相关申请的交叉引用
本专利申请要求2014年6月17日提交的、序列号为62/013,181以及2015 年4月6日提交的、序列号为62/143,443的美国临时专利申请的优先权，其 中每一个的全部内容通过引用合并于此。
技术领域
本文中公开的主题涉及X射线照相术。更具体地，本文中公开的主题涉 及用于牙齿成像的口内层析X射线照相组合系统、方法以及计算机可读介质。
背景技术
牙科放射学在过去几十年中经历了重要的变化。然而，对更精确的诊断 成像方法的需求仍继续成为高优先级的事情。在伦琴发现X射线辐射后仅一 年即引入了口内牙齿X射线。从那时起，牙齿成像技术的进展包括了更为灵 敏的探测器技术、全景成像、数字成像和锥形束计算机断层摄影(CBCT)。 而计算机断层摄影(CT)、核磁共振成像(MRI)，超声(US)以及光学技术 也已经研究用于牙齿成像。
口内射线照相术是牙齿成像的支柱。其为大多数常规牙科需求提供相对 高的分辨率以及有限的视野图像。不过，作为二维(2D)成像模式，该技术 受困于重叠结构的叠印和深度维度上空间信息的丢失。全景成像，一种口外 成像的流行形式，使得整个上颌骨、下颚骨、颞下颌关节(TMJ)以及相关 结构在一个图像中可见，但是它会受到相当大的几何失真影响，而且与口内 射线照相术比较，具有相对低的空间分辨率。作为三维(3D)成像模式的 CBCT在牙科界得到广泛接受，特别是用于诸如牙齿植入和正畸治疗计划的 外科手术计划操作，以及牙髓与病理状况的评估。不过，与2D射线照相术 相比，CBCT也存在几个缺点：(1)来自金属牙齿修复体/器具的过量的噪声 和伪影降低了图像质量；(2)采集、重建和判读时间大大增加，降低了临床效 率，增加了财务成本；并且(3)明显更高的电离辐射剂量加重了患者的辐射负 担。
尽管有了许多技术进步，但对于一些最常见的牙齿病症，射线照相术的 诊断精确度多年来并未得到提高，在某些病例中仍处于低水平。示例包括龋 齿检测、根折裂检测和牙周骨质流失的评估。
龋齿是最为常见的牙齿疾病。世界卫生组织估计，60-90％的在校儿童 和几乎所有成年人在某个时间点上都会患有龋齿。如果及早检测出龋齿损伤， 也就是成洞之前检测出，那么其就能以非手术方式得到阻止并重新矿化。如 果龋齿损伤未被发现，则会逐渐发展成更严重的状况，可能需要大量修复、 牙髓病治疗以及，在某些病例中，需要拔牙。龋齿的检测灵敏度在过去几十 年里未见有明显提高。2D口内射线照相术是当前的黄金标准，据报道，对于 牙本质损伤其检测灵敏度可达40％-70％，而对于局限在牙釉质的损伤，则 达到30％-40％。CBCT在龋齿检测方面不能提供明显的改善。射束硬化伪 影和患者移动都降低了结构的锐度和清晰度。
牙根纵裂(VRF)检测代表着临床上意义重大的诊断任务，在牙齿管理 方面具有重要影响。VRFs被认为是与牙髓治疗相关的最棘手的牙齿病症之 一。VRFs的全面检测还停留在较低水平。CBCT检测最初微小根折裂的能力 受限于其相对较低的分辨率。此外，过量的射束硬化、条纹状伪影及噪声导 致其灵敏度明显下降，假阳性根折裂诊断大量增加。
牙科射线照相术为评估牙齿的预后以及作出与牙周疾病相关联的治疗决 策提供了重要信息。常规的2D口内射线照相术提供了关键牙齿结构的特别 多的图像细节，但是由于结构叠印，其作出低劣的牙槽骨架构评估并且一贯 地低估骨流失。相反，CBCT会给出更精确的、与临床相关的形态学牙槽骨 缺陷的3D评估，但是图像细节又显弊端。射束硬化和条纹状伪影对于精确 的骨形态学特征化来说是重大的问题。
上述诊断任务表明了对于具备高分辨率、3D能力、减少金属伪影及降低 患者辐射负担的诊断成像系统的临床需求。
数字层析X射线照相组合成像是一种3D成像技术，其从有限角度的系 列的投影图像中提供重建切片图像。数字层析X射线照相组合术通过减少正 常解剖结构重叠造成的视觉混乱现象，提高了解剖结构的可视性。当前临床 的层析X射线照相组合应用的一些示例包括胸部、腹部、肌骨和乳房成像。
一种层析X射线照相组合技术的演变，称为可调孔径计算机断层摄影 (TACT)，于上世纪90年代后期研究用于牙齿成像。与传统射线照相术相 比，TACT显著提高了许多任务的诊断精确度。这些任务包括：(1)根折裂 检测，(2)牙周骨质流失的检测和量化，(3)牙齿植体部位评估，以及(4) 阻生第三臼齿的评价。不过对于龋齿的结果未获得结论。
由于该技术对于患者成像不实用，所以TACT未被临床应用。传统的X 射线管为单像素装置，其中X射线从固定点(焦点)发射出。为获取多个投 影图像，X射线源围绕患者以机械方式移动。受托标记器(fiduciarymarker) 用于确定成像的几何形状。上述过程耗费时间(如每次扫描大约30分钟)， 并且需要高度熟练技能的操作者才能完成图像采集。
口外层析X射线照相组合技术已在使用实验装置以及使用CBCT的患者 研究中进行了调查研究。口外几何形状需要高辐射剂量。图像质量因离焦结 构的串扰而受损。使用单一机械扫描的X射线源的口内层析X射线照相组合 技术已在专利文献中进行了描述，并且已在最近的使用单一传统的X射线源 和旋转幻象的出版物中进行了研究。遗憾的是，上文所述TACT的局限性在 这些方法中也同样存在，其主要是由传统的单焦点X射线管造成的。
发明内容
提供了用于牙齿成像的口内层析X射线照相组合系统、方法及计算机可 读介质。在某些方案中，口内层析X射线照相组合系统可以包括：X射线源， 其包括在空间上分布于真空室内一个或多个阳极上的多个焦点；X射线检测 器，其定位于患者口腔内部；用于确定口内层析X射线照相组合系统的成像 几何形状的装置；以及控制电子设备，其被配置为通过顺序激活用于预设曝 光时间、辐射剂量和X射线能量的多个焦点中的每一个来调节该X射线源， 使得从多个视角采集患者口腔内的多个二维(2D)投影图像。
在某些方案中，使用口内层析X射线照相组合系统进行口内三维(3D) 成像的方法，所述口内层析X射线照相组合系统包括用于确定该口内层析X 射线照相组合系统的成像几何形状的装置，所述方法包括：将该口内层析X 射线照相组合系统的X射线源定位在患者口腔外部，其中该X射线源包括在 空间上分布于真空室内一个或多个阳极上的多个焦点；将X射线检测器定 位在患者口腔内部；使用用于确定口内层析X射线照相组合系统的成像几何 形状的装置来确定该X射线检测器相对于该X射线源的位置；以及通过顺序 激活用于预设曝光时间、辐射剂量和X射线能量的多个焦点中的每一个而从 多个视角采集患者口腔的多个2D投影图像。
在某些方案中，本文所述主题可用软件结合硬件和/或固件来实现。例如， 本文所述主题可用处理器执行的软件来实现。在一个示例性实施方式中，本 文所述主题可以使用计算机可读介质来实现，该计算机可读介质上存有计算 机可执行指令，当其由计算机处理器执行时，控制计算机执行既定步骤。适 于实现本文所述主题的示例性计算机可读介质包括非暂态性装置，诸如磁盘 存储装置、芯片存储装置、可编程逻辑器件以及专用集成电路。此外，实现 本文所述主题的计算机可读介质可以位于单个装置或计算平台上或者可以分 布在多个装置或计算平台上。
