密度值的物质或复合物质进行多次测量，生成与目的范围相关的各种密度的体素或子体素维度的物质或复合物质在不同能量级的插值图。
[0811]
作为训练或识别或诊断或预后voi选定区域的参数之一，x射线的测量结果可用于ai或深度机器学习。voi可以是肿瘤、组织、器官或手术工具。
[0812]
基于成像过程的需求，或基于诊断或预后或结果预测或治疗或诊治计划或治疗监测的需求，材料分解可以迭代。
[0813]
材料分解可基于数据库，该数据库包括每个参数范围内的测量值。例如，对于软组织而言，在特定能量下测量时，可能会应用一系列值。
[0814]
一旦确定目的区域，可以移动x射线源或x射线发射位置或保持x射线源或x射线发射位置不变，并且可以操纵准直仪或阳极目标或x射线光束，以仅照射包含roi的视场。当x射线源或x射线发射位置由机械或电动定位器移动时，或在某些情况下由可能包括电磁转向机构的偏转器移动时，x射线发射位置可位于x射线发射区域的中心轴和/或roi的中心轴或中心区域的正上方。
[0815]
在根据点、1d或2d维度的检测器测量值重建3d图像时，可考虑以下因素：
[0816]
能量分辨成像系统以两个或多个光子能量级探测物体。在通用成像系统中，检测器元件中的投影信号处于能级ω∈{e1。..en}if为入射光子的数量，为归一化入射能
谱，且γ为检测器响应函数，组成物体的材料的线性衰减系数和积分厚度为μ和t(根据朗伯比尔定律衰减)。获取光谱信息的两种可行方法是，随x、变化，或具有ω特异性γ，这里分别表示为基于入射和基于检测的方法。
[0817]
若构成了基于衰减的线性方程，则考虑与来自x射线发射位置的光柱或x射线照射路径相对应检测器的每个像素或检测区域，例如
[0818]
x1+x2+x3
…
xp＝dω或nω
[0819]
各x1,,,,xn为voi的体积，其衰减voi中每个相应xc层中的x射线。与最靠近x射线发射位置的上游层相比，每层中各x射线衰减体积具有一个放大系数，因此，代表体积大小的子单位的数量也具有一个放大系数。且在每一层中，可能存在一个或多个体素的子体素，该体素具有特定的空间位置，该位置位于voi的同一层，且有助于衰减x射线光束，该x射线束投影到检测器区域，并生成用于构建线性方程之一的测量信号，以解析投影路径中每个体素的未知值。
[0820]
若每个x1由多个子单元表示，则可以有多个入射光子通过。由于锥形光束的特性，当x射线束顺流而下到达检测器时，预计通过每一层的光子流入量或密度将降低。因此，可以预期的是，在某些情况下，表示x射线光束路径中roi各层中每个体素对衰减的贡献以具有加权系数，并将放大系数考虑在内，因此与上游roi层相比，减少了roi层下游的光子密度或流入量。
[0821]
因此，其可表示为：
[0822]
x1+(1/m)x2+(1/m2)x3
…
xp＝d
ω
[0823]
其中1/m可指穿过相同体积体素的数量减少的入射光子。若每个体素层的1/m相同。此外，各衰减单元x2的体积可用于描述各体素或部分体素，可以是体素的整个单元或体素的一部分，其可表示为相应检测区域或像素的x射线光束路径内子单元的比例数。例如，x1的体积可以是(0.64)voxel(x1,y1,z1)，xp的体积可以是(1x voxel(xp,yp,zp))。
[0824]
考虑重建的其他实例
[0825]
在3d成像中，目的区域上表面面积可能不同于测量穿过对象目的区域x射线的检测器的面积。
[0826]
例如，上表面一侧尺寸可以是16cm，而检测器最小有效面积可以是20cm，检测器捕获照射目的区域整个上表面的x射线。
[0827]
如果沿目的区域深度有1000个体素点，(例如，当深度为20cm时)，x射线衰减并穿过一个比上表面像素间距小的区域或体素，例如，当到达检测器时，检测器的一个64的像素间距将占满一个完整的像素。如果v1是0.64，v1000是1，目的区域上表面为16cm，到达检测器时是20cm。
[0828]
当x射线源移动到一个距离第一位置正好一个像素间距的新位置时，x射线穿过大小可以按照放大倍数调节的目的区域，可以正对并完全落在检测器相应像素上。
[0829]
如果有1000个数据点，垂直于检测器的轴的每个相邻体素都可以乘以一个放大倍数，这样穿过体素的x射线就可以略大一些，以接收投射的x射线光束，因而，须稍微放大目的区域光束中的编码信息。
[0830]
x射线发射位置移动的xy 2d平面可以或不可以平行于检测器。
[0831]
构造高分辨率3d之前，需要拍摄低分辨率3d图像，在这种情况下，2d平面上发射x
射线以形成低分辨率3d的的空间位置可以作为其中一个形成高分辨率3d的空间位置。在特定x射线发射位置的成像可以不需要重复，因为之前拍摄的图像可以作为构建完整高分辨率3d所需的图像之一。
[0832]
各种实施方式可以实现目的区域3d图像的重建和未知体素值的推导。下面是可能涉及到各种步骤组合的非限制性实例：
[0833]
步骤1：
[0834]
确定x射线源下方的中心轴线，或x射线锥形光束以及检测器上接收因x射线穿过目的区域或对象而产生的中心轴信号的的像素或像素区域的中心轴线。
[0835]
记录目的区域相对于x射线源和检测器的位置，以及目的区域内体素相对于检测器和/或中心轴和/或x射线源的空间位置。
[0836]
步骤2：通过光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡器下方的阴影确定方向。
[0837]
例如，将待成像对象置于光束粒子阻挡板100和x射线源之间前，只在光束粒子阻挡板放置到位的情况下拍摄x射线图像。在某些情况下，在该光束粒子阻挡板放置在一个以上空间位置时拍摄图像。例如，在xy平面上移动板，和每个光束粒子阻挡器放置在两个光束粒子阻挡器的中点仍在该板上的位置时。在某些情况下，进行x射线测量时，移动x射线源，这样，板上每个光束粒子阻挡器的位置可以从其相对于x射线源，或检测器，或检测器上像素的3d空间位置上获取，特别在光束粒子阻挡器的大小已知时。光束粒子阻挡板的空间位置也可以通过定位器的对象与检测器之间放置光束粒子阻挡板的位置确定。光束粒子阻挡板的尺寸、精确组成和分布已知时，可以推导出光束粒子阻挡器的每个位置。基于光束粒子阻挡器阴影位置处x射线明显减少的测量，当对象置于光束粒子阻挡板与x射线源之间时，可以确定其阴影的位置。当对象不在原位时，该位置或一组位置可以与因缺失初级x射线导致x射线测量结果最小的像素位置进行比较，以确定x射线源的位置。因此，可以得到x射线源中心轴和相对应像素的位置。
[0838]
还可获得仅具有散射的像素的位置，进而得到低分辨率散射图像。
[0839]
为了确定x射线源的中心轴，例如，可以在没有光束粒子阻挡板100的对象的的情况下进行一次x射线测量。可以确定每个光束粒子阻挡器的位置和/或大小或尺寸或厚度。如果x射线源位于光束粒子阻挡器上方居中的位置，则可以确定沿着光束粒子阻挡器路径的像素或像素区域的位置。随着x射线源或x射线发射位置的移动，每个光束粒子阻挡器的阴影位置可能发生变化。径向中心轴可以确定为出自或合成于阴影位置的同心圆形成的径向图的中心。
[0840]
x射线发射位置的精确空间位置和/或方向可以由光束方向选择器确定，以与x射线焦点对准，从而在后检测器上接收初级x射线；或者其位置和/或方向可由外部装置确定，该外部装置用于感测相对于x射线源的几何形状或/方向，确定roi或voi的厚度、voi的相对空间位置和几何形状、穿过voi的x射线源的中心轴线的位置、x射线源到检测器的距离、以及及voi和voi中每个体素相对于检测器每个像素的空间位置。
[0841]
该设备可以确定成像voi所需的厚度或曝光，或voi的几何形状，该设备也可以是光学传感器，如用于测量距离的飞行时间(tof)传感器。该设备可以确定发射源于距离该源最近的目的区域表面的距离，或该射线源与检测器的距离，或目的区域3d几何形状，或相对于检测器和/或x射线源的位置或距离，以确定x射线发射位置。
[0842]
该设备可以安装在x射线管或照明孔径大小可调的准直仪上，或在移动x射线管的推进器上，或在检测器上，或者该设备也可以安装在与检测器22或x射线源12分离的空间位置中。
[0843]
测量确定用于成像voi的厚度和曝光或voi的几何形状的设备可以是激光雷达或类似激光雷达的设备，其可以用于感测相对距离、空间位置、目标体积或成像对象的空间位置和几何形状。测量确定用于成像voi的厚度和曝光或voi的几何形状的设备可以是超声装置。
[0844]
voi 3d重建的方法包括以下步骤：
[0845]
用x、y坐标标记或描述每个平行于检测器的体素。
[0846]
在检测器的正上方使用x、y、z标记每个距离检测器最近的体素，，例如，z为第1层。并在目的区域依次标记距离检测器渐远的每一层，直到voi的距离x射线发射位置最近的顶层(p层)。每一层都有一个沿z轴的分辨率xc，其等于或近似等于本技术或当前3d重建迭代所期望的分辨率。
[0847]
距离检测器最近的所有体素可以进一步划分为更多的子单元，如100、1000或10,000种子单元。这种子单元及其在目的区域中的相对位置或相对于x射线源或检测器的相对位置可以通过其空间坐标以及该位置与目的区域之外的区域相比属于目的区域一部分的事实来确定、编号或标注。在引入新的体素未知量或子单元未知量时，这些未知量可以记为当前目的区域的一部分，和/或归类为在x射线发射位置发生变化前不在目的区域内。
[0848]
确定目的区域底层到检测器的最短距离db。这可以是一个预先确定的数字，或由用户或计算机基于用户或ai设定的标准选择，或由设备测量确定。
[0849]
确定目的区域顶层到检测器的距离。如果顶层与检测器不平行。确定顶层平面与检测器之间的距离dt。
[0850]
由用户，或通过减去dt-db确定目的区域的厚度tr。
[0851]
将厚度划分为体素单元，每个体素用x、y、z表示。z轴方向每个单元的尺寸是z轴方向上的期望分辨率。
[0852]
确定目的区域上表面x、y和z空间中目的区域最外层边缘体素vto的位置。并根据x、y坐标中目的区域的最外层，及其在其检测器上的对应像素，和/或其在目的区域底层中对应体素vbo，确定x射线路径。标识每个子单元和/或每个体素，以便确定体素和体素子单元的相对空间位置。与目的区域顶层的各体素相比，底层体素子单元的数量可能更多。2d或3d子单元尺寸可以相等。
[0853]
在某些实例中，目的区域有多于一个的顶层和底层，和/或目的区域有多于两个的层或像素层，每一层体素的大小不同于不同层对应体素的大小，每个体素有助于形成检测器上相应像素的信号电平。在一个实例中，对应于vbo和vto之间每层检测器上的每个像素，确定体素子单元的数量。
[0854]
在一个实例中，体素和/或子单元的尺寸，和/或体素子单元的数量相同。但是，在每次测量检测器时，体素或子体素的一部分有助于获得检测器上对应像素的测量值，如图33所示。
[0855]
对于捕获目的区域信号的检测器上每个像素的x射线测量，基于体素或其子体素衰减值，及该体素在目的区域对应的子单元，可以创建一个线性方程，这有助于相应像素的
采集测量。
[0856]
基于x射线发射位置和方向、其相对于检测器的空间位置，目的区域每层的子单元，相对于照射目的区域的x射线源、检测器上相对应的像素具有精确的空间位置。通过沿各x射线路径中目的区域内子单元聚合总量的衰减，检测器可进行相应的像素测量。随着x射线发射位置的变化，基于相对于目的区域和检测器的x射线发射位置，沿x射线路径(在检测器相应体素上生成信号)获得目的区域、roi或vol内体素、其子体素体积区域、及该区域内子单元相对于目的区域、检测器的空间图。
[0857]
为了确定描述在目标体积中由到达x射线检测器上相应像素的每一光束路径照射的部分或整个体素的体素子单元，可以进行如下计算。
[0858]
例如，sid为1米，像素大小为100um，对于穿过目的区域并紧邻中心轴的x射线光束路径，体积测量值为1/3
×
1000
×
0.1
×
0.1＝10/3mm3。
[0859]
v＝1/3a2h，其中，h是sid，a是像素的边长。v是x射线到达检测器之前穿过的整个体积。
[0860]
然而，沿着高度方向的每层体积均不同。对于目的区域，体积测量则为：
[0861]
v＝1/3(a2+ab+b2)h，其中，a是像素的边，b是体素层的边长尺寸，h是目的区域的深度。
[0862]
目的区域每层的b可以由x射线光束的倾斜角度、这一层到底层或到顶层或到x射线发射位置的距离得到。φ＝tan-1(2h/a)，其中h可以是沿着x射线路径从源发射位置到对应体素层的最短距离，a是目的区域体素层位置体素的边长。
[0863]
例如，由于x射线光束路径对应于检测器上像素的倾斜角度保持不变，而目的区域每一层的h值不同，所以体素的大小a或维度可能会有所不同。
[0864]
例如，如果h为sid的0.8倍，那么a为紧邻检测器的底层体素尺寸的0.8倍。这些尺寸可以用子单元来表示，每个体素大小可能相同，但也可能更小，因此即使是最相邻层之间体素的尺寸差也可以用子单元的整数倍来表示。每个子单元可参考其x y z坐标，和/或每个x射线发射位置和/或包含子单元的体素，和检测器上对应像素的相对体素空间位置，体素用其x y位置表示。每个体素还可参考其x y z位置、对应的像素位置，和/或相对于x射线发射位置的位置，或相对于x射线锥形束中心轴的位置。
[0865]
sid或像素大小值可以不同，sid可以是1.2或0.8或其他值。像素大小可以不同。或者可替代地，在某些情况下，所需的分辨率远远大于一个像素间距，然后，可以测量或合并或集成多个像素，因此，对于更小的数据集分析，重建可能需要更少的计算能力和计算时间。
[0866]
此外，通过3d测量和体素值的推导，可以得出某一部件的厚度。例如，一个部件可以定义为具有密度或密度范围大致确定的物质。子单元值或体素值、组合体积和空间位置以及每个相对值的确定可用于确定部件的厚度值。
[0867]
此外，当一个部件对一个x射线能级敏感度较弱时，其可能对某个不同x射线能级的敏感或衰减较强，因此，某个部件的密度或厚度信息可以根据不同能级的测量结果进一步分化。一个部件在多种x射线能量下的组合测量可以进一步区分或识别该部件。一种物质的光谱测量结果可以是该物质的特征，并将其与其他类似材料进一步区分，例如，将肺组织区分于心脏组织或其他类型的瘦肉组织或脂肪组织。
[0868]
上述3d重建方法的实例可以与上述pct应用中所公开和引用的硬件，和/或软件相结合。
[0869]
现在将描述中心轴体素路径的计算。
[0870]
对于一个voi，其体积计算＝100um
×
100um
×
1000000um＝0.333
×
10 10um3，在目的区域的顶层，如果h是每层中一个体素的高度，例如100um，那么a为目的区域一个体素层底层的边长，b为该体素层顶层的边长。
[0871]
v＝1/3(a2+ab+b2)d
[0872]
角度为φ＝tan-1(2d sia/a)
[0873]
对于中心轴x射线锥形束，如果最接近x射线源上表面的横截面的边长以a表示，则目的区域为a
×
a，目的区域的深度为d，捕获照射目的区域x射线的检测器像素区域为方形，其大小为b。
[0874]
如果要获取的目的区域沿深度方向的分辨率为rr，则未知体素点的数量可大致为d/rr
[0875]
放大因子mf为x射线锥形束的放大因子，目的区域体积为a
×a×
b2＝a2
×
mfn，由这些值得到面积为b
×
b。
[0876]
其中n约为d/rr。如果mf为1.00004，并且对于紧靠检测器上每个像素上方的底部体素的x射线子单元的数量设置为100000个，则将有330行与列的子单元，每个子单元都位于大小相等的立方体中，并包含在紧靠包括中心像素在内的每个像素上方的体素中。例如，如果检测器上的尺寸为b
×
b，b
×
b包含n b个体素，每个体素可能约等于或大于检测器的一个像素间距，或与该深度所需分辨率相似的大小，并且如果沿z方向的分辨率为rr，则底部体素层子单元的数量为100,000
×b×
b。分辨率rr＝g x检测器的像素间距。在每个体素中有g层子单元。在每个体素中，都有一个顶层边和一个底层边。如果bs
×
bs是一个体素内底层一边子单元的数量，ts
×
ts是其体素内子单元顶层子单元的数量，则
[0877]
ts
×
ts
×
mf g＝bs
×
bs。
[0878]
g层的每一层在体素中都有子单元，这些子单元以mf为因子，被放大到更接近底层子单元的下一层，直至到达底层或到达第g层。
[0879]
子单元和体素可以通过下述方法确定。x射线源的中心轴落在4个像素的中间。
[0880]
检测器中心点周围有四个相同的体素，其中心点对应于x射线发射位置的中心点。
[0881]
对于第一x射线位置，检测器上的区域，r可以为像素间距的整数倍，z为1rr。
[0882]
x1r y1r、x1ry-1r、x-1ry1r、x-1r、y-1r
[0883]
对于x1r y1r，有子单元x3300s、y3300s，每个子单元以可作为单位表示相对于中轴点的空间位置。
[0884]
x1ry-1r，子单元x330s。y-330s
[0885]
在x1r x y1r的体积中，有第g层，mf＝√(g&(bs
*
bs)/(ts
*
ts))，其中，g为rr/检测器的像素间距。因此，同一体素中从子单元底层开始的第二个子单元层共有330
×
330
×
mf个子单元，子单元层的每边尺寸为330x√(mf)，直到第g层。远离中心轴点、靠近第一体素的第二体素中的子单元，可以用子单元的数量计算其离中心轴的空间位置。为了计算远离中心轴的子单元的数量，将体素位置的数量乘以各特定体素位置子单元层的特定子单元的数量，其中每个体素位置都具有选定的子单元层。
[0886]
x射线源移动时，或x射线发射位置移动时，再次确定中心轴位置。由于x射线照射路径的变化，重新定义x射线路径所穿过的目的区域。可以改变顶层的表面，并且也可以改变测量穿过目的区域x射线光束的底层像素的数量。对应于穿过特定像素或两个或多个像素的区域并在其上产生信号的x射线束的目的区域中每个体素层的体素可能与以前不同，并且同一层中的每个体素在其体积中包含哪些子单元的问题上也可能不同。可替代地，每个子单元及其相对于中心轴的位置以及其相对于射线源的空间位置可以保持不变。类似的方法可以用于命名每个体素及其相对于中心轴的位置，并确定每个体素中有哪些子单元以及有多少子单元。
[0887]
如果在不同的x射线发射位置拍摄约d/er数的图像，其中，x射线发射位置在一个距离约为一个深度的区域移动，和/或相邻的x射线发射位置在空间上相隔大约为xr，则对应于测量穿过目的区域x射线的每个像素的测量值和沿x射线光束路径的体素及体素中子单元的各个测量值，建立多个线性方程。根据检测器上每个像素或包含两个或多个像素的像素区域的测量值的总数，可得到包含体素和体素中子单元的线性方程的总数。这些方法的一些实例详见上述pct申请。
[0888]
在涉及到一个像素区域时，采用像素平均测量值。
[0889]
此外，可以组合子单元的子集以形成一个合成伪体素单元，特别是当线性方程在大多数计算中涉及子单元的每个子集时。此外，各测量值中体素的一部分可以由子单元的子集表示。其衰减值也可以作为未知单元。然而，在某些情况下，可将该子集的一部分计算在内，例如，如果体素有很高的概率，与周围体素具有相同的测量值，或者其在组成方面变化缓慢或均匀，并且体素邻近区域没有其他迹象表明为什么其不同于周围体素或同一体素的其他部分。迭代方法可以用来检查体素子集是否具有相同密度值，并且是否与体素和/或其周围的一个或多个体素的体积成比例。此外，可以根据体素相对于目的区域和其他部件的位置以及同一部件内其他体素的位置进行推导。
[0890]
如果某些体素或体素子单元或体素子集没有检测到，则在x射线发射位置之间缓慢移动射线源，来照射目的区域体积中特定区域或特定部分。
[0891]
对于在没有明确分辨的区域，或者如果有明确的迹象表明，或者根据预先存在的测量和其他信息和数据源中得出的事实或结论和迹象，这种推导或插值以及近似法均无法进行，则测量和相同过程可以采用较小体素且较高分辨率的检测器，或者需要在深度上具有更高分辨率的检测器进行，以进一步解析该区域的数值。
[0892]
定性和定量3d、ct计算、x射线测量，有时需要大量的内存和计算。这里描述的nmatrix或n2matrix方法和设备中，一个通过无线通信或系留机制连接到现有检测器的检测器模块或组件或一个子模块，可以包含内存存储，和/或数据库功能和/或数据库和/或微处理器，和/或检测器端的本地存储和计算、处理和/或存储。显示可以在本地或直接从微处理器完成，也可以通过无线、以太网或系留通信方法在第二微处理器上远程显示，在某些情况下，还可以进行另外的计算和存储。
[0893]
adc分辨率在32位或以上的软件和/或电子器件和/或图像传感器可用于图像处理，其包括利用现有的ct进行快速准确的断层摄影图像的重建，还可用于多维x射线成像、2d图像的采集和处理和光谱成像、动态图像处理和追踪、特别是由于高动态范围，而与voi选择组合进行断层摄影成像的多维应用对于大物体(如人)的断层摄影成像，在合理的辐射
水平和速度下，可以在单数位的微米或亚微米范围内，如在小毛细血管的尺寸范围内，沿z轴得到高分辨率图像。以前，使用microct可以在小样本上实现这种分辨率，但其不适用于医学ct。
[0894]
对比剂
[0895]
由于定量成像和检测灵敏度的提高，仍可使用现有的x射线或其他形式的对比剂，但其用量比以前低，以减少对对象产生的毒性和不良影响。例如钆、碘化物、铋、钡、钙和纳米颗粒及其衍生物，如螯合配合物，可以使用更小的量，即低至微米、或纳米、或皮米、飞米或更低的摩尔水平的量使用，其在密度测量等应用中的检测可在其呈现中放大或修改，和/或以不同颜色或信号电平的方式呈现给用户或数字程序或计算机，以提高诊断、物质表证、监测目的区域内的事件、以及基于使用深度机器学习、神经网络和其他行业中使用的其他方法开发的ai算法来指导程序。结合密度、厚度、原子z识别和其他常用ai标准的定量测量，对比剂可以辅助医疗、工业和安全应用的程序。
[0896]
基于nmatrix方法的m3个性化ct或3d成像，是一种定制化的成像方法，该方法将所需的辐射、对比剂的毒性降到最低，可以更好地控制干预装置和治疗水平，并可以定量评估roi中的每一种材料或物质以及相关程序。
[0897]
通过利用spr降至1％或5％以下的高空间和光谱分辨率检测器，nmatric方法可包括以下特征：分布式测量区域、或分布式测量时间间隔、2d光谱代替断层摄影、低分辨率2d、低暴露量下采用结构照射或组合检测器测量的低分辨率3d、每个过程确定的较大xc步长，以及采用较小检测器和较高灵敏度的快速采集检测器的高度受限的聚焦roi。而且这样的系统可以与快速毫秒可切换或微秒可切换的场发射器x射线管配合使用，也可与常规管配合使用，在不同时刻同一发射位置、相同或不同时间不同发射位置发射x射线。
[0898]
光谱成像设备和方法中的设备和方法，和/或多维成像仪或3d成像仪或6d或7d成像仪和/或能够将散射去除到spr《1％或《5％的ct或3d系统，可以使用标记物和/或对比剂，其包括但不限于分子成像对比剂和标记物，以前用于ct或微型ct或pet的应用，或以其他形式用于x射线检测器或2d检测器或光电二极管，尺寸大于等于1600m2，或400m2，或40m2，或20m2或10m2，或5m2，或1m2，或0.5cm2，或0.1cm2，或0.01cm2。
[0899]
对比剂可以结合在分子复合物中。例如，其分子复合物可能包括靶向蛋白，或小分子，或者可能包括一个或多个分子，由蛋白质和/或脂类和/或其他化学物质构成，其有时存在于一个或多个较大的复合物中，如脂质体、白蛋白、多克隆抗体、单克隆抗体、合成抗体和抗体衍生物或变体(如scfv、fab、微型抗体或纳米抗体、或vh结构域、或dart、或afp或白蛋白)，或共轭单元或共轭化学(如硫桥、或cypeg或马来酰亚胺或nhs-酯)，或将目标蛋白与对比剂或复合物中的其他元素连接的链接化学或肟或酶介导的接合，和/或稳定或形成多个重复单元以保持对比剂或稳定体内分子复合物的聚合物，和/或一个释放链路(如二硫化物、酶或ph可裂解、碳酸盐或不可裂解释放链路)，和/或一个有效载荷，例如各种有机或合成试剂，其可以不同于人、动物或离体体内的其他物体、组织或其他组份或组织或物质的组合的方式进行测量和量化。
[0900]
这种分子分析系统可用于流式细胞仪，其标签是x射线对比剂。使用对x射线对比剂敏感的x射线测量系统代替激光检测，或者x射线测量系统可以与基于荧光染料的传统流式细胞仪进行组合或结合，这样可以同时记录荧光信号和x射线信号。
[0901]
在pet或mri，或pet/ct、单光子发射型断层摄影中使用的对比剂，例如，生物表现与钙相似的对比剂可以用作x射线成像对比剂。在一个放射性同位素为锶的实例中，由于锶很容易被x射线检测到，因此，可能不需要；并且，锶的毒性低，因此具有安全性特征。相反，元素的非放射性同位素可以用作x射线对比剂。
[0902]
为pet设计的对比剂可以与能够识别重要蛋白质(如与某些疾病相关的蛋白质)上具有高特异性的靶抗原表位的分子相结合。该元素的放射性同位素可以或不可以由同一元素或物质的放射性同位素所取代，并可以与蛋白质表位结合蛋白质结合，例如，抗体及其衍生物。
[0903]
例如，这些对比剂可以是ca、cr、co、ga、se、kr、tc、in、i、xe、sm、tl的非放射性同位素或稳定同位素，或者在另一个实例中是氟代脱氧葡萄糖。
[0904]
这里可能会用到基因工程类基因，该基因会产生蛋白质、蛋白质子单元或抗体、或纳米抗体或基于核酸的寡聚体或蛋白质复合物或复合囊泡(如脂质体)，以捕获ca++或其他阳离子和/或之前曾用于pet、mri、ct的对比剂，这些对比剂包括纳米颗粒、钡、锶和铷，并且与细胞处于正常状态时的对比剂有所区分。
[0905]
例如，可将目的区域或部分roi中流体或血管的渗透性和流动特性用于诊断、检查、监测和追踪。
[0906]
病变区域，如肿瘤组织、关节炎区域和骨折区域，以能量(如超声、rf或激光)治疗的区域，在生理学和生物学上不同于正常或未经治疗的组织。所述的x射线成像系统和方法可用于检测、诊断、监测和调查这类疾病。
[0907]
在干预手术之前，例如对心脏组织或肾组织进行rf消融之前，组织的一部分、roi的一部分可能具有特定的渗透性特征，当在roi实施治疗和手术时，该渗透性特征可以不同，也可进行修改。对比剂或标记物质可注射、抽吸或吸收于roi的部分或全部区域，具有与周围组织不同的渗透性特征。本装置结合对比剂可用于干预手术时的图像引导，以在干预手术过程中监测治疗。在某些干预手术中，首选在毒性最小的消融区域进行诊断或监测，以便更好地监测干预治疗过程和结果。例如，在心脏消融术中，含对比剂的液体可能在手术过程中被吸入消融区，消融区具有不同的渗透性，例如消融区的渗透模式或渗透速度不同于健康或未消融区。这可以指导治疗的有效性，调整治疗水平，减少手术时间和/或限制手术中对周围组织的损害。
[0908]
这里描述的x射线成像系统可以用作体外成像系统，从而为药物开发和生命科学研究的体内和体外测量提供通用的成像和测量系统。当用于体外设置时，样品可包括流体设备或微流体设备；所述对比标记可在相对于表面的1d-3d空间位置固定于该表面。可能有一个或多个对比标记与一个或多个分子结合，这些分子可相互作用，也可共同存在于分子混合物、分子复合物或分子的细胞混合物中。在体外和体内，可以用对比标记的肿瘤标记物抗体(如ca19-9)来完成标记，以此来研究肿瘤或肿瘤区域并帮助指导治疗。对比剂可以是无放射性的pet对比剂，或mri对比剂，或x射线/ct对比剂，或内源天然元素，如钙、锌、碘及其衍生物。
[0909]
肿瘤标记物可固定在一个表面上，可通过功能化表面培养对比标记的抗体或小分子，例如在运动的粒子上，功能化表面可以是静态的，也可以是动态的。粒子可能是抗原，如来自内部或外部的病原体或两者的杂交。可以通过光学镊子或能量镊子或操纵器对混合物
的一种或多种成分进行分类或操作，也可以通过重量进行分类或操作，例如在螺旋微流控芯片上，自旋运动使粒子按重量进行分离。可进行一种或多种分子实验。
[0910]
如果活性区域是寡核苷酸的一部分，是dna或rna或类似rna的分子或杂交分子的一部分，或者是抗体组合或寡核苷酸复合物的一部分，则目标物和偶联物的结合可通过碱基对杂交实现，不论是自然还是人工。
[0911]
现在对活体和人体成像实例进行说明。
[0912]
内源性化合物和分子或物质或其改良版本可用于治疗，可与本发明中所述的x射线系统成像一起使用，以作为定量表征其相关分子或组织或成分或物体的对比剂，或用于roi内材料的识别和测量，因为传统方法的x射线测量或ct系统无法立即或轻易地辨认这些材料。在通用常规x射线系统中，由于衰减特征的重叠，x射线系统很难区分对比剂和骨显像。由于这些设备大多是通过解剖标记物分离成分或图像，如果内源性化合物嵌入到投影路径中，一般的常规x线系统无法定量测量，因此对比剂要有足够的敏感性。定量测量定义为在一个或多个能级上测量骨密度或厚度和/或一致衰减特性，因此这些基于内源性分子和物质的系统和/或对比剂在常规成像方法中可能不适合用来确定或识别嵌入物体重叠组织内的对比剂的存在或数量。
[0913]
本发明的x射线成像系统可为定量型，例如当消除散射使spr小于1％或5％时，和/或在多个x射线能量下进行测量，和/或重建3d和/或ct的断层摄影图像。
[0914]
当对比剂导致测量前后可能存在差异时，可以对对比剂进行识别和定量。这很可能是因为骨骼很硬，其结构和形状在静止或移动时通常不会改变。然而，对比剂可能有一组预定的特征，这取决于它的给药方式。例如，如果以液体形式注射，对比剂可能以流体形式流动或停留，这与骨骼的对比剂有很大的不同。或者，如果对比剂被制成植入物或探针，基于其设计和组成，可通过一组预定的x射线成像特征将其与骨骼对比剂区分开来。
[0915]
在对成像物体或roi的其余部分进行呈现和显示时，可以用选定的色调或纹理或与roi中的骨骼及其他组织或物体相区分的视觉特征来表示含有对比剂的材料。
[0916]
在表征流动方向时，可以使用一种或两种对比剂。例如，可以先注射钙基对比剂，然后注射碘化对比剂。两者的流动特性和/或它们是否会随着时间的推移合并或保持在一个相对的位置，将决定他们的流动方向。微泡对比剂也可作为流动方向研究使用的对比剂之一。
[0917]
在另一个实例中，可在断层摄影图像之前和之后测量对比剂。通常不建议在手术前后使用ct，因为患者会受到过量辐射，尤其是儿科患者。与传统ct相比，本发明公开的成像系统的辐射水平非常低。此外，成像也具有针对性，使健康组织免受不必要的辐射曝光。与ct中的钙造影相比，本文所公开的成像系统可与钙等对比剂相结合，从而作为诊断程序。
[0918]
钙共轭分子如葡萄糖酸钙常用于治疗低血钙症，有时也可与nacl混合进行治疗，例如，用以下剂量：500mg；100mg/ml；650mg；1000mg；1g/50ml-nacl 0.9％；1g/100ml-nacl 0.9％；2g/100ml-nacl 0.9％；1g/50ml-d5％；20mg/ml-nacl 0.67％；2g/50ml-nacl 0.9％；1g/25ml-nacl 0.9％；1g/100ml-d5％；2g/100ml-d5％；20g/1000ml-nacl 0.9％。与此相同的化合物可用作剂量可调节的血管对比剂。在注射葡萄糖酸钙溶液之前或之后或在含有葡萄糖酸钙的血液或体液到达roi之前，可以测量并记录或确定骨骼图像或钙或微钙，并且可以从身体图像的其余部分中去除骨骼图像或钙或微钙或将其用作参照物。可测量和
准确测定服用的钙，有时也可实时测量和准确测定。如果需要，钙可以代替碘或碘化物，碘普罗胺作为对比剂，但在本发明公开的x射线成像中用量相对较少。
[0919]
此外，在恶性高热症期治疗高血钾性心脏中毒时，可使用葡萄糖酸钙或氯化钙。例如，可使用氯化钙(4-10mg/kg)。出于安全考虑，可能需要不同的剂量或调整剂量。通常使用10mg/kg的氯化钙(最大剂量2,000mg)或30mg/kg的葡萄糖酸钙(最大剂量3,000mg)治疗致命的高血钾症，因此这两种钙制剂的安全性已得到充分证实。
[0920]
同样的试剂如氯化钙、钙盐、葡萄糖酸钙可作为使血液可视的对比剂使用，从而在血管造影或微创手术指导中确定血管与手术探针或工具或活检探针、植入物、导管尖端或导丝、基于能量的治疗处理或化学处理的靶标，或病变区域，或由各种标准或roi确定的roi，或x射线成像系统或混合测量和含有x射线和其他模态成像系统中参考对象的相对位置或空间位置。
[0921]
静脉注射的典型配方为100mg/ml(13.6meq钙/10ml)。渗透压2.04mosmol/ml每ml包含：注射用水q.s.中加入二水氯化钙100mg，用盐酸和/或氢氧化钠调节ph(调节范围为5.5-7.5)。每10ml含有13.6meq钙和13.6meq氯。分子量为147.02，分子式为cacl2·
2h2o。根据x射线系统的需求或灵敏度或配置，可以调整该配方以用作对比剂或使用同样的配方作为对比剂。
[0922]
例如，这些试剂可以在1分钟注射周期内以10mg/ml注射。
[0923]
