ФОРМИРОВАНИЕ ФАЗОВО-КОНТРАСТНЫХ ИЗОБРАЖЕНИЙ

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Изобретение относится к формированию разностных фазово-контрастных изображений (PCI). В частности, изобретение относится к устройству и способу формирования разностных фазово-контрастных изображений.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Традиционные системы рентгеновского излучения, используемые в медицинских целях, главным образом основаны на разном поглощении рентгеновских лучей в веществе, приводящем к формированию проецируемых изображений посредством накопленного поглощения рентгеновских лучей вдоль линии. Тем не менее, вещество влияет не только на поглощение, но также и на преломление рентгеновских лучей. Эти характеристики обеспечивают потенциально более высокую рентгеноконтрастность между типами человеческих тканей, чем традиционное формирование изображений на основе поглощения, и, следовательно, могут представлять последующее усовершенствование. Возможная конфигурация для упрощения PCI основана на решетках.

Использование решеток в пределах пропускаемого пучка рентгеновских лучей сталкивается с такой проблемой, что несфокусированные решетки сами формируют менее модулированное поглощение, особенно за пределами центральной области поля зрения (FOV), приводя к сниженной видимости интерференционной картины, сниженной средней интенсивности пропускания и, тем самым, к меньшему отношению "сигнал-шум" в детекторе. Следовательно, либо изображение поглощения имеет меньшее отношение "контрастность-шум", либо доза облучения, воздействию которой потенциально пагубно подвергается человеческое тело, должна быть увеличена. По идентичной причине типично несфокусированная исходная решетка ограничивает FOV, которое может эффективно использоваться посредством PCI-системы. Этот последний аспект обусловлен как толщиной исходной решетки, необходимой для формирования минимального поглощения рентгеновских лучей, так и шириной разреза, требуемой для того, чтобы отфильтровывать достаточно когерентные пучки. Все это приводит к сниженной средней интенсивности рентгеновского излучения и сниженной видимости интерференционной картины для положений в результирующем изображении за пределами центра FOV.

Проблема разностной фазово-контрастной компьютерной томографии (CT) состоит в том, что на кромке объекта возникает свертывание фазового градиента. Уже предложены различные способы для того, чтобы развертывать фазовый градиент, которые существенно повышают общее качество изображений, но, тем не менее, ни один из них не работает идеально. Другой подход заключается в том, чтобы не допускать свертывания фазы посредством дополнительных аппаратных средств. Дополнительный недостаток разностной фазово-контрастной CT заключается в том факте, что спектр мощности шума изображения имеет пик для низких частот. Проблема здесь состоит в том, что низкочастотный шум ощущается как более раздражающий, чем высокочастотный шум.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение нацелено на усовершенствование системы рентгеновского излучения на основе формирования фазово-контрастных изображений (PCI).

Это достигается посредством объекта изобретения каждого из независимых пунктов формулы изобретения. Дополнительные варианты осуществления изобретения описываются в соответствующих зависимых пунктах формулы изобретения.

Согласно изобретению врач может наводить ограниченное поле зрения (FOV) PCI-системы в требуемое местоположение. Это местоположение может быть выбрано посредством использования предыдущего сканирования с чистым поглощением с большим FOV путем перемещения системы решеток за пределы пучка рентгеновских лучей. Это предыдущее сканирование может быть выполнено с меньшей интенсивностью по сравнению с традиционным сканированием на основе поглощения, тем самым уменьшая получение дозы рентгеновского излучения для сканируемого объекта.

В общем, устройство формирования фазово-контрастных изображений объекта согласно первому варианту осуществления изобретения содержит источник пучка рентгеновских лучей, детектор для обнаружения пучка рентгеновских лучей, систему решеток и модуль обработки для управления формированием фазово-контрастных изображений, при этом система решеток может перемещаться за пределы пучка рентгеновских лучей.

Альтернативно, устройство формирования фазово-контрастных изображений объекта согласно второму варианту осуществления изобретения содержит источник пучка рентгеновских лучей, детектор для обнаружения пучка рентгеновских лучей, систему решеток и модуль обработки для управления формированием фазово-контрастных изображений, при этом модуль обработки выполнен с возможностью осуществлять локальную томографию.