虽然在上文中对本文中公开的主题的一些方案做出了说明，且其全部地 或部分地由本公开的主题来实现，但随着在下文中结合附图继续进行描述， 其他特征将变得显而易见。
附图说明
从以下应该结合附图阅读的详细描述中，本主题的特征和优势将更加易 于理解，该附图仅以说明性而非限制性的示例方式给出，且在附图中：
图1是示出了根据本主题的一些实施例的口内层析X射线照相组合系统 的立体图，该系统带有在X射线源和X射线检测器之间的固定式悬挂装置；
图2A是示出了图1中的在X射线源和X射线检测器之间的固定式悬挂 装置的俯视图；
图2B是示出了根据本主题的一些实施例的在X射线源和X射线检测器 之间的接受器的俯视立体图；
图3A是示出了根据本主题的一些实施例的用于口内层析X射线照相组 合系统的示例性几何校准装置的正视立体图；
图3B是示出了图3A中的示例性几何校准装置的后视立体图；
图4是示出了使用图3A-3B中的示例性几何校准装置来确定层析X射 线照相组合成像几何形状的过程的屏幕截图；
图5A-5D是示出了根据本主题的一些实施例的用于口内层析X射线 照相组合系统的示例性几何校准装置的示意图；
图6A-6C是示出了使用图5A-5D中的几何校准装置的示例性光图案 的示意图；
图7是示出了根据本主题的一些实施例的用于口内层析X射线照相组合 系统的示例性几何校准装置的示意图；
图8是示出了根据本主题的一些实施例的与示例性计算平台接口的示例 性口内层析X射线照相组合系统的系统示意图；以及
图9是示出了根据本主题的一些实施例的使用口内层析X射线照相组合 系统进行口内三维(3D)成像的方法的流程图，该口内层析X射线照相组合 系统包括用于确定该口内层析X射线照相组合系统的成像几何形状的装置。
具体实施方式
本主题提供用于牙齿成像应用的口内层析X射线照相组合系统、方法和 计算机可读介质，然而上述几何形状校准装置、层析X射线照相组合系统和 方法也可用于除牙齿成像之外的其他应用。例如，专利号为7,751,528的美国 专利中公开了静态数字乳腺层析X射线照相组合(s-DBT)系统，其全部内 容通过引用合并于此。值得注意的是，该s-DBT系统的静态设计通过消除由 X射线管运动造成的图像模糊，来增大系统的空间分辨率。通过与高帧速检 测器结合成一体也实现了更短的扫描时间以尽可能减少患者的移动并将患者 在压力下的不舒适感降至最低。该s-DBT系统的静态设计，不受机械运动约 束，也允许更宽角度的层析X射线照相组合扫描，以便在不改变扫描时间的 情况下达到更好的深度分辨率。
在某些方案中，该静态层析X射线照相组合系统用于牙齿成像的应用。 具体来说，该静态层析X射线照相组合系统可以使用置于患者口腔中的X射 线检测器而用于口内成像应用。在其他方案中，该静态层析X射线照相组合 系统可以使用置于患者口腔外部的X射线检测器而用于口外成像应用。
在某些方案中，该静态层析X射线照相组合系统为双能量层析X射线照 相组合系统。例如，对于每个待成像的对象，可以采集两整组X射线投影图 像。第一组图像可以以第一X射线能量采集，而第二组图像可以以第二X射 线能量采集，其中该第一X射线能量与该第二X射线能量不同。在一方案中， 所述两组X射线图像可以在两个不同X射线阳极电压下采集，然后经过处理、 重构和扣除(subtract)，以加强对某些特征的对比，诸如，例如，龋齿。在 另一方案中，在每个视角可以采集两个投影图像，一个图像以第一X射线能 量采集，另一个以第二X射线能量采集。
因而，本主题提供一种静态口内层析X射线照相组合系统，其包括X射 线源；用于在患者口内定位的X射线检测器；几何校准装置，以及控制电子 设备，其用于获取对象(例如患者的牙齿)的感兴趣区域(ROI)的多个投 影视图，而无需不得不移动X射线源、X射线检测器或ROI中的任何一个。 图1示出了口内层析X射线照相组合系统的一个这样的实施例，通常以100 表示。系统100可以包括X射线源110、X射线检测器120、控制电子设备 130、准直器140以及X射线检测器保持机构150。在某些方案中，系统100 可以被安装，使其为固定的。例如，系统100可以从天花板、墙壁等处安装。 在其他方案中，系统100可以是移动的。例如，系统100可以包括轮子，也 可以放置在移动小车、手推车、架子等上。图1示出了移动小车102，使用 例如机械臂104将系统100附接在移动小车102上。机械臂104可以绕枢轴 或铰接关节可旋转地且轴向地活动，以便关于待成像的对象来调节系统100。 因而，通过使用移动小车102和机械臂104，系统100可以自由移动和旋转 以达到最佳定位。可选择地，移动小车102可以包括可充电电池(未示出)， 其能够为成像提供电力，从而避免了对电线和/或电源线的需求。
X射线源110可以被配置为使X射线束(例如图2A中108)对准放置 有对象(例如患者的牙齿)的ROI的地点或位置。该X射线束可以从几个不 同角度对准所述地点或位置。此外，X射线源110、X射线检测器120及该 对象可以被定位使得所生成的X射线束被X射线检测器120检测到。在某些 方案中，X射线源110可以包括空间分布的X射线源阵列，其以这样的方式 被定位使得所生成的X射线束大致对准该对象并且可以穿过该对象的ROI。 在某些方案中，因为在一段或多段成像时间期间，可以对同一对象的不同ROI 进行成像，所以可以改变该对象的ROI。
在某些方案中，X射线源110的X射线源阵列可以包括分布为线性阵列 的多个单独可编程的X射线像素。可替代地，该X射线像素可以沿着X射 线源110在二维矩阵中非线性分布为，例如弧形、圆形或多边形的周边等。 在某些方案中，阵列中的X射线像素可以等间隔和/或等角分布以使X射线 束对准该对象的ROI。不管怎样，该X射线像素可以排列在任意适当的位置， 从而使X射线束大致对准该对象并且该X射线束被X射线检测器120检测 到。值得注意的是，在该对象经由X射线源110照射以及X射线检测器120 检测过程中，X射线源110和X射线检测器120可以相对彼此保持静止不动。 可以控制X射线源110(例如通过控制电子设备130)使之按预定停留时间 和预定X射线剂量被顺序激活(即每次激活一个像素)。
在某些方案中，该源110的X射线源阵列可以包括例如10到100个像 素，具体地25个像素。每个像素可以包括例如基于碳纳米管(CNT)场发射 的阴极，诸如由包括例如XinRaySystemInc公司的制造商能大批供应的产 品；栅电极，其用以提取电子；以及一套电子聚焦透镜(例如EinZel型静电 聚焦透镜)，其将场发射电子集中于目标(例如阳极)上的小区域或焦点。值 得注意的是，CNT阴极是可以瞬时接通和关断的冷阴极。以这种方式使用 CNT阴极，与传统的基于热离子阴极(例如阴极射线管、微波管、X射线管 等)的真空电子设备相比，能够减少源110的变热及热量产生。可替代地， 每个像素可以包括热离子阴极、光电阴极等。
在某些方案中，在平行于检测器平面，线性地而不是弧形地排列X射线 源像素的情况下，像素到源的距离可以随像素不同而变化。为了补偿这种X 射线束行进距离的差异，可以单独调节来自每个像素的X射线管电流，使得 在幻象表面上的通量保持相同。