例如，可通过静脉缓慢注射(例如1ml/min)10％氯化钙注射液给予usp。
[0924]
锌注射液也可用作对比剂，从而使血液和血管可视化。一种典型的浓缩硫酸锌注射液，usp，是一种无菌、无热原溶液，旨在用作完全肠外营养(tpn)溶液的添加剂。通常每毫升usp含硫酸锌(无水)12.32mg，用过硫酸调节ph的注射用水q.s。该配方不含有任何防腐剂。该配方每ml含有5mg的锌元素。当用作对比剂时，x射线成像所需的用量或浓度可在安全范围内通过实验测定，并可针对预期目的进行调整。
[0925]
也可以通过类似方式使用mg或mn的共轭溶液。在某些情况下，具有不同x射线衰减特性的对比剂可连续给药或在不同时间给药和/或通过不同的给药途径给药，例如用来表征体液(如血液)的流动方向。
[0926]
内源性元素对比剂(如钙)的测量和定量可采用多种方法，包括:-在使用对比剂之前或对比剂已从系统中大致清除之后，进行一个或多个能级的光谱成像或光谱多维成像，并且在某些示例中，可以对各种组织或roi进行图像处理分割或数字分析。此外，还可以对骨组织或其他组织进行鉴定和定量，以及/或可能对富含阳离子的区域或和/或微钙化和/或钙进出评分。-施用对比剂(如氯化钙)后，在规定的时间范围内，对比剂在体内循环并到达体内的一个或多个目的地，可以在一个或两个或三个或多个能级下进行测量对比剂，以表征所有富含钙的区域。可以将由对比剂引起的额外测量值分离和定位，并与未使用对比剂的图像或测量值进行比较。例如，在同一投影线上，如果同一投影路径上的测量值与施用钙剂前的测量值不同，测量值的差异可表明存在氯化钙，并且可以用本发明中描述的任何方法确定氯化钙的使用量。例如，如果得出的钙或骨的厚度的测量值大于施用对比剂前的值，则有理由假设测量值的差异是由投射路径内血管部分的对比剂所致。血管部分的厚度可以从相邻区域中相同血管的测量值得出，该相邻区域的投影路径内没有骨骼分布。然后就可以确
定血管中对比剂的密度产生的测量值。-在某些情况下，富含钙区域的相对位置或空间位置(例如，在分段的3d重建数据集中)可提供如下信息：富含钙区域的哪一部分是骨材料或预先存在于roi中，测量的哪一部分是没有骨组织的roi，或者组织中哪一部分施用了对比剂，例如血管或心脏。-在某些情况下，为了鉴别和表征以及量化对比剂及其相关的待成像目标，无需做对比剂给药前后的测量。例如，对点或1d或2d-7d等多维图像进行分析，可在roi的不同空间位置充分识别和表征各种富含钙区域的位置或推导出测量值的出处，例如注射对比剂的组织、骨组织或微钙化点或血管。-采用数字分析法分析空间位置、密度的测量值以及目标组织的慢变性(如骨骼或软组织或血管)或作为参照物的组织慢变性，如胸骨部分或颅骨部分或牙齿部分，从而可用于定位和确定至少一部分目标组织中的一种或多种个别物质或成分或材料，或成分或roi。例如，该方法可确定对比剂富集区是否在与骨骼分离的软组织的一个区域内，但在某个区域内对比剂富集区与骨骼重叠。然而，由于骨组织或软组织空间体积和/或密度变化缓慢，从一个未重叠的测量区域推导出的数据可用于推断与对比剂偶联物及其相关靶标重叠的区域骨密度。此外，还可从重叠区域周围的测量值推断出骨骼的几何形态和空间位置及尺寸。因此，从骨组织中推导出的数据可用来推导钙对比剂的密度和厚度等量化值，方法是在与投影线中的钙和骨相关的测量值中减去骨组织的贡献。例如，如果是血管，则需要推断对比剂的尺寸和密度。血管与骨组织重叠的空间体积可能来源于临近重叠区域的区域。因此，血管中对比剂的密度可通过这种方法获得。-当与内源性组织或分子(例如钙或锌)相似或大致相同时，对比剂及其靶标在成像中的表征可以用不同的视觉表现物来表示，例如用颜色和/或加强对比度或动态范围或与背景区分的强度来表示，这将含有对比剂或与对比剂相互作用的体积与内源性组织的体积区分开来。例如，蓝色或红色可用于表示混合有或含有钙对比剂的静脉或动脉。
[0927]
例如，为了降低对比剂的毒性，可采用大幅度减少碘化对比剂剂量的方法。例如，注射碘化试剂以使血管可视化。测量点、1d、2d到3d或7d得出的测量值及其衍生结果，使剂量急剧减少，特别是在ai辅助下，当ai根据密度、空间位置和厚度，以及/或与其他成分或组织或参照物的关系和不同模式下的其他测量来识别目标时，可以使用低剂量的对比剂，定量点、1d、2d或3d图像可以用来检测对比剂，在某些情况下，可以限定对比剂的用量。检测、测量、量化对比剂后，将对比剂进行材料分解，分解为对比剂纯物质或相对纯物质，直到可以直观地提取并呈现一幅材料分解图像。但是，当对比剂的用量与批准的剂量相比较小时，例如在血管内注射极少量的对比剂，可以即时测量对比剂的用量，和/或用与被测roi或被测物体或被测对比剂的自然颜色不同或相似或相同的颜色直观地表示对比剂的用量，并且可以调整对比剂的剂量以清晰地表示背景下含有目标或voi的对比剂。为显示对比剂及其标记物或组织(如血管和神经组织)而选择的颜色的强度和显示的动态范围可与所使用的对比剂的密度和厚度成定量和比例关系。在某些情况下，呈现的颜色亮度与对比剂密度之间不需要成比例。
[0928]
现在将解释作为对比剂的钙溶液的附加示例。在儿科加强生命支持时，氯化钙10％用于高钾血症、低钙血症、钙通道阻滞剂过量和高镁血症。在心脏骤停时，该剂量应以20mg/kg(0.2ml/kg)iv/io缓慢推给，然后根据需要
重复此步骤。
[0930]
除注射外，血管内给药、口服或直肠给药是对比剂给药途径的全部实例，这些实例均适用于本文所公开的x射线成像装置(时域光谱ct，或2d或1d或点测量成像)。
[0931]
其他给药途径可包括如鞘内给药、关节内给药、肌肉内给药、皮内给药、腹膜内给药、膀胱内给药和子宫内给药。
[0932]
类似地，已经用于其他形式以及x射线成像的其他对比剂可以与本x射线系统一起使用，并且一些对比剂的浓度可比现有技术中使用的对比剂的浓度更低。例如，也可以使用在mri、ct、超声和pet钆对比剂(gbca)中使用的体内对比剂。
[0933]
当使用外部部件或结构和密度已知的部件，且该组件不同于未知组件、目的区域中的部件时，可以执行跟踪，但对对象的内部部件进行追踪时，该外部组件或结构和密度已知的部件具有以下一个或多个特征：
[0934]
已知的复杂性
–
x射线可测量或可以通过一种或多种其他方式测量，例如光学、声音、mri、pet、spect。
[0935]
一维或多维的空间结构；一维或多维的空间微结构。
[0936]
首先分别在不同位置应用一个或多个x射线光束，测量组件或对象或目的靶标的体积，或进行多维测量，或在知道该组件在目的对象的内部位置之前进行测量，或该部件在对象其他部件中时进行测量。
[0937]
这样的外部组件ecr或icr可放置在目的区域或目的对象的一侧，远离把目的区域投影到检测器上的照射路径，或类似的ecr或ict可放置在对象与x射线源或对象与检测器之间的照射路径中。
[0938]
在某些情况下，当其他测量值已知时(例如多维成像系统的测量值或目的区域的3d测量值或此描述之外的模态和系统建立的测量值或预定的空间位置的测量值等)，不需要此类外部组件ecr或icr。
[0939]
在某些情况下，ecr或icr与其他已知值相结合或与通过其他系统和模态以及方法完成的测量值相结合。
[0940]
在某些情况下，空间传感器或光学摄像机或热像仪或摄影机用于相对于参照物在空间上定位对象，该参照物可在对象内部或对象外部。或者这样的传感器可将roi定位到对象中的另一roi去，或定位到静态图像中，或定位到动态目的区域中去，并在x射线测量期间或测量之前和之后确定目的区域或对象的完整几何形状或部分几何形状以提供所需信息，从而在参照物视需要选择的情况下，随机跟踪和/或识别和/或表征部件或对象的目的区域或相对空间的目的区域或两个或多个对象之间的时间关系或多个部件或目的区域。
[0941]
在某些情况下，通过每个部件、靶标或目的区域或对象的踪迹记录来训练人工智能或机器深度学习或机器算法学习，而踪迹记录来自一组或多组空间或时间测量值。从跟踪活动中获知的结果可能触发新增事件。
[0942]
例如，在手术中，利用rf或激光或超声等能量放置植入物或进行消融的一种或多种手术步骤，都可以通过ai进行跟踪分析。外科医生或机器人手术系统可由ai结果的推荐规范得到指导，或者根据各种场景下的培训结果自动移动和执行手术。
[0943]
可基于一个或多个分子的运动或相互作用的跟踪实例，如对比标记的分子或x射线可测分子，或分子复合物或一个或多个分子或元素定义的区域或细胞，如标记的细胞或
部件或对象中的目的区域或对象本身，得出一个或多个事实，如诊断或作出结论。
[0944]
得出的一个或多个事实，如诊断或作出结论，可用于模式或形状或形状变换、成分改变、移动变换或部件或靶标的相互作用，例如，分子，如对比标记的分子或x射线可测量的分子，或分子复合物或一个或多个分子或元素定义的区域或细胞，如标记的细胞或组件或对象中的目的区域或对象本身。
[0945]
流量跟踪
[0946]
当使用2d图像、或切片图像1d或点像或多维图像，或将目的区域限制在一个体积或一部分流动体积，或限制为对象中的选定体积时，例如，在跟踪血流时，要监测的目的区域可选为沿血管中心分布的线。在某些情况下，对沿血管中心选定的2d平面或3d体积进行成像，或在沿血管的切线上成像，或在偏离轴的横切面上成像，如在分布位置垂直于流向的位置。这可能限制辐射和/或可能包括取样位置的大区域。通过这些测量值，可以同时分析对象的不同区域的流量，并表征不同区域之间的动态关系。对血流、疾病、身体状况和流体行为的诊断、跟踪和表征可作为这类x射线测量的指标之一。可以利用多个x射线能级来跟踪流量的不同成分和不同元素。例如，白细胞和红细胞可能有不同的x射线测量特性，或者可能有针对特定标记物的不同对比剂。
[0947]
可使用自动化算法从此类数据集中提取细胞速度。图像可用于识别变形的毛细血管、速度超出范围的毛细血管、停止或未移动的标记物(如红细胞)、或流动动力紊乱的毛细血管(如肿瘤产生的毛细血管或血管变性)。新增标记和对比剂可以为x射线提供结构和功能测量性能。
[0948]
相位差成像可以用来表征和诊断流体系统的各种血流状态或流体动力学状态。通过对多个系统和流体学和流体进行统计分析，可为利用数字程序和ai进行的建模提供数据，从而诊断和排除或识别对象中一个或多个目的区域或一个或多个部件或一个或多个靶标。
[0949]
两种或多种形态的搭配
[0950]
x射线系统可以与pet、或mri、或光学模式或超声模式搭配使用。可通过测量一个或多个解剖标记物或共同对比剂和偶联对比剂来完成搭配，包括用于每种形态的至少一种对比剂。
[0951]
此外，这种用于分离和重建物体图像的方法包括至少两种材料和具有不同原子z数或组织的实体，可以通过在空间中拍摄额外的图像，将所述材料和实体在时间和空间中拓展到多维度，例如在不同位置使用不同的检测器或x射线源或在3d空间中移动物体或在不同时间拍摄第二张图像或多张图像。当物体中材料的x射线图像源自在3d空间中不同位置拍摄的物体的x射线图像时，相同材料的合成图像可以提供有关物体位置和特征的更多信息，以及其在3d空间中的单个复合材料。在不同的时间拍摄x射线图像时，例如，当拍摄物体的图像时，每次都可以通过跟踪选定点在复合材料上的动态位置，得到物体的单个复合材料的图像。可以获得关于物体组成中单个材料的位置、功能或运动特性的信息。例如，可得出脊柱运动动态，如腰椎的屈伸运动或头颈运动动态或关节动态，或心率的动态。因此，这种方法可以对单个复合材料以及整个物体在空间和时间中的运动和特征进行功能分析。
[0952]
干预
[0953]
在图像指导中，手术和过程指导或自动引导的治疗过程可涉及手术机器人或治疗
处理和诊断，如电生理学，学习从测量中得到的程序或程序分析，包括时间敏感测量，同时和/或在实时处理的一段时间内，通过循证指导、计算机指令、使用者(人和/或机器)输入、时间敏感测量和对象衍生的事实和/或先前的程序或模拟程序和数据集的测量分析中习得的能力，使用软件指导治疗或处理过程。
[0954]
可放置不透射线标记物以更好地可视化对象中的一个或多个部件或靶标或目的区域。例如，不透射线标记物可放置或组合到植入物或导管或手术探针和活检探针中。
[0955]
设计植入物
[0956]
导管或植入物，例如与组织相互作用的支架或心脏瓣膜或手术器械尖部，或将用于活检或能量治疗的非接触式探针或接触式探针的外部设计成具有不同区域，每个区域具有相同或不同的材料特性，例如密度或厚度或两者兼有或原子z，或组合材料，每个区域具有x射线可测量的特定图案或形状和几何图形配置。例如，可以将不同原子z的不同材料放置在x射线待测量的位置并加以区分，从而可以根据相对空间位置和材料彼此之间的距离确定不同区域和植入物或物体的方向和空间位置。
[0957]
如活检探针、机器人手术探针或器械尖部、导管、植入物、温度探针、超声探针、压力传感器、能量转换器之类的干预装置，其装置的某些部分可能会不同程度地衰减x射线，或该干预装置具有一个或多个内部部件，例如管腔、导丝或阀门驱动的移液管，或其护套具有与其他装置不同的x射线衰减特性。这种干预设计与x射线成像或断层摄影系统相结合的整体设计可以移动、控制和监控干预装置的选定部分，在某些情况下，还可以使用来自x射线测量的反馈。
[0958]
图41示出了导管或植入物(例如支架或心脏瓣膜，或能量干预探针)区域的示例，在进行x射线测量和/或成像时，导管或植入物能更好地显示出来。
[0959]
在植入物或探针2000上可有一个或多个区域。例如，植入物的区域a可以由在一种或多种x射线能量下具有特定测量轮廓的材料或合成材料制成。区域b可由不同的或相同的材料构成。导管3000的内腔和导管3001的护套可以具有不同的x射线测量特性，独立于植入物2000的a或b移动。
[0960]
可测量a和b的距离和相对空间方位，以此在空间上确定植入物2000的方位，或用a和b的距离和相对空间方位来监测a相对于区域b的运动或状态的移动，以便使用者更好地控制植入物或监测彼此独立的a或b或a相对于b(反之亦然)的动态空间变化，和/或a相对于a和b以及植入物所在对象中的其他解剖标记物或参考组件或参考位置。
[0961]
在某些情况下，可通过不同的密度分割区域a中的材料，在不同的空间位置上，材料的密度也不同。
[0962]
这种硬件和软件系统可结合光学、mri、超声、光声、磁粒子、核医学基础系统(例如pet或spect)。
[0963]
可更清晰地看到导管或有线探针，或用于干预治疗和受电脑控制的小型电动机器人或用于输送治疗药物的使用者控制阀或诊断剂(如对比液)。图35a、图35b、图35c和图35d示出能量消融探针或导管c101或电极和用于液体抽吸的开口h100或小型机器人的各种示例，其可以执行多个功能并由计算机或使用者控制。远端位置可以在护套内，平行于用于携带试剂的管。微型机器人的不同部分可能具有x射线衰减特性，以区分其与干预设备的其他部分。图35b中的导管可包括用于处理、治疗和诊断、成像的部件(如电生理映射和电极)、用
于rf消融或超声消融的e100、光探针。在导管或探头内，可能有一个护套和/或一个硬件机构来容纳诸如管等物质，该管含有容纳液体的结构装置，例如，该管由聚合物材料或纤维或用于容纳液体或溶液的纤维材料制成。在某些情况下，x射线衰减材料可在结构内交错排列，这足以使其在x射线测量中被区分出来，例如在光谱成像方法中可与其余材料相区分。管的护套或支架或开口可具有或可连接或对齐一个或多个开口h100，通过开口h100可将液体、溶液或物质注入或喷洒到管外的组织或区域，这一过程在远程位置或远端位置控制，可能有阀门，计算机或使用者通过机械控制或压力控制给出数字指令来关闭和打开阀门。可有一个或多个相同或不同大小的开口抽吸液体。开口h100可具有不同的开口方向，以达到最大表面积或不同的密度，从而确保覆盖。
[0964]
所述液体或溶液或物质可能是药物，或药物偶联物，对比剂或共轭对比剂或抗原结合抗体或其偶联物，靶标记分子，或中间分子，用于与roi和/或voi组织中的标记物或多种标记物结合，形成复合物。
[0965]
释放液体或物质的开口或孔h100可能位于导管或探针的尖部或微型机器人的任何部位，其与机器人或导管或探针外部的区域相接。
[0966]
支架的主体或外表面可以是柔性形状，如图40b、图40c和图40d所示的笼状或泡状，该支架用于容纳导管或探针或管或机器人中的液体或物质，为确保最大限度地覆盖物质或液体流经的区域，该支架可由灵活可控的机构控制，例如通过注射装置或其他能量、磁性机构或电气机构的压力，使用者进行手动控制，或使用者通过数字法控制吸入或注入溶液或物质的运动实现自动化机构。
[0967]
在某些情况下，可以通过力学机构调整开口区域或开口大小。可替代地，在没有导丝的情况下，可对探针或导管或微型机器人进行远程控制。
[0968]
在一种情况下，距离控制器端或溶液源最远的开口可比最近的开口更大，从而确保最佳输送。
[0969]
球形或胶囊形或其他3d形状的输送容器可包括一个或多个孔或开口h100，位于探针、机器人或导管或用于输送液体或溶液的输送管的一个或多个方向或区域中，对用于渗透性评估或靶向成像或溶液靶向输送的区域进行喷洒。
[0970]
此外，在识别植入物或手术器械的目的区域或治疗区域的情况下，上述与导管或植入物结合或连接的探针或管或液体注射装置可用于通过注射或喷射功能化对比剂来识别区域，该功能化对比剂具有可以特异性结合目的区域或目的区域的一部分的靶标配体。对比剂的置换或含对比剂区域的定位可指导手术器械植入物或探针植入物，或活检工具的放置。
[0971]
在某些情况下，射线无法穿透探针、机器人或导管，植入物或外科探针或手术器械或活检工具。
[0972]
在某些情况下，探针、机器人或导管、植入物或手术探针或手术器械或活检工具的一个或多个部分是不透射线的，可包括一个或多个与人体或活体内源性钙或锌、金属或不透射线材料的密度或厚度相近或不同的区域。
[0973]
图41示出了具有一个或多个设计用于x射线测量的区域的植入物实例。
[0974]
在某些情况下，所述探针、机器人或导管、植入物或手术探针或手术工具或活检工具具有放射不透性或在所述探针、或导管或导线的不同部分或不同组件或不同部位被不同
程度地衰减。手术刀头或导管、或活检探针或温度探针或超声探针和/或植入物可以包括多个组件，每个组件或每个组件的一部分可具有不同的衰减特性，以区别于背景或装置的其他部分，从而根据所述x射线测量反馈使每一部分均可以被控制和监测，例如在动脉接入鞘管中，所述鞘管的一部分可以具有与介入装置不同的衰减特性，所述鞘管内腔可以具有与所述鞘管或介入装置的其他部分不同的衰减特性。例如，为了输送图41中的支架2000，所述导管可以设有带内腔的鞘管2001。在内腔中，支架与导线2002连接。支架、或所述鞘管或所述导线均可以具有相同的或不同的具有可辨x射线衰减特性的对比剂，或密度不同的相同对比剂。其中每一部分均具有放射不透性，因此能够进行追踪。基于所述介入装置或其某一部分的给定规格，模拟测量可以在需要低辐射的应用中使用。在经宫颈程序中，多个装置或装置组件可以用于以下部分，例如，包括远端和近端的导管、血液入口以及从所述第一闭塞构件向近端延伸的第一轴部分。所述第一轴部分可具有一个横截面，横截面可插入所述颈总动脉，并适合经宫颈进入颈总动脉。
[0975]
所述装置可以包括与所述导管血液入口流体连通的流体导管，从而使血液经导管流入所述流体导管。
[0976]
所述装置可以包括与所述流体导管直接连接的流量传感器，其中所述流量传感器感测通过所述流体导管的血液流量。
[0977]
所述装置可以包括收集贮液器，所述收集贮液器包括形成封闭腔的容器，所述封闭腔收集血液，并与所述导管连接，且通过所述流体导管与所述血液入口流体连通。流体连通可以包括，在不借助于流体压力源(动脉血压除外)的情况下，通过流体通路连通所述血液入口与所述收集贮液器。
[0978]
所述装置可以包括与所述流体导管偶联的计量阀，其中所述计量阀调节通过所述流体导管的流量。
[0979]
所述装置可以包括适于引入到颈总动脉的动脉接入装置，所述动脉接入装置具有一个内腔，所述内腔从所述动脉接入装置远端区域的远端开口延伸至所述脉接入装置近端区域的近端开口，且所述内腔被配置为接收从所述颈总动脉流经所述远端开口的逆行血流。
[0980]
所述装置可以包括具有内分流腔的分流器，所述内分流腔与位于所述动脉接入装置的远端开口与近端开口之间的动脉接入装置的内腔流动连接，其中所述内分流腔提供通路，供血液从位于所述动脉接入装置的远端开口与近端开口之间的动脉接入装置的内腔流出。
[0981]
所述装置可以包括流量控制机构，所述流量控制机构与所述分流器偶联，并且适于控制流经分流器的血液流量。
[0982]
这些装置组件均可以采用通过光谱成像的x射线测量区分的材料制成。
[0983]
研究、ndt、高通量测量
[0984]
对于非人体应用，需要设置壳体以确保辐射安全。图8示出了封闭在壳体99中的x射线断层摄影成像系统200。所述光学传感或运动传感系统200可以包括光源。传感器可以设置在所述壳体99内，以监测所述壳体99内的相关活动。此壳体可以起到屏蔽铅或屏蔽声音的作用。而且，多个液体处理和样品处理、存储和保存装置可以集成于壳体内，如典型的微型ct、体内光学成像和pet/ct装置设置一样。
[0985]
在ict生产和安全应用中的药物发现、诊断和生命科学研究、质量检验和故障分析中，需要对多个不同样本进行快速数据采集，从而收集分析数据和实况调查数据。
[0986]
可以使用x射线系统，其中一个x射线系统或多个系统同时在同一种类的不同样品或不同的样品上运行，例如在微流体芯片上进行3d组织研究，或在小动物或体外动物组织上进行药物检测或铅筛查，或进行数字病理研究，用于同时筛选不同患者的多处组织或样品。
[0987]
在某些情况下，所述检测器可以同时测量x射线、光学信号，如uv或nir信号。所有测量可以使用相同的像素。不同形态的测量可以使用相同检测器或不同检测器的不同像素。
[0988]
图12示出了另一个高通量x射线系统，其包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。
[0989]
例如，分别在一个检测器的选定区域测量对象#2、3、4、5、6。这种测量可以同步或非同步进行，例如，在透射x射线离开每个对象时。一般情况下，在每个样品位置的对象是不同的或相同的。然而，可以使用探针或分子探针或对照物或分子对比剂的不同组合。在某些情况下，对象#2、3、4、5、6可以具有不同的roi，例如在一个对象中相应地具有2s1、3s1、4s1、5s1、6s1，从而关联和监测各成分(例如分子、标记物、特定材料)以及表征时间、位置、顺序、存在和/或变化和/或可见度以及相互作用(某些情况下)的相对关系。
[0990]
图13示出了另一个高通量x射线系统，其包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。除了图12所示的相同检测器之外，可以使用不同的检测器，如200-2、200-3、200-4、200-5和200-6，在一个辐射发射位置监测每个相应的对象或目的区域。.
[0991]
图14示出了另一个高通量x射线系统，其包括多个能够进行2d和/或3d光谱测量的系统。除了一个x射线源，可以使用一个射线源的两个或更多个不同的x射线发射位置，可以独立控制每个x射线发射源。该射线源可以是产生x射线发射源的多个像素化射线源、场发射源、分束器、光栅、或准直仪。12-1至12-5的射线源可以与一个或多个检测器配对。
[0992]
在某些情况下，x射线放大设备可以布置在x射线源与所述检测器(如x射线准直仪)之间的x射线照射路径中，从而校准x射线束，增加区域的通量，并且暂时使用x射线聚光器、光束孔、物镜来放大和测量小范围的目的区域。
[0993]
图15a至图15b示出了可用于非人体和人体成像设置的x射线断层摄影装置实例。外部参考组件(erc)，例如mbr-1和/或mbr-2，用于在对象2roi-1中对组件2c-1进行空间定位，所述检测器组件22照射所述对象并对其进行成像。检测器组件可以是具有所示光束选择器的一个检测器、或双检测器组件，或可以包括光束粒子阻挡器和检测器，或可以是多层检测器，在某些情况下，一层检测器对应于一个能级(例如，顶层检测器具有低能量闪烁层或底层检测器具有较高能量级)。通过erc、mbr-1或2的初级射线pr1-34被空间定位到通过2c-1的初级射线prx-34。如果2c-1通过材料分解或基于x射线可测特性的测量从所述对象的其余部分分离，可以确定所述2c-1的位置。如果在所述射线源的不同x射线发射位置对mbr-1和2c-1进行第二次测量，可以获得所述目标组件2-1的相对空间位置，其包括垂直于所述x射线的坐标轴。mbr-1和/或mbr-2可以布置在x射线照射路径下方的任意位置。mbr-1或mbr-2可以在所述对象的内部。例如，所述对象可以是密度、形状、组成和相对所述射线源的空间位置均已知的组件。在某些情况下，不需要mbr-1或mbr-2。
[0994]
图16示出了x射线断层摄影装置的实例，所述x射线断层摄影装置能够集成roi的弹性测量。所述超声传感器ust-1在所述射线源12和检测器29之间并靠近所述待成像的软组织。例如，在脑成像过程中，所述传感器可以布置在所述颅骨内软组织开口、耳朵或眼睛或其他开口旁边。在某些情况下，可以移动所述检测器29。并且使用光束粒子阻挡板100消除散射，也可以使用替代设备和方法消除散射。并且在某些情况下，不需要消除散射。并且，可替代地，可以使用所述射线源12下游的准直仪通过扇形射束或分布式x射线细束交替实施所述x射线锥形束。
[0995]
图17示出了x射线系统实例，所述x射线系统具有近实时相衬和/或傅里叶变换装置，在某些情况下，该系统如前文pct应用中所述。x射线光学元件(例如分束器、光栅)用于产生在所述检测器上待测量的干涉图样。所述x射线系统可以是具有近实时相衬和/或能够结合散射去除处理技术实现傅里叶变换的装置，例如，使用光束粒子阻挡器装置和内插法降低散射线与初级射线比至低于1％或低于5％，从而提高所述空域和频域内的测量。
[0996]
图18示出了x射线断层摄影测量装置的另一个实例。所述超声传感器位于所述射线源和检测器之间、靠近待成像软组织的位置。例如，在脑成像过程中，所述传感器可以布置在所述颅骨内软组织开口、耳朵或眼睛或其他开口旁边。
[0997]
所述超声传感器ust-1或2d剪力力发生器(例如发声器)位于所述射线源和检测器之间的靠近(接触或非接触)所述待成像软组织的位置。例如，在脑成像过程中，所述传感器可以布置在所述颅骨内软组织目的区域开口、耳朵或眼睛或其他开口旁边。s20是一个具有计算机处理器的控制箱，用于控制所述装置。在某些情况下，该控制箱与主板集成，控制所述成像系统中的其他硬件。所述x射线系统可以是具有光束选择器模块、或光束粒子阻挡板100的双检测器，且光束粒子阻挡板100与检测器，或一个或多个pmt，或光子计数检测器、光谱仪、光谱吸光测定模块集成。并且在某些情况下，不需要消除散射。并且在某些情况下，消除散射，从而减少散射至小于所述初级射线的1％或小于所述初级射线的5％。在某些情况下，x射线光束可以是一个或多个锥形束、或一个或多个扇形束或多个分布式x射线细束，其可以使用所述射线源2下游的准直仪或使用具有不产生x射线的区域的阳极靶、或可调阳极靶来实现，所述可调阳极靶中只有选定区域产生x射线。
[0998]
dna或rna测序
[0999]
在分子鉴定和检测过程中，例如，可以使用本文公开的x射线成像和测量系统及方法，测量对比剂标记的纳米抗体或小分子。所述分子可以包括氨基酸基分子及复合物、蛋白质片段，和/或核酸基分子、脂质、糖蛋白、稀有元素及复合物或上述物质与其他金属元素(例如纳米粒子)的组合。
[1000]
本发明包括使用x射线测量的dna和rna测序成像和测量，特别是单细胞dna和/或rna测序，例如，使用磁铁与抗体结合检测单细胞。
[1001]
本发明可基于对比剂进行x射线测量，所述对比剂用于代替光学测量染料(例如荧光染料)和/或与分子探针或染料相结合用于光学测量，或与质谱或基质辅助激光解吸电离(maldi)相结合用于混合成像系统或多模态成像和测量系统。
[1002]
本发明可实现纳米粒子或对比剂的测量，其可与少量分子(低至微微克)相结合，例如单细胞rna或dna测序。特别是，单细胞自然地产生某一序列、分子(例如与纳米抗体或抗体变异体连接的x射线可测元素或分子)或小分子的足够rna副本，且单细胞可与用于转
录和平移的分子路径中的一个或多个分子相结合，例如，rna或其互补dna对，或rna产生的肽，或用于转录和平移的分子路径中的一个或多个分子，可以检测和识别所述单细胞。
[1003]
该测序和小分子检测可以在体内或体外或以体外的形式完成。
[1004]
在目前的单分子检测和单细胞rna和dna测序技术中，通过各种方法(例如激光显微切割)隔离细胞或组织，然后通过例如微流控机构、液滴微流控进行隔离，连接cdna互补链或进行放大，以生成cdna文库，从而获得样品；对齐该样品并删除重复样品，执行并量化只读。该过程中使用的标签和对比剂可以是一种或更多种x射线对比剂，且可以通过x射线测量取代荧光标签来检测只读。所述x射线测量可以使用透射x射线、荧光x射线、散射x射线、或非线性x射线完成。
[1005]
相比之下，本文所述的系统可以搭配单光子发射断层摄影(spect)成像系统及其附属装置、超高能准直仪(uhec)、衰减校正装置(acd)、正电子发射断层摄影(pet)成像系统及其附件、符合成像装置(cid)、核断层摄影系统(nts)及其附件、光学测量系统、声测量系统、热基测量系统以及能基测量系统。可以在内部或外部使用解剖标记物或定位标识或位标器实现上述内容。对于共定位系统，一种模态的对比剂可用于当前系统，或该模态的对比剂可以搭配一个或多个标记物和/或一种或更多种由当前系统识别和定位的物质。
[1006]
本发明提供活细胞及活动物成像。
[1007]
对象不是固定在样品台上，而是活的和/或自由移动的，例如，笼子里的活动物、或在微流通道或样品载玻片中移动的细胞或分子。
[1008]
本文公开的x射线成像系统和设备的x射线测量，例如，体素或指定区域及其空间位置的光谱测量或推导值，或时域或频域内的测量，可用于目的区域测量。
[1009]
在传统的成像系统中，3d和/或光谱方法以及嵌入对象或目的区域的详细信息是不可用的。
[1010]
可使用结合x射线对比剂的x射线测量代替传统上使用对比剂或标签或染料进行光学测量或光谱测量的其他体外测量。
[1011]
例如，可以使用x射线敏感对比剂或对比剂代替使用对比剂或指示剂的dna测序或蛋白免疫印迹或任意光学方法以及电化学方法。
[1012]
使用材料分解方法测量和检测金属或x射线敏感物质的绑定或非绑定元素，可以结合多维成像和测量。
[1013]
x射线测量装置、或计算机断层摄影装置可以根据从2d和3d格式成像中导出数据的2d测量和显示提供3d x射线成像和重建。使用该装置可包含与使用传统ct，或定量x射线成像，或密度计相似的医学或成像和测量程序和/或方法，以及与ct、密度计和定量x射线或其他形态的混合系统(例如pet或光学成像方法、光声方法)的程序相似的医学程序。该装置可用于成像方法，所述成像方法优化了分辨率、能级、曝光、视场和/或目的区域、生物标记物、使用pet和其他成像和测量形态的混合成像以及对比剂，以提供ct类或密度计类或定量x射线类或pet/ct混合类、spect类或类似x射线混合或无x射线、不同于x射线的形态的测量和/或成像。例如，可以直接使用这种成像或测量，或用于训练，或后面用于数字程序，从而模拟ct、pet、spect和mri的测量和/或成像和/或呈现、光学成像和分析、光声成像、超声成像和热成像等。
[1014]
该图像和/或测量以及相关的标注、标记、文本与声音标记物和标签，可用于分析
和/或训练以及使用人工智能算法的后处理，研发该人工智能算法用于成像和/或测量方法以及分析传统ct类图像和/或测量和/或定量x射线成像和测量，例如密度计或pet/ct混合、spect显微镜检查、光学测量、mri以及其他上述形态。
[1015]
传统ct和其他形态的分析包括分割、标记物空间定位、量化、追踪、流体动力学、灌注、钙化评分、生物标记物评定、材料分解、光谱ct、机器深度学习、容积测量和标注、标签以及参考，用于诊断、预后、跟踪和缺陷分析、监测以及监视。
[1016]
所述图像和测量可以提供合成数据和/或提取数据或分割数据或roi数据，该数据与传统ct或密度计或其他定量x射线成像方法和其他上述形态的数据相似，例如光学成像、mri、数据和图像呈现，例如一定厚度的一张或多张切片图像，与旋转扫描仪ct可以呈现和提供的近似量值大致相似，该量值来自根据一个或多个区域检测器，或光子计数检测器，或光子敏感探测器或pmt，或光谱仪组件的测量导出的3d或多维数据，例如，使用所述x射线成像设备和方法以及继续使用本文所述的系统。可以通过x射线测量的呈现将所述x射线测量与空间、时间和频率的测量相关联，从而模拟不同形态或x射线混合形态的测量、光学荧光和/或纳米粒子或量子点标记物的测量以及光学相干断层摄影和/或多光子显微镜和拉曼散射的测量以及光谱和mri的测量。
[1017]