Следует отметить, что "объект" в контексте изобретения может означать тело мертвого либо живого человека или животного либо растение или часть растения. Кроме того, он может означать искусственную часть, к примеру деталь машины или сборочный блок из деталей, причем эти детали могут быть изготовлены из одного или более материалов, таких как металлические, керамические или пластичные материалы.

Согласно дополнительному варианту осуществления изобретения устройство выполнено с возможностью формирования объемных изображений объекта. Другими словами, устройство может быть основано, например, на комбинации "источник-детектор", которая может вращаться вокруг объекта для формирования трехмерных рентгеновских изображений. С другой стороны, источник и детектор могут находиться на отдельных устройствах, чтобы также давать возможность перемещения источника или детектора. Кроме того, источник и детектор могут быть стационарными, при этом объект находится на вращающейся подставке.

Согласно другому варианту осуществления система решеток может включать в себя исходную решетку G₀, дифракционную решетку G₁ и анализирующую решетку G₂, при этом исходная решетка находится между источником и объектом, причем дифракционная решетка и анализирующая решетка находятся между объектом и детектором. Тем не менее, также может быть возможным выполнять PCI-визуализацию без исходной решетки G₀, т.е. только с дифракционной решеткой G₁ и анализирующей решеткой G₂.

Решетки из системы решеток могут монтироваться на одном ползуне, чтобы упрощать перемещение всей системы решеток за пределы пучка рентгеновских лучей. Тем не менее, решетки G₀, G₁ и G₂ также могут монтироваться на многих ползунах, так что также может быть реализовано отдельное или независимое перемещение решеток.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления ширина системы решеток меньше ширины пучка рентгеновских лучей, так что часть пучка рентгеновских лучей проходит через систему решеток, когда система решеток находится в пределах пучка рентгеновских лучей. Система решеток может перемещаться в пределах пучка рентгеновских лучей в плоскости, перпендикулярной главному направлению пучка рентгеновских лучей, чтобы давать возможность размещения системы решеток в пределах FOV. С другой стороны, система решеток может перемещаться в главном направлении пучка рентгеновских лучей, чтобы предоставлять возможность масштабирования PCI-изображения.

Кроме того, устройство согласно изобретению может содержать регулируемую апертуру, посредством которой ширина пучка рентгеновских лучей адаптируется к ширине и положению системы решеток.

Следует отметить, что ширина системы решеток может быть существенно меньше ширины пучка рентгеновских лучей. Посредством регулируемой апертуры также можно уменьшать ширину пучка рентгеновских лучей так, что пучок рентгеновских лучей проходит только систему решеток или даже субфрагмент системы решеток. Таким образом, облучению может подвергаться только небольшая часть объекта в пределах пучка рентгеновских лучей. Возможность перемещения или изменения положения системы решеток в поле зрения пучка рентгеновских лучей обеспечивает надлежащее размещение системы решеток в интересующей области и, с другой стороны, уменьшение облучения, которому подвергается объект.

Согласно дополнительному варианту осуществления устройство дополнительно может содержать монитор для визуализации положения системы решеток. Дополнительно, устройство согласно изобретению может содержать устройство ввода, посредством которого управляется положение системы решеток. Другими словами, пользователь устройства может выбирать интересующую область на рентгеновском изображении, сформированном без системы решеток, и может сдвигать рамку на мониторе к упомянутой интересующей области, при этом рамка означает поле зрения через систему решеток.

Конфигурация устройства формирования фазово-контрастных изображений может быть описана в общих чертах следующим образом:

Решетки G₀, G₁ и G₂ могут монтироваться на подвижном ползуне, перемещение которого может управляться посредством шагового электромотора, который обеспечивает перемещения в плоскости X, Y, т.е. перпендикулярно главному направлению траектории пучка рентгеновских лучей.

Шаговые электромоторы могут управляться посредством программы, которая позволяет синхронно визуализировать текущее положение системы решеток на экране.

Источник рентгеновского излучения может монтироваться на втором ползуне, который может перемещаться синхронно с первым ползуном, но не должен активироваться, когда первый ползун перемещает решетки за пределы траектории рентгеновского излучения.