焦点尺寸和/或由X射线源110的X射线源阵列的每个像素所产生的X 射线通量可以通过控制电子设备130来进行调节。可替代地，该焦点尺寸可 以在约0.05mm-2mm之间变动。系统100可以设计为每个X射线源像素具有 各向同性的0.2×0.2mm有效焦点尺寸。通过调节聚焦电极的电位，能够调节 单个焦点尺寸。为了最小化电流波动和延迟以及减少像素与像素间差异，可 以并入电补偿回路以自动调节栅电压，从而保持恒定的预设发射电流。可以 选择CNT阴极的面积使得可以0.2×0.2mm的有效焦点尺寸获得大约10mA 的X射线管峰值电流。值得注意的是，通过增大CNT面积和焦点尺寸，可 以得到50-100mA的更高的X射线峰值电流。
在某些方案中，X射线检测器120可以被配置为口内或口外的投影图像 的检测。例如，X射线检测器120可以包括口内X射线检测器，其被配置为 定位在患者口腔内部患者牙齿的后面。X射线检测器120可以包括每秒1-100 帧量级的快帧速。X射线检测器120也可以包括高空间分辨率，以10×10微 米到200×200微米范围的像素尺寸来检测对象(例如患者口内的牙齿)的投 影图像。
X射线检测器120可以被配置为从不同角度采集用于层析X射线照相术 的对象的投影图像。为了达此目的，控制电子设备130可以储存在系统100 的外壳内，可以被配置为顺序地激活电子发射像素的X射线源阵列以及调节 来自每个焦点的X射线通量的强度，如本文所述，该阵列在空间上分布在X 射线源110区域上(例如在真空室(未示出)内一个或多个阳极上)用于调 节预设曝光时间、辐射剂量和X射线能量。X射线源110可以电子地与X射 线检测器120接口，使得利用源自每个焦点的辐射来记录投影图像。值得注 意的是，控制电子设备130可以通过直接读取来自每个焦点的辐射、读取X 射线管电流，或者读取阴极电流，基于X射线源110的X射线源阵列和对象 之间的距离，来改变X射线辐射的强度。如此，从每个视角输送至对象的X 射线剂量是相同的。
在某些方案中，每个焦点尺寸和/或由X射线源110所产生的X射线通 量可以通过控制电子设备130来进行调节。例如，控制电子设备可以通过增 大碳纳米管的面积和焦点尺寸来调节X射线源110至50-100mA的更高的X 射线峰值电流，所述X射线源110对于每个焦点运行最高可达100kVp且最 高可达10-20mA管电流，且具有0.1mm到1.5mm范围内的焦点尺寸。在某 些方案中，控制电子设备130也可以通过调节聚焦电极的电位来调节单个焦 点尺寸。在某些方案中，控制电子设备130可以通过并入电补偿回路以调节 栅电压，从而保持恒定的预设发射电流，来最小化电流波动以及减少像素与 像素间的差异。
准直器140可以放置在X射线源110的窗口与检测器120之间，以限制 至对象的ROI的X射线辐射。在某些方案中，准直器140的第一端可以固定 至X射线源110，而准直器140的第二端可折叠。
在某些实施例中，机械固定装置(如X射线检测器托架)150可以将X 射线源110连接式地附着在X射线检测器120的已知且固定的位置上。因而， X射线源110相对于X射线检测器120的位置总是可知的。可替代地，X射 线焦点相对于X射线检测器120的位置不需要通过X射线检测器120与X 射线源110之间的物理连接来确定。替代地，可以利用几何校准装置来确定 X射线源110相对于X射线检测器120的位置，且由此检测出X射线焦点 相对于X射线检测器120的位置。
参见图2A，示出系统100的更详细的视图。特别是，以更详细的方式示 出X射线源110、X射线检测器120与X射线检测器托架150之间的关系。 如图2A所示，X射线检测器托架150以相对彼此已知的距离将X射线源110 固定至X射线检测器120。在某些方案中，X射线检测器托架150的第一端 固定至X射线源110，而X射线检测器托架150的第二端固定至X射线检测 器120。在某些方案中，源110的X射线源阵列包括多个像素，每个像素都 定位在已知位置并设定到以已知角度向内朝向对象的点。因而，当X射线源 110和X射线检测器120以彼此间隔固定距离被布置时，将可以得知由X射 线源阵列像素生成的相对于X射线检测器120的焦点的准确位置。
例如，在图2A中，X射线源110和X射线检测器120是通过X射线检 测器托架150固定地间隔距离D。在此示例中，X射线源110包括线性X射 线源阵列，并且X射线检测器120被配置为置于患者口中的口内检测器，以 便给患者牙齿成像，该牙齿通常以106表示。X射线检测器120可以布置在 牙齿106的具体ROI后面。相应地，当X射线源110被激活时，可以产生X 射线束，通常以108表示，其通过牙齿106的ROI投影在X射线检测器120 上。由于距离D为固定的已知量，则可以得知由X射线源阵列像素生成的相 对于X射线检测器120的焦点的准确位置。如此，2D投影图像重构为3D图 像可以得到改进。
参见图2B，示出了X射线检测器托架150(见图1-2A)的替代品。具 体来说，可以利用装置200以相对彼此已知距离连接X射线源至X射线检测 器。在某些方案中，装置200可以包括接受器210，其能够附着于X射线源 并且能够与连接臂220连接，该连接臂220能够附着于X射线检测器。在将 装置200用于口内层析X射线照相组合系统(例如100)的情况下，接受器 210可以附着至X射线源(例如110)并且可以与连接臂220磁性连接，该 连接臂220可以附着于定位在患者口腔内部的口内X射线检测器(例如120)。
在某些方案中，接受器210可以包括任何适用材料，例如，任何金属或 含金属材料(例如铝(Al)、钢、铁(Fe)，及其合金等)、任何非金属材料(例 如塑料、聚合材料等)、非磁性材料、磁性材料和/或及其任意组合。例如， 接受器210可以包括被配置为附着至X射线源的金属接受器。接受器210可 以包括中空内腔212，以允许来自X射线源阵列的X射线辐射的准直。为了 附着至连接臂220，接受器210可以包括沿其外部侧表面布置的成角度的通 道214。通道214可以沿接受器210的全长布置，并且可以相应地定尺寸和 定形以接纳连接臂220的纵向部222的凸起的内表面228。
在某些方案中，连接臂220可以包括任何适用材料，例如任何金属或含 金属材料(例如铝(Al)、钢、铁(Fe)，及其合金等)、任何非金属材料(例 如塑料、聚合材料等)、非磁性材料、磁性材料和/或及其任意组合。例如， 连接臂220可以包括磁性纵向部222、弯管224和X射线检测器托架226。 弯管224的第一端可以布置朝向纵向部222的一端，并且可以自该纵向部垂 直延伸；从而与该纵向部构成直角。X射线检测器托架226可以布置在弯管 224的第二端处，并且可以被配置为固定地保持住X射线检测器(例如120)。 在该X射线检测器为口内X射线检测器的情况下，X射线检测器托架226 可以被配置为将该口内X射线检测器固定地定位在患者口中。