由于用户(如医生和/或放射科医生和/或研究人员、ai研发分析师)的经验和训练知识，即使3d x射线图像或2d x射线测量和呈现采用更高分辨率和光谱数据进行重建，也很难将结果数据与放射科医生和其他专业人员获得的先前知识相链接，并且可能会存在学习曲线。在培训和关联从ct扫描仪和/或其他形态的成像史中获得的先前测量例的结果和数据期间，为了使所述x射线系统更有用，所述x射线系统可用于以受过训练的专业人员所熟悉的格式呈现3d数据。然而，除非所述整个图像数据以ct扫描仪的图像格式呈现，否则可能不理解不同于现有界面的新成像系统界面背景中呈现的仅一张ct切片图像。
[1018]
可以使用该x射线成像系统提供不同形态的ai程序的培训数据，或向用户和数字病理或药物发现或研究所用的数字程序提供数据，从而将x射线测量或不同形态的模拟测量与之前完成的实际测量例相关联，得出事实结果并建立数据库或不同时间和地点的形态与测量之间的关系。
[1019]
可以建立x射线相关形态的x射线定量测量数据库以及其他形态或混合形态的数据库，从而关联使用不同硬件(例如x射线源或不同检测器)，和/或不同设置(例如曝光时间和电流，能级和视场以及x射线输入水平)进行的定量测量，用于每一种物质或复合物质或成分或两种或多种成分，使用不同设置使本发明、传统ct、mri、其他形态和不同时间和条件的混合形态的x射线测量和其他测量能够定量相关。
[1020]
例如，使用对比剂和不使用对比剂在空间和时间内进行的心脏mri测量可与本发明的模拟x射线测量相关联。
[1021]
采用某种设置和系统设计及方法的传统ct测量可与本发明的x射线测量相关联。
[1022]
人类视觉和其他感官相关的测量或数字成像和/或测量可与本发明的x射线测量相关联。
[1023]
本发明的x射线测量可以合成人类视觉和/或其他数字机器视觉程序所熟悉的图像，并且提供用户或数字程序能理解的测量数据和/或其呈现，用于诊断、人类决策、人机界面、追踪、物体失效分析和缺陷分析、时间追踪、预后、监测和监视、运动检测、流体表征、动
态运动和其他生理、机械、空间、时间、人工、合成、关系、动力、能量摄动、化学特性、力学、弹性等参数的相关测量。
[1024]
在mri和传统ct、密度计以及定量x射线测量中培训的ai程序和算法可以与本发明x射线系统提供的测量数据一起使用，反之亦然。
[1025]
所述x射线系统和设备可以作为标准使用，从而定量关联各种成像和/或测量形态(特别是定量测量)的数据。
[1026]
x射线系统可以包括下列要素中的一个或多个：
[1027]“个性化ct”或“自定义ct”的一种或更多种功能和特征或设备和/或方法，其可以具有一种模式，或产生一组ct扫描仪图像格式的图像，或显示图像和测量，或具有显示设置，所述显示设置可以打开或可通过用户或数字程序进行选择，例如，选择设置以显示切片图像、2d图像或断层摄影图像或分割图像和一个或多个参数值，所述参数通常显示在ct图像浏览软件或显示软件或分析软件上，大致与传统ct扫描仪或光谱ct扫描仪(例如，使用对比剂或不使用对照物)相似。这种图像可以以ct扫描仪图像格式的一组文件进行保存和输出，从而被传统ct查看器和ct数据读取与分析程序(包括ai)读取。
[1028]
所述x射线系统也可以以连串3d图像模式运行，或随着时间改变运行模式，例如荧光镜模式，使用传统设备和方法或显示一系列与荧光镜图像相似的x射线图像且当前放射科医生或内科医生熟悉该模式。
[1029]
所述x射线系统可以包括部分或完整的个性化ct系统或使用本文所述的测量。
[1030]
所述x射线系统可以具有一种模式或设置，或提供一种格式图像(其可称为个性化ct图像，或精细图像或个性化精细ct图像)，或显示从目的区域和/或所述摄影对象的图像或测量中直接获得的测量、合成或重建和构建图像。并且该图像的背景可以是2d图像或3d图像或多维图像。
[1031]
可以设置两个或更多个检测器、一个光束粒子阻挡板(每个检测器)，以及一个推进器，例如每个光束粒子阻挡板设有一组执行器。在某些情况下，还设有另一组执行器或推进器，通过该执行器或推进器，相对于所述第一组检测器和光束粒子阻挡器，移动所述检测器、光束粒子阻挡器和光束粒子阻挡器推进器。
[1032]
可以测量微血管密度、形态和流体动力学、肿瘤和周围组织密度、肿瘤标记物靶向对比标签和分子特征(体内分子作为一个整体、细胞内分子和细胞外分子、与肿瘤生长阶段和转移阶段相关的一个或多个分子的浓度)，将上述测量结果输入机器学习算法，用于诊断、预后、治疗结果和治疗效果的预测、治疗计划、使用ai进行的监测和监视。
[1033]
可以采用同样的方式监测除肿瘤之外的其他疾病。
[1034]
此外，可以将两个或更多个检测器叠放在所述光束粒子阻挡板的下方，例如，一个是高能检测器，另一个则是低能检测器，或所述检测器可以具有不同的光谱灵敏度和叠置的帧速率。并且具有x射线束导向器或电子束导向器或推进器的一个或多个x射线源可以布置在一个或多个位置，从而可以同时采集双能量或多能量图像。每个x射线源可以限制视场或导向视场。
[1035]
不使用多维测量或使用多维测量或3d测量可以实现钙化评分。在多种x射线能量分解方法中，钙可以与所述软组织分离。使用本文公开的2d双能量或光谱成像方法时，如果所述钙和骨骼重叠，则可以先去除骨骼，再分离嵌入心脏或其他软组织内的钙含量。由于骨
变化缓慢，且插值可以根据相邻像素中的测量值导出，骨骼可以与心脏内的钙分离。使用3d成像时，骨区域可以与所述测量容积分割开，从而可以导出钙测量值。多角度测量可以定位在不同x射线发射位置，以消除重叠胸骨和心脏钙化区域的投影图像效应。
[1036]
多个术语的定义
[1037]“个性化或可自定义ct”系统是指x射线成像设备和方法，所述x射线成像设备和方法使用光束粒子阻挡板或光束选择器或飞行时间射线源，能够消除99％或以上，或95％或以上的散射，或能够减少散射至小于初级x射线的5％或小于初级x射线的1％，如上文所述；能够进行双能量或光谱成像，或能够进行多维x射线成像；或能够进行时敏x射线测量和追踪或监测点、1d或2d、3d至7d(6d与时间)x射线测量，或相衬成像，或与其他形态和其他x射线光学元件(增设在所述成像路径内)成像。每次进行测量或成像的类型根据具体情况而定，例如，当这种测量或多次测量有用且必需。例如，在诊断成像过程中，当需要通过密度测定来测量骨密度，或当需要监测嵌入对象内的组件或目的区域的移动时，使用双能量或多能量测量x射线束。
[1038]
肺病诊断过程中，例如特发性肺纤维化或病毒或细菌引起的病理，如covid 19或tb，所述目的区域只是需成像或量化的肺部的一部分，而不是整个胸部。根据由上述测量所得出的临床值，使用深度选定分辨率，只选择一部分肺进行3d成像。该目的区域需要在一个或更多能级下对整个胸部进行2d成像和材料分解，和/或需要进行3d低分率成像，或需要使用一个或多个x射线源进行多角度1d、2d或3d成像，所述x射线源可以是静止的或运动的。
[1039]
在癌组织成像过程中，可以使用对比剂，例如，在成像前施用针对肿瘤指示剂或标记物的分子对比剂。
[1040]
可以根据一种或更多种参数来定义所述目的区域，例如，所述参数包括组织类型、脉管系统和微血管、血液流体动力学，或细胞外标记物或细胞内标记物或基于密度量化、形态学和其他化学测试和患者概况和成像史的一种或多种选择标准的组合。
[1041]
在手术指导过程中，可以连续定义和修改所述目的区域。
[1042]
骨折时，根据损伤骨的密度和图像，以及与一个相邻骨或多个相邻骨和/或软组织的相对距离，区别定义所述目的区域。
[1043]
在每一种情况下，目的区域的定义过程可以不同，例如，在程序过程和/或成像方法中。
[1044]
并且各应用和各成像例的3d成像分别率可以不同。
[1045]
并且每次测量可能需要或不需要散射消除过程。
[1046]
成像过程中或各应用中点或1d或2d或3d重建图像的选择是不同的，和/或根据个例进行选择。
[1047]
可以通过一种或更多种可见窄和/或宽光波长呈现不同成分和材料，从而在2d和多维内进行更好的呈现和可视化。
[1048]
重叠组织的替换和可视化方法
[1049]
可以呈现和显示2d光谱成像数据，用于之前通过ct进行的诊断、监测和追踪。然而，由于图像调整用的软件工具与基于密度和厚度的测量有不同的过程和标准，在显示时可能会产生伪影，所以在数据显示方面具有挑战性。
[1050]
下面是一个2d定量数据的改进视觉呈现的实例。
[1051]
本发明可以提供从骨重叠软组织x射线投影成像中去除骨干扰的方法，或可替代地，从骨x射线图像中去除软组织的方法。所述方法是基于使用二维双能量x射线成像硬件系统。所述方法可以包括三个主要步骤：(a)通过双能量x射线成像硬件系统获得对象(包含骨结构重叠的目的软组织)高能级h和低能级l下的双能量图像对；(b)使用双能量分解方法将所获得的双能量x射线图像对数据转换为两种材料组成图像，即人体软组织图像和骨图像。从而去除所述软组织图像中骨图像的直接干扰，获得所需的图像信息。(c)通过补偿由最初被软组织内骨骼占据的空隙造成的间接干扰效应并结合骨骼来持续改进所述软组织图像。所述补偿方法可以包括两步：(1)使用骨等效软组织图像代替最初分解的骨图像，代替方式应确保保持相同的几何条件，同时使用由骨等效软组织材料根据像素可预测产生的x射线吸收图像代替使用骨材料产生的x射线吸收图像；(2)将所述骨等效软组织图像重新置于位于精确几何位置的最初分解的软组织图像，所述精确几何位置为最初骨分解图像的所在位置。
[1052]
可以采用上述相反的方法将软组织图像从骨图像中去除，例如投影图像中具有重叠骨组织的情况。
[1053]
在多个成分彼此重叠的情况下，例如，对一个血管、一个骨组织、一个神经组织和重叠软组织进行可视化时，可以得到血管图像、骨组织图像，以及神经组织图像，并且使用与所述双能量系统相似的处理方法，(1)使用等效的软组织对应地代替上述三种组织，代替方式应确保相同的几何条件，同时使用由特定的相应组织等效的软组织材料根据像素预测产生的x射线吸收图像代替使用每种组织材料产生的x射线吸收图像；
[1054]
(2)将各组织等效的软组织图像重新置在位于精确几何位置的最初分解的软组织图像，所述精确几何位置为最初分解的单个组织(例如骨、血管或神经组织图像)的所在位置。
[1055]
通常，存在多种不同类型的重叠组织时，例如，基于每个原始拍摄图像、解剖标记物和几何定位，可以在材料分解之前根据原始测量和图像近似每个成分相对于其他成分的位置和定位。此外，根据对相似解剖或身体部位或对象建立的参考数据库，可以做出其他假设。
[1056]
例如，可以获得选定区域的三维图像，从而可以获得所述选定区域嵌入在第三轴中的信息。由于人体大部分组织或器官变化缓慢，因此可以获得3d解析区域周围的一个或多个区域的一层组织或几层不同组织的厚度、几何定位和位置。例如，可以使用一个或多个相互分布的选定区域，提供整个对象中各种组织或成分的几何定位或相对位置和分布信息。
[1057]
在某些情况下，每次3d测量都被限制在一个尽可能小的区域内，以减少对所述对象的辐射并节省时间。
[1058]
此外，目的区域2d或3d格式的双重或三重或多重能量测量可以补充该推导。
[1059]
当准确定义外来物质时，模拟测量基于可预测值或基于对放大的预测值，以实现视觉呈现和易用性，只要模拟测量不扭曲或干扰环境，或不误导用户，且不会干扰roi的其他行为，模拟测量就可以以不同的呈现格式呈现，包括颜色选择、信号按比例或不按比例放大、或完全去除信号。
[1060]
例如，除了参照物，所述胸骨可能会干扰待呈现的被测信号，特别是对于心脏追踪
和肺部研究以及使用钙作为对比剂，或评定钙化评分或肿瘤和瘟疫的微钙化。可以将胸骨数据取出并丢弃，或将其中的一部分留作具有解剖标记物的参照物，以便更好地定位待可视化、待引导和待量化的目的材料。
[1061]
当有重叠组织存在时，本文公开的x射线成像方法可以包括下列步骤：
[1062]
(a)执行双能量或多图像数据采集程序，以获取双成分或多成分材料分解的图像数据；(b)执行双能量或多能量或光谱图像数据程序，用于进行双能量和光谱图像数据分解；(c)补偿由软组织中骨去除产生的空隙或重叠组织中多个个体组织去除产生的空隙造成的干涉。
[1063]
下面是一个双能量方法的实例，可以推广到多成分图像和图像分离与显示的多能量系统，实现更好的可视化和量化。
[1064]
(a)采集双能量图像数据；执行双能量图像数据采集时，所述x射线源发射高能x射线脉冲，并且同时所述检测器在高能量下采集图像数据；然后，所述x射线源发射低能x射线脉冲，同时所述检测器在低能量下采集图像数据。如果使用传统检测器，所采集的图像数据直接用于步骤(b)。如果使用具有散射消除功能的检测器，所述前检测器和所述后检测器均可进行数据采集。进行本文所述的某种附加数据处理时，发送从所述前检测器获得的图像数据对，以用于步骤(b)。
[1065]
(b)执行双能量图像数据分解。可以使用任何双能量数据评定方法，例如本发明中提供的方法。为了解释说明，简要地描述了两个实例。然而，所述步骤(a)不限于这些方法。
[1066]
(a)双能量数据分解方法基于彻底消除散射干扰，以及直接解析综合双能量等式。消除散射和执行双能量分解不可分割地结合形成一个单一连贯的过程，使用特别设计的三层x射线检测器组件运行该过程。下面是系统运行的简要总结。
[1067]
所述x射线检测器可以包括高分辨率x射线检测器(作为其前检测器并位于第一层)、x射线光束选择器(位于第二层)，以及低分辨率x射线检测器(作为其后检测器并位于第三层)。所述光束选择器可允许一种x射线(仅散射x射线或仅无任何散射的直接透射x射线)通过，并且x射线被所述后检测器接收。另一种x射线基本上被所述后检测器阻挡。作为双能量图像数据采集的结果，所述前检测器采集高分辨率的x射线图像对，该图像包含直接透射x射线(从所述x射线源发射并严格地沿着直线直接透射所述对象)和随机散射x射线，而所述后检测器采集仅通过一种x射线(仅透射x射线或仅散射x射线)获得的低分辨率图像对。
[1068]
在处理所述后检测器采集的图像的过程中，准确地预测关于所述前检测器上散射x射线的信息，从而准确地获得高能级eh x射线和低能级el x射线的前检测器(高分辨率检测器)上直接透射x射线(无散射干扰)的图像数据集对。
[1069]
进一步地，根据所述前检测器在高能级eh和低能级el下获得的高分辨率图像对，使用双能量数据分解方法，获得材料分解图像对(骨图像和软组织图像)。本文公开的一种双能量数据分解方法可以基于非线性双能量等式系统的直接求解，而不依赖任何简化假设或任何简化近似。由于没有进行重要的简化近似，因此不涉及重要的散射干扰，该解决方案就能够提供最准确的结果。
[1070]
另一方面，在一定的简化假设和一定的简化近似下，有许多方法可以求解双能量等式。散射干扰也可以不同程度地混入真实的图像数据中。从而不同程度地降低结果的准
确性。这些简化近似的共同特征可以包括：(i)没有消除散射干扰；(ii)使用经大量研究结果证明的线性近似或非线性修正的线性近似，求解所述非线性双能量等式。简化近似方法的具体形式有很多，本发明不限制使用任何合理的简化或近似，但将所有类似的方法考虑在内。作为例证，下面描述了求解双能量等式的耐散射线性化。
[1071]
(b)耐散射线性化方法。第一种近似假设忽略散射干扰对图像信号的作用。第二种近似假设可以忽略所述对象的所有非线性吸收效应，所述x射线源发射仅有单一能量值、无任何光谱分布的x射线。在这些近似下，可以将所述非线性双能量等式系统线性化，得到一对简单量b(x,y)和s(x,y)，该简单量可以通过任何标准方法查找，用于根据像素求解各点(x,y)的2个线性代数等式。线性化方法实施比非线性方法简单。需要较高精度的定量结果时，可以根据本

技术实现要素：
进一步修正非线性效应。
[1072]
(c)补偿由软组织中骨去除产生的空隙造成的新干扰效应。作为步骤(b)的结果，去除直接加在软组织图像上的强骨吸收图像。从而极大地方便目视识别软组织中包含的、被骨骼掩盖的所需图像信息。然而，与骨存在和骨去除有关的干扰可以以另一种形式存在，即最初被骨占据的空隙现在给出了软组织的空腔图像。所述空腔图像起到不利的背景图案的作用，并阻止进一步目视识别所述软组织中包含的信息。所述步骤(b)目的在于，补偿胸壁软组织图像中骨去除产生的空隙。所述补偿技术可以包括两步：(i)在最初分解的骨图像所在的精确几何位置，将最初分解的骨图像转换为骨等效软组织图像以及最初分解的软组织图像，所述骨等效软组织图像在几何上与骨相同，但是实际上具有所有的x射线吸收属性组织图像。
[1073]
通过步骤(c)，可以去除骨与软组织重叠造成的干扰。
[1074]
可以进一步使用其他标准成像处理技术，例如对比/亮度变化和图像相减法，进一步目视识别所述软组织中包含的隐藏信息。
[1075]
除了上述主要补偿步骤之外，还有一些方法可以进一步改善所形成的软组织的均匀性。这些方法属于更高阶近似。例如，根据生理特征，所述胸壁的骨等效软组织图像具有高度平滑且变化缓慢的空间分布。只使用步骤(ii)中的倍数因子，某些内部骨结构(如局部缺陷或中空核心结构)可以被带入骨等效软组织图像，这些内部骨结构在分析内部器官软组织图像时可能会造成不必要的混乱。为了进一步删除这些高阶效应，可以使用下列方法：(a)参考每个特定的骨结构，将最初获得的骨图像略作修改，形成所需的平滑几何形状。从而，将轻微修改的骨图像(不是实际的骨图像)用于步骤(b)(i)和(b)(ii)。(b)图像处理技术中标准图像平滑、对象边界检测方法等可用于提供骨图像，以更好地构建所述骨等效软组织图像。本发明考虑了这些方法以及所有其他的高阶改进方法。
[1076]
本发明进一步扩展至包括两个或更多个成分的对象或多个成分。当至少一种材料或物质(即第一种成分或第一种物质)与其他成分或物质分离时，可以使用第一种材料的复合等效物代替所述复合材料或成分(所述第一种成分除外)占据的空间，例如使用用于软组织可视化的软组织代替骨骼。
[1077]
控制器
[1078]
图37示出了x射线成像系统内的控制单元。
[1079]
一个控制单元200，该控制单元与部分或所有电子驱动式硬件连接，如电机、x射线准直仪、发生器、检测器，其配备一个cpu或微处理器，或嵌入式电路和固件，用以控制各个
硬件工作和/或开/关操作。
[1080]
控制单元200与控制器1200的连接形式可分为有线连接或无线连接，如通过无线网络、以太网或蓝牙连接，该控制单元中具有一块显示面板，如触摸屏，或手持显示器，并且，其可以与操纵杆或计算机输入设备、不同的微处理器电源控制器连接。
[1081]
在某些情况下，控制单元200与控制器1200集成在一起。控制器1200的作用如下：移动用以带动检测器或x射线源的电机和/或完成控制准直仪和/或选择目标体积成像和/或与传感器相互作用进行测量的操作，该控制器可按照摄像机的工作原理拍摄3d图像，也可测量如x射线管、患者、检测器等目标的距离和几何形状，进而根据使用者或计算机制定的标准作出自动测量的决定。
[1082]
实体控制单元200或200和1200的集成控制单元可与支撑结构104，或者x射线源的支架或x射线系统支撑结构的一部分集成或连接在一起，或者，其可以与检测器组件109或x射线源组件分离放置，或者也可作为一个独立单元，或与x射线系统的一部分集成。
[1083]
控制单元200或控制器1200均设置有一块led显示屏或一个显示面板。该显示面板可显示移动指令，也可显示对象2的成像图像和/或在所成像对象的roi区或计算机选定的roi区域显示图像。使用者可以在显示器上点击对象的成像部分。可将x射线源组件12以及检测器组件22或23放于近优化的空间位置，从而对选定的roi进行成像。
[1084]
根据确定或预先确定的且存储于工作站或控制器1200或控制单元200中的标准可自动完成roi的选择或成像以及x射线源和检测器的对准工作。
[1085]
控制器单元1200可采用无线或有线连接机构与工作站1010或带有或不带有显示功能1015的笔记本电脑或微处理器进行通信。
[1086]
控制器单元200和/或工作站1010可置于与成像装置(如x射线管和检测器以及成像对象)位置不同的位置。
[1087]
使用者可使用控制器单元200移动x射线装置(如检测器或x射线)的位置。使用者可在使用准直仪或x射线源或敏感元件提供的信息直接观察成像目标上的led光标后做出是否移动的决定。
[1088]
本文公开的x射线系统可包括组件和外围设备。
[1089]
可将一台剂量计连接到准直仪或x射线系统结构上的任何位置，让其在x射线曝光过程中或整个时间内实时监测剂量以及成像对象和其他对象可能接受到的曝光量。并且，电子器件可在剂量计的本地端由微处理器和/或用于控制x射线系统其他部件的微处理器完成对剂量计的控制、数据管理和/或测量分析，也可在x射线系统的本地端，或由一台微处理器远程完成上述操作。剂量计与任何一个微处理器之间可以采用有线或usb，或线缆方式，也可采用wifi或蓝牙或光学或rf或其他用于通信和数据传输的无线方式进行通信。
[1090]
本文公开的x射线系统可包括自动曝光控制装置。
[1091]
在某些情况下，多个事件检测器可部署在图像传感器的芯片上，彼此相对放置。尤其是，有源像素传感器(“aps”)装置可作为图像传感器使用。因此，该事件检测器由额外的感光点像素构成，其中，这些像素位于aps传感器的同一芯片上，优选地，位于该aps传感器中有源像素阵列的外围。
[1092]
检测器可置于roi的下游。
[1093]
光学测量和成像设备方法、内窥镜、mri设备、磁粒子成像、超声、热成像和电生理
学可通过对比剂、解剖标记物或标识符(如电生理学设备中的导管或探针)、可识别对象(如显微操纵器)、半导体部件、一个光学系统或物理或化学特性测量系统中的一个零件，或治疗设备和能源设备中能够对样品或对象或一个或多个内部部件或标记物的参考位置产生微扰动的一个或多个零件，或一个或多个空间上的外部标记物或参照物(如标记物或参考物)的引用或共定位并入本发明。使用者能够控制软件或数字自动化程序，确立共定位所必须的测量工作，或可将预先存在的数据或测量结果输入微处理器，其中，测量结果存储于存储设备中，用以计算该相对空间位置。
[1094]
在某些情况下，至少一个传感器，如飞行时间(tof)传感器、传感器或摄像机或摄影机具有夜视功能，如具有nir光源，从而能够定位一个选定区域或一个选定的目的区域内的标记物，或该目的区域内部或外部的参照物。根据各种模态下测量的具有目的区域或选定区域的标记物的相对空间位置，可在空间上将该目的区域、对象和部件以及选定目标并排置于测量视场内。
[1095]
一个或多个传感器可用于测量厚度、或运动跟踪、空间位置和/或方向，或几何形状或尺寸。此外，ai的可用于运动跟踪、人脸或身体部位和姿态识别，如使用脸部识别跟踪技术、人脸网格、虹膜、手部检测和跟踪、姿态跟踪、头部分割，使用目标检测、框位置跟踪和即时运动跟踪、objectron(3d目标检测)、knift(基于模板的特征匹配)。
[1096]
自动翻转(显著性感知视频裁剪)
[1097]
ai有时可通过做出数字化选择实时识别目的区域和目标体积，或例如，结合形状和几何形状、一个或多个目的区域的空间相对位置、各目的区域和/或目标的表面颜色帮助使用者实现可视化操作，同时，可根据一个或多个目标体积，或目的区域的标准实施手动或数字化选择，进而完成x射线测量或成像和/或x射线实时成像与测量。在选择目的区域后，控制器向运动系统(例如，平移台)发出移动x射线管和/或相应检测器的指令，进而对目的区域进行成像。平移台可适时地以至少1轴至6轴的方式移动。
[1098]
x射线源和检测器对在x射线成像系统上的安装方式与其在传统x射线系统、c型臂、u型臂、立柱等部件上的安装方式相似，并且，能够进行断层摄影的x射线源组件可集成到现有系统中。例如，可通过一个电子磁力转向器或移动器改变发射位置，这与通过u型臂、吸顶式平移台完成上述操作相同，或一个独立推进器可移动x射线源，适时完成2d、光谱或断层摄影、3d(最高达6d和7d)和多维成像，或者对于由具有ai功能的摄像机或摄影机选定的目的区域，可使用上述所有成像的组合。在某些情况下，标记物可用来协助完成6d或7d测量，或者也可使用至少两个摄像机或图像传感器完成上述测量。
[1099]
使用者可在x射线成像前介入或确认目标体积的选择。
[1100]
例如，通过研究运动时膝关节或脊柱的运动，可在一个系列中自主选择voi或运动跟踪，进而连续触发数字式自动化x射线测量。
[1101]
在结合x射线成像使用摄像机进行ai运动跟踪的情况下，两种模态下所得的图像可在时间上保持同步，并且，可在使用x射线表征身体或组织的运动功能，并以比以往精密度高的形式确定roi或voi位置的同时减少辐射剂量。
[1102]
光学摄像机中的ai搭配x射线测量，可提高测量的精密度和精确度，完成对身体部位和相关运动的表征，同时，可在例如，光学摄像机速度大于x射线摄像机的情况下，减少x射线照射。
[1103]
将摄像机测量与x射线测量结合使用，还可让观看者以其更熟悉的方式查看图像。ai可将这种测量合并，从而保证各模态下所得测量结果及所拍图像的连续性和混合搭配。
[1104]
通过使用摄像机拍摄外部图像和使用x射线进行内部容积测量，可将混合搭配的目标或对象或目的区域或目标体积图像合并显示，进而获得贴近真实的显示图像。不同的颜色方案可应用于不同的数据集，以代表不同的部件或目标或目的区域的片段或材料分解物质，或提取的图像数据或基于空间和时间内的完整测量而合成的数据子集。
[1105]
上述方法和设备可用于包括机器人或汽车或汽车零部件在内的机动化机器对象的无损检测。
[1106]
显示器和输入设备
[1107]
操纵杆可作为输入设备就地控制运动系统的成像，例如，确定检测器和/或x射线管的相对位置，使其对准待成像的对象。
[1108]
电子控制器或微处理器可以与显示面板框连接和/或连接在显示面板框内。显示框或显示面板可配备将成像系统或成像系统的子模块定位到成像对象的相对位置的机构。该显示面板或显示框可以是触
[1109]
在成像系统上可设一个紧急按钮，以便该按钮分别地在工作站或微处理器和采集和/或查看应用的显示集处关闭系统。
[1110]
ipad或其他电子平板设备可作为显示系统使用。
[1111]
控制器可与麦克风或扬声器连接。有时，可能会用到功放。
[1112]
语音警报作为系统的一部分，用于警告患者或使用者出现系统故障、子模块故障、辐射过大或未正确拍摄图像、或系统工作异常等问题，提醒患者或使用者注意安全或警告其系统或子模块在未经访问认证的情况下被打开。
[1113]
执行的每个软件活动或硬件运行都可以录入计算机。报告中可提供该记录内容，方便在不同的地点或时间实施诊断或维护或监测或远程监控。
[1114]
还包括升级的报警系统，如黄灯用于警告安全相关事项或硬件故障或功能紊乱或软件错误、红色指示灯用于可能会致x射线系统损毁或患者或使用者的安全受到威胁的灾难性故障或功能紊乱。
[1115]
敏感元件可用于感测各种硬件元件、x射线成像中的子模块以及控制器和显示控制单元的距离、几何形状或相对空间位置。
[1116]
锥形准直仪可用于减少x射线源的焦点尺寸。具有大视场的x射线断层摄影系统可以使用锥形准直仪来减少x射线源的焦点尺寸。电机和附件可将锥形准直仪连接到x射线管套或连接到x射线管下方的另一准直仪上。
[1117]
附属硬件可为机动式，也可通过移动器或机械臂调整，以便将锥形准直仪沿射线源与voi之间的路径移入和移出。
[1118]
锥形准直仪可用于减少焦点尺寸
[1119]
锥形准直仪可用于限制目的区域。
[1120]
锥形准直仪可作为常规准直仪使用，其设计与快门的设计相似，即，可通过打开和关闭光圈来调整曝光时间。
[1121]
在某些情况下，锥形准直仪的各层光束衰减器叠放在一起，每层的孔径要比其上层的孔径稍大，从而形成一个锥形的光传输孔。
[1122]
在对成像对象2进行成像时，敏感元件可连接到x射线管的推进器上，也可连接到x射线管上，或可放置于空间位置，或可与x射线管12和/或检测器22和/或保持结构104或推进器或包括x射线源12或检测器22的子模块，或含有检测器22、光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡板100或光束选择器或一个或多个其他检测器分开放置。
[1123]
敏感元件可以是光学传感器或飞行时间传感器或摄像机或激光雷达装置，其可测量有关x射线源和检测器的尺寸或几何形状或空间位置，以及voi或roi或成像对象的厚度。测量厚度旨在确定剂量或曝光时间，从而控制准直仪的快门，或控制x射线源和/或检测器是否对准voi或roi，也可确定重建整个voi的3d图像所需投影图像或测量的数量。
[1124]
在某些情况下，超声装置可用于确定roi所处成像对象范围内的目的区域。例如，从超声测量中提取人体成像对象的厚度，而不是确定可能包括衣物在内的整个厚度所需要的图像数量，以进一步减少所需的图像数量。例如，患者所穿的医用病号服已经预先确定了空间体积和x射线的测量特性，因此，无需额外拍摄有关医疗病号服层数的x射线图像。
[1125]
语音指令与交互
[1126]
本文公开的x射线成像系统可与语音识别系统和/或计算机生成的语音通信系统集成，实现与使用者、和/或患者和/或微处理器之间的通信和交互以及控制与反馈。
[1127]
虚拟现实技术与硬件
[1128]
本文公开的x射线成像系统可使用虚拟现实查看器或虚拟现实眼镜查看从x射线测量中提取的x射线图像，在某些情况下，提取的图像为实时图像，并且与传统的成像系统相比，该系统大大减少或最大程度减少了图像的处理量。
[1129]
构建的虚拟现实图像可以使用虚拟现实查看器和/或虚拟现实眼镜，以及一个带有摄像头查看器的虚拟现实头盔观看，特别是ct断层摄影图像，可能需要借助拼接和/或插值方法完成成像。若需使用诸如放大和缩小类的功能，则需要在观看之前进行图像处理。通常，使用当前的便携式ct或ct系统查看时，除非使用导航软件，否则，3d查看无法实时进行。然而，如果借助软件，所看到的信息可能不够精确，或者可能出现伪影。
[1130]
在本文明中，例如，带有头盔和接目镜的虚拟现实查看器可结合图像处理最小化的特点将图像实时呈现给观看者。
[1131]
在无需实时查看的情景中，通过x射线测量和成像系统获取的图像数据可在本发明所述重建后直接查看3d图像，但前提是，软件图像处理和数据间隙填充工作，以及传统ct或断层融合图像所需的更多伪影和噪声修正工作都需要较大程度的予以减少。
[1132]
目前，在人类诊所使用的医疗ct系统中，在垂直于检测器的方向，沿厚度轴线，例如，沿x射线光束的中心轴线的分辨率一般最多可达100um。考虑到需要拍摄的图像数量较多(例如，数量超过千张)，以及为获得更高分辨率所需向对象照射的辐射量，追求更大的分辨率显得有些不切实际。
[1133]
然而，通过本发明所述的3d技术，选定的voi可在xy方向上减小至亚毫米范围。此外，采用高光谱分辨率，或用以询问同一voi的多个能量，均可提高测量的灵敏度。如果可在一个小横截面上拍摄的图像数量较大，则总辐射强度是可以接受的，并且询问范围可下降到微米甚至更小的范围。这样，可对细小毛细血管或尺寸极小的物质成像，这在一定程度上提升了诊断、监测和追踪能力，从而可通过放大到微米范围或亚微米范围等方式查看这些小特征。可以在提供或不提供虚拟现实查看器的情况下测量这些小特征。在某些情况下，该
实施方式可能不需要在断层摄影重建后通过软件进行额外的处理。
[1134]
存储器或计算设备及方法
[1135]
有时，3d、ct计算、x射线测量需要大量的存储和计算。本文所述的nmatrix方法和设备中，检测器模块或组件或通过无线通信或系留机制连接到现有检测器或检测器上的子模块，可包含用于本地化计算、处理和/或存储的存储装置，和/或数据库功能和/或数据库和微处理器。可在本地显示或直接通过微处理器显示，也可通过无线或以太网或其他系留通信方法连接到第二微处理器以远程方式显示，在某些情况下，还可以进行进一步计算与存储。
[1136]
检测器32位或以上的adc转换及其动态范围可用于图像处理，并且，对在高动态范围内有效的2d图像采集、图像处理以及多维应用而言，该转换尤为有用。
[1137]
微处理器或存储器或数据库存储和管理均在本地，adc分辨率为32位或更高，且上述存储和管理可通过x射线成像设备与方法实现图像处理、采集控制和ai，如图29所示。
[1138]
双能级或多能级的断层摄影和/或光谱成像和图像导引以及跟踪应用适用于上述配置。
[1139]
本地存储器和微处理器的功能可结合散射消除设备和/或方法发挥作用，或者，与初级干扰相比，散射消除后的图像或x射线图像的散射减少了1％。
[1140]
本地存储器和微处理器功能可结合两个以上器官的x射线成像发挥它们的功能，如心血管或肺部成像、动态灌注成像或近全身的应用。
[1141]
本地存储器和微处理器功能可用于工业应用，这时，adc分辨率为12位至16位或32位或更高。
[1142]
光学成像组件
[1143]
对于使用nmatrix方法，或散射消除法，或上述方法的一个或多个组合进行的双能量或多能量2d和3d成像或3d成像，在摒弃使用对象目的区域下游的x射线检测器的同时，还可使用包括增强器、或闪光器件、光学元件和光学摄像机在内的传感组件。