Согласно другому аспекту изобретения, способ формирования фазово-контрастных изображений объекта в соответствии с первым вариантом осуществления содержит этап перемещения системы решеток между источником пучка рентгеновских лучей, объектом и детектором, так что исходная решетка системы решеток находится между источником и объектом, а дифракционная решетка и анализирующая решетка системы решеток находятся между объектом и детектором, и так что часть пучка рентгеновских лучей проходит через систему решеток.

Кроме того, другой способ формирования фазово-контрастных изображений объекта согласно второму варианту осуществления содержит этапы формирования сигналов посредством детектора для обнаружения пучка рентгеновских лучей, при этом часть объекта находится вместе с системой решеток в пределах пучка рентгеновских лучей между источником пучка рентгеновских лучей и детектором, выполнения локальной обработки сигналов из детектора и формирования изображения на основе обработанных сигналов, при этом этап выполнения локальной обработки может включать в себя качественную оценку смежных пикселов детектора.

Здесь, качественная оценка может включать в себя вычисление первой производной сигналов посредством вычисления разности сигнала двух смежных пикселов детекторной решетки. Локальная томография нацелена на визуализацию контуров внутренних структур объекта. Другими словами, предложенный способ повышает способность различать структуры вместо представления возможности количественных измерений каждого отдельного пиксела детектора.

Способ согласно второму варианту осуществления изобретения может даже обрабатывать сильно усеченные данные проекции и, тем самым, оптимально подходит для томографии интересующей области.

Согласно другому аспекту способа относительное движение между объектом и системой может выбираться так, что решетки перпендикулярны траектории проецируемого источника.

Кроме того, этап выполнения локальной обработки может включать в себя попиксельное извлечение фазового градиента и вычисление производной фазового градиента.

Согласно дополнительному варианту осуществления способа формирование изображения выполняется с использованием взвешенной обратной проекции локально обработанных сигналов из детектора (D).

Согласно дополнительному варианту осуществления способ дополнительно может содержать этапы формирования изображения части объекта без системы решеток в пучке рентгеновских лучей и формирования изображения части объекта с системой решеток в пределах пучка рентгеновских лучей, при этом система решеток может перемещаться в плоскости, перпендикулярной главному направлению пучка рентгеновских лучей.

Способ дополнительно может содержать этап сдвига, по меньшей мере, одной из решеток для осуществления подхода на основе ступенчатого изменения фазы.

При осуществлении способа изобретения или использования устройства согласно изобретению предлагается двухэтапный подход.

Сначала формируется общее изображение на основе поглощения с большим FOV. Это изображение сформировано посредством перемещения системы трех решеток G₀, G₁ и G₂, которые могут монтироваться на подвижном ползуне, за пределы пучка рентгеновских лучей. Такая конфигурация предоставляет изображение, которое никоим образом не ухудшено посредством ограничений решеток, и предоставляет изображение поглощения облучаемого тела без уменьшения FOV, идентично традиционному формированию изображений поглощения.

На втором этапе система решеток перемещается назад, т.е. вставляется в конфигурацию посредством, например, шагового электромотора. Положение, в которое вставляется система решеток, может управляться. Следовательно, можно синхронно указывать это положение в ранее сформированном изображении поглощения непосредственно на экране в форме рамки, охватывающей идентичную область, которую система решеток затрагивает. Врач, который выполняет рентгеновское сканирование, может выбирать точное положение центра этой рамки на экране и, тем самым, может размещать рамку в интересующей области (ROI), которая ему более всего интересна, поскольку изображение поглощения указывает потенциальную анормальность в ней. В этом положении система решеток синхронно вставляется в траекторию рентгеновского излучения, чтобы далее формировать PCI-изображение этой ROI. Это дает возможность врачу принимать PCI-изображение, сфокусированное на этой ROI, с более высоким отношением "контрастность-шум" без дополнительного увеличения дозы рентгеновского излучения, получаемой человеческим телом. Врач может решить уменьшить облучение на первом этапе, если очевидно, что первый этап требуется только для того, чтобы давать возможность размещения системы решеток на втором этапе.

