基于散射层析成像的X射线CT重建方法及其应用

X射线散射层析成像Adam Geva，Yoav Y.Schechner，Yonatan Chernyak，Rajiv Gupta†* 以色列理工学院维特比电气工程学院以色列海法†美国波士顿哈佛医学院麻省总医院@campus.technion.ac.il，yoav@ee.technion.ac.il，rgupta1@mgh.harvard.edu抽象。在当前的X射线CT扫描仪中，断层摄影重建仅依赖于直接透射的光子。用于重建的模型已经将由身体散射的光子视为要通过采集硬件（抗散射栅格）或通过重建软件来处理的噪声或干扰这增加了递送到患者的辐射剂量将这些散射的光子作为信息源，我们基于包括弹性（瑞利）和惯性（康普顿）散射的3D辐射传输模型来解决逆问题 我们进一步提出的方法，使解决方案的数值效率。由此产生的断层重建比传统CT更准确，同时能够显著降低剂量和化学分解。演示包括模拟的基础上，一个标准的医疗幻影和一个真正的散射断层扫描实验。关键词：CT，X射线，反问题，弹性/非弹性散射。1介绍X射线计算机断层扫描（CT）是一种常见的诊断成像模式，每年进行数百万次扫描。根据X射线能量和成像解剖结构，30-60%的入射X射线辐射被身体散射[15，51，52]。目前，被认为是噪声的这一大部分被阻止到达检测器或在算法上被丢弃[10，15，20，27]。33、34、38、51、52]。防散射格栅（ASG）通常用于阻挡身体散射的光子（图1）。1），仅让过滤的版本传递到检测器。有时对散射统计进行建模和测量，以对抗这种“不存在的”计算[20，27，32，44]。但实际上，散射检测技术也丢弃了相当大部分的非散射光子。传统CT中使用的重建算法需要散射抑制这些算法假设根据线性的基于衰减的传递模型，辐射以直线穿过身体从X射线源行进这种将线性衰减系数分配给身体中的每个重建体素的过于简单的模型以牺牲准确性和可靠性为代价简化了X射线辐射传递的数学。2A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔检测器阵列标准CT防散射栅格周围探测器阵列没有检测不可用X射线源位置X射线源s=50x射线源s=1x射线源x射线散射CT图1.一、在标准CT [左图]中，探测器附近的防散射格栅（ASG）阻挡了身体散射的大部分光子（红色）和许多非散射光子。ASG仅适合一个投影，需要ASG与源的刚性旋转。移除ASG [右图]可以同时进行多源照射，并允许所有穿过身体的光子到达检测器。需要新的分析来实现X射线散射CT。患者的辐射剂量。例如，Bucky因子[7]，即ASG所需的剂量放大范围为2×至6×。出于快速，廉价的计算能力的可用性，我们重新考虑计算复杂性和模型精度之间的在这项工作中，我们删除ASG，以挖掘散射的X射线光子的图像重建过程。我们的动机是这种新的组织信息来源的以下潜在优势：（i）散射对构成组织的各个元素敏感[5，11，35，38]，可以帮助推断每个重建体素的化学成分;（ii）类似于依赖于反射/散射光的自然视觉，当360度接近患者不可行时，反向散射X射线光子可以实现断层扫描[22];（iii）去除ASG将简化CT扫描仪（图13）。1）并启用4种重成像（静态检测或重建）[9]和5种重成像（静态和分布式源）[15，51] CT扫描仪;（iv）通过使用输送给患者的所有光子，新设计可以最小化辐射剂量，同时避免与ASG相关的重建伪影[40，46]。以前曾建议将高能散射[5，10，22，31，38]作为一种来源的信息。使用传统的γ射线扫描，Ref.[38]估计了身体的消光场。在第二次γ射线扫描中使用该场以提取aCompton散射场参考文献[5，38]使用具有能量敏感光子探测器的核γ射线（O（100）keV），并假设康普顿单散射事件占主导地位。医用X射线（O（10）keV）显著地经历瑞利散射和康普顿散射。多次散射事件是常见的，并且存在散射角的显著角展度。