[1144]
由于大尺寸的x射线传感器在速度、分辨率或性能方面均会受到限制，因此，可使用小型光学传感器对大面积的目的区域进行成像。
[1145]
例如，当闪烁器或增强器相对于x射线源置于目标体积的下游时，该闪烁器或增强器可将x射线转换成光学信号。敏感组件可包括光学元件，如光学透镜或物镜，其可将图像从增强器聚焦到光学传感器。
[1146]
光学透镜可为双合透镜或包括多透镜。如要观察到增强器一个或多个区域内的可见光，可通过自动调整光学透镜进行放大或缩小显示。
[1147]
可使用一个倾斜放置的(例如，45度)反射镜来降低增强器上形成的图像与传感器感测平面之间的距离。该传感器可以是2d光学传感器。
[1148]
可在敏感组件的输入孔位置使用负透镜将增强器采集的x射线图像转换而成的光学图像进一步聚焦。
[1149]
可使用两个或多个此类敏感组件，或将它们转移到增强器的目的区域，即，voi具有投影图像的区域。此类敏感组件彼此之间在尺寸或帧率或能量灵敏度方面可能有所不同。
[1150]
可将各组件置于一个推进器中，这样，输入孔和传感器图像平面便可在x射线照射
voi后捕捉到由增强器生成且投射到其上的图像。可替代地，一个物镜转轮可容置两个或多个光学组件，用以采集目的区域或目标体积的x射线信号。
[1151]
在某些情况下，大小适中的增强器可连接至光学敏感组件的输入孔。
[1152]
并且，此类组件可与增强器一起移动，或相对于增强器移动，对目的区域进行成像。
[1153]
x射线光束流调制器
[1154]
光束斩波器可照射一个或多个分布式roi，也可在一个或多个空间位置对roi实施跟踪。其目的可能是以下之一：
[1155]
减少辐射剂量，例如，斩波器可由具有多个分布孔的准直仪构成，该配置可减少辐射剂量或实现roi或滤波器的结构光照明，进而降低能级，例如，滤除对软组织敏感的低能量x射线，而仅对骨骼进行成像。
[1156]
例如，通过让一个或多个电驱动的锥形准直仪沿光束路径进出，以此达到减少射线源焦点尺寸的目的。
[1157]
缩减辐射曝光的时间，例如，缩减一个或多个x射线发射位置的辐射曝光时间。
[1158]
使用x射线光束斩波器可生成更短的x射线脉冲。本发明公开了一种快速、经济且紧凑的x射线光束斩波器，该斩波器质量轻，且转动惯量小，在该转动惯量下，可实现转动与x射线源的电子信号的相位同步，并由光束监测该转动。可生成2.5微秒以内的x射线暴，其抖动时间小于3ns。
[1159]
一种用于切割自射线源发出的x射线光束的装置包括一个转盘，所述转盘具有一条沿所述转盘直径延伸的通道，其中该射线源为脉动型射线源，其中，在所述转盘上，所述通道的角度位置可与所述脉动型射线源相实现相位同步，并且，其中，针对通道的转速，每转动一圈所需的时间变化可小于5ppm。
[1160]
一种用于切割x射线光束的装置包括一个具有第一面和第二面的转盘，所述转盘具有一条沿转盘的整个直径延伸的通道。
[1161]
一种用于切割x射线光束的装置可包括：
[1162]
一个转盘，该转盘具有一条沿所述转盘直径延伸的通道，并且相对于所述转盘的底面置于一个特定的高度；
[1163]
一根连接所述转盘和一个电机的轴。
[1164]
一个给所述电机供电的第一电路和控制所述电机转速的第二电路；
[1165]
一个用于确定与所述转盘相关的转速，并将所述转速传递给所述第二电路的光学传感器；
[1166]
一个入射到所述转盘上的x射线光束，在该转盘上，所述x射线光束以特定的入射频率击中所述转盘，其中，击中所述转盘的位置相对于所述转盘底座与所述通道的所述位置相吻合。
[1167]
可将x射线光束斩波器的固定装置连接到准直仪上或直接连接到准直仪的下方，可替代地，x射线光束斩波器可位于准直仪与x射线发射位置之间。
[1168]
可使用多片式斩波器。各转盘具有能产生不同焦点的焦点尺寸，这取决于例如，其中一些焦点，特别是对于z轴方向的高分辨率xc的焦点的尺寸可能小于原始焦点尺寸。
[1169]
如要产生x射线光束，第一组磁性元件可将电子束送至由第二组磁性元件或电磁
元件产生的磁场中，其中，在由所述第二组磁性元件或电磁元件产生的磁场中，所述电子束产生x射线光束的位置与由第一组电磁元件或磁性元件产生的x射线发射位置不同。改变发射位置的目的是为了重新构建3d成像。可替代地，该移动是为了照射一个已选定的目的区域。如果靶标包括各种材料，则可将电子束移至可包括不同靶标材料的靶标区域，并且x射线源能够产生不同能级的x射线，进而可在众多光谱测量中快速切换不同能级的x射线。
[1170]
在某些情况下，可能无需移动转动的光束斩波器。
[1171]
可替代地，可将一个有透光孔的转盘作为光束斩波器。优选地，转盘的中心轴既可与锥形束的中心平行，也可与其并排同向。
[1172]
这种光束斩波器重量很轻，因此，便于携带。
[1173]
云计算
[1174]
可通过x射线成像系统和设备及方法中公开的对x射线测量结果的采集、分析、处理及查看完成点、1d或2d、或3d或多维图像构建、图像处理和/或分割和/或标注、和/或演示，并实现ai和相关分析与数据挖掘过程及功能。在测量现场，可在一个或多个本地计算装置或微处理器本地工作站上完成图像处理，也可在一个或多个云端地点或远程服务器上完成图像处理。
[1175]
可在本地，即在检测器和/或与显示设备连接的微处理器和/或远程服务器或远程处理器附近采集和/或存储x射线图像的位置更新和修复软件错误与漏洞。
[1176]
门控测量。
[1177]
其他模态下进行的伴有增强扫描的延迟增强或多相成像，以及扩散测量或门控测量可与本x射线测量结合使用，并且，该x射线测量可使用化学，或电、电磁等能源进行类似的外部调节。
[1178]
声学噪声
[1179]
为消除和减少来自背景和/或x射线机以及相关电机的声学噪声，可使用一种或多种声学消除材料对系统进行屏蔽，或将材料置于不同位置，达到消除或减少声学噪声的目的。例如，这些材料可包括泡棉或分布于泡棉中的纳米颗粒或纳米通道，或自组装的石墨烯泡沫。实例中还包括使用环状结构。该环可包括沿其厚度的螺旋通道。
[1180]
对有源噪声的控制可减少或消除噪声。
[1181]
声学降噪系统可以是开环系统或闭环系统，在该系统中，噪声以预先或实时的方式记录下来。噪声控制的目的为产生或注入一个合成的反相信号，且该信号通过将记录的声学噪声信号的主频率分量的相位倒转生成。该合成信号可与扫描仪的声音同步，而由扫描仪计算机产生的触发器与脉冲序列保持一致。
[1182]
在一个实例中，一对压电扬声器可以放置在患者或使用者的附近。可使用一个带有多通道滤波-x最小均方(fxlms)算法的自适应控制器产生消噪的声学信号。
[1183]
在一个实例中，使用具有级联式神经网络结构的反馈控制器系统来降低x射线系统的声学噪声。该系统使用一个预先记录噪声的扬声器测试。
[1184]
在一个实例中，一个通信系统中的前馈anc系统可采用一种光声学的方式(即，一个由光信号驱动的压电扬声器)消除噪声。
[1185]
在一个实例中，可以使用一个同时嵌有前馈回路和反馈回路的混合控制器。
[1186]
可携带性
[1187]
当前的x射线成像系统通过推动小车或滚轮而具有便携性，但是，该便携性受尺寸限制，例如，在ct中进行3d成像或操纵机动化系统的应用，因体积和尺寸过大而对便携性带来一定的限制。
[1188]
传统的移动式x射线，或便携式x射线系统，或装有滚轮的x射线系统在功能上均受到一定限制，例如，既没有使用光束选择器或光束粒子阻挡器的散射消除法，也不含本文所述的多维成像功能或光谱或双能量成像功能。
[1189]
现在，将分别介绍便携式或移动式和/或自主或远程控制的便携式x射线机。
[1190]
实例如图23至图24所示。在图23至图24中，移动式x射线机510可以自主行走、自动驾驶、或远程控制，也可以通过飞机机构或直升机机构或空间运载体载于飞行器上，或通过驾驶员或飞行员或宇航员控制。
[1191]
图23示出了一个便携式x射线系统或其与一个电动齿轮相连或集成的子模块，该系统可为由一个使用者或多个使用者操纵的电动装置，也可以是一个自动驾驶装置，或一个可在医院内部或门诊部外部移动的远程控制装置。这种便携式系统使用简单，使用时，使用者手动推动即可。这种系统可以包括ct系统，或普通x射线系统，或集ct断层摄影、普通x射线以及个性化精准ct成像为一身的系统。
[1192]
图24示出了一种便携式x射线系统，该系统包括附加区域或机架，为例如，x射线的配件和子模块或一个或多个拖车舱室等额外的硬件提供了便携性。
[1193]
本文公开的x射线成像设备和方法可以包括使用遥控移动系统500，或自主驾驶机器人，或电动机器人或运动系统，以机械或磁力方式连接于x射线系统400，或通过机械零件与x射线系统集成在一起。
[1194]
该x射线系统包括一个便携式系统，该系统例如，配备了两个或多个连接到x射线系统的滚轮505或移动机构，从而实现便携性。
[1195]
该便携式x射线成像设备和方法可包括具有如所述的时间或频率或空间方法等散射消除功能，以及光谱或双能量成像功能的x射线系统400。
[1196]
该便携式系统可为额外舱室502留出额外空间，对与x射线系统相关的如发生器503或显示器502或计算机503或与x射线系统或其零件有关联的硬件等配件或子模块提供机械连接功能。
[1197]
这种带有x射线系统的移动系统，或便携式系统，或自主驾驶或遥控系统结构紧凑，可通过标准门或电梯，或患者门，或手术室门。例如，该便携式x射线系统的宽可大约为35英寸、长可为6英尺、高可为8英寸。
[1198]
该便携式x射线系统可以由存放该系统的房间外部的使用者远程控制，也可以由房间内的使用者a控制，有时，可以使用包括防护周裙或铅板在内的x射线防护罩屏蔽该系统。这种铅板既可拆卸，也可连接到x射线系统。
[1199]
便携式x射线系统可以配备一个或多个位置传感器或一台或多台摄像机进行成像和确定对象的成像位置。
[1200]
图25示出了使用大视场x射线系统对身体各部分或组织或器官进行成像的设备602，其中，该设备能够对人的全身进行成像。该设备602可连接到具有射线源或检测器的x射线系统，也可以是一个独立装置。且该设备可置于或连接到一个额外的支撑设备上，如患者用椅。x射线源12连接到一个直立支架400上。检测器和/或包括多个检测器22在内的检测
器模块可以连接到另一个支架401。
[1201]
图26a示出了连接到x射线系统上或与x射线系统分离的乳腺x光透视装置602的前视图，该设备的视野较大，或具有x射线乳腺x光透视或断层摄影或ct断层摄影或个性化或可定制化ct等多种用途。
[1202]
图26示出了光谱断层摄影乳腺x光透视装置的侧视图。
[1203]
图27是连接到可进行3d成像的x射线系统或与该x射线系统分离的乳腺x光透视支撑装置620的侧视图，其中，ct系统或个性化和可定制化ct系统能够对除乳腺x光透视区域以外的区域进行成像。
[1204]
如图37所示，一个扬声器和/或麦克风可连接到控制器单元200上。该扬声器或麦克风可连接到固定式x射线系统或便携式x射线系统，也可与x射线系统的一部分分离。在使用者与机器、操作人员与机器和/或使用者与患者之间，尤其是当患者与x射线系统处于使用者或数字计算机工作站以外的独立位置时，可将这种装置作为通信系统。使用者或计算机可以指示患者到达期望位置，或加入到有关x射线成像的移动、活动及通信过程。该装置具有一个微处理器。该微处理器具有语音识别功能，并配备声音转换系统，可对声音进行数字化处理，或记录患者或与患者同处一处的使用者的声音或数字指令；其可向患者发出指示，如将声波信号转换为数字信号，并通过以太网、光纤网络以无线方式将该数字信号传输到与患者同处一处或位于远端的计算机或具有计算机功能的电话。
[1205]
处于远端的使用者和/或微处理器可以根据患者或使用者a的初始意图解读此类信息，并根据远程通信机制(如蜂窝通信)或卫星或互联网或固定电话，使用软件和/或硬件或使用转换成数字信息且以声音或数字形式传送回装置或x射线系统的语音或声音以数字命令的形式进行通信。x射线系统可具有语音识别或采集功能，和/或可对自使用者a和/或使用者b的语音或声音或直接数字信息和/或微处理器在远端或本地的输入信息转译或转换而成的数字信息加以处理。
[1206]
远离x射线系统和/或患者或成像对象的使用者a可以通过光学或其他方法或x射线图像、通过互联网或其他远程通信方法观看该成像对象的光学或热图像或测量结果，并可以根据如电话或电视或计算机显示器或数字显示器或投影图像等显示装置中显示的一幅图像或多幅图像，向大致位于该x射线系统处或附近的使用者b发出指示或传达信息。
[1207]
所述x射线图像使用数字区域检测器或光子计数检测器拍摄，和/或使用光束粒子阻挡板100或光束选择器或主频率调制器或使用飞行时间x射线源进行散射消除。得到的图像可为在x射线成像系统所处位置，或在不同于x射线成像系统的位置处理的原始图像。重建的图像或实时测量结果可通过wifi、蓝牙和有线连接传输，进一步进行数字分析，以便进行诊断或成像指导，也可通过一个或多个微处理器和/或使用者远程处理或显示。
[1208]
可替代地，可在x射线系统的位置由一个或两个或多个微处理器和/或一名使用者完成所有用于诊断或成像指导的图像处理或重建或分析。
[1209]
该检测器或两个或多个层叠的检测器配备有推进器与其连接，从而在两个检测器之间移动一个光束粒子阻挡板或光束选择器。如支撑架等机械部件可装有止动装置和托架或框架以此将各检测器，或光束粒子阻挡板或光束选择器固定到原位。而且，在组件及其框架周围可以设置光束阻挡器，以减少周围环境对其的干扰。
[1210]
在各检测器的顶部，可设置保护层(如碳或聚合物保护层)以确保检测器不会破
损。这些保护层可任选。
[1211]
在对象或患者与检测器机架之间可以放置一个患者检查台或手术台或样品载物台，在这里，放置了光束粒子阻挡板100及相关组件、检测器22和其他推进器的硬件。
[1212]
x射线系统的各部分可以由电池供电，或将插头插入墙壁插座或由中央电源装置供电，也可插入房间内的电源插座获得电源。该电源装置具有一个或多个电源插座，这样，x射线系统中需要接通电源的一个或多个部分可通过电线和一个或多个插头插入其中获得电源。x射线系统的一个或多个部分，如发生器，或热交换器，或x射线管，或一个或多个用以移动硬件的各个元件的推进器(如一个检测器的推进器)，或检测器组件，或准直仪、pci卡、控制器，或通信装置和/或用于图像处理和/或图像存储的微处理器，可使用一个或多个串联或并联的电池供电，也可将插头插入墙壁插座获得电源。该电池或电池组为可充电电池或可充电电池组。可设置一个可充电站，该可充电站可作为一个单独的单元与x射线系统连接或与其分开。
[1213]
自主驱动单元adu-1或自动导向装置，或自动移动装置可以与x射线系统集成，也可以与x射线系统分开，但是，它们具有机械附件或磁性附件，例如，各列车厢之间的连接装置，或与x射线系统或该系统一部分连接并与所连接系统从一地移动至另一地的夹具或机械带扣。
[1214]
该驱动单元adu-1可为一辆移动车辆(如小型货车)的一部分。
[1215]
该驱动单元adu-1可包括以下一个或多个部件：
[1216]
摄像机。
[1217]
位置和运动传感器以及驱动装置。
[1218]
用于感测与附近目标的距离的激光雷达或激光或摄相机等其他传感器。
[1219]
一个储存x射线系统及其相关装置的尺寸和3d形状的微处理器。一个可设有语音处理微处理器的微处理器，可处理使用者或计算机发出的指令。一个具有发出声音和指令，并在必要时发出声音或声音警报或语音的扬声器的微处理器。一个可以与传感器连接的微处理器，该传感器可通过感测和计算x射线系统或容置x射线系统的容器间的相对于其周围环境的相对空间位置来调整速度，作出转弯、转向和改变方向、倒车、前进、刹车，以及避免移动过程中碰撞的动作。
[1220]
一个能够实现机器学习算法的软件。
[1221]
结合传感器和软件控制、导航和驱动车辆。该软件中，针对自动驾驶车辆的任何机器学习算法的主要任务之一包括诸如对周围环境的连续渲染和对这些周围环境可能发生的变化的预测。这些任务主要分成四个子任务：
·
目标检测
·
目标识别或确认目标分类
·
目标定位和移动预测
[1222]
机器学习算法可分为回归算法、模式识别、集群算法和决策矩阵算法。
[1223]
一个便携式机器人与x射线系统集成在一起，其沿着地板上标定的长线或电线前进，或使用无线电波、夜视摄像机、磁体或激光进行导航。该机器人可设置转向控制系统和/或具有路径判定功能。该机器人可以与x射线系统集成和/或与拖车连接，其中，x射线系统的一个或多个部分可置于拖车中，和/或可将外部目标的配件置于拖车中。
[1224]
可以在附近位置(例如，在操作人员或远程微处理器的视线范围内)和/或通过以下方式远程控制该便携式x射线系统，即，由操作人员使用微处理器和在空间上显示x射线系统的图像或位置或测量位置的显示器进行远程控制，和/或由位于远端或远程机房的微处理器，和/或自动驾驶和/或具有自主驾驶功能的微处理器和传感器进行远程控制，从而能够前往无法到达的地点或位置，或实现在危险区域范围或不适合人类操作的房间，或在护理点、患者病房、运动场或体育场中移动。
[1225]
该x射线系统的更新和升级以及软件错误的修复，和x射线系统中与位置或地点移动相关的软件操作可以通过云服务器或远程服务器以无线方式(例如，蓝牙、wifi、蜂窝或卫星机制)完成，或通过有线连接方式(例如，以太网电缆或光纤电缆，或usb电缆或本地微处理器)完成，也可通过软件自动完成或由使用者使用软件完成。
[1226]
一般来说，为了达到预期目的，一个或多个现有系统中均可加入本发明内容的任何部分，而无需完整提供所述设备和方法。
[1227]
x射线系统的结构具有空间上可调节的支架或支腿，通过该结构，支腿位置可以调节，从而确保了便携性和紧凑性。例如，一些支腿或支撑结构可折叠，或具有可移动的特点，这样，在运输或移动过程中可以首要保证紧凑性。
[1228]
结构的高度可调节特点，例如，在这种伸缩设计下，可以在成像或在不同的射线源与检测器间的成像过程中调整结构的整体高度和/或在运输过程中保证首要或必要的稳定性和紧凑性。在一些情况下，可能无需进行这种调整或设计。
[1229]
可通过移动检测器22或检测器组件的同一个电机移动一个或多个检测器。机械结构设计成可支持系统的重量，并有助于稳定x射线系统，因此，当移动x射线源和/或检测器时，x射线系统不会出现失稳或部分失稳的现象。整个系统的振动和/或移动会受到限制，或不对成像过程形成干扰。
[1230]
在一个示例中，一个推进器(如电动推杆ai)，或多个推进器可以移动光束粒子阻挡板100，该板置于检测器的前部，朝向目的区域或对象。如果使用两个推进器，一个可放在第一侧，另一个电机可安装在光束粒子阻挡板100的第二侧，即与第一侧相对的一侧。这两个推进器可大致位于光束粒子阻挡板的同一平面和/或紧靠光束粒子阻挡器下方的平面上。
[1231]
在一个实例中，一个机械装置(如板300)可以由铝制成，其用来将检测器安装到推进器400(见图30)或平移台或装于该平移台上的机架中。该移动器可封闭在一个外壳405中。
[1232]
而且，一个或多个滚轮108或一个移动齿轮可安装在x射线系统、x射线系统的一个或多个部分上，并位于x射线系统的下方，该滚轮可以由一个或多个使用者手动移动，或由动力电机或动力齿轮驱动，无论哪种情况，使用者均需要控制移动的方向。可替代地，部分或大致整个x射线系统由与部分或整个x射线系统连接的自主移动与转向装置或远程控制的自主移动装置驱动。
[1233]
检测器可以安装在一个铝板上。在检测器的任一侧，例如，可能有一个安装在铝板300上的电机a1和/或电机a2。电机的移动机构，如每个电机的托架，可以安装在检测器一侧与铝板相对的光束粒子阻挡板上。电机可以在与检测器平行的x和y平面上移动光束粒子阻挡板100。各电机可以由电池供电，也可以通过插入与墙壁插头或分布式电源插头或电源相
连的供电装置，或者插入可以作为x射线系统一部分供电或与该系统分开单独供电的装置驱动。
[1234]
电机可以并联工作。各电机均可以驱动光束粒子阻挡板行走一段距离。
[1235]
电、磁或光学位置传感器可与一个或多个电机结合使用，以确定电机的位置。
[1236]
为了得到无信息差的完整图像，可以线性方式至少进行一次线性移动，以便光束粒子阻挡器从其原位置移出。
[1237]
可替代地，只要每个阻挡照射目的区域的x射线的光束粒子阻挡板的位置能够偏离原位置，任何类型的驱动机构或在任何方向上的移动都可以满足要求。
[1238]
护理点断层摄影或光谱断层摄影或poc散射消除的x射线成像仪
[1239]
本文公开的x射线成像系统为可便携式，因而，可适用于在护理点使用。系统零件或其一个部分或完整的系统可移动，并且由于具有便携性和精简性的优点，可适用于在护理点使用。该系统可以是一个多维成像装置或双能量或多能量或光谱成像装置和/或3d成像或4d成像或最高7d成像装置，和/或可以是大于一个身体部分的成像仪，例如，近全身成像。一台7d装置是一个能够及时跟踪6维信息的成像系统。
[1240]
当前的电子器件允许存在荧光图像，并且可以快速存储所有图像并传输至远离检测器的计算机上。在护理点或现场，该x射线检测器或x射线检测器组件，例如，夹在两个检测器之间的光束选择器或夹在两个检测器之间的光束粒子阻挡板，或仅仅一个带有光束粒子阻挡板的检测器或仅仅一个检测器或包括至少一个检测器的检测器组件，可具有能够存储20或更多幅图像的记忆存储功能。该检测器和存储装置可以通过互联网wifi或蓝牙或其他无线通信方式进行无线连接，也可以通过集成电路或光纤或以太网电缆或rs232等连接机制直接连接。
[1241]
对于目的区域(roi)的识别，可通过从不同角度拍摄的一个或多个对象的2d图像完全识别目的区域。对roi的识别可以优化成像过程，以便只在必要时对voi或目的区域进行成像，如果可能，须最大程度地减少尺寸达到降低对象所需剂量的目的。
[1242]
在某些情况下，背景中可显现出成像的目的区域，并且，对象的尺寸大于roi，从而，在确定所需roi位置或方向时可提供参考。背景图像可能具有更高或更低的分辨率和/或不同的光谱灵敏度。
[1243]
该检测器可置于患者和患者睡觉或坐或休息的位置之间，如图52a至图52e中的病床、x射线治疗台、或手术台40或可以是或可与支撑台如床连接的任何表面。
[1244]
以前使用的手持式x射线源没有去除散射，因此应用有限。在本发明中，光谱成像利用手持式x射线源进行x射线成像，可实现组织密度测量、组织分化和更高分辨率的疾病诊断，例如，可在诸如牙科应用、运动医学等疾病诊断中使用定量成像方法和人工分析。
[1245]
手持式x射线成像系统可利用本文公开的插值方法去除散射。
[1246]
利用多能量x射线源，手持式x射线成像系统可具备光谱成像功能；所述多能量x射线源具有平板检测器或能敏检测器组，例如包括两种或多种能量选择检测器在内的x射线检测区域的重复单元。这种成像系统可具有散射去除设备，便于携带，并且可用于医院或牙医诊所的一个或多个场合或不同房间。
[1247]
使用电磁转向器或像素化x射线源，手持式x射线源可进行3d成像和/或光谱成像。
[1248]
本文公开的x射线系统的灵活性和多功能性
[1249]
如图1至图4所示，可使用至少两个射线源。各射线源可移入或移出射线发射位置，以照射目的区域。第一检测器可捕获该投影信号。这些射线源可以是多能量射线源或单能量射线源，或准单色射线源。这些射线源可以具有不同的能级。例如，一个射线源的能级可以是40-150kev，而第二射线源的能级可以是20-40kev。
[1250]
所述推进器将x射线源移入或移出所述射线发射位置或多个射线发射位置，其可包括旋转转台或线性平台，或二维平台或三维或多维平台，和旋转移动平台。通过该电子光束，例如，通过电子光束偏转、一组电光透镜或诸如磁板或电磁线圈的电磁法或磁力法，可调整该x射线源以移入或移出射线发射位置。
[1251]
在图5至图8中，在所述的实例中，本文公开的x射线成像系统和设备具有一个或多个检测器，其可指相对于射线源或目标容积或成像对象位于第一检测器的下游或上游的第二检测器或多个检测器。
[1252]
所述第二或第三或第四检测器可移入或移出射线发射位置，在该射线发射位置，可照射目的区域，并可完成基于应用的测量。此类检测器可安装在手动或电动平台上，和/或可旋转以到达所述第一检测器22下游或上游的各象限。在每个象限内，该检测器或多个检测器可以通过象限内的线性平台或2d平台或多维平移平台移动。此类检测器可不具备散射去除装置，或可与voi下游或对象上游的光束粒子阻挡板100共同使用。第一检测器移出voi照射路径后，此类检测器可移至第一检测器的位置。在某些情况下，可使用第二或第三检测器，各检测器可包括夹在本文所述两个检测器之间的光束选择器。
[1253]
本系统的一个实例包括，可相对于所述射线源和/或相对于所述对象移动一个或多个检测器的各种机构。
[1254]
射线源和相应的检测模块均可同时移动。
[1255]
存在多种机构，比如机械的、电气的、能量驱动的，以相对于检测器和/或相对于对象和/或相对于对象移动一个或多个x射线源。在某些情况下，x射线源和检测器的移动可以相互同步。
[1256]
硬件和软件可用于使治疗探头或装置的移动与射线源和/或检测器的移动或所选视场和/或对象的移动相对或独立地同步。可导出相应的算法，以将与x射线测量相对应的相对运动或绝对运动数据合并到注册、捕获、记录和节省时间以及x射线测量和成像的图像重建中。通过对测量值和图像的推导，可产生对有关对象属性和对象组成部分的进一步分析。
[1257]
本系统可包括在6d空间和时间中的不同点位和位置感测高于特定测量阈值的x射线测量值，进而触发关于x射线测量的一个或多个事件或活动以及对一个或多个选定区域、部件、目标或对象的分析。
[1258]
本系统的测量和测量处理法可以确定和推导一个或多个事实，组织和构造数据，并评估一个或多个事实的概率，以通过分析确定和预测一个或多个事实、创建场景或发展理论，或构建可能的结论，以及表征、识别、陈述、影响和/或监测部件和对象，并用于图像引导。
[1259]
在某些情况下，此类测量、分析和测量处理法可与来自用户输入端或数字输入端的数据以及来自相同或其他模式的测量数据相结合。
[1260]
x射线断层摄影系统可以与其他形式的断层摄影装置相结合，例如，当基于旋转移
动重建x射线断层摄影以通过roi中的体素生成不同的照射路径时。最小化的旋转步骤可同样用于平移运动，因为只要光束源在环绕voi的环形投影中的旋转移动通过大体上至少一个体素产生新投影路径；那么若射线源在结合线性平移运动的两个轴或至少一个轴上围绕voi旋转，或者在螺旋投影中围绕voi旋转，可能需要大致相同数量的总投影来生成基本上完整的voi断层图像。这比在xy平面中移动射线源稍微复杂一些。然而，在实施放射治疗时，可能需要组合投影成像。在组合投影重建中，可构建附加向量以允许表示组合投影几何构型。
[1261]
x射线断层成像设备可与以下成像方法组合，例如，当安装在c型臂或o形环上或断层融合用于图像重建时，系统矩阵可调整坐标或向量的数量，以调整自由度，从而表示生成投影图像数据的各部件的辐射投影几何构型，例如，在系统中。
[1262]
使用辐射物体成像法可以包括以下步骤：从至少一个检测器阵列获取投影数据，至少一个真实检测器阵列在物体的相对x射线发射位置的两个或多个位置获取投影数据，可选地，至少一个检测器阵列和/或x射线源发射位置具有两个或多个位置，且具有既不等线也不等角的几何构型；将投影数据重新投影到等线或等角几何构型的虚拟检测器阵列上；并且从虚拟检测器阵列重建重投影数据。
[1263]
可选地，至少一个真实检测器阵列可包括两个或多个检测器，所述检测器被配置为从两个或多个位置获取投影数据。
[1264]
可选地，所述至少一个真实检测器阵列可包括至少一个检测器，所述检测器可移动，以从两个或多个位置获取投影数据。
[1265]
可选地，所述方法可进一步包括，将辐射从射线源投影到至少一个真实检测器阵列上。
[1266]
可选地，所述辐射可包括x射线辐射。
[1267]
在该方法中，所述虚拟检测器阵列是等线的，或所述虚拟检测器阵列是等角的。
[1268]
将投影数据投影到虚拟检测器阵列可包括：分配虚拟阵列，该虚拟阵列包括等距或等角分布的虚拟像素；对于各虚拟像素，确定真实检测器阵列中对应的真实检测器像素，所述真实检测器阵列与连接虚拟像素和投影辐射源的线相交；并且使用在对应的真实检测器像素检测到的辐射辐值确定该虚拟像素的辐射幅值。
[1269]
插入由相应真实检测器像素和邻近真实检测器像素的辐射幅值生成的值，以确定该虚拟像素的辐射幅值。
[1270]
该方法可过滤来自虚拟检测器阵列的数据，并反向投影来自虚拟检测器阵列的数据。
[1271]
该方法可具有至少一个真实检测器阵列，该真实检测器阵列包括至少一个一维线检测器，或至少点检测器，或至少一个二维平板检测器。
[1272]
此方法可独立操作或与本发明描述的x射线成像系统结合使用，其中至少x射线发射位置相对于物体移动。
[1273]
多方面识别
[1274]
多个因素可用于诊断，例如在诊断脑类相关疾病中，以下一个或多个方面，比如
[1275]
灰质和白质、心室容积、结构连接度和功能连接度以及神经递质水平的变化可诱发或预示特定疾病。
[1276]
此外，诸如肠道疾病和变化的额外信息可导致其他部位的疾病，例如通过肠道改变免疫系统。
[1277]
可使用或不使用附着在抗体(如纳米抗体或小分子)上的对比剂测量各因素，以形成能轻易通过血脑屏障的分子复合体。
[1278]
图42示出了一个x射线源中多个射线发射位置的实例。该x射线源模块12可包括多个x射线发射位置12-1、12-2、12-3、12-4或两个或多个x射线源，例如，x射线发射位置12-1、12-2、12-3、12-4空间分布于xy平面。所述整个x射线源模块12可从位置p1移至位置p2，有效创建多个不同的x射线发射位置的同时减少移动步长数，从而缩减获取图像所需的时间。
[1279]
x射线源12可包括一个或多个x射线源或发射位置，其中各x射线源或发射位置在空间位置上与另一x射线源或发射位置不同。在某些情况下，此类射线源位于此处，以使x射线看似是从同一xy平面位置发射出来的。该x射线源12可在xy平面内移动，以允许形成多个x射线发射位置。x射线可从其中一个射线源、x射线源模块12或两个或多个发射位置依次发射。当x射线源12从位置p1移至位置p2时，p1到p2的距离可以是xc，即在z轴或在垂直于检测器的轴的所需分辨率。例如，若x射线源12具有四个发射位置，当该射线源移至位置p2时，生成另外四个不同的发射位置，各发射位置与相同射线源的位置p1相差约xc，p1大约为该射线源的前一个位置。所述四个射线源12-1、12-2、12-3和12-4可彼此分散分布，在某些情况下，其间距大约等于或大于2xc，其中，xc为垂直于检测器的轴上的所需分辨率。
[1280]
在某些情况下，射线源发射位置之间的距离或射线源模块12内射线源之间的距离可能小于检测器的像素间距或xc。
[1281]
在某些情况下，若x射线发射位置的推进器移动距离超过xc，重建完整3d图像所需的图像数量可能会增加，尽管所述增加的计算复杂性是可接受的。
[1282]
当所需的xc大于或小于d12时，推进器或电子束转向器可以以d12的单位或步长移动，移动距离为检测器的4x像素间距加上10um。为了最小化获取图像的数量以实现辐射最小化，当d12＝xc时，x射线图像的获取数量可能会超过重建完整3d图像所需的图像数量。然而，这是可接受的，尤其是当辐射不构成问题和/或推进器只能以有限的增量推进，或者电子束转向器在优化成像例行程序和3d重建规范所需的转向能力方面受限时。
[1283]
在某些情况下，例如，通过移动平台，可调节发射位置之间的距离。
[1284]
在某些情况下，可结合使用本文公开的断层摄影中的成像方法、2d成像、多能量成像或断层融合成像或多维成像。
[1285]
在某些情况下，可使用大于1度-5度的角度成像。当辐射的精确度、准确度或最小化，或成像时间，或复杂度并非性能首选条件，可使用1度-10度的角度成像。
[1286]
在某些情况下，所需总发射位置可以是发射源数量的数倍。例如，若需获取100个图像以完全重建3d图像，那么在该射线源模块12中仅有四个射线源。四个射线源中各射线源周围的总面积可大于或近似于2x100/4 x xc^xc，这是距离其邻近x射线发射源(例如，位于12-1至12-2之间或12-3至12-4之间)的面积，或距离其邻近x射线发射源(例如，位于12-1至12-2之间或12-3至12-4之间)约10xc或更大的面积。该射线源模块12具有四个射线源，可以以xc的步长移动大约25或24步，或在5xc x 5xc或4x6区域中移动。
[1287]
在某些情况下，发射位置12-1可紧邻其他发射位置，如12-2，或12-3，或12-4；包括四个射线源的整个射线源可移动至与先前位置不重叠的区域位置。
[1288]
多个发射位置的设计具有一个优点，即加快多维成像的成像速度。
[1289]