Направление FOV к ROI приводит ко второму преимуществу объекта изобретения. Из изображения поглощения, которое имеет больший размер по ширине, можно примерно определять преобладающий тип тканей, который может ожидаться в ROI, с помощью списка коэффициентов поглощения, например, обычных типов человеческих тканей, для которых разработано настоящее изобретение. Для этой цели также могут быть полезны алгоритмы автоматической сегментации, применяемые в реальном времени к ROI. Эта информация дает возможность оптимизации энергии источника рентгеновского излучения к следующему PCI-сканированию наряду с расстоянием между G₁ и G₂ (расстоянием Тальбота), причем и то, и другое связано с длиной волны рентгеновского света. Оптимизация связанных с длиной волны параметров позволяет значительно повышать качество результирующего PCI-изображения. Расстояние Тальбота может быть модифицировано аналогично тому, как это выполняется для всей системы из трех решеток.

Изобретение может быть использовано с любым типом PCI-системы, в которой FOV представляет ограничивающий фактор, для систем для маммографии, хирургии сердца или головы или компьютерной томографии, если восстановление выполняется достаточно быстро, так что результат может визуализироваться на экране сразу после сканирования.

Согласно дополнительному аспекту изобретения предусмотрена компьютерная программа для формирования фазово-контрастных изображений, которая при исполнении на модуле обработки устройства согласно изобретению побуждает устройство осуществлять способ согласно изобретению. Следовательно, способ согласно изобретению может осуществляться практически автоматически или, по меньшей мере, преимущественно автоматически.

Такая компьютерная программа предпочтительно загружается в оперативное запоминающее устройство процессора данных. Таким образом, процессор данных обладает возможностью осуществлять способ изобретения. Дополнительно, изобретение относится к машиночитаемому носителю, к примеру CD-ROM, на котором может быть сохранена компьютерная программа. Тем не менее компьютерная программа также может быть представлена по сети, к примеру по Интернету, и может загружаться в оперативное запоминающее устройство процессора данных из этой сети.

Следует отметить, что варианты осуществления изобретения описываются со ссылкой на различные объекты изобретения. В частности, некоторые варианты осуществления описываются со ссылкой на пункты, характеризующие способ, тогда как другие варианты осуществления описываются со ссылкой на пункты, характеризующие устройство. Тем не менее специалисты в данной области техники должны понимать из вышеприведенного и последующего описания, что, если не указано иное, в дополнение к любой комбинации признаков, принадлежащих одному типу объекта изобретения, также любая комбинация между признаками, связанными с различными объектами изобретения, считается раскрытой в этом документе.

Аспекты, заданные выше, и дополнительные аспекты, признаки и преимущества настоящего изобретения также могут быть извлечены из примеров вариантов осуществления, которые описаны в данном документе ниже, и поясняются со ссылкой на примеры вариантов осуществления, также показанных на чертежах, но изобретение не ограничено ими.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 является схематичным представлением устройства формирования фазово-контрастных изображений.

Фиг.2 иллюстрирует пример поля зрения с интересующей небольшой областью.

Фиг.3 показывает различные томографические изображения.

Фиг.4 является блок-схемой, иллюстрирующей этапы способа согласно изобретению.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Фиг.1 является схематичным представлением конфигурации решеток для интерферометра, предназначенного для формирования изображений на основе жестких рентгеновских лучей по принципу Тальбота-Лау, который может быть использован в соответствии с изобретением. Устройство описывается далее в контексте краткого описания функциональности различных частей устройства.

Использование этого вида интерферометра приводит к такому эффекту, что мешающие пучки рентгеновских лучей не полностью разделяются, а просто сдвигаются на небольшой угол, так что они проходят через различные, близко расположенные части пробы. Интерферометр, предназначенный для формирования изображений на основе жестких рентгеновских лучей, содержит источник S некогерентного рентгеновского излучения, исходную решетку G₀ для достижения пространственной когерентности пучка, дифракционную решетку G₁ (в данном документе также называемую фазовой решеткой), имеющую множество равноотстоящих поглощательных полосок рентгеновских лучей, идущих параллельно в направлении, нормальном к оптической оси интерферометра, которая выступает в качестве фазосдвигающего расщепителя пучка и размещается далее за объектом, поглощающую решетку G₂ (также называемую анализирующей решеткой) и детектор D рентгеновского излучения для определения данных изображений муаровой интерференционной картины, содержащей информацию о сдвиге фаз отклоненных и сдвинутых по фазе пучков рентгеновских лучей после прохождения как объекта O, так и дифракционной решетки G₁.