不像可见光散射[13，14，17-散射X射线计算机断层摄影术3EbKeKdΩ2BBBKEb+1EbmecBǫ作用截面为了适应这些影响，我们的模型不限制散射模型、角度和阶数，并且比[13，14，19，29]。为了处理丰富的X射线相互作用，我们使用基于模型的图像恢复的第一性原理。2理论背景2.1X射线与原子的X射线光子可能与原子发生几种相互作用中的一种以下是与我们的工作相关的主要交互。瑞利散射：入射光子与强束缚原子电子相互作用。在这里，光子能量Eb不足以使电子从束缚态中释放出来。没有能量转移到电子或从电子转移。与可见光中的瑞利散射类似，光子在保持其能量的同时改变方向角度θb。考虑到原子中所有Zk电子的波函数，光子被原子作为一个整体有效地散射这里Zk是元素k的原子序数。这种考虑由形状因子表示，表示为F2（Eb，θb，Zk），由[21]给出。用dΩ表示立体角。然后，散射到角度θb的瑞利微分截面为瑞利二号dσk（Eb，θb）=reΣ1+cos2（θ）ΣF2（E，θ，Z），（1）其中Re是经典电子半径。康普顿散射：在这种主要的X射线效应中，它是非弹性的，与典型的可见光散射不同，光子在改变方向时改变其波长。能量为Eb的入射X射线光子与松散结合的价电子相互作用电子被电离了。散射的光子现在具有低的能量，Eb+1，由以下表达式给出：∆λ=hc.1−1Σ= h（1 − cos θ）。（二）这里h是普朗克常数，c是光速，me是电子质量。使用=Eb+1，散射截面[26]满足dσ康普顿双折射=πr2 MEC2ZKEb1+ΣΣ1−sin2（θb）1+.（三）光电吸收：在这种情况下，X射线光子将其全部能量转移到原子电子，导致自由光电子和光子的终止。元素k的abs或ptioncross-setionseti有些相互作用需要的能量超过医用X射线。在电子对产生中，至少1.022MeV的光子转变成电子-正电子对。在医学背景下具有可忽略横截面的其他X射线过程在[12]中详细描述ΣΣ4A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔KKKKΣ散射相互作用是任一过程∈ {Rayleigh， Compton}。在所有散射角上积分，散射截面为σ过程（Eb）=∫4πdσ过程（Eb，θb）dΩ dΩ，（4）σ scatter（Eb）= σRayleigh（Eb）+ σCompton（Eb）。（五）kk k消光截面为σ消光（Eb）= σ散射（Eb）+ σ吸收（Eb）。（六）k k k文献中存在几种光子截面模型，交易的复杂性和准确性。一些参数化的横截面使用实验数据[6，21，47]。其他人从公共评估库中插入数据[37]。参考文献[8]给出了解析表达式。秒3描述了我们选择的模型。2.2X射线宏观相互作用在本节中，我们将从原子效应转移到具有微结构和微结构的体素中的宏观效应。令N和Avo的n u m和考虑3D位置X周围的体素。元素k的原子在质量集中在ck（x）[gram s/cm3]中被标识。则每单位体积的元素k的原子数为Nack（x）/Ak。散射的宏观微分截面为d ∞过程（x，θb，Eb）dΩ=k∈元素Nack（x）Kdσ过程（Eb，θb）dΩ.（七）X射线衰减系数由下式给出：µ（x，Eb）=k∈eΣlementsNack（x）σextinct（Eb）.（八）一个k2.3线性X射线计算机断层扫描在光子能量Eb下，Le tI0（λ，Eb）是X射线的源，它的速度被限制在两个方向上。设S（ψ）是从源到检测器的直线路径。在传统CT中，成像模型是辐射传递方程的简化版本（参见[12]）。简化由比尔-朗伯定律表示I（E，Eb）=I0（E，Eb）exp−ES（E）µ（x，Eb）dx。 （九）这里I（ψ，Eb）是在方向ψ上到达探测器的强度该模型假定散射到S（ψ）中的光子对探测器信号没有贡献为了帮助满足这一假设，传统的CT机使用ASG一散射X射线计算机断层摄影术5Y在物体和探测器阵列之间。这一模式和助理秘书长的存在必然意味着：1. 构成总辐射的大部分的散射X射线光子被ASG消除。