在某些情况下，一个射线源12的各发射位置可发射不同能级或不同参数值的x射线。例如，发射位置12-1可发射能量峰值为40kev-60kev的x射线光束；发射位置12-2可分别发射能量峰值为20kev-40kev的x射线光束；发射位置12-3可分别发射能量峰值为80kev-100kev的x射线光束；发射位置12-4可分别发射能量峰值为110kev-145kev的x射线光束；因此，在每次移动中该射线源的各位置可允许一个或多个x射线能级，以同时或在不同时间照射近似相同或不同的目标体积。
[1290]
x射线源12可以是一个或多个纳米管、基于场发射体的冷阴极离子源，或具有一个或多个像素的像点源。
[1291]
如图1所示，x射线源模块12可具有多于一个从单个位置发射的射线源，例如双灯丝12-1和12-2或多灯丝。各射线源可具有不同的焦点尺寸和/或产生不同的能级。
[1292]
一个或多个检测器可用于第一检测器或第一检测器组件的上游或下游。各检测机构可具备如图8所示的双检测器组件或可具备该检测器上游的光束粒子阻挡板100。
[1293]
其他的光学元件用于放大或缩小或调整或调制所生成x射线图像的尺寸，或调制x射线信号或生成x射线干涉图或生成不同波长的调制后x射线信号。其他的光学元件可置于x射线源和检测器之间，或置于x射线源和对象之间，或置于对象和检测器之间或检测器下游。
[1294]
在本发明中，上述检测器可以是光电二极管，或光子倍增管，或光子计数器，或x射线检测器，硅漂移检测器，或具有沉积闪烁层或闪烁材料如光纤面板或闪烁晶体的任何物体或光学检测器或传感器。在某些情况下，这种检测器具有光束粒子阻挡板100或可能采用具有光束选择器的双检测器组件的形式，即所述光束选择器夹在本文所述的两个检测器之间。
[1295]
在某些情况下，c型臂或u型臂与x射线源12集成且在某些情况下附着在准直仪上，该准直仪用于选择视场或操控x射线照射或选择roi且控制如图30所示的一个或多个对应检测器模块22和23。包括x射线半透明材料的x射线治疗台400，或如图30所示的样品支撑面400，可用于安置或支撑成像对象或样品。
[1296]
在某些情况下，该x射线源和检测器为便携式，如医院便携式x射线源系统，且可绕由四个轮子支撑的容器盒来回移动。该检测器或检测器组件可存放于狭槽中，需要时，可将检测器模块手动置于允许捕捉对象图像的位置。
[1297]
在某些情况下，本文公开的x射线系统可制作成台式，其中，一个或多个小动物或试管样品或体外样品，或无损检测或安全扫描中的样品，可置于容器盒或壳体内。所述容器盒或壳体的内衬为铅。所述样品可置于传送带或样品架上。所述样品架是电动的。样品可通过开口(使得用户可接触到样品架)或样品处理机器人放置在样品架上。此类样品架可以是电动的，以便到达从容器盒或容器盒内部突出的位置，且当样品架位于容器盒外部时，样品可以放置在样品架上。此类样品架可以是电动的，以便移至容器盒内部，且在某些情况下，其可位于待成像样品的x射线投影路径中。该样品可放置在微流体芯片上或放置在芯片实验室装置或组织芯片或培养皿或显微镜载玻片上，或放置在组织或动物或细胞支撑架或支撑装置上，或放置在有利于组织生长或细胞生长的装置上。
[1298]
容器盒或壳体或容器盒或壳体的一个或多个侧面或部分和/或容器盒或壳体的整
体对光是半透明的(例如可见光)，同时衰减x射线。例如，所述壳体的一个侧面可包含一个窗口，例如该窗口包括铅玻璃或硼硅玻璃。此类窗口可以是任意形状的，在优选的实施方式中，该窗口的形状为矩形或圆形或正方形。
[1299]
在另一实施方式中，所述壳体内部可以有一个或多个光源、一个或多个传感器或摄像机，以用于检测或感测样品或样品部件的移动，或监测壳体内的一个或多个区域。
[1300]
在某些情况下，这种容器盒或壳体可最多具有六个侧面。所述壳体可以是一间房或建筑的一部分。在某些情况下，此类壳体可以是任何空间构型和任何空间尺寸，例如，球形或巴克敏斯特-富勒球形或圆柱形或长方形体积或立方体体积。在一个实施方式中，壳体中的这种x射线成像系统放置在四个轮子上以具有便携性；在其他情况下，这种具有壳体的x射线成像和测量系统的内衬为x射线衰减材料，且该系统可放置在台面上以便使用。
[1301]
所述壳体可包括多个生命体征、温度、湿度、压力和生理监视装置和/或其他形态，以测量和对放置在壳体内物体进行成像。
[1302]
可集成x射线源下游的硬件或模块，以限制或选择x射线照射对象(如具有一个或多个滤波器的电动准直仪)。本发明的一方面包括光或激光打标机，所述打标机用于定位系统内相对于x射线源或检测器或其他光学元件的样品。
[1303]
本文公开的x射线系统可折叠为派力肯工具包，其具有电源、x射线管、检测器或检测器组件，且在某些情况下具有额外传感器，或检测器，或光学装置，或x射线光学元件或准直仪或用于定位对象、检测器及其他模块的激光打标系统或子组件。
[1304]
所述x射线成像设备和方法可包括两个或多个x射线源或两个或多个灯丝源，或具有不同焦点或焦点位置、尺寸和/或其参数(如大约一个或多个x射线发射位置的准备时间、曝光次数、速度、功率、能级、能级数、光谱波形特征值、脉冲持续时间、脉冲特征值和/或形状系数)中的其他变化值的射线源。x射线成像系统可包括一个或多个可在x射线检测器上游或下游移动的检测器。多个检测器在分辨率、速度、光谱值、波长、灵敏度、动态范围、光子灵敏度、量子效率、光谱灵敏度或其他可将该检测器与其他检测器区分开来的特性方面可能互为相同或不同。
[1305]
在一个实例中，所述x射线系统可包括至少一台计算机或微处理器、至少一台监视器、供用户使用的手动开关和/或脚踏板或脚踏开关，或物理触发测量活动的程序，和/或一个或多个集成芯片；所述集成芯片具有组装的连接器并连接到多个硬件部件和电子器件，例如，一个或多个可控制以下一个或多个项目的控制器。运动或调制机构可移动x射线源或x射线发射位置、用于调整x射线成像系统目的区域或视场的准直仪、用于光束选择器或光束粒子阻挡板的运动系统。所述运动或调制机构可移动多种x射线光学元件的运动系统和/或调制程序。所述运动或调节机构可移动各检测器、用于数据采集的每个检测器或传感器的控制单元、用于同步x射线测量的两个或多个方面的软件单元和/或用于一个或多个样品控制和样品扰动或物理或化学测量系统的控制单元。系统中的各种部件可以通过一条或多条电线、和/或一条或多条电缆、光缆或无线机制(包括通过wifi、光学机构或天线、以太网或蓝牙进行无线通信)连接到中央计算机单元或集成电路芯片。这种系统可以通过无线或通过因特网或有线协议、硬件和多种方法连接到pac系统或病历系统或数据库。
[1306]
x射线测量装置或计算机断层摄影装置除了基于新功能、特征和分辨率的能力显示图像和测量结果以及特征外，还可以在用户界面提供显示模式以及显示值和图像。
[1307]
x射线成像系统可包括两个或多个x射线源，或具有不同焦点尺寸和/或其参数(例如大约一个或多个x射线发射位置的准备时间、曝光次数、速度、功率、能级、能级数量、光谱波形特征值、脉冲持续时间、脉冲特征值和/或形状系数)中的其他变化值的两个或多个x射线源。x射线成像系统可包括可在x射线检测器上游或下游移动的一个或多个检测器。多个检测器在空间分辨率、速度、对光谱值的灵敏度、对一个或两个或多个波长或不同能级的灵敏度、可编程性、动态范围、光子灵敏度、量子效率、光谱灵敏度或硬件设计以及其他可将该检测器与其他检测器区分开来的特性方面可能互为相同或不同。
[1308]
例如，所述第一检测系统可以置于光束粒子阻挡板100和对象之间。所述第二个检测器置于光束粒子阻挡板的下游。所述第一检测系统可以是点检测器，或线检测器、2d检测器或光谱仪。
[1309]
在另一实例中，x射线源与第一检测系统之间没有光束粒子阻挡板。这是因为第二检测器或检测器系统在上游具有光束粒子阻挡板，并且第二检测器上的散射信号从第二个检测器上的低分辨率散射测量结果中插入。因此，可以导出第二检测器上的高分辨率初级x射线。由于第一检测器对应位置上的初级信号与第二检测器上的初级信号在不同厚度下使用不同的目的材料进行关联，各材料均通过细光束在各能级进行校准，为对象、目的区域或部件的材料分解选择该能级。可以计算并得出第一检测器的低分辨率散射信号和高分辨率散射信号。在最后一步中，通过从合成测量信号中消除高分辨率散射，可以得出第一检测器的初级信号。因此，第一检测器上游无需设置光束粒子阻挡板。特定位置单能级或双能级或一组能级的初级信号可对应于具有一定密度和厚度的特定组织的导出值，或来自参考数据库的模拟值或测量数据。通过在第一检测器和第二检测器的两个或多个能级对两种或多种材料进行多次测量(英制单位)，建立参考数据库。通过在每个数据点各能量处插入六个或更多相应的测量数据，可得出密度数据和厚度数据。当增加每种材料的测量次数，在一组能级下，预测值与实际测量值的偏差不超过0.05％。因此，不同组能级的剩余值可插入并储存在参考数据库中。各第一检测器和第二检测器可具有针对不同能级特定材料的不同检测器响应函数。本发明将此类方法扩展到对应于三种或更多种材料的三个或多个能级。
[1310]
用于更好地可视化和量化对象目的区域内靶标中的单个成分的方法，例如，身体中的单个组织或器官，其包括骨骼和软组织或至少两种成分，每种成分具有对象中不同原子z数量或至少一个x射线可测量属性的不同值。
[1311]
可以从不同成分或多个成分的图像中去除来自x射线图像的第二成分或组织的图像干扰。例如，本文公开的该方法可消除其重叠软组织x射线投影图像上的骨骼干扰。该方法可基于二维双能量或三能量或多能量的用法。在一个优选实例中，使用双能量系统x射线成像系统，本发明提供了一种方法，该方法包括以下三个步骤：(a)通过双能量x射线成像硬件系统，在高能级h和低能级l处，为包含由骨骼结构重叠的目的软组织对象获取一对双能量图像；(b)使用双能量分解方法将获取的双能量x射线图像对数据转换为两个材料成分图像，即人体软组织图像和骨骼图像。从而去除所述软组织图像中骨图像的直接干扰，获得所需的图像信息。(c)补偿由于软组织内骨骼最初占用的真空区域而产生的与骨骼相关的间接干扰效应。所述补偿方法可包括两个步骤：(1)将原始分解骨骼图像替换为骨骼等效软组织图像；(2)将骨骼等效软组织图像重新安装到原始分解软组织图像中，安装位置为原始分解骨骼图像所在的精准几何构型的位置。
[1312]
例如，用于改善软材料或软介质或软组织成像x射线系统的x射线成像的设备和方法可以是通用x射线系统、ct扫描仪或不同于ct扫描仪的3d或多维x射线系统，或具有散射消除设备和方法(包括光束选择器或光束粒子阻挡板)的x射线系统，和/或插值方法，该插值方法可以进行光谱测量、多维成像、光谱成像或点跟踪、1d跟踪、2d跟踪和3d跟踪。该系统可与移动或便携式系统集成或连接，该移动或便携式系统具有移动机构，如滚轮，有时具有自动驾驶或远程控制移动功能。此类系统可以是小型精简的，可穿过门，例如，大约35英寸宽、6英尺和8英尺高的门或医用门。
[1313]
由于硬件的限制，例如有限的波长、帧率或分辨率，或灵敏度或能敏度或质量，为了扩展x射线系统的功能，系统配置可适应新硬件的应用，如纳米管或基于场发射体的射线管，其与传统热灯丝管相结合。在一个实例中，可以移动所选x射线管和/或相应的检测器以优化测量位置。可以使用相同的检测器进行第二次测量，而将不同的射线管移动到相同的x射线发射位置。x射线管和检测器对可一起移至c型臂或类似或独立的物体中。不同的检测器可用于同一对象和/或roi上的第一个成像位置或不同的空间位置。
[1314]
如图1所示，x射线源模块12可产生x射线，x射线可照射对象2，并通过光束粒子阻挡板100，由检测器22收集。在某些情况下，支撑对象的机构，如x射线半透明板，可以放置在对象和光束粒子阻挡板以及检测器之间。
[1315]
当x射线检测器可以包括双检测器和光束粒子阻挡板时，光束粒子阻挡板100可由驱动器移动，以便在第二幅图像中获得被照射对象2由于光速粒子阻挡而缺失的数据。在某些情况下，第二图像可能是在不同的能级处拍摄的。
[1316]
如图2至图3，多个x射线源12-a
……
12-e可用于成像。在优选的实施方式中，可将x射线源放置在转台中，使得每个x射线源可以通过旋转进出用于对象的照射路径。
[1317]
图4示出了包含两个或多个x射线源的机构，该机构将这些x射线源移入线轴。
[1318]
图5示出了一种实施方式，其中旋转运动装置(如旋转台)沿旋转轴移动x射线源。
[1319]
图6示出了xy平面上的射线源，射线源可通过xy平移台和旋转台移动。图6展示了多个x射线和检测器对的实例，例如，一个或多个x射线源和检测器对。所述射线源13及其对应的检测器27可同射线源12和检测器22对一样置于相一平面。所述x射线源13可以放置成与原始x射线源12和检测器22对的中心轴成90度角。x射线源13可通过光束粒子阻挡板100-2到达检测器27。
[1320]
这样的设置可提高图像采集的速度，或给出对象的另一几何信息，或增加对象的某些目的区域的可访问性。因此，额外的x射线源和检测器可具有不同或相同的参数值，例如分辨率、图像采集速度、焦点尺寸、移动性、波形因数或光谱波长或能级或额外的硬件部件或额外的x射线光学元件或以上所有的两种或多种组合。
[1321]
两个或多个检测器相对于彼此成不同的角度放置。它们可共用一个x射线源。
[1322]
一个检测器采集的数据可以指导第二个检测器或其他检测器的数据采集过程和方法，反之亦然。进行数据分析可能需要对来自所有检测器的x射线测量值和图像集进行求和。
[1323]
这与传统的成像方法不同，传统的成像方法使用不同的检测器重建多维图像，通过提供不同角度的图像，并将多个位置的图像组合起来，重建一个独立的断层摄影图像。在本发明中，每个x射线源都能够进行x射线断层摄影测量，并且位于不同空间位置的多个射
线源可以组合测量方法，如确保快速采集或多维测量的特殊光谱测量方法。例如，通过合并测量的数量，多个x射线源可以再次同时移动，以提高断层摄影的速度。与传统的断层摄影或断层融合方法不同的一点是，x射线源和一个x射线源的检测器对中心轴或发射位置最好相互靠近，例如，相对于x射线源和检测器的roi和中心轴，小于10度或5度或4度或3度或2度或1度。
[1324]
当使用光束粒子阻挡板100时，x射线光束粒子阻挡器削弱了x射线光束，当x射线光束照射被射体所在的区域时，图像数据间隙出现。另一个检测器或位于不同角度的另一组x射线源和检测器，可以通过照射位于不同角度的对象或voi捕获缺失的数据信息。如果不是全部数据都丢失了，那么至少可以恢复部分丢失的数据。扫描存在病变组织特定成分或对比标记的肿瘤或干细胞的位置，若一些小块区域的信息缺失，可同时获取能填补缺失信息的区域的第二组数据，从而降低系统运行需求，增加数据类型灵活性和获取信息附加类型的可能性。
[1325]
图7示出了一个优选实例中的两个或多个检测器44(每个检测器的性能参数都具有不同的值，例如帧率或分辨率)，所述检测器放置在第一检测器22的下游，检测器在空间上放置在具有至少一个轴的移动工作台中和/或旋转台中。在另一实施方式中，可使用其他类型的机器人或移动机构来移动检测器。图7示出一种配置，其中r1等旋转台放置在前检测器22的下游。可由旋转台移动一个或多个检测器29。每一个检测器都可以移动到一个位置，以收集对象2中目的区域的x射线测量值。
[1326]
根据所需的分辨率和帧率，可以选择x射线源，在某些情况下，还可以选择检测器，从而对对象中选定的目的区域进行成像。
[1327]
例如，本发明可允许使用相同或不同的硬件和/或软件算法选项，放大或缩小或探查一个或多个测量和成像的目的区域，或详细探查样本的特征和属性，以及/或样本中的目标和/或样本的成分。例如，有时通过低分辨率测量值足以执行追踪，但可能需要更快的帧率来测量一个或多个选定目的区域。本系统可首先拍摄一个或一组第一x射线图像或首先获取一个或一组第一x射线图像的测量值，根据用户输入和应用要求，采用不同的硬件和/或软件参数拍摄一个或多个第二图像。本发明中，x射线系统可以满足选定目的区域的各种成像指令的请求，和/或允许在各种测量(速度、分辨率、光谱信息或时间或选项的各种组合)中灵活选择。此外，如果出现某一生长物或细胞事件或细胞间事件或生理事件或化学成分，其导致x射线或其他测量形式(如光学法)中的测量或测量值形成，或电测量值或能量测量值被检测，我们将这一过程定义为触发活动。然后，此类活动触发软件程序或用户授权或命令计算机驱动x射线系统进行其他测量或成像。例如，在监测测量时，当监测到某些细胞相互作用或肿瘤生长或干细胞移植生长或组织生长或疾病时，可视需要以时间敏感的方式进行其他测量或成像，进一步分析活动发生的区域，以进一步表征这种活动或活动影响区域或进一步监测目的区域内事件或活动的级联。
[1328]
通常，前检测器22捕获的图像称为第一图像或第一组图像和/或测量值。根据第一图像，可以在对象中选择一个或多个目的区域。获取和重建3d图像，或在检测器22的下游或上游放置第二检测器或检测模块，以捕获点或1d或2d或3d格式中目的区域的x射线测量值。检测模块可以是吸光测定装置或光谱仪或夹在一对检测器之间中的光束选择器或夹在光束粒子阻挡板与检测器之间的光束选择器，在某些情况下，光束粒子阻挡板可由一组柱子
和夹子等硬件支撑，以安置比检测器略高的光束粒子阻挡板，在距检测器表面um到mm到cm或英寸的范围内留下一些间距。在某些情况下，驱动器或线性平移台或两轴或多个平移台可用于相对于对象2和/或检测器22和/或x射线源12移动光束粒子阻挡板100。
[1329]
该x射线成像设备和方法在细胞分选、细胞分离和/或细胞操纵装置、组织工程和生长装置、体外组织和体内程序等方面可与设备、软件、方法和光学成像和光学测量方法集成。
[1330]
在一个实例中，将至少一个x射线源和一个检测器放置在几何图形中，视角不受样品中其他硬件的阻挡，并且x射线照射对象中的目的区域，如细胞样本。
[1331]
组件、目标和目的区域可用单个或多个能级、单色或多色2d投影图像、点或1d投影进行测量，以重建多维或近似完整的3d图像。因此，可以确定形状、厚度、空间位置和6d测量值，以及在某些情况下，每个组件或目标或目的区域的时间特性和流动动力学。在某些情况下，用对比剂标记类似的组件或该组件的一个解剖标记物或多个解剖标记物，或该组件可包括不透射区域。
[1332]
根据对象或目的区域的复杂性，可以在单能级或多能级上使用含有光栅干涉法以及反向投影技术的x射线相位放射摄影术来测量空间位置、厚度和形状。可通过移动x射线源或使用多个x射线源进行厚度测量。可通过移动x射线源或使用一个或多个x射线源进行厚度测量，每个x射线源具有一个或多个能级。未完全经过3d重建的多维图像足以测量组件的厚度和/或形状。可用低分辨率3d图像测量组件的形状、空间位置和厚度。可用解剖标记物计算组件的厚度和形状。可使用骨骼的不同区域及其临近骨组织或其他类型组织的解剖标记物这一空间特性。
[1333]
通过在一个x射线发射位置进行一次或多次能量测量，可以建立具有一个或多个相应厚度的密度数据库，从而在目的区域形成3d形状。可在一个或多个不同的x射线源发射位置进行测量。可在单能级或多能级处进行测量，并可将测量和数据库进行匹配。
[1334]
可测量3d或多维数据集中的每个体素，从而通过光谱响应(例如加权光谱响应或加权衰减值或一个或多个波长衰减值或弹性成像测量或消融前后或能量调制或相位对比测量)表征每个体素。根据计算机给定的或在参考数据库中查找的或用户给定的一组准则，获取并分析每个或多个体素和类别或片段中的密度和衰减值，可得出慢变密度的某个片段的厚度数据和空间位置。
[1335]
单个、两个或多个光栅的相位对比和暗场成像可与单能量或多层次测量结合使用，从而实现厚度测量和形状测量。通过测量，可分别建立相应的厚度和形状或密度测量值数据库。在某些情况下，在一个或多个x射线发射位置的单能量，或多能量，或相位对比测量值可结合外部erc或irc使用，从而确定组件的厚度和形状。
[1336]
此外，通过x射线光学镜，基于单个或两个或多个光栅系统的干涉仪可产生一条与x射线光束相分离的延迟线，该延迟线穿过对象，并在检测器处与x射线光束组合，形成干涉图样，该干涉图样可表明结构、形状、厚度和空间位置。
[1337]
可用具有预定数据和/或英制测量值的参考数据库确定结构、形状、厚度和密度以及空间和时间上的位置。
[1338]
参考数据库可基于实时模拟数据，基于现有的数据和本对象的测量数据结合一个或多个组织类型。例如，在骨密度测量中，可以测量紧邻骨组织的软组织的密度。如果组织
变化缓慢，通过一次测量和匹配数据库或采集两个图像，可更准确地预测出软组织厚度，从而确定软组织厚度。由于确定了软组织的厚度和密度，以及对象外部的几何形状，骨的厚度和/或密度也可以确定。
[1339]
大多数图像或测量可消除x射线散射，如本文所述，或使对象具有低x射线散射特性。和/或可用x射线细束来完成测量，所述x射线细束不会在检测器像素目的区域内产生较多的散射。这样的x射线细束远离相邻x射线束分布，以便对检测器上的每个投影x射线测量产生散射信号或微弱的散射信号。
[1340]
例如，通过x射线滤波器根据基于一组或多组标准的计算机分析，可实时或预先产生和/或测定和/或识别x射线测量的目的区域。
[1341]
在整个成像过程中，目的区域或组件或目标可以根据用户输入或数字输入，进行连续确定和识别，或根据计算机的一个或多个标准，进行模拟。
[1342]
例如，在重建部件的3d图像时，可以根据这些信息推导出事实。相邻组件或目的区域或目标现在可成为目的区域，以进一步表征或跟踪该区域中的一个或多个组件。
[1343]
可替代地，可拍摄低分辨率3d图像来确定新的目的区域或多个目的区域，这样可以获得分辨率更高的图像，或者可以获得较小体积的更高帧率的图像，从而进行进一步的详细测量。
[1344]
该过程可迭代。
[1345]
相反地，当拍摄小目的区域的高分辨率图像时，用户或计算机可能确定是否采取一个更大的目的区域表征宏观环境，或不同空间位置的目的区域，进一步表征或分析。例如，当表征一个癌细胞或组织区域时，可能需要对癌症区域周围的血管和毛细血管进行表征和监测，以进一步研究血管生成。可进一步研究癌细胞区域附近的细胞基质和细胞，以了解癌细胞的影响，并确定手术切口区域。在神经元回路分析中，一旦在空间上定位和识别单个细胞，可能需要更大的视场来评估细胞之间的相互作用。在放射治疗、机器人手术或图像引导手术和能量消融中，可以根据手术中的余像和/或手术计划或手术结果不断确定目的区域。
[1346]
本文所述的2d、多维测量和/或3d测量可使用x射线光学元件和/或增强器或闪烁器和光学元件，该闪烁器和光学元件放大和/或操纵或引导或微型化x射线图像和测量。
[1347]
使用x射线光学元件，如聚焦元件或准直元件，或多毛细血管光学元件或椭球或单抛物面的、消色差的或kb镜、双抛物面的、椭球或wolter型、消色差的或单色的准直或聚焦、或放大或缩小等，可引导x射线到达x射线聚焦镜的后孔，以及光束滤波器和针孔元件，以产生光束孔，该光束孔的大小为对象或目的区域的上游焦点的大小。
[1348]
可在通路中使用镜子、衰减器和/或滤波器和/或光栅和/或分束器和/或光学元件或晶体或棱镜或折射光学元件或衍射光学元件和光学模块或光波长范围内的电子光学模块以及x射线光学元件，以引导、或选择、过滤、操纵和形成用于不同分析的干扰，如干扰、同步测量或非同步测量、选择性操纵光和光学模块、或电光束操纵器、或机械调制器或能量调制器或运动系统，以操纵x电子束发生器、电子束、x射线发生器、x射线光学元件、x射线元件、能量发生器、光路方式下的检测器或样品扰动或目的区域。
[1349]
随着检测和光束偏转的变化，从对象输出的x射线可由安装有光学摄像机的增强器采集，在某些情况下，在两者之间使用光学元件，用于缩小或聚焦或准直或转向和/或大
幅面x射线检测器或含有图像传感器的大幅面闪烁器或x射线光学元件或光学耦合传感器，例如，使用光纤锥进行削减，直到图像传感器带有闪烁器或不带有闪烁器。可替代地，用物镜(x射线光学元件或用于紫外光到近红外波长的光学器)将x射线削减到可以使用数字x射线探测元件的尺寸，或削减到可以组合使用闪烁器和光学传感器的尺寸。
[1350]
闪烁器或增强器可以放置在光学元件和传感器的上游，或可以放置在x射线光学元件的下游和图像传感器的上游。
[1351]
在本发明中，使用光谱成像或使用非线性显微镜的光学活检，在某些情况下，结合超分辨成像，如使用结构照射或高光谱和成像，可以识别、表征一个或多个细节和事实，最终形成诊断，或用于机器训练、机器学习、图像指导或事实查找的ai算法的基础。此外，还可以进一步识别和分析目的区域。
[1352]
在预准直的肿瘤病灶中，可能存在多种标记物和异常的血管赘生物。然而，除非进行进一步的检查并考虑其他因素，否则可能无法确定恶性肿瘤的预后。为了进一步分析和成像单分子、单细胞或细胞团，研究分子事件和相互作用的动力学，可以利用光学方法进行高分辨率的功能成像，如硅光子内窥镜、基于单片光子电路的成像仪和显微镜。可将这些图像的细节放大或为活体样本分析提供另一个数据点。
[1353]
如图1所示的双能量或三能量或光谱x射线成像系统，可包括等于或大于两个能级12的多能量x射线源，二维x射线检测器22。检查中的对象2可以是含有目的区域的身体，其中可能包括被附随骨头覆盖的软组织。在人或动物胸部投影成像中，所述对象包括胸廓壁骨，其中胸廓壁骨包括肋骨、胸骨和脊柱骨及随附的胸廓壁软组织，所有的内部器官都是由软组织构成，如肺、心、肝、脾、胸膈等内部器官。不同内部器官软组织的确切成分和胸壁肌肉软组织的确切成分，其x射线吸收系数略有不同，但几乎可以相同处理，例如将平均的共同x射线吸收系数μs(e)作为x射线能量e的函数，图像对象2可以位于x射线源12和x射线检测器22之间。该x射线源可发射两种或多种能量可控的脉冲x射线。x射线源可以发射两个连续的脉冲，一个是平均能级h的高能脉冲，一个是平均能级l的低能脉冲，每个脉冲可以有一个单一的、可重复的能谱。x射线检测器22可以是任一二维数字x射线检测器，其可将二维x射线图像信息转换为适合传输到计算机的一组数字数据。目前有两种2d x射线检测器：传统的2d x射线检测器和具有散射消除功能的2d x射线检测器组件，如美国专利号5,648,997和5,771,269所述，以上两个专利申请的全文通过援引一起以其全文并入本文，并应视为本说明书的一部分。传统的二维(面积)x射线检测器免不了接收一定数量的随机散射x射线，随机散射x射线混在其输出信号中，是不可分割的散射干扰。美国专利号5,648,997和5,771,269提供了消除散射干扰的有效方法：使用改进的三层检测器组装结构。为了获得高质量的结果，可以按照这些专利的说明，建造x射线检测器和数据处理程序。针对x射线源、初级x射线调制器或单一准直仪或一个光束粒子阻挡板，本发明公开了消除散射的其他方法。另一方面，本发明不排除使用任何传统的二维x射线检测器。散射干扰会对结果的质量产生不利影响。然而，即使x射线检测器只接收极少量散射干扰，在某些情况下，进行定量矫正，但可能仍获得定量不准确的成像结果。散射干扰可接受的程度取决于具体情况，并且可以通过分析具体情况来决定。
[1354]
利用辐射对物体成像的系统可包括：辐射源、至少一个真实检测器阵列以及数据处理器，该真实检测器阵列在两个或多个位置获得投影数据，并具有不等线不等角的几何
图形，该数据处理器将投影数据重新投影到具有等线或等角的几何图形的虚拟检测器阵列上，并从虚拟检测器阵列中重建重新投影的数据。
[1355]
成像系统可包括支撑结构和/或推进x射线源的推进器和/或准直仪，和/或相同结构或单独支撑结构或推进器，一个x射线检测器或多个x射线检测器。检测器可以采集到x射线源的照射线和从对象中射出的x射线。所述系统还可包括移动机构，如电磁导向装置和/或移动x射线发射位置的电机，电源和/或控制电路、将平板检测器移近roi和移出roi的机械机构和/或检查或检验区域。时序和控制电路可控制电机、x射线电源、读取电路；该电机可以索引检查区域周围的内圈，在检查区域周围的选定区域，x射线电源依次脉冲x射线管；每次x射线管脉冲后，读取电路读出数据帧。数据的读出帧可存储在帧存储器中，并在容积图像表示中由重构处理器将其重构，以将其存储在体像存储器中。处理器可以从体像存储器中提取数据或2d显示帧存储器或图像存储器或选定的容积图像表示位置，然后以适当的格式显示在显示器上。视场或目标体积可协同调整准直仪和/或移动平板检测器以及/或将x射线管移向和移开检查区域和roi。
[1356]
图30示出了多重检测器成像系统，每个检测器使用单独的光束粒子阻挡板。一个检测器的成像可有助于选择roi和/或选择由第二个检测器测量的roi。
[1357]
图30所示的系统包括位于检测器顶部的光束粒子阻挡板。第一检测器22可以是大检测器，第二检测器23可以是不同尺寸的检测器。可以在每个检测器的上方放置光束粒子阻挡板100。检测器的光束粒子阻挡器可能互不相同，也可能相同。
[1358]
光束粒子阻挡器的推进器可以是一个旋转器，其中光束粒子阻挡板是一个磁盘，并在检测器的顶部旋转。
[1359]
在一个实例中，所述推进器可以是移动所述第二检测器23的驱动器900，所述驱动器可以位于所述检测器23的一侧或两侧，而不是连接到所述检测器23的底部。
[1360]
当检测器尺寸较小时，可能不需要光束粒子阻挡器100。
[1361]
例如，一个锥形准直仪，其开口靠近x射线源，开口可能较小，或开口远离较大的x射线源，几何上产生较小的焦点12fs。
[1362]
产生的锥形束或产生的光束体积可以照射成像对象中较小的体积，所述体积比原始x射线源照射的体积更小。x射线光束或初级x射线照射对象并通过样品架40，到达检测器构台中的检测器组件22，检测器构台可通过平移台移动到对象2上不同的目的区域。x射线源12安装在结构和移动射线源12的平移台上，从而瞄准对象进行照射。
[1363]
准直仪可以安装在x射线管外壳上，或安装在适当固定x射线管和外壳的硬件上，也可以安装一个标准准直仪，例如，在准直仪和射线源12之间安装滤波器和/或快门。准直仪或附加准直仪可用于选择目的区域或目标体积。并且准直仪可以与具有滤波器和硬件和/或快门的传统准直仪组合，并且可以在需要时，将所述准直仪移动到相应位置。这种移动和设计可能类似于用于快门或滤波器的移动和设计。
[1364]
结构硬件125和支撑硬件130可以将射线源12和检测器及其组件支撑在特定位置并保证机械支撑和稳定性。滚轮108可携带并可伸缩。
[1365]
x射线光束聚焦机构可能不是准直仪，而是其他机械机构或能量机构或光学元件机构，例如mem的光学元件或衍射光栅光学元件，或区域板或其他x射线聚焦光学元件。在某些情况下，可以使用光束孔。此外，为了聚焦光束(通常使用倾斜的晶体)，可使用利用布拉
格衍射的劳厄透镜。多层劳厄透镜(mll)可用于聚焦元件。
[1366]
在某些情况下，适当的x射线相位板进入光路可以实现衍射受限聚焦。相位板以折射为基础，在传输过程中工作。因此，对于μm范围内的较小形状和表面误差，相位板极其不敏感，相位板能够校正剩余像差，该剩余像差来自衍射光学元件的区变形和反射光学元件的表面误差，以及较大折射透镜叠片中累积的表面误差。
[1367]
检测器22可以是具有光束选择器或光束粒子阻挡板100或光束粒子阻挡器22b的检测器组件的一部分。在样品支架40或扫描床40下，可有两个或多个检测器或检测器。
[1368]
第二或第三射线源组件可安装在支架120上，第二或第三射线源组件包括x射线管、外壳组件和/或可含有准直仪的准直仪组件。可以移动第二射线源，以照射选定的目的区域和/或类似的成像对象2。第二射线源组件可以安装在单独结构中，该单独结构由不同于支架120和支架125的结构支撑。
[1369]
在传统的x射线管中，电子聚焦透镜可以聚焦电子束，形成更小的x射线焦点。
[1370]
x射线系统可以包括一个或多个用于警示或警告的led显示器，所述led显示器可以由与x射线系统相关的事件触发，例如辐射水平升高或硬件系统或软件系统故障。x射线系统可以包括一个或多个紧急按钮。用户可以推动或使用其他机械机构关闭系统。该按钮可以是明亮的颜色或任何颜色和/或易于看到的颜色。
[1371]
所述x射线系统控制器可包括主功率控制器，以使所述发电机脱离待机模式。
[1372]
图32示出了全息x射线系统的实例。射线源12可以发射x射线，在某些情况下，射线源12可以发射连贯的x射线。当x射线到达元件2000时(如x射线分束器)就会产生两个光束。一个光束32可穿过样品或成像对象2，而第二光束38可以用作参考臂。可以有聚焦元件(例如区域板)，也可以没有聚焦元件。样品前可能有销孔2002，或光束孔。成像对象2置于分束器2000、聚焦透镜2003的下游和物镜2004的上游。在某些情况下，无需此类目镜。同时x射线光学元件(如x射线反射镜2001)操作基准光束38，基准光束结合另一个光束耦合器或组合器元件2005。在检测器2020上形成干涉图样。根据32的波束宽度，可以有光束粒子阻挡板100，也可以没有用于散射消除的光束粒子阻挡板100。
[1373]