连接臂220的纵向部222可以包括凸起的内表面228，其可以定尺寸和 定形为可拆卸地接纳在接受器210的通道214中。在某些方案中，连接臂220 可以被配置为经由磁附着移动而与接受器210附着以及移动而不与接受器 210附着。例如，磁附着可以包括金属触点216，其沿通道214和纵向部222 的凸起内表面228中的其中一个或两个的长度而设置。金属触点216可以被 配置为用于提供关于通道214和内表面228之间的对准和连接精确度的即时 反馈。此外，这样的触点216可以使能实现装置220的快速释放功能，该功 能在比如患者突然移动时非常有用。
现在参照图3A-3B，示出了用于口内层析X射线照相组合系统中的示 例性几何校准装置300的第一实施例，该口内层析X射线照相组合系统包括 X射线源310和X射线检测器320。几何校准装置300可以包括，仅举例而 非限制，板或屏幕330、至少一个光源340、照相机350，以及至少一个陀螺 仪360或用于计算定向和旋转的其他装置。
在某些方案中，尽管X射线源310和X射线检测器320可以彼此没有物 理连接，但X射线检测器320相对于X射线源310的位置可以是固定的。例 如，在联动装置保持X射线源至X射线检测器的固定位置的情况下，X射线 源310和X射线检测器320不会通过机械联动装置(例如150，见图2A-2B) 而物理分离。相反，X射线源310和X射线检测器320可以彼此物理分离， 使得X射线检测器320相对于X射线源310的相对位置可以通过几何校准技 术动态确定，如下文详述。
在某些方案中，X射线源310可以包括X射线源阵列，其包括可独立编 程的X射线像素，通常以312表示。如图3A所示，5至20个像素312可以 分布为线性阵列，并且可以被配置为投影在X射线检测器320上，从而生成 对象(例如患者的牙齿)的ROI的投影图像。然而，由于X射线源310和X 射线检测器320彼此不是物理连接，所以可以利用几何校准装置300对X射 线检测器320相对于X射线源310的位置进行几何校准。
在某些方案中，至少一个光源340可以将光束342投射到板330上并且 产生光斑344，以便确定板330相对于X射线源310的平移位置。在某些方 案中，X射线检测器320可以物理连接至板330。例如，横杆322可以用于 将X射线检测器320固定至板330。横杆322可以包括大约2cm至20cm之 间的长度。在某些方案中，横杆322长度可调。板330可以由尺寸约为5cm -20cm的纸、塑料、金属或上述材料组合构成。在某些方案中，横杆322 可以将板330固定至X射线检测器320，使得板330所处平面平行于X射线 检测器320所处平面。在其他方案中，板330可以相对于X射线检测器320 倾斜。
在某些方案中，在检测器320被配置为口内X射线检测器的情况下，板 330可以自患者口中伸出。因而，因为板330可以以已知的且固定的距离连 接至X射线检测器320，所以通过确定板330相对于X射线源310的角位置 和平移位置，可以确定X射线检测器320相对于X射线源310的位置。
在某些方案中，至少一个光源340可以投射到板330上。例如，至少一 个光源340可以包括低功率激光器或被配置为投射到板330上的其他光源， 例如，波长为650nm的5mW激光指示器。至少一个光源340可以安装或以 其他方式附着至X射线源310和/或准直器。如图3A-3B所示，可以有4 个光源340，每一个定位于X射线源310的单独的拐角处。四个光源340的 每一个可以成角度地朝向板330，以便将光束342投射到板330上，从而产 生四个单独的光斑344(例如344A-D，见图4)。根据四个光源340中每一 个指向板330的入射角，光斑344可以形成长方形、正方形、三角形或其他 形状，各投射光束342产生的光斑344形成上述形状的角顶点。在某些方案 中，每个光源340安装至X射线源310的入射角可以是已知的，并且可以用 于确定板330相对于X射线源310的平移位置。值得注意的是，以这种方式 定位至少一个光源340可能导致，随着板330移动更远离X射线源310，由 投射光束342在板330上产生的光斑344所形成的形状变小，随着板330移 动更靠近X射线源310时，该形状变大。
在某些方案中，照相机350可以记录板330上的投射光斑344的位置， 以便确定板330相对于X射线源310的平移位置。在某些方案中，在对象或 系统存在无意中移动的情况下，照相机350还可以被配置为提供成像过程期 间运动跟踪和校正。照相机350可以包括高分辨率、高速的数码相机，其可 以安装于已知位置，例如在X射线源310或准直器上。如图3A-3B所示， 照相机350可以安装于X射线源310顶表面中央且邻近X射线源310的前表 面边缘。在某些方案中，照相机350可以将捕获的照片图像传送至计算平台 (例如804，见图8)。例如，照相机350可以将捕获板330上光斑344位置 的照片图像传送至计算平台，以便确定板330相对于X射线源310的平移位 置，从而确定X射线检测器310相对于X射线源310的位置。
在某些方案中，至少一个陀螺仪360可被配置为确定板330相对于X射 线源310的角位置。例如，至少一个陀螺仪360可以包括ParallaxGyroscope Module3-AxisL3G4200D(视差陀螺仪模块)，其已由包括例如ParallaxInc 公司的制造商能大批供应。相应地，确定板330相对于X射线源310的角位 置可以由多种技术中的其中一种技术实现。例如，第一种技术可以包括将第 一陀螺仪360安装在X射线源310上且将第二陀螺仪(未示出)安装在板330 上，并且在计算平台上比较来自每个陀螺仪的数据点。在另一示例中，第二 种技术可以包括通过将板330定位在与X射线源阵列310相同的平面上来重 置板330、重置安装在X射线源310上的第一陀螺仪360的数据，以及在成 像过程期间测量与初始X射线源平面的偏差。
现在参照图4，来自照相机(例如350)的示例性屏幕截图示出了光束 342投射到板330上产生光斑344A-D所得到的捕获的图像。在此示例中， 四个单独的光斑344A-D是由四个单独的光源340生成的光束342所形成， 该光源340以与上文中参照图3A-3B所述相似的方式排列，其中每个光斑 344A-D形成长方形的一个顶角或顶点。可以定义坐标系来建立x，y和z 方向，用于确定X射线检测器320相对于X射线源310的平移位置。在某些 方案中，各光斑之间的距离可以确定板330相对于X射线源310的z偏移量。 例如，因为光斑344A-D之间的距离是由附着至至少一个光源340的任意衍 射光栅的规格、至少一个光源340的波长和z偏移量来唯一地确定，所以第 一光斑344A和第二光斑344B之间测量的水平距离或x距离bx，或者第二光 斑344B和第三光斑344C之间测量的垂直距离或y距离by，可以确定板330 以及进而X射线检测器320相对于X射线源310的z偏移量。在其他方案中， 从光斑到板330的边缘的距离与板330的相对边缘之间的距离的比值可以确 定板330相对于X射线源310的x偏移量或y偏移量。例如，从光斑344D 到板330的边缘的水平距离或x距离ax与板330两个相对边缘之间的水平距 离或x距离cx的比值(即ax/cx)可以确定板330以及进而X射线检测器320 相对于X射线源310的x偏移量。在另一示例中，从光斑344D到板330的 边缘的垂直距离或y距离ay与板330的两个相对边缘之间的垂直距离或y距 离cy的比值(即ay/cy)可以确定板330以及进而X射线检测器320相对于X 射线源310的y偏移量。