2. 尽管有ASG，但到达探测器的散射X射线光子在简化模型中被视为噪声（9）。3. CT扫描是连续的，因为为一个投影角度设置的ASG不能容纳另一个角度的源。通过旋转带有探测器ASG和X射线源的大型机架来获得投影。4. ASG所需的旋转过程将圆形形式强加给CT机，其通常不针对人类形式进行优化。医用X射线源是多色的，而探测器通常是能量积分的。因此，衰减系数μ被建模为有效能量E*，得到线性表达式I（ψ）lnI0（ψ）≈−∫S（ψ）μ（x，E*）d x.（十）测量I是针对一个大的投影集合来获取的，而源位置和方向通过围绕对象的旋转而变化。这产生一组线性方程，如Eq.（十）、通过求解这组方程获得层析重建。一些解决方案使用滤波反投影[50]，而其他解决方案使用迭代优化，例如代数重建技术[16]。3无防散射滤线栅的X射线成像在本节中，我们将描述我们的正演模型。它明确说明了弹性和非弹性散射。光子路径，表示为L = x0→ x1→… → x B是B个相互作用点的序列（图2）。2）的情况。 x b−1和x b之间的线段记为x b−1 x b。遵循方程。（8，9），线段上介质的透射率为a（xb−1 xb，Eb）=expΣ−XBxb−1µ（x，Eb）dxΣ.（十一）在每个散射节点b处，光子以能量Eb 到 达，并且以能量 Eb+1出射到dxb+1。 nxb和x b +1之间的单位向量不是dx^bxb+1。 这个角度由nxb−1xb和x^bxb+1组成，即θb。 下载Eqs。（7，11），对于任一过程，关联xb处的散射事件的概率，其导致n=e_n_E_b+1p（xb−1xbx^bxb+1，Eb+1）=a（xb−1xb，Eb）dΣ过程（xb，θb，Eb）.dΩ（十二）如果该过程是Compton，则能量Shift（Eb−Eb+1），并且角度θb由等式（1）约束。（二）、根据[13]，一般路径L的概率P为：B−1P（L）=p（xb−1xbx^bxb+1，Eb+1）.（十三）b=1∫6A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔.Σ（使用Spektr3.0生成）图二、[左]锥形到屏幕设置。[右]由[39]生成的120kVP（模拟）和35kVp（实验中的电压）的发射光子的能量分布从源s开始并终止于检测器d的所有路径的集合表示为{s→d}。该源产生Np个光子。当光子到达探测器时，其能量为EB= EB−1。该能量由沿着L的康普顿散射和初始源能量确定。由检测器测量的信号通过光子到达检测器的期望值乘以由源生成的光子的数量Np来建模。is，d =Np∫Ls→d P（L）EB（L）dL 其中s→d =1，如果L∈{s→d}0其他（十四）在Monte-Carlo中，我们通过生成虚拟光子并将其贡献聚合到传感器来经验性地对该结果进行is，d=L∈{s→d}EB（L）。（十五）注意，信号积分能量，而不是光子。这与我们的实验和模拟中使用的常见能量积分器X射线探测器（铯碘）是为了X射线传播的物理准确性，蒙特卡罗模型需要考虑许多微妙之处。为了获得最高的物理精度，我们从几个公开可用的蒙特卡罗代码[1，23，41]中选择了Geant4低能利弗莫尔模型[4]。Geant4使用来自[37]的截面数据，通过原子壳结构进行修改。我们修改了Geant4以记录每个光子路径。我们使用对象的体素化表示。体素被索引为v，并且它占据域Vv。渲染假设每个体素是内部均匀的，即，元素kh的质量定义为满足valueck（x）=ck，v，x∈Vv 的 空间 唯一 性。我们抛弃了传统的助理秘书长。辐射源和检测器可以在对象周围的任何地方。为了获得深入的了解，我们描述了两个设置。这些设置中的模拟揭示了不同相互作用的贡献：Z224像素散射X射线计算机断层摄影术7s，ds，d图3.第三章。[左]风扇至环设置。[中]瑞利和康普顿单次散射信号的对数极坐标图源从左到右照射。[右]单个散射、所有散射和所有光子（红色）引起的信号的对数极坐标图后者包括直接传输。