在某些情况下，可以使用双检测器和光束选择器组件代替检测器2020。目镜2004与成像对象2之间可以有闪烁器或图像增强器，或者检测器2020前可以有闪烁器，该闪烁器可以是光学摄像机。在反射镜2001和光束组合元件2005之间可以有一个销孔。通过对干涉图样进行傅里叶变换和/或分析，推导出穿过成像对象的x射线波阵面的相位信息。可同样使用光学波长全息成像或显微镜检查的重建分析方法以及算法。可用这样的成像系统或相位成像系统测量选定目的区域，使用上述的x射线成像系统(如光谱或3d或散射消除系统和方法)选定目的区域。
[1374]
除了透射x射线成像方式，所述x射线相位成像将为成像对象2分析提供另一信息层。
[1375]
可得出相位全息x射线成像和/或时间传输图像。
[1376]
感测各种硬件元件、x射线成像的子模块以及控制器和显示控制单元的距离、几何形状或相对空间位置的感应元件可以安装在x射线管旁。
[1377]
电机和附件可将锥形准直仪连接到在x射线管外壳上，或连接到x射线管下方的另一准直仪上。
[1378]
附属硬件可为电动式，也可通过推进器或机械臂调整，以便将锥形准直仪移入和移出射线源与voi之间的路径线。
[1379]
锥形准直仪可用于减小焦点尺寸。锥形准直仪可用于限制目的区域。锥形准直仪可用于传统的准直仪，其设计类似于快门，以使孔径开启和关闭，从而调节曝光时间。在某些情况下，锥形准直仪可能有光束衰减器的叠层，每层的孔径比上层的孔径稍大，从而形成用于透射的锥形孔。
[1380]
敏感元件可连接x射线管的推进器，也可连接x射线管，或可放置于远离x射线管12和/或检测器22和/或支撑结构或推进器或含有x射线源12或检测器22的子模块，或含有检测器22、光束粒子阻挡器或光束粒子阻挡板100或光束选择器或一个或多个用于成像对象2的其他检测器的空间位置。
[1381]
敏感元件可能是光学传感器或飞行时间传感器或摄像机或激光雷达装置，相对于x射线源和检测器和voi的厚度或roi或成像对象，敏感元件可测量尺寸或几何形状或空间位置。测量厚度可确定剂量或曝光时间，从而控制准直仪快门，或相对于voi或roi的x射线源和/或检测器对准，或确定投影图像数量或完全重建voi的3d图像所需的测量值。
[1382]
由于x射线光束呈锥形，最靠近x射线源的目的区域可能比最靠近检测器的目的区域小。或者x射线照射目的区域的一个或多个体素，该目的区域靠近x射线源，测量时，可将x射线投射到检测器上较大的区域。例如，目的区域roitotal(x,y)可包含一个体积，该体积从靠近射线源的对象表面扩展到传感器和/或摄像机。
[1383]
一个或多个传感器如飞行时间传感器(tof)可测量对象的厚度，从而确定用于断层摄影采集的待拍摄图像数量。
[1384]
可用传感器估计每个图像或每一次roi测量所需的曝光量。
[1385]
传感器可用于确定和引导x射线发射位置和/或检测器的移动和/或对齐，例如移动x射线源和检测器以使位于成像路径的roi恰好对齐。
[1386]
不透射的标记物
[1387]
放射敏感标记物或不透射标记物和/或光学标记物或反射器，可放置在x射线照射路径内和/或路径外的不同区域，以作为参考点，从而适当对准成像硬件，并以更好更准确的空间定位进行图像重建。
[1388]
x射线成像系统可包括一个、两个或多个x射线源或两个或多个具有不同大小焦点和/或参数(如在大约一个或多个x射线发射位置的准备时间、曝光量、速度、功率、能级、能谱波形特征、脉宽、脉冲特征和/或波形因数)中有不同值的射线源。x射线成像系统具有一个或多个检测器，所述检测器可在x射线检测器的上游或下游移动。多个检测器在空间分辨率、速度、对光谱值的灵敏度、对一个或两个或多个波长或不同能级的灵敏度、可编程性、动态范围、光子灵敏度、量子效率、光谱灵敏度或硬件设计以及其他可将该检测器与其他检测器区分开来的特性方面可能互为相同或不同。
[1389]
例如，所述第一检测系统可以置于光束粒子阻挡板100和对象之间。第二检测器可放置在光束粒子阻挡板的下游。所述第一检测系统可以是点检测器，或线检测器、2d检测器或光谱仪。
[1390]
在另一实例中，x射线源与第一检测系统之间没有光束粒子阻挡板。这是由于第二检测器或检测器系统上游可能有一个光束粒子阻挡板，第二检测器上的低分辨率散射测量
值可插入第二检测器上的散射信号。由此得出第二检测器的高分辨率初级x射线。由于第一检测器相应位置上的初级信号与第二检测器上的初级信号相关，所述第二检测器使用不同目的材料，厚度不同；各能级的细束可校准每种材料，选择该能级用于对象或目的区域或成分的材料分解。可以计算并得出第一检测器的低分辨率散射信号和高分辨率散射信号。在最后一步中，通过从合成测量信号中消除高分辨率散射，可以得出第一检测器的初级信号。因此，不需要第一检测器上游的光束粒子阻挡板。
[1391]
在特定位置的一个能级或双能级或一组能级的初级信号，可以对应于具有一定厚度和密度的特定组织的导出值，或参考数据库中的模拟值或测量数据。通过在第一检测器和第二检测器的两个或多个能级对两种或多种材料进行多次测量(英制单位)，建立参考数据库。通过在每个数据点各能量处插入六个或更多相应的测量数据，可得出密度数据和厚度数据。当增加每种材料的测量次数，在一组能级下，预测值与实际测量值的偏差不超过0.5％。因此，不同组能级的剩余值可插入并储存在参考数据库中。对于不同能级的特定材料，所述第一检测器和第二检测器可以分别具有不同检测器响应函数。本发明将这种方法扩展到三个或多个能级，这些能级对应于三个或多个材料。
[1392]
提供了一些方法，以更好地显示和量化对象目的区域目标中的单个成分，例如，含有骨骼和软组织的人体中的单个组织或物体或至少两种成分，每种成分具有不同的原子z数或对象中至少一个x射线可测属性的不同值。
[1393]
在x射线图像中，可以从不同组件或多个组件的图像中去除第二组件或组织的图像干预。例如，本发明可以在重叠软组织x射线投影图像上去除骨干扰。该方法可使用二维双能或三能或多能系统，又称光谱x射线成像硬件系统。在一个优选的实例中，使用双能系统x射线成像系统，本发明的方法可包括三个步骤:(a)通过双能量x射线成像硬件系统，在高能级h和低能级l处，为包含由骨骼结构重叠的目的软组织对象获取一对双能量图像；(b)使用双能量分解方法将获取的双能量x射线图像对数据转换为两个材料成分图像，即人体软组织图像和骨骼图像。从而去除所述软组织图像中骨图像的直接干扰，获得所需的图像信息。(c)补偿由于软组织内骨骼最初占用的真空区域而产生的与骨骼相关的间接干扰效应。所述补偿方法可包括两个步骤：(1)将原始分解骨骼图像替换为骨骼等效软组织图像；(2)将骨骼等效软组织图像重新安装到原始分解软组织图像中，安装位置为原始分解骨骼图像所在的精准几何构型的位置。
[1394]
本发明公开的设备和方法可以改善软材料的x射线成像或软介质或软组织成像。
[1395]
例如，x射线系统可以是一般的x射线系统，也可以是ct扫描仪，或不同于ct扫描仪的3d或多维x射线系统，也可以是带有散射消除设备和方法的x射线系统，其中所述设备和方法包括光束选择器或光束粒子阻挡板和/或插值法，这些方法和设备适用于光谱测量，或多维成像，或光谱成像或点、1d、2d和3d追踪，且可与移动或便携系统集成或连接，所述移动或便携系统具有移动机构，例如滚轮，有时具有自驱动或遥控移动功能。该系统构造精简，可通过门框，例如大约35英寸宽6英尺和8英尺高的门，例如医用门，或急诊室门，病房门或医疗室门或手术室门。
[1396]
本文所公开的系统和方法可通过降低x射线发射区域的焦点来提高x射线测量的分辨率，例如，锥形准直仪结构、聚焦光学元件或电磁聚焦透镜。
[1397]
在组织的不同部分进行外科手术时，可以进行x射线测量，测量对比剂或含有对比
剂的溶液的渗透性。该程序可以是能量治疗或活检组织检查，或其他治疗或给药方法。可使用具有对比抽吸功能的导管，如将对比剂溶液的液体抽吸到roi的毛细管。随时间变化的测量可用于测量和鉴别渗透率，以便于一次或多次诊断，以及在干预前、干预中和干预后测量渗透率。
[1398]
x射线到达成像对象之前，使用x射线的传感器或耦合x射线光学元件的光波长、闪烁器、或不使用闪烁器，结合传感器进行x射线曝光测量。
[1399]
如镀铜或镀银的x射线系统和相关的断层摄影系统或相关的散射消除系统可以抵抗病原体的沉积，或缩短病原体的寿命，或抵抗病原体的滞留。
[1400]
在一台机器上，x射线系统可有两个或多个配置。例如，一个配置可用于运输，一个配置用于操作，一个配置用于存储，或一个配置用于一种应用，例如脊柱成像，另一个配置用于另一种应用，例如心血管或骨盆成像，所述配置的高度或距离x射线管或检测器的行程距离可变化可调节，x射线管和检测器之间的距离、组件和结构的选择可变化可调节，因为该系统可以具有用于紧凑配置的折叠支撑结构，以减小一个或多个轴的尺寸。折叠结构可能是短暂的，用于成像以外的目的，或用于成像操作中或用于成像操作期间或用于程序期间。
[1401]
该系统还具有用于优化的图像采集和处理以及呈现方法的设置，使用nmatrix和相关数据呈现，以数字格式，例如密度测量值、尺寸、形状、图案或1d到7d尺寸，具有时间标记的6d和7d，或根据应用需求定制的不同分辨率。
[1402]
x射线源可以是常规x射线源，或冷阴极、场发射体x射线源、飞行时间、基于直线加速器的x射线源或液态金属射流或光基x射线源。
[1403]
为了扩展x射线系统的功能，例如，硬件的限制，例如有限波长，或帧率或分辨率，或灵敏度或能量灵敏度或质量，系统配置可以容纳新的硬件的使用，例如纳米管或场发射管和传统的热丝管。一个实例是用来移动选定的x射线管和/或相应的检测器以优化测量位置。可以用相同的检测器进行第二次测量，但要将不同的管移动到相同的x射线发射位置。x射线管和检测器对可以像在c型臂等中一样一起移动，也可以独立移动。不同的检测器可用于同一对象和/或roi上的第一个成像位置或不同的空间位置。
[1404]
其他测量形式、治疗和诊断程序，如基于能量的干预和测量工具(如光学光谱或温度传感器测量)，可用于进一步检测选定roi或部署干预程序。
[1405]
各种干预程序设计可以通过具有可区分的x射线测量属性(如原子z、衰减系数、厚度)，或更好地可视化和响应x射线引导的程序或测量方法来优化。
[1406]
2d或3d快速实时追踪，例如2d、3d或多达7d中小于1s或小于100ms或小于10ms或小于1ms的动态追踪，如6d时间追踪，或3d或多达6d的荧光追踪，可以实现大致相似的成像目标，总剂量相似，但特定区域的曝光较少或总剂量大为减少，对于包含roi的对象和/或roi，整个手术过程辐射剂量减少约2倍，手术过程中辐射剂量减少5倍，或减少10倍，或辐射剂量减少25倍，和/或辐射剂量减少100倍，或减少1000倍，或减少10,000倍，或减少100,000倍，或减少约1000,000倍。该成像目标可以通过及时测量一个点，或多个点，一个区域或多个区域，1d、2d、3d，直至6d来完成。每个完整的测量周期小于1s或小于30s，和/或有选择地选择测量或手术在不同时间应用所需的分辨率。
[1407]
基于选定roi成像的诊断可以实现与医疗诊所常规ct系统相同或更高的分辨率，
例如，在z轴方向上，所需时间等于或少于常规ct扫描仪所需时间，和/或与常规ct扫描系统相比，辐射剂量大约减少2倍，或3倍，或4倍，或5倍，或10倍，或100倍，或1000倍，或10,000倍，或100,000倍，或1000,000倍。
[1408]
对于具有已知物理性质的材料样品，可以采集到双能级或多能级上每个像素的白色图像的检测器测量结果或检测器测量结果。这样可以完成能量响应函数系统的插值和建立，其中每个像素上的检测器测量结果只与具有一定密度和厚度的两个或多个材料的衰减或传输相关。对于双能量或多能量测量结果，使用线性化近似方法(并对光束硬化效应进行校正)，求解双能量初级x射线成像等式系统，可以将至少一种材料或物质从其他材料或物质中分离出来。材料分解也可以基于双能量分解方法，即可以迭代求解能量响应函数等式系统，并对光束硬化效应进行校正。可以对用于求解能量响应函数等式系统的多能量下的测量值进行归一化，和/或减去信号，和/或应用伪滤波器信号，和/或识别缺陷像素，并用相邻像素或同一像素位置不同时间的测量值替换。
[1409]
本文所述断层摄影术可包括构建完整的体积数据n2断层摄影或3d测量结果。
[1410]
图像可以在多个x射线发射位置采集，例如，该发射位置通过一个电动工作台或电磁机构或电磁线圈移动。发射位置在z轴上以期望近似分辨率xc的距离间隔分布，z轴近似垂直于或轴向于检测器或光束源对中心轴。图像数量可以由z轴分辨率xc上的样品厚度p近似确定。x射线位置可以在垂直于z轴的xy平面上，也可以在xyz体积中或直线上。可以在相同穿行区域或体积的发射位置进行附加测量，以获得体积中体素更准确的测量结果。
[1411]
穿过中心位置voi的x射线发射位置相对于检测器中心轴的总移动量，可以小于10度，或小于5度，或小于4度，或小于3度，或小于2度，或小于1度。
[1412]
本文提到的x射线成像系统可以包括以下一种或多种：
[1413]
一个发生器，
[1414]
一个可能嵌入或不嵌入控制器的数字开关，
[1415]
存储于微处理器的同步程序，微处理器可以或不可以嵌入控制器。
[1416]
至少一个控制器(至少包括一个微处理器)，该控制器能将x射线检测器图像采集或快门开启时间与发生器(通过数字启动)同步。控制器可以在或不在本地系统，也可以在与至少一个显示系统相连的计算机上。
[1417]
至少一个移动x射线管的移动系统，或一个或多个检测器。
[1418]
控制器可以控制移动系统和/或发生器。
[1419]
至少一个有数据库或没有数据库的存储硬件和软件，
[1420]
一个带有存储器的微处理器，
[1421]
至少一个用以控制控制器的微处理器，
[1422]
至少一个与至少一个显示器无线或有线连接的微处理器，
[1423]
散射消除硬件，如光束粒子阻挡板和相关移动系统，
[1424]
用于散射消除硬件的移动系统，
[1425]
用于包括散射消除在内的图像处理的软件，
[1426]
用于图像处理的软件，包括材料分解、密度、厚度导出，和/或插值算法和程序，和/或图像重建，
[1427]
用于控制电磁导向装置的软件，
[1428]
用于控制移动系统(用于3d图像获取)的软件，
[1429]
用于移动一个或多个射线源来成像roi的软件，
[1430]
用于控制一个或多个照射roi的射线源的软件，
[1431]
在图像采集过程中用于同步的软件或电子电路，可能包括以下一项或多项：—高压发生器，例如：电压为0kev至500kev的发生器
[1432]
ο高压电源、低压驱动器、电子发射器
[1433]
ο带电子触发电路的高压电容器，如开关、低压电源和高压变压器
[1434]
ο从每帧us到每帧1s的高压x射线发生器。
[1435]
脉冲电子发射器(从纳秒到微秒到毫秒到1秒)，可以是冷阴极、场发射管或热丝、常规x射线管。-可以是一个数字开关的切换单元，其通过控制低压驱动器的开关，或触发电路，来提高发生器电压到一个或多个所需电压，以及降低发生器电压到一个或多个所需电压或到0，因而生成一个或多个脉冲。-至少一个与该切换单元互通的控制器c1-定时器和/或同步器，用于将控制c1和高压发生器，和/或用于测量的检测器快门，和/或控制检测器快门的快门控制器的信号进行同步，从而控制例如以下各项：
[1436]
οx射线发射器主时钟频率的锁相(检测器快门打开时)。
[1437]
ο快门信号(包括固定时间间隔和固定快门和脉冲持续时间产生的一系列信号)。
[1438]
ο一种由x射线源发射并由光监测的电子信号。微秒内的x射线爆发可以由触发快门捕获，可按照由快门脉冲触发的脉冲进行工作。x射线检测器的快门操作可以与x射线源或电子发射器触发电路或高压发生器的主锁实现锁相。
[1439]
此外，同步还可能涉及控制以下几项的软件同步和过程：-移动x射线管和/或检测器(用于成像roi)的移动系统-控制至少一个准直仪，例如，用于选择目的区域，和/或控制至少一个滤波器，和/或快门-控制x射线发射位置-控制电子束导向装置，如电磁转向装置
[1440]
该系统还可以包括一个或多个辅助硬件，如用于转向活动，该活动包括一个或多个电磁导向装置或至少一个检测器的位置、频率和功率，例如，控制检测器快门的开和关、数字开关、低压脉冲发生器、低压电路、高压存储装置、高压放大器、高压发生器、场发射器。
[1441]
该系统可以运行图像处理和/或图像存储和/或图像传输和/或图像缓冲、通信软件。
[1442]
辅助硬件可能包括以下一项或多项：-至少一个飞行时间传感器，可用于测量目的区域到光束源或到飞行时间传感器的距离，从光束源到检测器的距离减去上述距离，得到roi的厚度。传感器数据可用于确定图像数量，因而确定x射线发射位置的移动步长，以进行x射线多维图像的重建。采用插值图和逆能量响应函数系统，传感器获得的测量数据(如厚度)也可以用来确定单个成分或物质的厚度和密度。-至少一个摄像机用于患者检查或完成成像物体的视觉呈现，以用于获取至少一
个物理参数测量结果，如厚度、尺寸或目的区域的几何形状；和/或用于远程控制或操作x射线系统和/或与患者互动和/或控制成像对象。-至少一个用于测量发射x射线的强度或实时曝光量或剂量的传感器-至少一个用于几何测量的传感器，和/或-至少一台摄像机，用于测量x射线系统的位置，或x射线系统至少一个或多个部分，和/或其与一个或多个参照物的相对位置。
[1443]
辅助硬件还包括指示器，包括听觉指示器(如带有某些短语的声音或语音)或视觉指示器(如led显示器的文字或图形)，或薄膜显示器的开关，或光学指示器(如，led灯的开关、开关、显示器的开关、计算机显示器的数字信号、开关、电源的开关或其他常用硬件)，这些硬件可能不常用于图像采集过程，但可作为辅助功能，或成像系统中的远程通信、有线通信、数字和电气或光通信、自动保存，以及任何其他硬件和软件。
[1444]
该软件可以与用户界面进行交互，进行图像采集和其他程序。
[1445]
视觉呈现内容可以包括：测量结果、数字显示、文本显示、温度或硬件维护软件触发的警告信号、故障触发、软件故障、硬件触发等。
[1446]
可与x射线成像系统集成或混合的控制附加系统，包括：
[1447]
能量处理装置，
[1448]
一种不同的成像模式或测量装置，如光学成像测量系统、光声系统、超声系统，
[1449]
操纵器，
[1450]
手术器械探针，
[1451]
放射治疗装置，
[1452]
活检装置及其移动探针，
[1453]
机器人探针和系统，
[1454]
导管和/或导丝，和/或其他微创手术器械。
[1455]
本文公开的多光谱x射线源可以包括可切换的x射线发射系统，其中，该系统配备有高压发生器，并可操作该高压发生器作为随时间变化的函数而变化；开关能够以选定的时间间隔触发电路，驱动生成ms短脉冲，使得以所需加速电压发射电子，从而以所需电压发射x射线，理想状态下，电压介于0kev和500kev之间，且适用于全身成像。
[1456]
可以有一个主时钟，通过检测器将采集或重复采集进行同步。主时钟运行可能包括以下数种可能：
[1457]
1.内部定时的检测器连续运行模式。接收控制消息或信号后，检测器根据其内部定时进行运行。可以有一个主时钟，将检测器图像采集与x射线发射，或发生器，和/或x射线发射位置推进器(如移动系统)，或电子导向装置，和/或发生器的操作进行同步。内部触发器可以触发控制器控制其他硬件，该硬件包括：用于发射源的移动系统或用于发射源和检测器的推进器。
[1458]
2.检测器可以以外部同步的连续运行模式下工作，来自发生器或x射线发射位置推进器的信号被同步并操作，以进行曝光，从而，便于检测器持续以指定时间间隔采集图像。例如，如果每次曝光时间是100ms，当x射线管静止一段时间，或者在每个位置停留期间发出x射线时，发生器可能会产生例如与推进器精确同步的x射线。停留时间可以允许x射线发射连续时间内有足够的曝光，或停留时间在检测器的定时快门打开时间或连续运行模式
内。曝光时间可由发生器开关控制。在这个采集过程中，可能有一个主时钟对每个组件的运行进行计时同步。
[1459]
3.外部同步的非连续运行模式：一个主时钟还可用于同步控制器的所有零件或一个零件以打开和关闭发生器，控制图像采集时间，转而触发推进器移动、检测器快门打开和关闭。
[1460]
在所有模式中，如果触发输出极性是低电平或高电平，用户可以启用/禁用触发输出和/或选择。触发输出活动时间可以是读出时间。
[1461]
图31示出了与x射线光谱成像和/或断层摄影装置2d投影测量集成的傅里叶变换装置，可以使用一个或多个x射线源和x射线检测器对目的区域进行测量。x射线光学元件如分束器，可以将光束分成两束，一束照射对象，另一束移动到x射线光学元件，将x射线光束反射到一条可以在x射线检测器上形成干涉图案的路径上。x射线光学器可以是一面镜子，也可以是光谱光栅。可能存在一个延迟线，其允许x射线反射光学元件移动，从而可以例如，通过傅里叶变换将时域测量结果转换为空间域测量结果。
[1462]
光谱学的一项任务是表证光源光谱：在不同波长下发射光的量。测量光谱的一种方法是让光通过单色仪，这种仪器可以阻挡除特定波长以外的所有光(未阻挡的波长由单色仪上的一个旋钮设定)。然后测量剩余光(单波长)的强度。测量得到的强度直接显示在该波长下发射光的量。通过设置单色仪的波长，可以测量整个光谱。本方案描述了一些光谱仪在简化模式下的工作方式。
[1463]
傅里叶变换系统可以接收包含多个不同波长的x射线光束并将其输入，以测量总光束强度。然后，对光束进行修正，使其包含不同的波长组合，从而得到一个第二数据点。多次重复该过程。然后，计算机获取所有这些数据，并反向推断出各波长下含有多少光。
[1464]
在某些情况下，在x射线源和检测器之间特定配置x射线镜子，其允许一些波长通过，但(由于波的干扰)阻挡其他波长通过。通过移动其中一面镜子，调整可以通过的波长设置，来改变每一个数据点的光束。
[1465]
可能需要计算机处理，将原始数据(每面镜子位置的光强)转换为所需结果(每个波长的光强)。采用了傅里叶变换算法。原始数据可能是“干涉图”。可以在不同x射线发射位置获取该干涉图，并且可以形成断层摄影干涉图以对roi进行附加分析。对于低能量测量结果，干涉图可以显示无法得到的信息。由于spr低于1％或5％，这些测量结果可以详细描述以前不可见并隐藏的软组织特征。结合光谱成像，可以进一步显示附加信息。“原始数据”可以由傅里叶变换转换成实际光谱。中心处的峰值为zpd位置(“零程差”)：在这里，干涉仪两臂长度相等，因此所有x射线都能通过。
[1466]
傅里叶变换光谱法也可以用于吸收光谱学。
[1467]
例如，x射线吸收光谱学可以测量样品在每个不同波长下吸收或透射光的情况。尽管吸收光谱学和发射光谱学原理不同，但在实际应用中却有密切联系；任何发射光谱学技术也可以用于吸收光谱。首先，测量宽频带x射线源的发射光谱(称为“背景光谱”)。其次，测量穿过对象的同一光束源的发射光谱(称为“样品光谱”)。样品会吸收一些光，导致光谱不同。“样品光谱”和“背景光谱”的比与样品的吸收光谱直接相关。
[1468]
因此，“傅里叶变换光谱”技术既可用于测量发射光谱(如被测对象的发射光谱)，也可用于测量吸收光谱(如被测对象的吸收光谱)。
[1469]
傅里叶变换光谱仪是迈克逊干涉仪(michelson interferometer)的一个实例，只是其中一个完全反射镜可移动，其允许在其中一个光束中包含一个可变延迟(在光的传播时间中)。
[1470]
来自光束源的x射线光束被半镀银镜子分成两束，一束被固定镜子反射，另一束被可移动镜子反射，从而产生了时间延迟。光束间相互干扰，允许在每个不同时间延迟设置下测量光的时间相干性，因而有效地将时域转换为空间坐标。通过在可移动镜子许多离散位置进行信号的测量，可以使用光的时间相干性的傅里叶变换来重建光谱。
[1471]
在对象未处于不同x射线发射位置或x射线源位置的情况时，可以先拍摄x射线投影图像，在该位置，当对象处于照射路径时，同组位置或x射线发射位置将用来照射目的区域。
[1472]
当x射线源或射线源发射位置在至少二维平面上移动时，可以根据测量结果重建多个维度的图像。x射线源或发射位置的移动可以按照本发明所述进行。
[1473]
例如，电磁机构如，产生可调谐磁力的电流线圈，可以在电子束到达阳极靶标时用于引导电子束。可替代地，一个机械机构，例如一个电动推进器可以移动x射线源或阳极靶标，使x射线发射位置可以在至少一个2d平面或更多维平面上移动。
[1474]
移动的每一步长可以近似为第三轴上期望获得的分辨率。在某些情况下，可以在较宽或较窄步长下进行测量。
[1475]
对于每个体素，可以使用本文所述的多维度光谱测量来解析傅里叶变换的测量结果。
[1476]
通过选定波长下x射线测量、2d或1d或点测量，重建3d或多维度成像。目的区域内的每个体素，或靶标或部件可以解析为在每个波长下具有一个已知值。对每个体素在各个波长下的值进行傅里叶变换，可以进一步表征部件的材料和物质以及部件、靶标或目的区域的结构或微观结构。
[1477]
现在将描述数据集(成像或特性测量结果除外)组合。
[1478]
与邻近对象相关的分子测量结果，或特性测量结果和宏观环境评估可用于，向用户提供事实，以便用户根据概率得出结论、推导事实或作出确定的决定或结论，或形成数据模型以用于分析或推测或形成理论或呈现数据，和用于特定数据集、非结构化和/或结构化和标准的选择，从而便于呈现并达成共识，或便于诊断和预先计划。
[1479]
例如，在进行疾病诊断或药物靶标的选择时，或统计分析或建模时，或在获取免疫状态有关数据(如疾病前或后或外部干扰下抗体水平监测或时间监测相关数据)时，特异性或非特异性免疫反应状态可用于评估对象或监测或评估或疾病监测或治疗后监测。此外，生物标记物或图像标记物或细胞信号的改变或分子通路，某些分子浓度或混合分子环境特征、生理条件、环境相关因素、对象的个人基因组学数据或基因数据和历史数据，或该对象亲属的基因组学数据或基因数据，或mri、超声波、声音、弹性成像、光学形态或力学性能、动态特性、部件、混合物、组成的测量结果，均可以作为数据集的一部分同时使用。本文公开的x射线成像可与一种或多种类型数据中的每一种或其组合一起使用。并且x射线成像可以用于获取本文公开的一种或多种类型的数据，作为数据集一部分。
[1480]
基于准直仪的光束滤波技术可用于消除散射，例如，在分布式空间位置对于对象进行初级x射线测量时，可在选定区域生成低分辨率的初级x射线信号。
[1481]
具有产生x射线光束的选定区域的x射线生成机制，例如当电子束与靶标相互作用时，具有表面配置的阳极靶可能只在选定区域发射x射线。其他区域可以吸收电子束，而不产生x射线光束，也可以在空间域改变或导向电子束或x射线光束，或者也可以在时间域中延迟电子束或x射线束，或两者兼而有之。
[1482]
具有选定波长和/或能级或宽频光束的透射区域的光束选择器或准直仪，和选定x射线光束的不透射区域，可以放置在x射线源与对象之间，或对象与检测器之间，以让初级x射线穿过透射该射线的分布式空间位置。
[1482]
为了得到所选区域低分辨率散射信号，可以将所选区域的低分辨率初级x射线可以从所选区域的x射线测量结果中减去，这些x射线测量结果是在不阻断初级x射线或初级和散射信号的情况下对对象进行第二次x射线测量得到，例如通过去除光束选择器或准直仪，或者置换、修改或调整0阳极靶区。
[1484]
将低分辨率散射信号可以插值到检测器上的整个成像区域，得到高分辨率散射。
[1485]
可以从第二次x射线测量结果中减去高分辨率散射，从而生成高分辨率的初级图像。
[1486]
可替代地，在对象与发射源之间或者对象与检测器之间可以有一个光束粒子阻挡板100。光束粒子阻挡板可以包括圆形x射线光束衰减材料，如钨或合金，或铅或铜，或锌或混合合金。这些材料可以分布在一个具有大部分可透射x射线区域的平板上。这些材料可以放置在选定位置，该位置初级x射线被阻挡，从而让检测器只收集散射信号。将这些散射信号插值到整幅图像中，可得到高分辨率散射信号。从测量结果中减去高分辨率散射图像可以得到高分辨率初级x射线。该系统如图20所示。
[1487]
所用检测器可以是单个检测器，也可以是叠加检测器，叠加检测器中每一个检测器的能量或光谱灵敏度或光子灵敏度或速度可能相同或不同，其也可以是x射线或光学检测器。
[1488]
闪烁器可实现顶部的低能量检测器和底部的高或中等能量检测器的检测，其是一个三层或多层检测系统，其中，每层检测器用于一个或多个能级或x射线波长或光波长。
[1489]
x射线能级或速度可能会在不同脉冲之间发生变化。例如，如果顶层可以检测20kev-70kev，底层可以检测70kev-150kev，那么第一脉冲中可以生成脉冲峰值为30kev和80kev的x射线脉冲。叠加检测器可以同时进行检测。可以使用本文所述的方法消除散射。而在第二x射线生成中，x射线可以包含50kev和/或90kev的能量峰值。测量四个能级而非两个能级。可替代地，光子计数检测器也可用于顶层或底层。
[1490]
可替代地，在闪烁层之后，可使用一个透明光学检测器，以便第二光学检测器检测波长灵敏度和速度的变化。光束选择器只允许初级x射线生成的光线穿过到达第二检测器。在散射消除方面所用的类似方法中，可以使用光学检测器
[1491]
如果需要较大视场，可以使用多个检测器和发射源集，或者使用一个带有分束器的发射源，以生成针对不同目的区域的x射线源。例如，在全身成像中，一个或多个x射线源或射线源集可以空间分布式放置，或置于同一位置。可以在x射线范围或光学范围内使用导向元件。可以使用其他x射线光学元件或光纤光学元件或模块来控制电磁波长，以产生较大视场中对象的一个或多个图像。这些图像可能是1d、2d或3d内由小视场图像拼接构成的完整图像或分割图像。这些图像可以将散消除至初级图像的1％以下或5％以下或10％之间，
或将散点消除图像与未进行散射消除成像处理的图像组合。该全身成像装置的一个示例如图37所示
[1492]
下文提供了一个散射消除的实例：
[1493]
散射消除步骤可以包括：使用x射线源发射的x射线照射对象；在后检测器生成低分辨率初级x射线图像；在前检测器计算低分辨率初级图像；从前检测器读取高分辨率图像；在前检测器将其高分辨率图像转换为低分辨率图像；从前端低分辨率图像减去前端低分辨率初级图像确定前端低分辨率散射图像；消除高空间频率部件，对低分辨率散射图像进行平滑化处理；通过对平滑化后的低分辨率散射图像进行插值计算，生成高分辨率散射图像；最后，高分辨率图像减去高分辨率散射图像，在前检测器生成高分辨率初级x射线图像。
[1494]
可以使用标准图像处理程序，通过消除散射图像中高空间频率波动，对低分辨率散射图像进行平滑化处理，以确保图像中只具有符合散射性质的低空间频率信号。根据康普顿散射理论和实验数据，由二维x射线检测器上的散射生成的图像相当平滑，或者仅具有相对较低的空间频率。
[1495]
利用单能量法，只能近似建立前检测器d.sub.fpl(x(i),y(j))与后检测器d.sub.rpl(i,j)初级图像间的关系。计算得到的前检测器初级x射线图像与其真实初级图像之间始终存在微小偏差。计算得到的初级x射线图像与真实初级x射线图像区别在于，图像的空间频率远远高于散射造成的空间频率。因此，即使不知道初级图像中的准确偏差，通过将计算得到的散射图像消除高空间频率成分，也可以显著提高逼近精度。
[1496]
其次，对于不在选定投影线上的前检测器单元，可以对其平滑化的低分辨率散射图像进行插值，得到高分辨率散射图像。最后，前检测器合成图像减去高分辨率散射图像，得到主要包括初级x射线的图像，即，散射x射线基本消除后前检测器上对象的完整二维图像。
[1497]
用于多个对象或单个对象多个目的区域x射线成像的x射线系统可以包括一个或多个x射线源，或x射线源模块，例如，如图14所示的12-1或12-2或12-3或12-4或12-5，每个都具有两个或多个x射线源或位置相对固定的x射线发射装置，例如，像素化x射线源，或单、双或多丝x射线源，或具有焦点尺寸可调或一个或多个焦点尺寸的x射线源，或配备线性加速器或同步辐射源的x射线源。x射线源模块都可以相对移动，或相对于对象移动，例如通过机械或电气、机电、磁或基于能量的移动机构移动。
[1498]
x射线系统检测机构可以包括一个或多个检测器，或检测器组件，每个检测器或检测器组包括多于一个的检测器，接收其相应的一个或多个x射线源发射的x射线。在某些情况下，不同位置的多个x射线源可以产生x射线，照射对象或目的区域，并投射到至少一个检测器上。检测器上可以有一个或多个区域。每个区域可以对应于一个或多个x射线源。基于目的区域的测量，这些x射线源、检测器组或检测器上区域获得的测量结果可以与不同x射线源获得的测量结果同步，也可以不同步。例如，相同x射线和检测器对的成像路径或过程、目的区域成像部位可以有多种选择，可以根据之前的测量结果选取路径或过程。
[1499]
x射线源模块在本质上可以包括超快x射线源。超快x射线脉冲速度为ns、ps或飞秒或更高的脉冲速度，频率为hz、khz、khz及更高的频率。这种超快x射线脉冲生成方式包括：光、led光和激光穿过光电倍增管，产生电子，生成超快脉冲速率的x射线脉冲，或由粒子线