现在参照图5A-5D和6A-6C，示出了用于口内层析X射线照相组合 系统中的示例性几何校准装置500的第二实施例，该口内层析X射线照相组 合系统包括X射线源510和X射线检测器520。图5A-5D示出了使用几何 校准装置500对断层摄影图像的示例性顺序采集。其中图5A示出了几何校 准装置500的初始设置，图5B-5D示出了两个不同位置(例如图5B-5C 所示的第一位置和图5D所示的第二位置)上X射线源阵列中不同阴极的顺 序激活。值得注意的是，装置500可以包括，仅举例而非限制，板或屏幕530、 光源540和照相机550。
参照5A，装置500可以以在采集2D投影图像之前的初始配置来被配置。 虽然X射线检测器520相对于X射线源510的位置可以是固定的，但X射 线源510和X射线检测器520可以相互没有物理连接。例如，在该联动装置 保持X射线源至X射线检测器(例如150，见图2A-2B)的固定位置的情 况下，X射线源510和X射线检测器520可以通过机械联动装置不物理分离。 相反，X射线源510和X射线检测器520可以相互物理分离，使得X射线检 测器520相对于X射线源510的相对位置可以通过几何校准技术动态确定， 如下文详述。
在某些方案中，X射线源510可以包括X射线源阵列，其包括可独立编 程的X射线像素，通常以512表示。如图5A-5D所示，9个像素512可以 分布为线性阵列并且可以被配置为单独激活，以便按顺序将X射线束514(例 如，参见图5B-5C)投影到X射线检测器520上，以便生成对象502(例 如患者的牙齿)的ROI的投影图像。然而，由于X射线源510和X射线检 测器520彼此不是物理连接，则可以利用几何校准装置500来对X射线检测 器520相对于X射线源510的位置进行几何校准。
在某些方案中，X射线检测器520可以物理连接至板530。例如，横杆 522可以用于将X射线检测器520固定至板530。横杆522可以包括大约2cm 至20cm之间的长度。在某些方案中，横杆522长度可调。板530可以由纸、 塑料、金属或上述材料的组合构成。在某些方案中，横杆522可以将板530 固定至X射线检测器520使得板530所处平面平行于X射线检测器520所处 平面。在其他方案中，板530可以相对于X射线检测器520倾斜。
在某些方案中，在检测器520被配置为口内X射线检测器的情况下，板 530可以自患者口中伸出。因而，因为板530可以以已知的且固定的距离连 接至X射线检测器520(例如使用横杆522)，所以通过确定板530相对于X 射线源510的角位置和平移位置，可以确定X射线检测器520相对于X射线 源510的位置。板530可以由纸、塑料、金属或上述材料的组合构成，尺寸 约为在5cm和20cm之间。
光源540可被配置为将光束542投射到板530上并且产生光斑544，以 便确定板530相对于X射线源510的平移位置。在某些方案中，与几何校准 装置300的第一实施例相比较，可以只需要一个光源540。光源540可以安 装或以其他方式附着至X射线源510和/或准直器。在某些方案中，光源540 与照相机550集成于一体，两者都可以被配置为附着至源510。如图5A-5D 所示，光源540可以与照相机550安装在一起，并且固定到X射线源510的 中央且邻近其的前表面边缘。值得注意的是，光源540可以包括低功率激光 器或被配置为投射到板530上的其他光源，例如波长为650nm的5mW激光 指示器。
在某些方案中，具有已知衍射线间距的至少一个衍射光栅(未示出)可 以附着至X射线源510上的已知相对位置。例如，可以使用一维(1D)衍射 光栅。在另一示例中，可以使用两个光栅，其中第一光栅为1D衍射光栅， 而第二光栅为2D衍射光栅。在某些方案中，每个光栅均可以包括彼此可能 相似或不同的衍射线间距。该衍射线间距可以包括方格中每条衍射线之间的 距离。在其他方案中，光栅可以包括相同的光学尺寸，并且可以定向于彼此 相对不同的方向。在几何校准装置500包括至少一个衍射光栅的情况下，光 源540可以被安装成使得光束542在相对于X射线源510的已知位置穿过该 衍射光栅，其中穿过该光栅引起光源540按照下列分离方程沿垂直(y)和水 平(x)方向被分离：
y = mλD d , ]]>
其中m＝0，1，2，3，...，表示衍射点的顺序，λ是光源540的波长，D是板530距 衍射原点的距离，以及d是衍射光栅狭缝间距。
在某些方案中，照相机550可以记录板530上的投射光斑544的位置， 以便确定板530相对于X射线源510的平移位置。在某些方案中，在对象502 或系统(例如系统100)存在无意移动的情况下，照相机550还可以被配置 为在成像过程期间提供运动跟踪和校正。照相机550可以包括高分辨率、高 速的数码相机，其可以安装于已知位置，例如在X射线源510或准直器上。 如上文所述，照相机550以及光源540，可以安装于X射线源510中央且邻 近X射线源510的前表面边缘。在某些方案中，照相机550可以将捕获的照 片图像传送至计算平台(例如804，见图8)。例如，照相机550可以将捕获 板530上光斑544的位置的照片图像传送至计算平台，以便确定板530相对 于X射线源510的平移位置；从而确定X射线检测器510相对于X射线源 510的位置。
相应地，光源540以及照相机550可以成角度地朝向板530，以便将光 束542通过至少一个衍射光栅投射到板530上，从而在屏幕530上的不同位 置产生光斑544(例如544A-C，见图6A-6C)，进而在屏幕530上提供光 图案。值得注意的是，光源540和/或屏幕530的不同位置可以引起不同的光 图案，该图案中的每一个均可以被照相机550捕获并且用于校准屏幕530及 所附着的检测器520相对于X射线源510中每个像素的几何形状。
一旦装置500配置完毕且准备生成2D投影图像，当X射线检测器520 和屏幕530处于第一位置时，照相机550可以被配置为捕获由光源540(例 如激光器)产生的初始光图案，并且将所捕获的图案传送至计算平台(例如 1000)进行处理和几何校准。例如，当X射线检测器520和屏幕530处于初 始或第一位置时，照相机550可以被配置为捕获在屏幕530上形成初始光图 案的光斑544。上述已捕获图像的处理可以用作几何校准目的的参考。
现在参考图5B-5D，示出了2D投影图像的采集，其中当X射线检测 器520和屏幕530处于第一位置和第二位置时，X射线源510的源阵列中每 个像素512被顺序激活。尽管图5B-5D示出了仅三个阴极和仅两个不同位 置的顺序激活，但本领域技术人员可以认识到这些仅用于说明目的。例如， X射线源510中每个像素512可以被激活并且检测器520可以记录图像。如 图5A-5D所示，在有9个阴极512的情况下，全部9个阴极可以被单独激 活，而X射线检测器520可被配置为记录X射线检测器520的每个位置的每 个图像。在某些方案中，X射线检测器520只需在一个位置，这种情况下， 该9个阴极仅需各自被激活一次。不过，如果X射线检测器520移动到多个 位置，则当X射线检测器520移到后续位置时，9个阴极的每一个还可以各 自被重新激活。