强的直接传输旁瓣是由于不穿过对象的射线。风扇要响;单色渲染（图3）：一个环被分成94个检测器。100个扇形束源均匀地分布在环周围。该示例中的X射线源是单色的（60keV光子），并且生成IO8光子。因此，与源相对的-60度和+60度之间的像素角度大于60度的探测器仅记录散射。源按顺序打开。体模是一个25cm宽的水立方，位于钻机中间。图3绘制了在单源投影下检测到的分量散射信号约占总信号的25%，其中近一半是高阶散射信号从图3中，瑞利在前向角处占主导地位，而康普顿具有显著的反向散射。圆锥体到屏幕;宽带渲染（图2）：此模拟使用X射线管源。在其中，电子以35kVp加速朝向钨靶当电子停止时，轫致辐射X射线以锥形束形状发射。图2示出了被截断到检测器的极限的发射光子的分布。通过宽的平面2D屏幕（像素阵列）检测辐射。该源-检测器装备相对于对象旋转，捕获180个投影。体模是XCAT [43]的离散化版本，XCAT是一种用于医学模拟的高度详细的人体体3D物体由100× 100× 80体素组成图4示出了投影及其散射分量。参见图4[左]和[40]中，散射分量在空间上变化，并且不能被视为DC项。4反问题现在我们来处理逆问题。当对象在装备中时，元素的集合 是{i_e_s_u_e_d}s，如果d=1…N_d_e_t_t_t_r_s和d_s=1.. Nsorces. 当对象被测量对应的一组基线图像{j_measured}s，d无托叶无单位比i测量/j测量不随强度变化s，d s，d源S和检测器D的增益。 对没有对象的装备的模拟产生基线模型图像{js，d}s，d。为了对对象进行建模，每个体素v，我们寻求每个元素k，i的浓度ck，v。例如， 其中v（v）=[cl，v，c2，v，… cNelements，v]. 所有的一切直径90 cm60mm8A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔s，dΣΣ1ΣiΣΣΣΣs，d测量s，ds，dck，仅分散再投影原始投影见图4。[Left仅散射和一个投影（180个中的1个）的总信号手持XCAT体模。[右]在我们的X射线散射CT的45次迭代之后重建体积的重新投影（在接下来的部分中进一步解释Nvoxelsvoxels，未知数的向量为 Γ=[ν（1），ν（2），… V（Nvoxels）]。基本上，我们通过优化成本函数E（Γ）来估计未知数r=argmininE（r）。（十六）r>0成本函数将测量值{i_measured}s、d与对应的modelimagesett{is，d（r）}s，d，usinggN个探测器N个源E（Γ）=2ms，dis，d（Γ）−js，d测得的2s，dj测量.（十七）d=1s=1s，d这里ms，d是我们在第二节中描述的掩模四点二。使用随机梯度下降迭代地求解问题（16，17）E（Γ）的梯度E（Γ）ck，vN个探测器N个源=ms，ds=1i测量Σi（Γ）JWenoexpresss，d（Γ）/ck，v. 在[13]中，定义了一个变量zlog（z）1从等式（14），Vk，v{z}ck，v=z c k，v.（十九）is，dck，v=L∈路P（L）{s→d}EBck，v（L）dL=（二十）Np∫L∈路n{s→ d}P（L）Vk，v{P（L）}EB（L）dL.类似于Eq.通过生成虚拟光子并聚集它们的贡献来随机地估计导数（20）is，dck，v=L∈{s→d}Vk，v{P（L）}EB（L）。（二十一）d=1is，d（Γ）−js，d.（十八）散射X射线计算机断层摄影术9ΣYΣKBdΩBB一个kk，vBb−1使用等式（12，13），B−1Vk，v{P（L）}= Vk，v{p（xb−1xbx^bxb+1，Eb+1）}=b=1（二十二）BΣ−1Σb=1. dΣ过程（x，θ，E）ΣΣ一般来说，线段xb−1 xb穿过几个体素，表示为v′∈xb−1 xb。此线段上的衰减满足a（xb−1 xb，Eb）=v′∈xb−1xbav′（Eb），（23）其中，v′是一个基于直线段的v′的跨行传输。