性加速器产生，电子经超快激光调节，生成超快x射线，或利用超快激光器、等离子体激光器、撞击纳米线或纳米材料，产生x射线。超快激光器调节的电子以及与产生x射线的靶标相互作用可以作为光束源。可以使用液态金属基x射线源。
[1500]
x射线源可以产生一个或多个离散能级，例如，使用一个宽带射线源和一个或多个单色器(如，一个或多个x射线滤波器)，该滤波器可以是编码孔k边缘滤波器。x射线源可以是一个宽带射线源，具有一个或多个可以随时间或同时分开的能量峰。
[1501]
x射线源可以产生超快脉冲和/或离散能级或x射线光谱能级的x射线，具有一个或多个能量峰，这些能量峰可以随时间变化或变化很大。
[1502]
x射线源可以包括场射体或冷阴极离子源、同步加速器或直线加速器源、基于直线加速器的射线源、常规x射线管射线源、基于喷墨的射线源，和/或具有一个或多个焦点的x射线源，其中一些射线源具有不同的焦点直径。
[1503]
本发明一方面具有将x射线光学元件移入和移出基于本技术要求的光束源照射路径的机动和手动机构，包括：x射线显微镜系统内的光栅、分束器和用于干涉图的x射线光学元件，或聚焦光束或分束器、mem设备、x射线光学元件、检测器和x射线源。移动可以包括x、y、z空间进行或旋转。
[1504]
可替代地，样品可以通过类似机构相对于射线源或检测器移动。
[1505]
根据断层摄影、3d、2d或1d或点测量应用需要，的，可沿x射线源和检测器之间的特定光束路径使用x射线光学结构的元件和/或一个或多个x射线或光纤光学元件来放大x射线图像，或缩小x射线图像，或操控x射线光束或照射，或引导x射线光束或电子束生成x射线。
[1506]
此外，如图1所示，x射线源和检测器之间除roi外光束路径中的任何元件，例如桌面400和光束粒子阻挡板100，都可能衰减和扰动x射线。对检测器的x射线测量结果，例如光谱成像、追踪和断层摄影进行定量分析时，可能需要考虑到这种影响。该效应原理可能类似于滤波器，可以在不同于roi测量的时间测量和表征该影响，以便于对roi进行定量测量与分析、和对单能量、光谱测量、散射消除和/或断层摄影或多维重建与分析中的定量分析和/或用于诊断、治疗/治疗程序和干预程序以及监测和追踪的ai分析所需的数据和测量结果进行校准；。
[1507]
手术器械指导或外部物体(对于待测对象而言)如心导管探针或活检探针、用于能量调制的探针(如激光或超声或电探针)，可在物体的全部或区域内使用和设计各种x射线衰减特性，并可以在7d维度上分别成像和追踪，如x，y，z，俯仰角、偏摆角、翻滚角的6d空间加上第7维度，即时间。
[1508]
探针、机器人或导管、植入物或手术探针、手术工具或活检工具可以在人体不同部位以不同方式衰减单能级或多能级x射线光束。
[1509]
探针、机器人或导管、植入物或手术探针、手术器械或活检工具的一个或多个部分可以衰减x射线光束，和/或可以以不同的衰减程度衰减x射线光束，和/或可以在不同能级下衰减不同波长的x射线光束。
[1510]
第一发射位置发射的该x射线可以由x射线光学元件如，x射线镜子、衍射光栅或mem装置导向至第二检测器。
[1511]
第二射线源或移动的x射线源下游可以无需准直仪。
[1512]
第一检测器可以定义为测量照射并穿过voi的x射线的第一个检测器。
[1513]
第一检测器22和检测器29在平行于第一检测器22的xy平面旋转或直线移动后，为了在目标体积内对最后一次x射线测量或之前x射线测量过的或由用户基于不同检测器或单个x射线源或多个x射线源或检测器对选定的目的区域，或目标体积，或选定的voi进行成像，特征与功能不同的检测器可以放置于第一检测器位置，收集穿过voi的x射线，或可以放置于第一检测器上游或下游。帧速和像素格式不同的两个或多个检测器29可以放置于第一检测器下游和第一射线源的投影视线中。检测器29可以是一个平板检测器，多个像素能敏检测器，或小区域检测器或点检测器，或1d检测器，或光电二极管，或光电倍增管或点检测系统或光谱仪，该光谱仪包括x射线光学元件，如将x射线光束分散到能量敏感光栅然后，依次由空间灵敏检测器或检测器阵列收集的衍射光栅。
[1514]
检测器29可以放置于第一检测器22上游，和/或光束粒子阻挡板100上游。
[1515]
患者与检测器组件(包括检测器22和/或29和/或光束粒子阻挡板100)之间可以有一个可选的患者桌面或样品支架。
[1516]
x射线图像分辨率可以超出测量范围。一种方法是采用扫描方案提高超出像素间距的分辨率，以捕捉大于物理像素大小的像素，进而有效提高分辨率和提高图像质量。
[1517]
可以在空间和频率上获得较高分辨率。例如，空间域超分辨率(如基于分块的超分辨率(pbsr))是一种以高分辨率模态空间特征作为参考，利用图像冗余指导第二模态低分辨率图像的方法。该方法首先在图像中找到一个相似的分块，然后尝试利用相似的邻近像素的信息重建像素。在平行临床背景中，pbsr可应用于医学成像领域，即以高分辨率磁共振图像为参考，在空间域重建低分辨率磁共振光谱图像。
[1518]
其他测量形式和治疗诊断程序，如基于能量的干预和测量工具(如光学光谱或温度传感器测量)，可以用于进一步获取选定roi信息或配置干预程序。
[1519]
各种干预程序设计可以通过具有可区分的x射线测量属性(如原子z、衰减系数、厚度)，或更好地可视化和响应x射线引导的程序或测量方法来优化。
[1520]
可以加入能量调制测量方法，例如，可以使用剪切波发生器对某个目的区域进行成像。
[1521]
显微操作器或其他机械工具或能量探针可用于对象进一步的操控和随后的成像与测量。
[1522]
在x射线成像前、期间或成像后，可通过能量机制(如rf、放射治疗、电磁能、声音或化学机制)修改对象，x射线成像全程可用于计划和指导程序或监测或调查对象。
[1523]
能量激励机构，如声学超声换能器或声音发生器，换能器或热基超声换能器可以作为补充，以基于力学性能(如，刚度)的测量和动态力学分析表征对象或目的区域。储能模量(e')是对材料弹性响应的度量。其测量储存的能量。损耗模量(e")是对材料粘性响应的度量。
[1524]
磁共振(mr)测量中使用的无源驱动器或枕形无源驱动器可以在组织或对象中引起机械波，或剪切波。该能量激励机制可以是二维有限元机制，x射线可以用来评估机械波在对象中的传播模式或位移模式。刚度图被称为弹性图，可用于区分处于不同状态(病变或正常)的对象或组织，或表征组织或部件或对象的生理变化阶段或发展进程。
[1525]
可利用相衬x射线提高灵敏度和分辨率，如软介质成像。
[1526]
在某些情况下，这些方法可以与能量激励系统和/或非旋转3d断层摄影术或散射消除方法相结合，以提高速度、降低辐射、提高灵敏度和分辨率，进而改善现有技术中x射线成像。
[1527]
在时间和/或空间上产生扰动或整形的能量调制x射线成像可以采用本文公开的x射线设备和方法完成。传统成像系统如ct，在识别和表征软材料(如软生物组织)方面相对有限。
[1528]
在脑成像中，为了观察脑损伤对血管、毛细血管、其他大脑组织和物质(包括神经元和细胞基质)的影响，可采用弹性测量进行表征、诊断、监测和/或指导活检、成像工具、手术以及包括基于能量的治疗和给药在内的治疗机制。
[1529]
对于病变组织(如肿瘤、囊肿)，或正常组织或其周围微环境和血管或血管新生，可以通过弹性成像来识别和表证，以此提高灵敏度。
[1530]
材料，如软介质，或软材料(如生物组织)，可以通过其机械性能(如弹性)进一步表征。
[1531]
声学机制可以热、磁和光声为基础。变形源，如振动器、静态压缩机、气压和声辐射力可以驱动材料位移，x射线成像系统和/或涉及光学系统和方法的混合模态可以追踪这些位移。可以追踪如上所述传播的剪切波或导波，绘制对象的弹性图，有时还可以增加灵敏度和空间分辨率。用于调制对象的能量设备和方法，例如，在一个或多个频率下(例如hz、khz或mhz或ghz)和/或在时间上，和/或在空间上对部件或靶标或对象进行声波或剪切波扰动，可通过x射线测量在点、1d或2d或3d或更多维度，和/或时间维度，和/或频率，和/或空间维度，例如，目的部件或目的物质的位移或密度的一个或多个变化实现动态弹性成像或机械或应变特性的测量。空间成形和时间成形精准的软组织的非接触能量或机械刺激可以用于测量和追踪动态弹性成像。这种刺激可以是声学机制，例如，使用空气耦合超声聚焦成像来诱发材料(例如，使用基于反射的辐射力的软材料)在一个区域的机械位移。这种刺激可以与高速、多维x射线测量结合使用，例如，本文所述的散射消除方法和/或多维x射线测量和/或光谱x射线测量或成像，和/或相衬x射线成像和傅里叶变换x射线成像，或超低辐射追踪。
[1532]
弹性成像方法可以通过与目的区域材料直接接触或非接触来激发和/或检测机械波，如图16所示。
[1533]
空气/软介质界面上反射的空气耦合超声束可以通过基于反射的声辐射力(arf)产生剪切位移。利用声损失和散射机制可以实现arf技术。
[1534]
压电式传感器可经由空气发射超声波束聚焦到空气-介质界面，完成非接触式机械激发。光束在该界面上的反射产生了趋向介质的显著arf，其在表面诱发了一个包括一个剪切位移在内的瞬时位移，并沿横向传播一个垂直表面法线方向的机械波。该动作类似于锤头敲击木头或棍子击鼓的动作，通过这一动作，可借助施加在靶标上的小范围的瞬态力产生沿该力横向的显著位移。由于空气和软介质(如组织)的声阻抗差异较大，因此，声能转换的效率接近百分之百。瞬时位移可以是单位为微米的单数位，声压可以是几kpa，级别远低于组织受到的任何潜在性损伤的阈值，其被认定为无创级。
[1535]
例如，1mhz的us脉冲可通过空气耦合式压电式传感器经由空气到达组织表面，该压电式传感器可以具有足够的声能在空气与组织表面之间实施有效传递，进而发射几khz带宽、具有微米级位移且易被高帧率的x射线成像系统捕捉的机械波。
[1536]
例如，本文所述的x射线系统可在顷刻内捕捉组织体积上机械波的传播，进而依据该体积内各平面的声学机理从单一微振激发中重新构建3d弹性图。
[1537]
一个或多个x射线细光束可以跟踪和捕捉组织体积上机械波的传播，或1d、2d或3d测量。该系统以使用本文所述的光束粒子阻挡板100的散射消除方法和设备为基础。
[1538]
如图18所示，包括光栅(如透射式光栅30)在内的相衬x射线成像系统，可用于跟踪和捕捉组织或组织体积上机械波的传播。基于所使用的射线源和检测器，该系统可以近实时或超快速的方式工作，同时，可与散射消除方法相结合。
[1539]
在这种基于能量激励的弹性测量中，可使用对比剂区分所跟踪的物质或软质材料。在一些情况下，无需使用对比剂。
[1540]
在使用声辐射力脉冲(例如ust1)实施应变弹性成像、点剪切波弹性成像和2d剪切波弹性成像，产生位移或剪切形式后，由本发明中的x射线成像系统和方法对这些弹性成像予以测量。
[1541]
基于传播的成像(pbi)是一种相衬3d成像方法，其中，由物体内部折射产生的相移经由该物体与检测器之间的传播转换为强度变化，而途经之处无需设置光学部件。随着波阵面传播，在对比剂和/或变化的厚度之间积累了微小的相位差异，从而，让菲涅耳条纹在检测器上变得清晰可见。pbi的设置与传统的x射线吸收成像之间存在差异，其不同之处在于成像物体与检测器之间的距离和对足够高的空间相干性的射线源具有要求。通过使用传统ct相位复原算法中熟知的一种、两种或多种材料的相位复原算法对本文所述的3d重建方法和设备进行调整，调整后，可得到一个完整的可进行实时或超快速测量与跟踪的相衬多维系统。
[1542]
可替代地，在一些情况下，光栅、光束分离器、额外的光栅元件用以构建一个相衬系统，如图17所示。该系统可与本文所述的散射消除方法结合。
[1543]
如图17所示，基于x射线光学元件的相衬系统的实例包括两种类型的干涉仪，即使用两个光栅(g1和g2)的talbot型干涉仪，和使用一个额外光栅(g0)的talbot-lau型干涉仪。光束分离器光栅，或g1，是一个相位型光栅，该光栅产生一个周期为p2的周期性干涉图样，在距离d＝dm处的振荡强度最大。对于η＝1，g1周期性地产生π/2和零个相移，因此，将其称为π/2相移光栅。对于η＝2，g1引入了一个周期性π和零相移
[1544]
如果光束的空间相干性对于形成干涉(talbot-lau结构)来说太小，可以使用射线源光栅，或g0。g2是分析仪光栅，具有周期为p2的周期性吸收结构，该分析仪光栅可将干涉条纹的轻微变化转化为检测器的强烈变化。可通过使用光栅干涉仪得出g1和g2之间的几何关系，并且，可以通过分析周期性的干涉图样(包括由位移(折射、相移)或降幅(散射)引起的任何变化)来对这些信号进行测量。
[1545]
尽管相较于硬x射线吸收产生的相互作用，相移相互作用会产生更大的横截面，但是，两种材料的对比噪声比(cnr)的最终增益在很大程度上取决于成像技术本身。对于光栅干涉测量，这种增益主要取决于光束的相干性，但也取决于信号的空间采样(例如，像素大小)。
[1546]
在获得较高带宽下的能量相关和能量综合(多色)干涉条纹可见度后，可通过光栅干涉仪测量目的区域的多色特征。通常情况下，除了第一分数talbot阶(m＝1)外，π相移光栅对带宽较宽的x射线光束更有利，其中，π/2相移光栅略好于π相移光栅。
[1547]
在光栅干涉测量的相位步进法中，通过在一个光栅周期内沿横向光束方向移动其中一个光栅，并以多个等距的步长记录像素强度来获得相位步进曲线ip(x)。投射的射线源的轮廓s'(x)可以是x射线管(talbot型干涉仪)或x射线阵列源中g0焦点的形状，其由射线源光栅生成(talbot-lau型干涉仪的g0)。
[1548]
在分析推导出干涉条纹可见度与光子能量之间的关系后，对光栅干涉仪的多色特征展开定量研究。光谱接受范围，即围绕设计能量的两个零相交的条纹可见度之间的光谱宽度，是衡量多色特征的一个指标。然而，条纹可见度的旁瓣显示，光谱接受范围之外的带有能量的光子也对信号有作用，对于多色束而言，这一点必须纳入考虑范围。对于π/2相移光栅，在光谱接受范围以外的波长处以及在m》1的情况下，会因出现干涉条纹衬度反演而导致快速衰减。
[1549]
图22示出了x射线源中的电子相位步进或电子束导向，其显示了一个电子相位步进示例，在该示例中，消除了光栅机械扫描，并且仍然保留最大空间分辨率。该实例中的电子相位步进利用电磁线圈等电磁场对x射线管的射线源点进行扫描。这样，物体的投影便沿相反方向移动，同时投影与莫尔条纹之间也会产生相对运动。这些图像经过数字化移位，重新对齐投影。最终产生的结果为物体的投影处于静止，而莫尔条纹在其上面移动。该技术有效地综合了相位步进过程。
[1550]
例如，如图22所示，电子相位步进利用电子磁导向装置(如产生电流的电磁线圈)引导电子束，进而掌握x射线管中阳极上的焦点位置。相对于从其他焦点产生的x射线，该x射线可在不同相位下产生。在某些情况下，可以省略g1和/或g2。
[1551]
同样的设备和方法可用于引导焦点，完成本文所述的多维和3d成像。可将这两种机制和实现方式结合起来并使用一个或多个电磁导向装置，实现3d和/或相衬成像和/或相位步进。
[1552]
该设备和方法也可在极小的目的区域，尤其是在平行于检测器的x、y轴方向产生x射线细光束。如果产生光谱x射线光束或连续单色x射线光束，则在光谱测量或空间测量或速度方面，利用最小像素大小的小型检测器或光子计数检测器或pmt或光电二极管或硅移位检测器，或点检测器或线性检测器均可实现较高的分辨率。
[1553]
使用电磁导向装置的x射线测量可与剪切力产生装置、作为声音设备的发声器或超声波产生装置相结合，测量样品的弹性。
[1554]
使用电磁导向装置(如电磁线圈)在二维或多个维度上移动电子束及其x射线源内的焦点，以产生通过目的区域的可变照射路径。沿垂直于检测器的轴线求解未知体素，并重新构建折射率实部与虚部的3维分布。可对相位步进技术以及莫列波纹法，实施暗场信号的断层摄影图像的重建。
[1555]
此外，还证明了通过光栅干涉仪进行暗场成像可以提取检测系统空间分辨率以外的亚微米级结构细部的方位性信息。尽管x射线在垂直于光栅线的方向上的散射增加了暗场对比度，但是，在平行于光栅线方向上的散射仍然会导致图像模糊，从而在检测器处于低分辨率时无法看到清晰图像。根据该设置的这一固有物理特性，要提取有关样品局部散射功率的角度变化的方向性信息，可通过围绕该设置的视轴转动样品，并收集一组暗场图像来实现，其中，对每幅图像，测量垂直于该特定方向光栅线的散射分量。这样，便可确定骨骼的局部角度和取向度，并可获得有价值的信息，以此改善骨质疏松症或骨关节炎等骨骼疾
病的研究与诊断。
[1556]
该结构因对射线源的空间相干性有要求，从而仅限于高亮度同步辐射源。可靠近x射线源增加第三光栅，即所谓的talbot-lau干涉仪来处理这个问题。该光束源光栅，通常情况下是一个带有透射狭缝的吸收光栅，其可形成一个“单独相干但彼此不相干的射线源阵列”。由于射线源光栅可以包含大量单独设置的孔，每个孔都可作为相干足够的虚拟线射线源，因此可以有效地使用射线源尺寸为几平方毫米的标准x射线发生器，并且可大大增加视场。
[1557]
由于光束分离器光栅后方形成的干涉条纹的位置在入射辐射的宽能区内与波长无关，因此，相位步进结构中的干涉仪仍然可以有效地用于多色辐射。针对莫列波纹的配置，由于致莫尔条纹可见度下降从而影响图像质量的是能量有限的带宽而非单色辐射，因而，对辐射能量的约束可能更严格，但是，适度的多色性仍在可接受范围内。使用多色辐射的一个巨大优势是缩短了照射时间，近来，该优势已通过使用白色同步辐射得到充分利用，从而实现第一动态(时间分辨的)相衬断层摄影。
[1558]
一个只使用相位光栅的x射线远场干涉仪取决于相位莫尔效应。中间的光栅形成第一光栅的傅里叶图像。这些图像以第三光栅拍振，在适当距离的检测器上产生宽莫尔条纹。物体产生的波阵面相移和去相干导致条纹移动和条纹衬度的衰减。
[1559]
相位莫尔效应的发现缓解了在光栅制造方面遇到的难题，它提供了一种能与紧凑型射线源一起工作的全相位光栅干涉仪，其被称为多色远场干涉仪(见右图)。与上面提到的射线源和分析仪光栅相比，由于产生相移所需的光栅深度远小于吸收x射线所需的深度，因此，相位光栅的制作更容易。200纳米至400纳米周期的相位光栅可用于提高桌面式pfi成像仪的相位灵敏度。在pfi中，基于相位莫尔效应，在远端平面，通过一个相位光栅将细干涉条纹转换成宽强度条纹。除了更高的灵敏度，另一个导致较小光栅周期的诱因是射线源的横向相干性至少需要一个光栅周期。由于散射消除，结合相位步进产生的断层摄影图像可显示出有关以前不可用voi的附加信息。
[1560]
x射线断层摄影系统的一个实例
[1561]
x射线断层摄影系统或x射线光谱成像系统和/或x射线散射移动系统可以包括一个微处理器，从不同视角看，该处理器带有，也可不带有一个或多个计算机显示系统和一个或多个微处理器。该系统可以包括一个用于大视场的x射线成像(例如，近全身成像)和/或用于断层摄影支撑结构、立柱支承、检测器机架组件的推进器。一个患者治疗台可滚动安装到检测器机架侧面。可替代地，患者可以直接躺在或坐在检测器机架组件上，该组件上具有一个支撑患者的平面。
[1562]
一个x射线ct系统或光谱成像系统或散射消除系统，可以包括：
[1563]
一个x射线源；
[1564]
一个移动机构，用于移动具有一个或多个x射线发射位置的射线源，或移动x射线发射位置，
[1565]
可选地，一个转子，
[1566]
可选地，一个准直仪，
[1567]
可选地，一个用于单独移动检测器的第二移动机构。检测器和x射线源均可连接到一个结构柱上或单独安装。例如，光线源可以装于顶棚，或一个直立式支架上，相应地，检测
器可以置于一个支撑结构中(如治疗台)，或者检测器和电机可以朝向置于一个直立式支架的x射线源的x射线发射位置安装在一个连接到一个结构或支撑装置上的平移台(如x射线治疗台、手术台)，或者一个简单固定在地面的锚固机构(如一个由滚轮支撑的机架或直立式支架)。
[1568]
可选地，一个中央成像孔，转子围绕该孔旋转；
[1569]
可选地，一个安装在转子上的x射线源；
[1570]
可选地，在转子上安装有移动机构的x射线源。
[1571]
装于转子上的检测器系统可以包括一个具有刚性构架的检测器底盘；检测器底盘内的多个布置在刚性构架上的检测器元件；和一个处理单元，该处理单元位于检测器底盘上或内部，包括多个处理核，该处理核对所述多个检测器元件接收的图像数据进行并行处理，产生散射消除的测量结果、散射消除率基本上低于1％或低于5％的初级x射线测量结果，和/或材料分解的测量结果或图像，和/或位于孔内或射线源与检测器之间或射线源与检测器之间的治疗台或支架上的物体在重建后的三维断层摄影图像。
[1572]
在散射线与初级射线比低于1％或低于5％的x射线ct或散射消除的x射线成像系统，和/或光谱成像系统中，处理单元可以包括图形处理单元(gpu)。gpu可包括一个至少2千兆字节的内存和至少2048个处理核。
[1573]
当x射线发射位置相对于物体移动时，至少产生部分用于诊断、跟踪、治疗前计划、监测、监视和成像引导的断层摄影图像重建、和/或材料分解、和/或散射消除的图像处理和/或数据分析结果。
[1574]
该x射线成像系统进一步包括一个与处理单元耦合的无线和/或有线传送器，该传送器将重建的断层摄影图像从图像采集位置和/或转子传送到远离转子的位置或设备。
[1575]
该x射线成像系统，或x射线断层摄影系统，或光谱x射线断层摄影系统，或光谱x射线系统或散射消除x射线系统，或结构照射x射线成像系统可以进一步包括一个准直仪，该准直仪用以调整自x射线管源发射的辐射所需的视场(fov)，或限制目的区域(roi)，或将选定的滤波器置于射线源的下游。
[1576]
一个检测器模块或多个检测器模块可以包括多个安装在刚性框架上并含有将每个检测器移入和移出成像路径的电机的检测器模块，每个检测器模块包括多个检测器元件的检测器元件阵列和相关配置为从检测器元件阵列中读出图像数据的电子元件。
[1577]
上述x射线系统可以包括多个可单独移动或堆叠的检测器模块，和/或进一步包括位于堆叠的检测器模块之间的光束选择器或光束粒子阻挡板/阵列，或在检测器模块的上游具有一个光束粒子阻挡板。
[1578]
每个检测器模块可以包括一个处理器，该处理器配置有处理器可执行的指令，以在一个成像采集步骤前从模块上的检测器元件阵列中读出图像数据，并响应接收时钟信号和/或发生器同步信号或触发信号中的至少一个，或在该成像采集步骤后响应处理器指令而从检测器模块中传送图像数据，其中，时钟信号自主时钟或运动系统接收表明射线源和/或检测器处于选定的位置，和/或时钟信号自准直仪接收表明选定的视场(fov)和/或目的区域(roi)已选定好并可用于成像，和/或选择的一个滤波器或多个滤波器已就位。
[1579]
各检测器模块的处理器可配置为具有处理器可执行指令，以便在传输检测器模块的组合图像数据之前，将来自检测器模块的图像数据与从位于同一机架中的一个或多个检
测器模块接收的图像数据结合。上述x射线系统可将来自所有成像检测器模块的组合图像传送至检测器系统的处理单元，以产生重建的断层摄影图像，和/或光谱图像或材料分解为至少一种物质或成分的测量结果，和/或基本上为初级x射线的测量结果，和/或散射线与初级射线比低于1％或低于5％的图像处理测量结果。
[1580]
上述x射线系统可进一步包括一个基准检测器，该基准检测器包括一个设置用于在光子撞击位于成像路径中的物体之前测量由x射线源发射的光子通量的检测器元件。该基准检测器可以至少部分地位于检测器系统的外部，并且包括一个可将x射线源发射的光子通量测量结果以电子方式呈现的电子模块，其中，电子方式呈现的光子通量测量结果发送至检测器系统的处理单元，以便重建断层摄影图像。
[1581]
该基准检测器可包括一个容置位于靠近x射线源的x射线光束出端口的检测器元件的壳体，以及一根与检测器元件耦合以将光信号从检测器元件传输到电子模块的光缆。
[1582]
可选地，检测器元件是一个直接转换的x射线检测器。
[1583]
可选地，电子模块和/或基准检测器位于准直仪内或旁边。
[1584]
可选地，一个能量滤波器可让至少一个具有一个或多个能级的x射线通过到达基准检测器。
[1585]
可选地，将该能量滤波器物理连接到基准检测器上。
[1586]
电子模块可包括一个将检测器元件的光信号转换为电子信号，然后，传输至检测器系统中的处理单元的光电二极管。
[1587]
基准检测器可以包括一个产生显示x射线源内温度的电子信号的温度传感器，其中，该显示x射线源内温度的电子信号发送到检测器系统中的处理单元，以便重建断层摄影图像。
[1588]
本发明的x射线成像，例如，光谱x射线成像、散射消除的x射线成像、3d x射线成像可用于确定目的区域的位置，并引导内窥镜或活检针或治疗探针，或光学成像焦点到目的部位或目的区域(如身体内部的肿瘤部位)。x射线成像可用于激活内窥镜或光学传感器的荧光染料，以通过荧光标记的区域或荧光成像辅助程序的定量测量和特异性(不论是手术指导、治疗指导、诊断还是监测)进行成像，也可用于激活该染料进行x射线成像和光学成像的双模式成像。
[1589]
本文所述的结构性照射可用于在选定的目的区域以x射线激活对比剂。
[1590]
自由基荧光传感器可用于监测x射线激活活动，并实现诊断，如肿瘤的量化和诊断。
[1591]
可替代地，光学成像或超声或mri可以并置或引导或提供将x射线成像指引到目的区域进行诊断或监测的信息。
[1592]
例如，pet或mri可在诊断阶段确定肿瘤位置，并通过光谱或多维成像或散射消除方法和设备确定本发明x射线成像的位置，并可使用靶标特异性对比剂或不含对比剂的肿瘤标记物，实时或在一段时间内跟踪、定位并监测肿瘤大小。
[1593]
在传统方法中，使用单一能量选择目的区域，然后，对使用ct扫描roi。该方法存在局限性，包括存在组织重叠和散射现象，会遗漏很多细节，从而导致目的区域的选择未得到优化。可通过光谱成像或例如低分辨率的3d成像，或散射消除和材料分解后标记对比度的x射线成像选择目的区域。由于需要对roi周围的整个区域进行成像，因此，ct成像需要较大
的辐射剂量和较长的成像时间，即使ct图像的分析将聚焦在选定的roi上。
[1594]
在本发明确定roi的方法中，如光谱成像、散射消除的成像和3d成像或ct成像可实时进行，在整个成像过程中可实时确定多个roi，也可确定不断缩减的roi。换言之，由于每次拍摄的图像或进行的测量都会学到新信息，因此，roi的确定过程可迭代，也可重复。
[1595]
以下公开的内容介绍了定制化成像和光谱断层摄影的几个实例。
[1596]
如图1至图8所示，各种x射线源的位置确定在可移动进出与检测器对齐的x射线发射位置，以便对voi进行成像。或者，各射线源都可以停留在一个固定的位置，但是须彼此分开，用各种不同的参数(如焦距、视场(fov)、脉冲速度、能级、各种脉冲特征、调制特征)来照射同一对象或voi或voi的一部分，或者可以通过各种光学元件或x射线光学元件以不同方式操纵这些射线源。
[1597]
如图1所示，两个或多个射线源在同一时间帧或不同时间帧从大致相同的x射线发射位置发射x射线，但射线源的特征可能相同，也可能不同。例如，该射线源可在射线源焦距大小、光束空间以及时态特征(如结构照射、视场(fov)、帧速率或能级)、不同的脉冲特征和/或在相位与振幅上进行调制的脉冲、相干或部分相干射线源方面发生变化。可替代地，该射线源可以包含在同一个x射线管中，或者每个x射线管可以通过机械装置或机器人或移动系统分开或一起移动，或者通过如超声波、电磁力(如x射线真空管周围的电磁线圈)或光电力或电子控制装置(如mem镜)等调制的能量源和方法控制方向。
[1598]
每个射线源可配置在一个射线源组件中，以便进行光谱成像和/或断层摄影，和/或完整的3d断层融合，或多维成像。该组件可包括在空间和时间上控制光束轮廓、分割电子和/或x射线光束、产生待由能量机构(如电磁导向装置或光电透镜)调制和/或移动或导向的额外信号。
[1599]
也可以使用距离驱动投影和三维反投影完成重建工作。
[1600]
图35、图37、图48和图52、图54、图55、图28、图30示出了通过将散射线与初级射线比减至小于1％或小于5％的散射消除方法，或通过光谱2d或3d成像系统和/或断层摄影和/或光谱断层摄影进行医学成像的移动和/或固定方法，该方法包括如下步骤：
[1601]
与移动底座的一个或多个滚轮连接的电机驱动移动底座于地面移动，以移动安装在移动底座上的成像系统；
[1602]
使用移动小车和/或便携式患者支架或便携式手术台，将患者支架运送到成像系统，使患者的目标体积在成像路径上。
[1603]
使用成像系统上的图像采集设备获取患者支架上患者的图像数据。
[1604]
从成像系统中移动患者支架；以及
[1605]
使用移动小车将患者支架移离成像系统，以及
[1606]
可选地，将带有一个或多个滚轮的手术台移离成像系统。
[1607]
一种使用包括x射线源的成像系统和装于至少一个平移推进器上的检测器系统完成x射线ct重建的方法，在使用o型环系统的重建方法后，这一方法的适用范围更为扩大。下面内容包括了旋转运动，通过该旋转运动可以从以n2matrix方法优化的成像透视的角度进入具有多种复合材料的区域。
[1608]
当转子旋转时，以电子方式呈现检测器系统的多个检测器元件上收到的图像数据；
[1609]
确定一个目的区域；
[1610]
平移推进器可以在至少一个直线光轴上移动与voi相对的x射线发射位置。转子移动平移台或电磁导向装置，用于移动x射线发射位置以及适用于个性化断层摄影方法的x射线源。
[1611]
在采集图像的同时，将以电子方式呈现的图像数据发送到位于检测器底盘上或内部的处理单元。
[1612]
使用处理单元的多个处理核对图像数据进行并行处理，以生成重建的三维断层摄影图像；和
[1613]
将重建的断层摄影图像从成像位置传输至离转子不远的实体。
[1614]
上述的x射线系统，其中，处理单元可以包括一个图形处理单元(gpu)。
[1615]
上述的x射线系统，其中，gpu可以包括至少2千兆字节的内存和至少2048个处理核。
[1616]
上述x射线系统进一步包括在采集图像和/或x射线发射位置移动时进行断层摄影图像的重建。
[1617]
上述重建方法可包括传统ct系统中使用的算法，如对结合几何矩阵的算法进行计算将x射线源相对于物体和/或检测器的不同几何位置的投影测量结果关联起来，通过一系列或一组voi的投影测量结果求解物体中目标体积的未知体素。可以创建第二个几何矩阵，或形成一个新的坐标或新的矢量，进而将两种断层摄影方法结合起来。
[1618]
通过该算法，可基于从测量结果推导出的衰减值和/或每层roi中每个体素以及投影路径的光子通量的计算结果，以及检测器上相应像素或像素区域的测量数据完成重建。迭代算法和/或基于模型的迭代算法可用于提高模拟测量数据的收敛性，该测量数据作为voi的一部分可来自已知量基于重建模型(如art或monte carlo模拟法)直接求得的解，以及被确定体素投影路径的像素或像素区域中已知量直接求得的解。
[1619]
除对几何矩阵变换的描述外，上述x射线系统的重建算法与断层融合和/或ct和/或光谱ct算法相同，或相似，或衍生自它们，这些重建算法可用来描述x射线发射位置到物体的相对运动，例如，在一个xy平面上，或一个xyz体积中，或在6d维度上进行小距离移动的步长，在某些情况下，其还用来描述一些系统配置中检测器的相应移动。
[1620]
在一些示例中，由于存在散射基本不存在和/或基本消除的x射线干涉，和/或数据集基本完整和/或使用了双或多能量材料分解方法，以及x射线源发射位置移动减少的需求或不需移动的性质，因此，使用与ct和断层融合算法相同或相似或衍生自该算法的重建时间可能大幅度缩短。
[1621]
因机器人在图像采集过程中是移动的，和/或空间几何和移动配置因差异而存在噪音或伪影，因此，可以不使用重建算法或步骤纠正重建过程中断层融合和ct断层摄影算法中的几何误差。可降低或删除迭代次数。如果基于逐像素测量得出的测量结果和事实进行分析，则可以不使用识别形状或标记的方法和/或用于重建的插值方法。
[1622]
重建算法可能会强调基于深度学习重建的优势是数据驱动型知识强化能力。
[1623]
可根据投影域中的缺失数据完成两步深度学习架构的搭建。在第一步中，可以对说明投影域中的缺失数据并纠正强度变化的补偿权重加以学习。在第二步中，可以使用变分网络描述图像修复问题，从而消除相干条纹伪影。
[1624]
可以在下述实例中使用该缺失数据的补偿方法：
[1625]
当需要低辐射剂量时，例如，垂直于检测器的z轴方向的低分辨率可以接受时，可使用该缺失数据的补偿。
[1626]
对于目的区域以外区域中新引入的未知量，例如当检测到的区域在获取多维图像重建所需的投影测量结果的同时，因在几何结构上受限而无法恢复目的区域以外区域中新引入的行和列的未知体素时。
[1627]
当使用光束粒子阻挡板/阵列时。当进行双能级或多能级x射线成像时，光束粒子阻挡板上的x射线衰减区域可以在相对于各能量相应像素或像素区域收集的各个x射线投影路径的某个位置移动。对于voi的同一投影线，不同于在不同能量下对相对于其相应像素或像素区域的相同光束粒子阻挡板位置进行的重复测量，因x射线衰减区域阻挡初级x射线而缺失的成像数据可以通过以下方式进行补偿或推导得出，即当在光束阻挡粒子处于不同位置时，在其他能级的测量结果下直接推导，或者通过深度学习ai算法从其他能级的测量中重建补偿数据。