在图5B中，当屏幕530及所附接的X射线检测器520处于第一位置时， X射线源510中的第二像素512可以被激活，以便生成投射到检测器520上 的X射线束514，该检测器记录投影图像。值得注意的是，在X射线源510 中的第二像素512被激活之前，X射线源510中的第一像素已经被激活，且 X射线检测器520已经可以记录图像。同样，在图5C中，当屏幕530及所 附接的X射线检测器520处于第一位置时，X射线源510中的第三像素512 可以被激活以便生成投射到检测器520上的X射线束514，该检测器记录投 影图像。由于屏幕530在阵列512中的第二像素512和第三像素被激活期间 仍保持在第一位置，为达几何校准目的，由光斑544产生的光图案也将保持 不变。
然而在图5D中，屏幕530和X射线检测器520可以移至第二位置，第 二位置与第一位置不同。例如，屏幕530和X射线检测器520可以相对于X 射线源510沿x方向向左移动。尽管屏幕530和X射线检测器520可以移动， 但X射线源510可以保持在其初始位置。在这种情形下，当光束542投射到 屏幕530上时，由于光斑544投影在屏幕530上的位置与当屏幕530处于第 一位置时不同，那么由光斑544形成的光图案将包括不同的几何形状。在屏 幕530及所附接的X射线检测器移到不同于第一位置的每一个下一位置时， 对于任意下一位置来说仍然保持上述情况。
相应地，一旦屏幕530和X射线检测器520移到第二位置(或不同于第 一位置的任意位置)，当X射线检测器520和屏幕530处于第二位置(或不 同于第一位置的任意位置)时，照相机550可以被配置为捕获由光源540(例 如激光器)产生的第二光图案并且将所捕获的图案传送到计算平台(例如 1000)进行处理和几何校准。例如，当X射线检测器520和屏幕530处于第 二位置时，照相机550可以被配置为捕获在屏幕530上形成第二光图案的光 斑544。该捕获的图像的处理可以用作几何校准目的的参考。在某些方案中， 且仍参照图5D，当屏幕530及所附接的X射线检测器520处于第二位置时， X射线源510中的第四像素512可以被激活，以便生成投射到检测器520上 的X射线束514，该检测器520记录投影图像。还可以发生在第二位置上X 射线源510中每个连续像素512的激活。
在某些方案中，一旦X射线源510的每个像素512已经被激活并且投影 图像已经由X射线检测器520进行记录，那么就可以启动3D图像的重构。 例如，3D图像重构可以包括层析X射线照相组合重构。利用计算机程序和/ 或工作站(例如1000，见图10)分析、校准、重构、显示等来自所记录的 2D投影图像的3D断层摄影图像可以实现3D图像重构。该计算机程序和/ 或工作站可以利用由照相机550捕获和记录的几何校准数据(如照片图像)， 来确定X射线源510的每个像素512相对于检测器的相对位置，这些位置参 数随之用来进行牙齿3D图像的层析X射线照相组合重构。
现在参照图6A-6C，图6A-6C分别示出了由投射到板530上且产生 光斑544的光束542所形成的捕获的图像。图6A-6C中的每一个示出了屏 幕530相对于光源(例如540)的不同位置和/或定向。值得注意的是，相对 于光源移动屏幕530可以引起屏幕530上由光斑544产生的光图案发生变化。 因而，通过比较和分析光斑544的图案，可以确定X射线源510相对于检测 器520的相对移动。
例如，图6A示出了屏幕530A相对于光源处于第一位置和第一定向的第 一示意图600A。在图6A中，光斑544A形成第一光图案，其指示屏幕530A 所处平面平行于包含该光源的平面，该光源安装在X射线源(例如510)上， 并且屏幕530A相对于该光源以“短的z距离”定位。此处，因为定位屏幕 530A距离X射线源比其被定位长的z距离时更小的z距离，所以“短”是 相对于图6B和“长的z距离”而定义的。因此，屏幕530A定位成在z方向 上距该光源越近，光图案的光斑544A的间隔就越紧密。
在另一示例中，图6B示出了屏幕530B相对于光源仍处于第一定向但处 于第二位置的第二示意图600B。在图6B中，光斑544B形成第二光图案， 其指示屏幕530B所处平面平行于包含该光源的平面，该光源安装在X射线 源上，并且屏幕530B定位于相对于该光源的“长的z距离”处。因此，屏 幕530B定位成在z方向上距该光源越远，光图案的光斑544B就越分散。
在又一示例中，图6C示出了屏幕530C相对于光源处于第三位置和第二 定向的第三示意图600C。在图6C中，光斑544C形成第三光图案，其指示 屏幕530C所处平面相对于包含该光源的平面旋转，该光源安装在X射线源 上，并且屏幕530C定位于相对于该光源大约10cm-40cm之间的z距离处。 在屏幕530C相对于包含该光源的平面旋转的情况下，各个光斑544C之间的 相对距离可以不同于当屏幕530C平行于包含该光源的平面时的相对距离。 在这种情况下，校准期间可以使用旋转计算，以便确定与屏幕530C连接的 X射线检测器(例如520)相对于X射线源的角位置。因此，屏幕530C相 对于包含该光源的平面旋转得越多，光图案的各个光斑544C之间的相对距 离增加得就越多。相反，屏幕530C相对于包含该光源的平面旋转得越少， 光图案的各个光斑544C之间的相对距离增加得就越少。
现在参考图7，示出了用于口内层析X射线照相组合系统(例如系统100) 中的示例性几何校准装置700的第三实施例。几何校准装置700可以包括， 仅举例而非限制，光源710、照相机720、屏幕或板730、第一光栅740和第 二光栅750。
光源710可以包括附着至X射线源阵列(本实施例中未示出)的可见光 激光器或其他光源。光源710可以包括已知频率和波长。在某些方案中，与 几何校准装置的第一实施例(例如300)相比，可以仅需要一个光源710。在 某些方案中，照相机720可以相对于光源710安装并且附着至X射线源阵列。 例如，照相机720可以安装在光源710上方或下方。
在某些方案中，光源710可以通过至少一个光学衍射光栅投射到屏幕或 板730上。在图7所示几何校准装置的实施例中，可以有两个光学衍射光栅 740和750。屏幕或板730可以附着至X射线检测器(本实施例中未示出) 并且定位于待成像的对象的ROI的前面。例如，屏幕730可以附着至口内X 射线检测器并且定位于患者口腔外部。板730可以使用例如横杆(例如322， 522，见图3A-3B和5A-5D)以已知且相对的位置附着至该X射线检测器。 板730可以由纸、塑料、金属或上述材料的组合构成，尺寸约在5cm与20cm 之间。