他说，Vk，v{a（xb−1 xb，Eb）}=v′∈xb−1xbVk，v{av′（Eb）}.（二十四）依靠Eqs。（6，8），.N aσextracted（E）l如果v∈x x0其他其中，lv是线xb-1 xb与体素域的交点的长度Vv.类似的推导得出. dΣproces（xb，θb，Eb）ΣdΩ.NΣdΣprocess（xb，θb，Eb）Σ−1dσprocess（Eb，θb）如果x∈V（二十六）AkdΩdΩbv .0其他Geant 4 Monte-Carlo代码呈现光子路径，从而使用Eq导出Is ， d。（15）、在p上的一个点上，使用Eqs，记录每个ds，d（r）/d（k，v）。（21、22、25、26）。 模型值为d（Γ）/d（Γ），并且通过等式（1）和（2）推导出成本函数梯度。（十八）、给定梯度（18），我们使用自适应矩估计（ADAM）随机地解决问题（16，17）[25]。4.1近似值求解逆问题需要在优化迭代期间重复估计梯度。每个梯度估计依赖于Monte-Carlo运行，这取决于模拟光子的数量，要么非常嘈杂，要么非常缓慢。为了减少运行时间，我们采用了几个近似。更少的光子。在迭代期间，每个源仅生成107个光子，其中，rend是，d（r）。对于给定的参数，d（r）/k，v仅为105个参数。Vk，v{a（xb−1 xb，Eb）}+Vk，v.Vk，v{a（xb−1 xb，Eb）}=vB 、（二十五）Vk，v=10A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔K˜˜KO，vKCa，vK或ν（v）=[c~v，cH，v，c~]，对于每个体素v.表1.光子能量60keV时人体组织中的元素宏观散射系数Σscatter[m−1]。请注意，对于≈0的典型人体躯干。5m，血液中氧的光学深度≈9，因此高阶散射是显著的。元件肌肉肺骨脂肪血液O17.15.019.26.118.2C3.20.66.211.92.4H3.91.12.43.93.9CA0.00.018.20.00.0P0.10.06.40.00.0N0.80.21.80.10.8K0.20.00.00.00.1了图 五、 [左]Absorptionvs. SCATERNGSECTI ONS（σaBSOrBVS. （如有）其主导人体组织的散射氧（O）、碳（C）和氮(N)形成紧密的簇，与氢（H）不同它们都不同于骨主导元素钙（Ca）和磷（P）。[右]康普顿对瑞利crosssecti ons（σComptonvs. σRayle（h）。 60kV光电二极管。K K化学元素的简化子集 让我们只关注与组织中的X射线相互作用最相关的元素。 对宏观散射系数的贡献最高的元素导致与线性CT模型的最大偏差（第12节）。2.3）。由式（5）可知，对于任意元素k的宏观散射系数为Σsct（x，Eb）=（Na/Ak）ck（x）σsct（Eb）. 我们在这里-K K计算所有元素kindifferetissue[43]中的所有元素k的集中度，并定义Σscater，是的表1列出了导致最大散射的元素。优化我们只关注前六名。此外，我们将这些元素聚类为三种拱形材料。如图5所示，碳（C）、氮（N）和氧（O）形成具有相似吸收和散射特性的簇。因此，出于X射线成像的目的，我们将它们视为单个弓材料，表示为O。根据表1中的定义，我们将O的原子截面设置为Oxygen的截 面。所述电子拱材料简单地是氢（H），如其在图1中所示。五、最后，注意在骨中，钙（Ca）和磷（P）具有散射显著性。我们使用一个ARCH-MAT算法，通过固定的R=P，v/c，C，v=0来混合这些元素。5，这是自然发生在大多数人体组织。我们将该拱- m表示为erialC〜a。根据这些存储空间的存储标识符，这些选项将使用[cm^2][cm^2][cm^2][cm^2]散射X射线计算机断层摄影术11d，svO，vCa，vvCa，v没有电子跟踪。