[1628]
在一个实例中，在门控x射线成像系统上进行断层摄影和/或光谱成像，和/或光谱ct和/或光谱断层融合，和/或断层融合或散射消除处理的图像(如初级x射线成像)所需的测量工作。该门控系统可以是呼吸、或运动或心脏运动循环门控成像系统和/或ecg或其他测量或干预程序、基于信号处理门控成像系统的监测和诊断装置。
[1629]
可基于局部重建算法进行并行迭代ct的重建，在这个过程中，同时进行roi子区域的重建。
[1630]
自定义化重建是指当对目的区域进行重建时，在重建过程中的任意时间内，由用户输入或预先确定选择标准，并由疾病区域的识别和/或解剖标记物或有关参考的空间位置等数字程序控制该标准。可进一步识别与选择聚焦区域，重建算法和迭代算法或其他ct或断层融合相关算法可用于重建，从而对其他区域具有优先权，进而加速优先区域的重建，或在重建和图像处理方面对其他区域具有优先权。在这个过程中，可通过提高重建速度获取最关键的或聚焦的或定制化的和/或个性化的成像数据。如果图像重建与图像采集同时进行，则可在图像采集过程中对聚焦区域进行优先化或定制化。
[1631]
深度学习算法可用于通过一个或多个微处理器优化数据、测量结果、图像采集性能，并通过识别和选择区域以及图像采集过程中及采集之后的重建过程，减少伪影、噪声和加快相关数据的配准、收集及处理和/或迭代过程。图11示出了在获取和/或构建之前、期间和之后进行数据和图像处理的示例。
[1632]
定制化重建可以通过两个步骤完成。第一步，进行测量、图像采集，包括例如控制使用单、双或多能量x射线源、移动一个或多个x射线源和/或x射线发射位置和/或检测器至物体和/或目的区域或目标体积的成像路径、使用准直仪选择一个或多个区域作为视场和/或目的区域、使用电动滤波器过滤能级、使用光束调制器选择目的区域，或移动x射线源，和/或其他x射线束、电子束和/或光束的放大、集中、衍射、折射、分离和准直和/或转向和/或调制或控制在时间、频率和空间域的大小、数量、尺寸、强度、相位。第二步，通过没有或有用户指导的优化过程，在一个或多个能级下使用一个或多个光谱断层摄影和断层融合和/或2d图像和/或使用数据集重建算法或过程或步骤进行重建。可基于优化后的过程制定一个物体的待定制和/或待优化的图像采集和/或重建的程序与过程，不论有或没有用户干
扰。深度学习算法可用于训练和学习对原始图像以及处理过的图像的采集和重建过程。
[1633]
在图像采集和/或重建和/或数据导出过程中，深度学习算法可通过确定重建和/或测量的最小化区域和/或测量的分辨率和/或测量的稀疏性和/或测量的精减配置和/或重建过程(如优先化roi的选定区域)的系数控制图像的采集。
[1634]
多重网格重建可用于重建本x射线系统的断层摄影图像。
[1635]
由于可以采集一些投影图像，因此，可以沿z轴方向调整分辨率。当采集到的图像数量少于完整的3d重建所需的数量时，如果出现截尾的缺失数据或采集的数据过于稀疏，则可以使用ct断层摄影图像重建中的各种方法或已知方法来填补缺失数据的空白。
[1636]
图像重建方法可以使用直接方法和/或变分(正则化、迭代)方法。直接方法是在连续域中推导得出的方法；这些方法应用速度快，而且在测量次数较多的情况下能得到不错的结果。可以在时间、空间或频率域下完成重建。
[1637]
变分方法涉及最小化一个物体函数，通常，该函数包括一个数据项和一个或多个正则项。
[1638]
进一步地，本文所公开的x射线系统可通过改装或更换或额外添加一个套件或一套或多套x射线测量系统的元件实施改进。
[1639]
本文所述的用于图像处理或控制或集成硬件部件的各硬件部分或模块或相关软件部件或算法均可以作为改装项或替换项或模块化项目额外添加。
[1640]
这种成像的至少一个或多个元件可作为一个套件对系统的其他部分形成补充，进而构成一个完整的成像系统。
[1641]
支付方法
[1642]
现在将介绍x射线成像记录保存和支付流程的设备与方法。
[1643]
一个包括以下方法和设备的图像拍摄设备可包括一个或多个微处理器、有线或无线通信装置和协议及软件程序，以及云、服务器或硬件存储器(不论本地或远程)。
[1644]
微处理器可以包含记录图像数量或程序数量的方法，可对这些图像或程序进行采集、处理，也可不进行处理、提取、选择，和/或每幅图像或每个程序可跟踪到已存在，或将来创建的索偿代码。
[1645]
微处理器可以包含一个或多个数据库，或数据库结构，从而可以根据一个或多个如研究，或研究类型，或图像、图像类型、图像利用程序，或与程序有关的测量，或从测量和重建图像中提取图像、从测量和重建图像中提取数据等标准，来对各个图像加以存储和分类。
[1646]
微处理器可以与一个用以标记图像或对图像打上时间戳印的软件或算法相关联。
[1647]
微处理器可以为每幅拍摄的图像打上一个时间戳印(不论是2d还是3d还是多维的)，如附加一个dicom标签或添加一个时间标签，然后，存储在存放于微处理器的数据库中。
[1648]
微处理器可以识别图像或图像集。例如，每幅图像至少能够以对象或目的区域的名称和/或描述，或至少以唯一的识别号或二进制识别号，或所有上述id信息标记。
[1649]
微处理器可以根据dicom标签或各成像过程或各成像会话或每个研究或治疗或诊断或监测或治疗计划，或研究项目或跟踪周期的唯一标识符，记录每个对象拍摄的图像数。
[1650]
微处理器可以记录和统计每个x射线系统(包括计算机、x射线硬件和软件)拍摄
和/或处理的图像数量；以及一个存储器存储单元，其以电子方式存储一个或多个文档。每个存储器存储单元具有在诸如一天或一个月或一年的时间帧期间或自系统使用以来拍摄的图像数量的报告或最新记录；该报告或文档可以通过经由因特网或内联网远程地物理访问计算机及其相关联的x射线成像系统或电子存储器存储单元或者直接物理访问(例如能够存储和处理数字信息的存储棒或安全密钥)来访问；x射线系统可以包括一台计算机，该计算机通过编程可基于文档生成报告、以电子方式存储报告，并定期通过电子邮件或打印文档或其他电子工具(例如，存储在服务器上的、受密码保护、预定接收者可访问的)自动将报告发送给预定的接收者，该报告可由预定的接收者通过使用在x射线系统位置处或在远程位置处的密码登录系统来访问。
[1651]
本文公开的设备可以包括一个存储器和/或数据库，如图8所示，该数据库用以存储由本文公开的设备和/或使用本文公开的成像方法产生的图像。每幅图像或包括图像和/或数据在内的数据集可以与时间t＝t0,t1,t2时的时间标签产生关联，时间的单位可以是秒，或分钟，或小时、月或年，或从亚秒到年的任何范围。该时间标签可与采集图像或数据的时间相关。每幅图像或数据集可在，也可不在同一设施中获得。时间敏感数据库可以存储来自一个或多个位置或设施或不同成像地点(如图8中的位置1或位置2或位置3)的对象的图像，所述图像可以与除了与具有相同标识符或相关标识符的对象相关的x射线图像之外的非结构化和结构化数据有关。这种数据可以在时间t＝t0,t1,t2
……
处用时间标记来标记。.这种数据库可以包含非结构化和结构化数据，其与从数据和/或图像中提取的事实有关和/或与特定时间相关。这种系统允许跟踪和监测对象的随时间推移的相同目的区域的图像。
[1652]
本文公开的设备可以(例如在材料分解之后)产生时间敏感散射去除的x射线图像和它们的后处理图像。这种图像可以用时间说明符(通常是拍摄图像时的时间)来标记。可以用时间戳印和/或唯一标识符来标记空间和/或时间上拍摄的对象的这种图像和有关图像集，以与每个图像或图像集的特定时间以及与对象相关的标识符相关。可以从该数据库中提取一个或多个事实，包括时间敏感数据。
[1653]
上述标记和数据库系统可以并入dicom标记物的任何特征，包括但不限于定制dicom(医学数字成像和通信)标记物。在一些情况下，这种具有特定时间和唯一标识符的标记物可以用第二id来制成，所述第二id例如是相对永久的对象(即，患者)的社会安全号码，或由对象选定的标识符。这种标识符可以与随机数集成以生成加密。该标识符可以是与对象有关的一个事实，或者是与对象有关的两个或更多个事实的集合。该标识符可以是关于对象的第二事实或第二密钥，或者是分配给对象或由对象选定的两个或更多个事实或数字的集合，使得第一标识符或第一标识符集合可以不公开，或者可以在访问对象的图像或图像集时被隐藏。第二密钥或第二标识符可以包括使用第二标识符的另外的安全措施，其可以使得能够在不必访问私人信息的情况下检索图像和/或链接特定对象的图像的连续性。第二标识符可以是数字或者诸如物理密钥的访问方法、或者诸如手机的设备。
[1654]
数据库可以不包含对象的私人信息，而是包含分配给对象或由对象选择或与对象相关的密钥，如，对象的唯一标识符，其可以是在美国的社会安全号码。对象和/或指定实体可以具有确认或进一步验证访问许可的访问权。可以一起使用第二标识符的不同组合来增加访问的安全性。数据库可以包括与对象相关的一些或全部私人信息。在没有私人信息或
有部分私人信息的情况下，加密或访问或跟踪方法用于确保图像数据和与对象有关的其它数据随时间推移的连续性。可以使用以下方法中的一种或多种，如与二级密钥混合的随机数；远程和/或现场的第二访问设备；和/或来自同一设备的第二访问部件。第二密钥具有长期不变的特性，如社会安全号码。第二访问设备可以是物理密钥，或者可以现场使用无线或有线设备。可选地或另外地，如果存在到数据库的因特网或内联网通信，则可以远程使用设备。
[1655]
因此，数据库系统能够随时间推移连续地和/或间歇地为对象实现链接、检索和/或存储图像数据。例如，为了诊断、治疗和/或治疗后监测患者的疾病或健康状态，这样的系统允许访问和评价患者随时间推移的图像。
[1656]
该数据库可以包含在特定时间帧内从一个或多个地点拍摄的图像数量的记录。在一次或一段时间内，可以在进行新的测量或拍摄新图像时或随时间推移从包含统计或记录或实际数据的存储有事实和数据的数据库中实时计算图像或测量结果或根据测量结果或图像推导得出的事实的数量。所计算的统计或数据可存储于本地微处理器中作为x射线成像采集系统的一部分，或带有图形卡和显示器的图像显示系统的一部分的数据库中，或存储于中央数据库中，以包含其他类型记录(包括患者的电子记录、病历、诊断和个人信息)，或该数据库可用于统计分类图像或测量结果或从测量中推导得出的事实。
[1657]
例如，数据库可构建为从一个或多个，或多个具有至少一个微处理器的图像采集系统中以数字方式进行采集。数据库可以存储在本地的图像采集系统中，该数据库可以存储在单独放置的微处理器或存储在服务器中，或存储在云存储设备中。可以实时或在一段时间内记录各特定成像采集系统或一个设施的至少一个图像采集系统所拍摄的图像的数量。
[1658]
除了按每幅图像支付较少的金额外，基于每幅所拍摄的图像、基于预订或基于支付的预付款，还提出了一种与所拍摄的图像或包括所拍摄图像或所拍摄图像的数量在内的研究和患者有关的支付设备和方法。
[1659]
通常，ct系统或普通x射线系统或光谱成像系统作为资本设备出售。鉴于因复杂性较低，并且所需的机器人技术也较少，在放射学层面，这里所描述的设备和方法的商品销售成本层面并不高，从而让以前负担不起ct系统费用的医院或诊所现在可以承担一台装置的费用。为了更便于有使用需求的患者和医生使用，可以采用新的支付流程。
[1660]
对于使用整个系统或部分或一些用于x射线成像、测量或分析的设备和方法、硬件和软件，可以收取会员费，或订阅购买的费用。
[1661]
就定期支付而言，可采用一个使用支票或储蓄账户或信用卡或定期电汇或银行账户的直接存款完成付款的自动支付流程。
[1662]
例如，客户可每年或每月对一些图像或一些涉及使用x射线成像和测量指导成像的程序支付固定费用。根据可能的预订数量或对系统的使用量，预订与支付可分为不同级别。当系统确定使用量高于预期时，会通过软件以电子邮件或电子信息的形式通知客户(如诊所或紧急护理中心或手术中心)。然后，买方可以选择支付方式，例如，使用在线支付流程支付当月产生的额外款额或将预订级别升级到更高的级别。预订内容可涵盖硬件和软件方面的服务以及免费更新。开始，可能无需支付预付款，或仅需支付少量的固定费用，支付方式为以电子方式或支票方式支付。电子支付是指每月通过网络以电子形式支付或通过支票
或电汇或直接存款完成支付。
[1663]
作为如何根据按程序支付法或按照一幅图像或一组图像支付提供数据库或计算数量的图像或测量结果，或从测量结果中提取的事实，和/或从图像和测量结果或基于图像和测量结果推导得出的分类数据，或如何购买分析或图像处理服务的示例，诊所或医院可以向设备的卖方或成像服务的卖方支付或补偿现金或支付现金等值补偿。
[1664]
可以在因特网或网络商店或基于移动应用程序的商店，或商业中心推出该服务。
[1665]
下面的实例，解释了如何在捆绑式服务与其他产品和服务中一起实现图像采集、查看和测量结果的呈现以及提供相关数据或派生数据。
[1666]
与购买一本书的过程相似，用户可以通过因特网，或者通过在因特网上点击一次或几次鼠标，便可购买成像服务和产品，但是，在这里只能购买与成像或诊断或分析有关的服务或产品。也可以通过手机或手机应用软件或基于网络的应用软件完成购买行为。产生购买行为后会激活一个软件，然后，该软件向卖方或卖方相关合作方的仓库以及卖方和/或其相关合作方的安装服务提供商发送信息。由软件生成的电子信息可以通过因特网发送给买方和/或向买方致电通知，以确认销售和/或安排安装事宜。
[1667]
一个或多个成像系统和/或相关查看器，以及存储和通信硬件和软件可以安装在推荐地点或买方指定的地点。该系统可以是独立系统，也可以通过云和内网或本地网络连接。
[1668]
本方法和设备可以在因特网上或通过移动平台使用数字方法进行购买和售卖，例如，只需点击一次即可完成购买，或点击两次或多次也可完成购买。购买方式可包括使用货币，或区块链或加密货币，或信用卡，或银行账户，或其他买方和卖方均接受的方式。
[1669]
可以使用加密货币和卖方与买方协定的货币通过移动或因特网或受管控的网络机制在线支付，也可进行商品和服务的等价交换。
[1670]
如需升级或更新服务，或增加新的成像和诊断及程序服务，用户可以登录卖方的网站，然后，进行支付。或者这种支付的门户网站可以与用户的购买网络直接连接。可以列出不同级别的服务，建议根据用户的使用历史或偏好优化服务模型。
[1671]
建议的模型可以基于软件提供的问卷列表建立(无论是在线建立还是通过工作站的应用程序建立)。用户可以在一个多选题中选择，或者以数字或文字或词组形式给出答案。可在自动软件和/或合作方或代表在线或亲自提供的帮助下回答这些问题。用户或购买方可以选择略过软件提出的一个或多个问题。
[1672]
整个购买流程和/或交易可加密进行，也可在一个安全的门户网站中进行。
[1673]
可以采用直接存款或资金转账。而对于资格预审合格的买方，支付交易可以在卖方规定的期限内延迟，并且，这一过程可借助软件管理。
[1674]
卖方可以是制造商，也可以是提供成像服务的制造商的客户或合作方，或两者兼是。
[1675]
卖方可以通过数字化银行和/或数字钱包服务提供b2b和b2c的产品和服务。
[1676]
b2b代表企业对企业，例如，从卖方，例如，到医院或诊所。
[1677]
b2c代表企业对客户，例如，从成像服务或诊断服务提供商到患者或个人，和/或仪器提供商，经诊所或医院，和/或成像服务提供商，通过例如，在客户或合作方(如诊所和/或医院)的现场安装一个成像装置和/或直接向同为诊所或医院患者的个人提供成像服务。
[1678]
通常情况下，一个支付中心可用于处理支付交易。由于需要额外向商业银行支付一定数额的费用，因此，支付中心可以从电子支付款项中生成交易收入份额。通常情况下，由客户——医院/诊所/医疗机构/成像中心向处理交易的商业银行支付大笔手续费和相关费用，以此涵盖管理成本、舞弊和坏账成本以及批准支付时涉及的风险。此外，对于美元金额较大的交易，由于过程冗长，因此，每笔交易所需的时间可能会更长。
[1679]
为减少购买x射线成像预订服务，或x射线成像系统或x射线成像服务所需的成本和时间，同时，提高金融交易的效率，提供x射线成像系统和/或相关产品和服务的卖方可以与银行或数字钱包服务展开合作。成像服务或设备的卖方向客户提供数字化银行和/或电子钱包或数字钱包软件平台和/或相关金融服务，因而转变成数字化银行。可通过银行许可证或电子金融许可证或将服务模式作为许可证的第三方的许可证发转化为数字化银行。
[1680]
所述数字化银行允许客户使用用户名和密码，和/或电话号码或邮箱和/或税号，和/或社会保障号码或其他识别信息进行注册，从而拥有银行账户。
[1681]
x射线成像装置以及相关产品和服务的卖方可以提供数字钱包，或电子钱包，允许客户通过电子装置存钱、或通过服务器远程存钱，可通过手机软件、手机钱包或桌面或无线装置或在线界面创建数字钱包、电子钱包或数字账户。所述数字化银行账户和/或所述数字钱包可以与一个或多个银行账户和信用卡相连，支持多个功能，如银行账户和信用卡之间的转帐，和/或允许货币存款或储存、转账、支付交易。
[1682]
所述用于数字化银行的软件平台方法可以包括：-前端，其包括信息呈现薄层，例如，移动应用、允许输入用户名和密码及签到和注册等相关信息的应用或门户网站、研发网站。-后端，其包括产品层，该产品层包括核心银行系统、客户端数据和其他后台相关流程。-中间件，其包括可协调所述前端和后端之间信息的中间层以及api层。所述中间件可以包含子层，亦称为api层，其能够实现与外部/第三方应用的所有连接，可以丰富服务项目、其他金融和产品服务供应商，或会计软件。所述中间件还可以包含客户帐户、贷款、支付、市场、数字化管理、支付网络、银行卡和银行卡管理。
[1683]
所述平台允许解耦销售渠道、产品和客户/客户端数据，所有这些都通过api相连，能够适应未来的变化。
[1684]
可以使用合规软件监测严重的潜在风险。智能客户支持工具(如erp或crm软件)可用于优化渠道管理，例如，通过邮件推送、视频聊天、社交媒体功能。
[1685]
数字化银行账户和/或数字钱包允许用户使用以下方式进行支付：-如果手机上配备近场通讯(nfc)，可以通过近场通讯(nfc)使用手机支付，并且可以使用指纹和/或虹膜扫描仪或生物特征识别确保全方位安全。-使用云技术，如由客户的硬件设备或移动配件或卖方或卖方销售网点的合作伙伴生成的光学码/二维码。所述客户的配件或硬件设备可以在线或离线运行。离线实例包括可以读取该配件以进行支付的条形码阅读器或读卡器。-数字在线交付技术，即通过网络支付的加密软件应用。-基于sms的支付，使用sms指令管理账户(以确认支付)；有时在没有互联网接入的情况下也可以支付，客户可以将电话号码和支付验证码告知服务供应商即卖方代表、或卖
方合作伙伴。
[1686]
这种交易和交易记录可以与交付技术一起使用，在以下一种网络类型上运行：-专门设计的卖方或生产商网络，或卖方合作伙伴的银行和支付交易网络，该网络支持市场，提供一系列的产品或服务，包括x射线成像装置、相关产品和服务的定购，用于图像处理、查看和储存服务、pac服务、病历储存服务、诊断服务和远程放射服务的云计算服务的定购。可替代地，该网络可以专门用于成像服务，或扫描或程序支付服务，和/或成像设备的定购服务，和/或成像设备的采购。-半封闭式网络，如果医院/诊所/成像中心与数字化银行或数字钱包服务供应商之间有协议，则客户在医院/诊所/成像中心就诊时，可以使用数字钱包应用软件，所述数字钱包服务供应商是指x射线成像系统和相关产品和服务的卖方和/或生产商的合作伙伴。-集成式网络，所述医院/诊所/成像中心或成像服务供应商的采购网络或医疗保健供应商支付程序集成所述设备和相关产品服务的卖方和/或生产商的数字化银行网络，和/或定购服务和/或程序或扫描支付服务。具有客户和/或卖方现有会计系统的门户界面，调整供应链流程并使支付流程自动化。通过优化供应商支付类型(银行卡、ach、支票、合同)，支付中心可以创建自动支付策略，同时提供月收入分成的机会。所述支付中心可以使用单一合并支付文件，便于支付以及相应的电子邮件汇款等详细流程，并生成合并报告。然而，现在由于成像产品供应商或卖方或成像服务供应商可以是银行或已集成有处理支付交易和相关财务处理请求的银行的金融网络，所涉及的支付交易成本可能会大大降低。因此，交易金额及其支付手续费可大幅降低。所述卖方可以对采购方的交易收取很少费用或几乎不收取费用，因此不需要对客户端支付的商业银行的交易费用进行备案。
[1687]
本文公开的数字化银行允许客户拥有iban，以接收付款或直接付款给所述卖方或数字化银行，卖方也可以是银行。
[1688]
本文公开的数字钱包可以是在线，或在移动设备和/或自助服务终端上运行的加密应用软件。数字钱包允许客户储存和存入各种货币的预付“现金”，如美元、欧元、加密货币(如数字钱包中的比特币、以太币和其他加密货币)，人们甚至可以在某些地方用它们进行支付。
[1689]
比特币储存在区块链网络中。所述数字钱包可包含私钥和公钥，从而能够与私钥和公钥一起使用。数字钱包的实例包括加密货币钱包，如桌面钱包、使用硬件数据存储装置的硬件钱包、在线数字钱包、移动数字钱包。
[1690]
所述数字钱包或数字货币或数字化银行账户用户可以具有两个或更多个下列组件：-软件组件，保证安全性和强大的数据加密，-信息组件，包含数据库，数据库包括商业客户数据(名称、银行账户详细资料、支付选项、地址)，-客户档案，包括联系方式、成像设备和/或装置以及产品和服务的类型、定购服务，-信息组件，包含数据库，数据库包括个人数据用户数据(名称、银行卡详细资料、支付选项等)，-信息组件，可以与网络相连，网络与数据库相连，该数据库包含具有患者病历的
数据库，病历数据库包括处方和/或其他与成像服务有关的信息和/或病历。
[1691]
可以直接使用数字钱包或通过数字化银行账户购买各种级别的成像产品和/或相关的医疗相关产品和服务。
[1692]
客户可以通过桌面或智能手机或在线自助服务终端的软件界面选择数字化支付系统。所述数字化支付系统可以是预支付和有密码保护的帐户，用于存储未来任何在线交易的货币。用户或客户可以将银行卡连接到客户账户。
[1693]
卖方提供数字化银行服务的益处是降低交易成本，提高经营效率和客户购买产品和服务(如x射线成像装置以及相关图像和/或成像服务定购)的交易速度。
[1694]
使用通过数字化银行和/或数字钱包进行交易处理的定购或支付程序方法，在患者成像程序之前或之后，在线调查问卷可以包含在图像采集软件或图像查看器中，所述图像采集软件或图像查看器允许患者对其医疗数据设置访问规则，例如，选择储存他们的x射线成像数据、或部分成像数据，以及在某些情况下，成像定购服务或程序或图像服务支付供应商管理和/或维护和拥有的(有时)服务器或区块链中的病历或部分病历。所述区块链技术以及卖方或服务供应商允许患者对其医疗数据设置访问规则，例如，允许特定的研究人员在固定的时间段内访问其部分数据。
[1695]
在某些情况下，标签信息代替医疗数据可以储存在数据块中。并且包括x射线测量和图像的实际医疗数据可以储存在关系数据库中的链下储存器内，根据患者设置的访问规则可由医院保管或卖方保管。
[1696]
所述链上数据与储存实际数据的指针可以存储该链下数据的元数据和用于验证链下数据完整性的哈希码。该技术还可用于识别和访问控制，换言之，作为一种机制，可用于控制对链下存储的数据的访问权限。
[1697]
ai可用于客户服务。交易细节可以作为数字证据记录到区块链。
[1698]
大数据可用来做精准承保。
[1699]
开放式银行可用于数字化银行和数字钱包交易过程的某一部分。
[1700]
客户可以下载所述数字钱包应用软件，或访问在线门户网站，通过转账从金融网络购买数字货币储存在数字钱包中，然后可以作为独立应用软件或通过门户网站进行支付，以及进行其他以数字钱包为特征的金融交易。
[1701]
降低交易成本和提高支付x射线成像服务、x射线成像系统以及相关产品和服务的定购的交易速度的方法，可以包括金融网络内发生的支付，所述网络包括基于财务处理请求的支付处理过程，所述财务处理请求在一个时间间隔(例如，每月的第一天)的预定时间段内自动发送。
[1702]
支付处理软件查找数据库，创建该数据库以查找客户信息，跟踪客户签订的定购服务级别，查找在定购期间定期付款的图像或程序的总数，比较定购级别与安装在客户的一个或多个成像部位安装的一个或多个x射线成像系统拍摄的图像或成像程序的总数，匹配定购级别与支付级别，处理支付并发送支付邮件报告和图像或程序的总数，产生收入分成信息(如果有任何偿付码)。如果所述定购级别和/或支付级别与支付周期内实际拍摄的图像总数之间有任何差异。
[1703]
可以使用图像采集系统计算拍摄的图像总数，储存在本地微处理器的数据库中，由成像产品和服务供应商或管理员或x射线技术人员通过网络自动电子邮件定期发送至支
付处理软件。所述本地微处理器可置于x射线检测器控制单元位置或图像处理工位，也可以与显示硬件和其他控制单元连接，例如，用于通过按钮控制x射线系统的膜控制器或触摸屏控制显示器或具有桌面应用软件显示器的计算机。用户可通过桌面应用软件访问该计算机或微处理器，该桌面应用软件包含访问该计算机的密码认证方法。所述计算机可包含图像采集或查看软件，所述图像采集或查看软件还包含储存所拍摄的图像总数信息的数据库。用户也可使用硬件认证方法、物理密钥访问该数据库。
[1704]
支付处理应用软件功能以及相关软件可以比较数据库中图像或程序的总数和定购级别，自动生成电子邮件或手机短信，通知客户比较结果和支付额。所述软件可以生成定购中未涵盖的额外图像的附加费帐单。
[1705]
客户可以使用相同的支付网络支付差额，或登录系统为下一个支付周期选择更高级别的定购服务。
[1706]
如果客户两项都没做，支付处理应用软件可以通过定购将未付款的额外图像应用于数据库中下一周期的总计。相同的过程将持续预定的次数。
[1707]
如果该过程继续进行但是没有修正，客服代表可以发送警示报告。客户可以根据预定政策和程序对上述警示作出适当的响应。
[1708]
通过集成x射线成像市场与安全兼容的数字化银行方法和系统，所述快速且成本效益高的数字支付方法可用于购买x射线成像系统、定购x射线成像服务和按程序和图像进行支付。
[1709]
使用的术语
[1710]
光束粒子阻挡器“光束粒子阻塞板”、“光束吸收板”、“光束粒子阻挡板(bpsp)”是指在x射线透射板(包括，例如铍或聚合物)中嵌入或在其顶部布置遍布x射线衰减片(包括，例如球形或其他形状)的硬件。
[1711]
组件
[1712]“组件”或“材料”或“物质”是指可以用x射线测量并与背景区分开来的元素。例如，可以是干涉装置的组件，如流体导管、对比剂、金属、或骨骼或组织、或心脏或血管的一部分。
[1713]
尽管已通过一些实施例和实例对本发明进行了描述，对于本领域的技术人员而言，可以理解本发明范围超出具体公开的实施例，延伸至其他可替代的实施例和/或应用和明显的修改及其等同物。此外，尽管已经详细地示出和描述了本发明的实施例的几种变体，但对于本领域的技术人员而言，在本发明范围内的其他修改应是显而易见的。还考虑到，对所述实施例的具体特征和各方面进行各种组合或子组合，并且这些组合仍然属于本发明的范围。例如，上述结合一个实施例的特征可以与本文所述的不同实施例一起使用，且该组合仍然属于本发明的范围。应理解，所公开的实施例的各种特征和各方面可以相互组合或替代，以形成本发明实施例的各种模式。因此，目的是本发明的范围不受限于上述特定实施例。所以除非另有说明，或明显不兼容，本发明的每个实施例均可以包括本文公开的本发明各实施例的一个或多个所述特征，本文所述的本发明重要特征除外。
[1714]
应理解，除非与之不兼容，否则结合某一特定的方面、实施例或实例所述的特征、材料、特性或组适用于本节或本说明书其他地方描述的任何其他方面、实施例或实例。本说明书(包括任何所附权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征，和/或所公开的任何方法或
工艺的所有步骤可以与任意组合相结合，除了至少一些该特征和/或步骤互相排斥的组合之外。所述保护不限于任何前述实施例的详细内容。所述保护扩展至本说明书(包括任何所附权利要求、摘要和附图)中公开的特征的任一新特征，或新组合，或所公开的任何方法或工艺步骤的任一新步骤或新组合。
[1715]
进一步地，本发明在单独的实施方式中所述的某些特征还可以结合单一实施方式实现。反之，单一实施方式中所述的各种特征也可以分别在多个实施方式或任何适当的子组合中实现。而且，尽管上述特征可以在某些组合中实施，在某些情况下，所要求的组合中一个或多个特征可以从组合中删除，该组合可以称为子组合或子组合的变体。
[1716]
而且，尽管在附图或说明书中可按特定顺序描述操作，该操作不需要按所示特定顺序或先后顺序执行，或执行所有操作，以实现满意的结果。未描述的或描述的其他操作可以并入实例方法和工艺中。例如，一个或多个附加操作可以在任何所述操作之前、之后、同时或任意两个操作之间执行。进一步地，所述操作可以在其他实施方式中重新布置或重新排序。本领域技术人员应理解，在一些实施例中，所描述和/或所公开的工艺中采取的实际步骤可以与附图中所示的步骤不同。根据所述实施例，可以删除某些上述步骤，也可以添加其他步骤。进一步地，上文所公开的具体实施例的特征和属性可以以不同的方式相结合，形成其他的实施例，这些实施例均属于本发明的范围。而且，上述实施方式中各种系统组件的分离不应理解为所有实施方式中均需分离，应理解为所述组件和系统通常可以集成在单一产品中或包装成多个产品。
[1717]
为实现本发明目的，本文描述了某些方面、优点和新的特征。不是所有此类优点都可以根据任何特定实施例实现。因此，例如，本领域技术人员应认识到，本发明可以具体呈现或实施，从而实现本文所述的一个优点或一组优点，而不必实现本文所述或建议的其他优点。
[1718]
除非另有说明，或如文中所用另有解释，本文所用的条件性语言，例如，其中“可以”、“能”、“也许”、“可能”、“例如”等，通常旨在表达某些实施例中包括、而其他实施例中不包括的某些特征、元素和/或步骤。因此，这种条件性语言通常不用于暗指特征、元素和/或步骤在一个或多个实施例中是必需的，或一个或多个实施例必须包括逻辑，该逻辑用于通过或不通过其他输入或提示确定这些特征、要素和/或步骤是否包括或将在任何特定实施例中实施。术语“包括(comprising，including)”、“具有(having)”等是同义词，可以以开放的形式包含地使用，不排除其他元素、特征、行为、操作等。而且，术语“或者”以其广义形式被使用(不使用其狭义形式)，从而在使用时，例如，可以连接元素列表，术语“或者”意思是列表中的一个、一些或全部元素。
[1719]
除非另有特别说明，连接性语言，如短语“x、y和z的至少一个”，根据上下文去理解，如通常情况下所用，从而表达一项、一个术语等可以是x、y或z。因此，这种连接性语言通常不用于暗指某些实施例需要至少一个x、至少一个y以及至少一个z。
[1720]
本文所用的程度性语言，例如本文所用的术语“约”、“大约”、“一般”以及“基本上”，表示接近所规定的数值、数量、或特征的数值、数量、或特征，这些数值、数量或特征仍然可以执行预期功能或实现预期结果。例如，术语“约”、“大约”、“一般”以及“基本上”可以指小于所规定数量10％、小于5％、小于1％、小于0.1％以及小于0.01％的数量。再比如，在某些实施例中，术语“大致平行”和“基本平行”是指数值、数量或特征与完全平行相差小于
或等于15度、10度、5度、3度、1度、0.1度，或相反。
[1721]
本文公开的任何方法不需要按所述顺序实施。本文公开的方法包括从业者采取的某些措施；然而，这些方法还可以包括关于这些措施的任何第三方指示，包括明示或暗示。例如，措施(如照射对象)包括“指示照射对象”。
[1722]
本文所述的所有方法和任务均可通过计算机系统全自动执行。在某些情况下，所述计算机系统可以包括多个与网络通信并交互操作以执行所述功能的不同计算机或计算设备(例如，物理服务器、工作站、存储阵列、云计算资源等)。每个该计算设备通常包括一个处理器(或多个处理器)，其执行程序指令或模块，该模块储存在存储器或其他非瞬时计算机可读存储介质或设备(例如，固态存储设备、磁盘驱动器等)中。本文公开的各种功能可以包含在该程序指令中，和/或可以在所述计算机系统的特定应用软件电路(例如，asic或fpga)中实施。所述计算机系统包括多个计算设备，这些计算设备可以(但不是必须的)共同定位。可以通过将物理存储设备(如固态存储芯片和/或磁盘)转换成不同的状态来持续储存所公开的方法和任务的结果。在一些实施例中，所述计算机系统可以是云计算系统，其处理资源由多个不同的业务实体或其他用户共享。
[1723]
本发明的范围不限于本节或本说明书中其他地方优选实施例的具体公开内容，并且可以由权利要求定义，如本节或本说明书其他地方所述或将来所述。所述权利要求书的语言将根据权利要求书中使用的语言进行广义的解释，且不限于本说明书中描述的实例，或在本技术的检控期间，实例应解释为非排他性的。