在某些方案中，板730可以包括居中的或不居中的预定校准标记732。 预定校准标记732可以包括正方形或在内围出一个区域的其他封闭形状。光 源710可以被配置为将分光光束752投射到板730上，特别是，在校准标记 732所形成的形状之内。预定校准标记732可以用作相对于光斑M0、M1、 M2等的基准点，以便确定附着有板730的X射线检测器相对于X射线源的 位置，下文将对此详述。在某些方案中，板730可以包括限定在预定校准标 记732中的校准圆圈734。校准圆圈734的位置可由操作员预先确定为对应 于光源710的期望位置。因此，操作员可以调节光源710的位置使得由光源 710生成的光束702在校准圆圈734中产生初始光斑M0。
在某些方案中，至少一个衍射光栅可以在已知位置附着于X射线源。如 图7所示，两个衍射光栅740和750可以定位于光源710的前面，使得自光 源710发射的光束可以通过光栅740和750投射，该光栅740和750可分割 该光束。该分光光束随之可以以多个光斑M1，M2的形式投射到板730上。 值得注意的是，来自该光束的初始光斑M0也可以投射到板730上。
在某些方案中，光栅740和750可以是其间具有已知衍射线间距的1D 或2D光学衍射光栅。例如，第一光栅740为1D衍射光栅，而第二光栅750 为2D衍射光栅。在某些方案中，光栅740和750可以均包括彼此可相同或 不同的衍射线间距。该衍射线间距可以包括方格中各条衍射线之间的距离。 例如，第一衍射光栅740和/或第二衍射光栅750可以配置有可包括例如间隔 开大约0.001mm到0.1mm的衍射线的衍射线间距。在其他方案中，光栅740 和750可以包括相同的光学尺寸，但可以定向于相对于彼此不同的方向上。 在图7中，例如，第一衍射光栅740和第二衍射光栅750可以相对于彼此旋 转定向。例如，第一光栅740的定向可以相对于第二光栅750的定向旋转90 度。
光栅740和750可以被配置为分割由光源710发射的初始光束702，以 便在板730上生成多个光斑M1、M2。初始光束702可以是包括可视范围内 波长(即大约390nm-700nm)的光束。初始光斑M0可以由光束702产生并 且可以用作在校准圆圈734中定位光源710进而定位X射线源的基准。
光束702也可以被配置为穿过一个或多个衍射光栅。在几何校准装置700 包括至少一个衍射光栅(例如光栅740和750)的情况下，光源710可以被 安装使得光束702在相对于X射线源的已知位置穿过衍射光栅740和750， 其中穿过光栅740、750导致光源710按照下列分离方程沿垂直(y)和水平 (x)方向被分离：
y = mλD d , ]]>
其中m＝0，1，2，3，...，表示衍射点的顺序，λ是光源540的波长，D是板530距 衍射原点的距离，以及d是衍射光栅缝隙间距。如图7所示，例如，光束702 可以穿过第一衍射光栅740和第二衍射光栅750，该两光栅相对于彼此旋转 90度。第一衍射光栅740可以配置有第二衍射线间距，该第二衍射线间距可 以包括，例如间隔开大约0.001mm-0.1mm的竖直线，而第二衍射光栅750 可以配置有第二衍射线间距，该第二衍射线间距可以包括，例如间隔开大约 0.001mm-0.1mm的水平线。光束702因而可以被第一衍射光栅740分割成多 个光束742，每个光束均可以穿过第二衍射光栅750。例如，光束702可以被 分割成单独的光束，而光束742也可以被分割成单独的光束752。在某些方 案中，分光光束752可以投射到板730上由预定校准标记732限定的区域内。 例如，8个单独的光束752可以投射到板730上并且形成包括8个单独的光 斑M1、M2的2D光图案。在该示例中，可以形成4个光斑M1和4个光斑 M2，其中初始光斑M0定位于由光斑M1、M2形成的光图案的中心内。不 过，多个衍射点的顺序，诸如M0、M1、M2，可以用于确定至少一个光源 710相对于板730的位置，进而确定该X射线源相对于该X射线检测器的位 置。
在某些方案中，照相机720可以被配置为捕获光斑M1、M2和初始光斑 M0在预定校准标记732中形成的至少一个投影图像，并且将该至少一个所 捕获的图像传送至计算平台(例如804，见图8)。例如，照相机720可以将 捕获到初始光斑M0和光斑M1、M2在板730上校准标记732内的位置的图 像传送至计算平台，以便确定板730相对于该X射线源的平移位置，从而确 定该X射线检测器相对于该X射线源的位置。因此，使用包括初始光斑M0、 光斑M1、M2、预定校准标记732以及每个强度峰值的衍射角θm的光图案， 可以在计算平台上确定激光射到第一光栅740时的位置与板730上每个光斑 M1、M2之间的距离。例如，几何校准模块可以计算出激光射到第一光栅740 时的位置与板730上每个光斑M1、M2之间的距离，以及板730轴向旋转的 三个角度。值得注意的是，板730全部的6个自由度可以由光斑M1、M2相 对于第一光束分割点(即激光射到第一光栅740时的位置)所形成的光图案 来确定。因此，该成像系统的完整的几何形状可以基于该X射线检测器相对 于板730的相对位置以及该X射线源相对于光源710的相对位置来确定。
相应地，无论什么技术用以几何校准目的，都可以确定X射线检测器相 对于X射线源的角位置和/或平移位置，这可以帮助由所采集到的X射线投 影图像来精确重构层析X射线照相组合图像。因而，图像采集期间，X射线 源的上述确定位置(例如角位置和/或平移位置)可以使得能够创建成像对象 的层析X射线照相组合重构图像。
现在参照图8，示出了示例性的层析X射线照相组合系统(通常以802 表示)与示例性的计算平台(通常以804表示)接口的系统图(通常以800 表示)。值得注意的是，当如本文所述配置时，示例性的计算平台804成为可 以无需移动X射线源或患者，通过从多个视角采集2D投影图像然后处理上 述图像，来改进口内层析X射线照相组合成像的技术领域的专用计算平台。
在某些方案中，示例性的层析X射线照相组合系统，通常以802表示， 可以包括如上文图1所述的层析X射线照相组合系统(例如100)的层析X 射线照相组合系统。在某些方案中，层析X射线照相组合系统802可以包括 如前文所述的几何校准装置(例如300，500，700)的几何校准装置810。层 析X射线照相组合系统802可以被配置为与计算平台804接口，通过处理照 片图像来校准系统802的几何形状。计算平台804还可以被配置用于2D投 影图像的层析X射线照相组合重构。
计算平台804可以被配置为实施一个或多个与校准系统802的几何形状 相关的方案。在某些方案中，计算平台804可以是独立的实体(多个)、装置 或者在处理器上执行的软件。在某些方案中，计算平台804可以是单一节点 或者可以分布于多个计算平台或节点。
在某些方案中，计算平台804可以包括几何校准模块806，其被配置为 实施一个或多个与校准系统802的几何形状相关的方案。在某些方案中，计 算平台还可以包括被配置为重构所采集到的2DX射线投影图像的单独的层 析X射线照相组合重构模块(未示出)。值得注意的是，几何校准模块806 可以被配置为实施层析X射线照相组合重构，以及几何校准。几何校准模块 806可以是用于实施一个或多个与系统802的几何校准相关的方案的任意适 用实体(例如在处理器上执行的软件)。几何校准模块806可以包括在一个或 多个图像采集期间用于从照相机(例如350，550，720)接收至少一个照片 图像的功能。例如，与几何校准模块806和/或计算平台804相关的接口808， 可以从几何校准装置810接收屏幕、板等上各个不同光斑位置、光斑等的照 片图像，用于每次调整X射线检测器相对于附着有屏幕、板等对象的ROI 的位置。在此示例中，几何校准模块用户(例如用户或操作员可使用的装置 或计算平台)可以捕获屏幕、板等上的不同光斑位置、光斑等的至少一个照 片图像，用于每次调整X射线检测器相对于对象的ROI的位置，该图像随后 可以由几何校准模块806接收。