我们修改了Geant4，使得不跟踪被X射线光子通过这种方式，我们失去了这些电子的后续相互作用，这可能有助于真实的检测器信号。理想的探测器。光子将其全部能量沉积在检测器处，并且在撞击检测器时立即终止，而不是在检测器中经历一4.2调节和初始化泊松光子噪声意味着i测量的不确定度为（i测量的）1/2。s，d d，s因此，在高强度信号中，模型信号和测量信号之间的失配更可容忍。因此，Eq. (18)包括掩模ms，d（imeasured）−1/2。此外，如果{s → d}是没有中间物体的直线，则m s，d为空。那里的光子噪声太高，完全压倒了细微的离轴散射从对象。 通过对i_measured/j_measured进行阈值化来检测这些s、d对。s，d s，d由于消光，对象中更深的体素v经历更少的通过相位Pv，而不是更接近于零。对于靠近对象核心的体素，Hex，s，d（r）/Hex ，s，d（r）更低。这种影响可能会抑制条件的逆问题，危及其收敛速度。我们发现加权is，d（r）/通过线性分析的输出来初始化优化（第2节）。2.3），其通过同时代数重建技术（SART）[3]获得。也就是说，在该初始计算中忽略显著的散射。虽然它错误地假设我们有一个ASG，但SART比基于散射的分析快得多。 它产生初始消光系数μ（0），提供在V处将粗指示剂与组织类型进行比较。除了消光系数，我们需要初始化的相对比例-tionsof[c~，cH，v，c~].这是通过使用粗略的初步分类来通过DICOM工具箱[24]，基于µ（0）的每v组织类型。对于此分配，DICOM使用来自国际辐射单位和测量委员会（ICRU）的数据在该初始设置之后，浓度˜O，v，cH，v，c~]可以自由更改。最初的灭绝和集中字段在以后不会使用。5恢复模拟在真正的实验之前，我们进行了越来越复杂的模拟-是的用风扇模拟振铃箱体模设置如[12]所示。 我们现在把圆锥体放到屏幕上; XCAT体模示例。我们使用FDK [50]算法的实现来初始化具有线性重建的重建。我们做了几个测试：(i) 我们使用了XCAT手的材料和密度。我们将源管电压设置为120kVp，这是许多临床CT扫描仪的典型值（图1）。2）的情况。我们的散射CT算法运行了45次迭代。在每次迭代中，成本梯度为[c12A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔表2.重建错误。线性断层扫描与X射线散射CT恢复Z切片#40 Y切片#50总体积线性断层扫描δ质量76%，72%24%，15%80%，70%X射线散射CT，δ质量28%，3%18%，-11% 30%，1%图六、[顶部]切片#40的密度恢复结果（Z轴，在图1中定义（2）关于˜XCAT手部体模。[底部]我们的三个拱材料的浓度材料O˜出现在所有组织和周围空气中材料Ca在骨骼中占主导地位材料H稀疏地出现在骨周围的软组织中。基于随机的三个（out或180）投影计算。为了在数据渲染期间创建真实的响应，在每个投影中生成5×107个光子。恢复后的重新投影如图11所示。 4.重建切 片的结果 示于图1中。 6[顶部]。表 2使用误 差项δmass[2，12，19，29，30]比较了线性[12]中给出了其他重建切片的示例图图6[底部]示出了在第6节中描述的三种拱形材料的回收浓度ck4. X射线散射CT产生的信息是难以获得使用传统的线性全色断层扫描。(ii) 质量与剂量分析，XCAT人大腿。为了评估我们的方法在减少患者剂量方面的益处，我们将有/无ASG的线性断层扫描与我们的散射CT（无ASG）进行了比较。根据[9，28]，ASG模拟填充因子为0.7，截止入射散射角为±6◦。 我们测量了不同数量的入射光子（剂量成比例）的重建误差。图7显示了重建的信噪比误差和对比度噪声比（CNR）[40]。(iii) 测试了单次散射近似[17]作为推进初始化的方法。在我们的大腿测试（使用9 × 109光子）中，线性模型初始化后，单散射分析得出CNR = 0。76.使用单散射来初始化多散射分析产生最终CNR = 1。