层析X射线照相组合重构模块，与几何校准模块相分离或集成于一体， 可以被配置为采集和/或处理对象的2DX射线投影图像。例如，层析X射线 照相组合重构模块可以被配置为通过多种算法来重构所采集到的对象的2D X射线投影图像，该算法包括但不限于，滤过反向投影和迭代重构。
计算平台804和/或几何校准模块806可以包括用于保存一个或多个照片 图像以供将来使用的功能。在某些方案中，计算平台804和/或几何校准模块 806可以包括用于实例化或初始化图像的功能和/或提供该图像给其他的计算 平台或装置的功能。例如，计算平台804和/或几何校准模块806可以接收一 个或多个照片图像，基于那些图像来校准系统802的几何形状，和/或通过接 口808提供这些图像给其他节点以供系统802的几何校准。
在某些方案中，计算平台804和/或几何校准模块806可以包括或访问数 据存储器812，该存储器包括与系统802的几何校准相关的数据和/或照片图 像。例如，计算平台804和/或几何校准模块806可以访问包含先前照片图像、 映射坐标系、图像数据、配置文件、设定值或配置的数据存储器812。示例 性的数据存储器可以包括非暂态性计算机可读介质，诸如闪存、随机存取存 储器或其他存储装置。在某些方案中，数据存储器可以在计算平台804和/ 或几何校准模块806的外部和/或与计算平台804和/或几何校准模块806集 成于一体。
在某些实施例中，计算平台804和/或几何校准模块806可以包括一个或 多个通信接口用于和用户和/或节点交互。例如，计算平台804和/或几何校 准模块806可以提供用于与计算平台804和/或几何校准模块806的用户通信 的通信接口。在某些方案中，计算平台804和/或几何校准模块806的用户可 以是自动化系统或者可以由人类用户控制或可控。计算平台804和/或几何校 准模块806的用户可使用装置810的照相机来捕获一个或多个照片图像，并 且将上述图像传送至计算平台804和/或几何校准模块806。
在某些实施例中，计算平台804可以包括如本文所述的用于配置系统 802、用于采集对象的ROI的2DX射线投影图像的功能。例如，计算平台 804可以通过启动X射线源以开始生成X射线光束，使用系统802来控制2D X射线投影图像的采集。在另一方案中，计算平台802可以包括修改系统802 内状态的功能，例如，移动平移架、相对于对象移动X射线检测器等。在某 些方案中，计算平台804可以包括生成内容(例如使用先前采集到的2DX 射线投影图像重构3D层析X射线照相组合图像)和/或检索与成像时间相关 的已存内容的功能。
图9是描述使用口内层析X射线照相组合系统进行口内3D成像的示例 性方法(通常以900表示)的流程图，该口内层析X射线照相组合系统包括 用于确定该口内层析X射线照相组合系统的成像几何形状的装置。该口内层 析X射线照相组合系统可以是例如系统100，见图1，而用于确定成像几何 形状的装置可以包括几何校准装置，其可以是例如当前所讨论的实施例中任 意一个。
参照图9，在方块902中，该口内层析X射线照相组合系统的X射线源 可以定位于患者口腔外部。在某些方案中，该X射线源可以包括在空间上分 布于真空室内一个或多个阳极上的多个焦点。例如，该多个X射线焦点可以 沿直线、多边形外周或该X射线源中的2D图案在空间上分布。
在某些方案中，该X射线源可以包括场发射X射线源阵列、热离子X 射线源阵列以及基于碳纳米管的场发射X射线源阵列中的其中一个。
在方块904中，该X射线检测器可以定位于患者口腔内部。
在方块906中，该X射线检测器相对于该X射线源的位置可以由用于确 定该口内层析X射线照相组合系统的成像几何形状的装置来确定。
在某些方案中，该用于确定口内层析X射线照相组合系统的成像几何形 状的装置可以包括：板，其连接式附着于X射线检测器；至少一个光源，其 连接式附着于X射线源，使得至少一个光源定位于该板的前面并且被配置为 将至少一个光束投射到该板上；以及照相机，其相对于至少一个光源而安装， 该照相机被配置为捕获由投射到该板上的至少一个光束所产生的至少一个光 斑，以确定该口内层析X射线照相组合系统的X射线检测器相对于X射线 源的位置。
在某些方案中，至少一个光源可以包括激光源。
在某些方案中，该板相对于X射线检测器的位置可以是固定的(例如包 括机械联动装置)或可以是可调节的。
在某些方案中，该几何校准装置可以进一步包括固定至该X射线源用于 确定X射线检测器相对于X射线源的角位置的陀螺仪。
在方块908中，通过按顺序激活用于预设曝光时间、辐射剂量和X射线 能量的多个焦点中每一个焦点，可以从多个视角采集患者口腔的2D投影图 像。
在某些方案中，方法900可以进一步包括：使用至少一个衍射光栅将至 少一个光束分割成多个光束，所述每个光束在该板上形成光斑，使得由该光 斑的至少一部分在该板上形成光图案。
在某些方案中，方法900可以进一步包括：定位至少一个光源，使得至 少一个光束投射到板上由布置在该板上的至少一个校准标记所形成的封闭区 域内。
在某些方案中，方法900可以进一步包括：通过改变该板的定向和/或改 变该板沿x、y或z方向相对于至少一个光源的平移距离，重新定位连接式附 着于X射线检测器的板。
在某些方案中，方法900可以进一步包括：当该板处于相对于至少一个 光源的第一位置时，采集患者口腔的第一组2D投影图像，以及当该板重新 定位于相对于至少一个光源的第二位置时，采集患者口腔的第二组2D投影 图像，第二位置不同于第一位置。
在某些方案中，方法900可以进一步包括：在至少一个计算平台中进行 确定，该计算平台被配置为与该系统接口，以便确定该口内层析X射线照相 组合系统的X射线检测器相对于X射线源的位置，和/或处理所采集到的2D 投影图像，以便获取至少一个3D断层摄影图像用以显示和分析。
应该理解的是，示例性方法900仅为说明性目的，还可以采用不同的和/ 或其他的操作。还应该理解的是，本文所述的各种操作可以以不同次序或顺 序出现。
尽管以上就与用于牙齿成像的附图进行了描述，但上述系统、方法和计 算机可读介质可以用于除牙齿成像以外的其他应用，而不受限于此。因此， 本主题可以在不偏离其精神和基本特征的情况下以其他形式具体体现。因而， 所述具体实施例在各个方面都应被认为是说明性的而非限制性的。虽然本主 题已经根据某些优选实施例进行了描述，但对于本领域普通技术人员显而易 见的其他实施例也包括在本主题范围内。
应当理解的是，可以在不偏离本文所述主题的范围的情况下改变本文所 述主题的各种细节。此外，正如由下文中阐述的权利要求所限定的本文所述 的主题一样，前面的描述仅用于说明的目的，而非限制目的。