02.我们测试的对象中散射事件的直方图在[12]中。散射X射线计算机断层摄影术13图7.第一次会议。人体大腿的模拟成像和不同的恢复方法初始化质量密度[g/cm^3]所得质量密度[g/cm^3]图8. 真实数据实验。猪肺重建3D体积的切片（#36）[左]通过线性层析成像进行初始化。[右]：散射层析成像35次迭代后的结果。所有值表示质量密度（克/立方厘米）。6试验示范实验设置与XCAT手的锥体到屏幕模拟相同。我们安装了分辨率为1088× 896像素的Varian平板探测器。该源是定制的7元素X射线源的一部分，这意味着未来的实验将同时打开几个在该实验中，仅一个源在35kVp下操作，产生锥形束。这与模拟结果相反（Sec. 5)其中X射线管管电压为120kVp。我们对猪肺进行成像，并从180个角度收集投影然后将原始图像下采样0。25.对100× 100× 80三维网格进行重建在这里，线性断层扫描也提供了初始化。之后，散射CT算法运行35次迭代。运行时间约为6分钟/迭代，使用35个英特尔®至强® E5-2670v2@2.50GHzCPU。图中所示的实际x值的结果。八九7讨论这项工作将X射线CT推广到多散射、全角度成像，而无需ASG。我们的工作，利用散射作为信号的一部分，而不是拒绝它作为噪声，概括现有技术的散射层析成像通过incorporating非弹性辐射传输。利用关于人体中的化学物质的物理考虑来简化解决方案。对于相同的剂量误差，剂量增加5倍线性断层扫描，（与无ASG）。0.36x10101.08x10101.8x1010入射光子（与剂量成比例）A. 原始预测（无ASG）C. 线性断层扫描（无ASG）B. 散射层析成像D.线性断层扫描（ASG）回收体积的重新预测（大腿模拟）。使用9x109入射光子。Epsilon误差CNR14A. Geva，Y.Y. Schechner，Y.切尔尼亚克河古普塔原始投影见图9。真实数据实验。[左] 180个投影中的一个，使用[12]中详述的实验装置采集。[右]运行我们的X射线散射CT方法35次迭代后估计体积的重新投影。我们证明了使用小身体部位的可行性（例如，大腿、手、猪肺）。 这些小尺寸的物体产生很少的散射（散射/弹道≈ 0。2小动物CT [33]）。结果，估计的消光场（例如，在图6 [Top]）是谦虚的。大的物体有更多的散射（见表1的标题对于大的身体部位（例如，人骨盆），散射/弹道>1已被报道[46]。人体很大，需要比我们更大的实验扫描仪。总变分可以改进解。可以使用多分辨率程序，其中材料的空间分辨率逐渐增加[13]。运行时间是在我们的本地计算机服务器上以小时为单位测量的 该时间与一些当前常规临床实践（例如血管提取）。运行时间将大大减少使用方差减少技术和蒙特卡罗GPU实现。因此，我们相信散射CT可以发展到临床实践。要遵循的一个有趣的问题是，在高度CT中的多个源如何能够被复用，同时利用处理散射光子的能力的优势。感谢：V。Holodovsky，A.Levis，M.Sheinin，A.卡丹比O. Amit，Y.Weissler进行了富有成效的讨论，A.Cramer，W.克鲁尔D.Wu，J.赫克拉T. Moulton和K. Gendreau的工程静态CT扫描仪原型，和我。Talmon和J. Erez寻求技术支持YYS是朗道研究员-由陶布基金会支持。他的工作在OllendorffMinerva中心进行。密涅瓦由BMBF资助。这项研究得到了以色列科学、技术和空间部的支持（Grant 3-12478）。RG研究部分由以下拨款支持：空军合同编号FA 8650 -17-C-9113;美国陆军USAM-RAA联合作战人员医学研究计划，合同编号2000 - 1000。W81XWH-15-C-0052;国会指导医学研究计划W81 XWH-13-2-0067。再投影散射X射线计算机断层摄影术15引用1. 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