Кроме того, предусмотрены средство P обработки рабочей станции WS для записи данных изображений, предоставляемых посредством упомянутого детектора излучения в подходе на основе ступенчатого изменения фазы, энергонезависимое оперативное запоминающее устройство (RAM) для сохранения этих данных, а также монитор MS или устройство отображения для визуализации записанных данных изображений результирующей муаровой интерференционной картины.

Чтобы иметь возможность перемещать источник S, источник монтируется на первом ползуне Sl₁, тогда как детектор D монтируется на втором ползуне Sl₂. С помощью двух ползунов может быть возможным перемещать только источник или детектор, чтобы формировать, например, двумерное изображение ROI объекта. Одновременное перемещение как источника, так и детектора может приводить к трехмерной визуализации ROI. Независимо от перемещения источника и детектора, решетки могут размещаться на третьем ползуне Sl₃. Посредством этого, вся система решеток может легко перемещаться за пределы пучка рентгеновских лучей посредством, например, шагового электромотора SM. Обычно система решеток может перемещаться в пределах пучка рентгеновских лучей или за пределы пучка рентгеновских лучей в плоскости, перпендикулярной главному направлению или оптической оси OA пучка рентгеновских лучей. Следует понимать, что для различных решеток (к примеру, для источника и детектора) также могут быть использованы отдельные ползуны.

Относительно Фиг.1 следует отметить, что величина перемещения ползуна Sl₃, чтобы перемещать систему решеток за пределы пучка рентгеновских лучей, может быть, по меньшей мере, на один порядок больше величины перемещения решетки G₂ в пределах пучка рентгеновских лучей, вызываемого посредством приводного средства AM, чтобы обеспечивать формирование фазово-контрастных изображений. Например, перемещение ползуна может выполняться на несколько мм или см, чтобы размещать систему решеток в пределах или вне пучка рентгеновских лучей. С другой стороны, перемещение поглощающей решетки G₂ может выполняться только на несколько мкм (микрометров).

Исходная решетка G₀ создает матрицу по отдельности когерентных, но взаимно некогерентных источников. Альтернативно G₀, может быть использован структурированный источник, в котором апертуры G₀ заменяются посредством пространственно ограниченных областей излучения источника рентгеновского излучения, который, например, представляется посредством структурированного анода в рентгеновской трубке. Исходная решетка может даже опускаться, если используется микрофокусная трубка или источник с большой пространственной когерентностью, например источник синхротронного излучения. Распределенные источники рентгеновского излучения с CNT-излучателями альтернативно также могут формировать матрицу когерентных источников. Фазовый объект O в траектории пучка вызывает небольшое преломление для каждого когерентного поднабора рентгеновских лучей, которое является пропорциональным локальному фазовому градиенту объекта. Это небольшое угловое отклонение приводит к изменениям локальной интенсивности пропускания через комбинацию решеток G₁ и G₂.

Фазовая решетка G₁ выступает в качестве расщепителя пучка и разделяет входящий пучок рентгеновских лучей по существу на два первых порядка дифракции. Поскольку длина λ волны освещающих жестких рентгеновских лучей (которая типично имеет порядок меньше 0,1 нм) намного меньше шага решетки (который имеет длину приблизительно 1 мкм), угол между двумя дифрагированными пучками является очень малым. Ниже фазовой решетки G₁ дифрагированные пучки создают помехи и формируют на определенных расстояниях, известных как фракционные расстояния Тальбота, линейные периодические рисунки интерференционных полос с периодичностью g, которая равняется половине периода p₁ фазовой решетки, умноженной на геометрическую кратность увеличения, заданную посредством расстояний G₀-G₁ и G₀-G₂. Следует отметить, что период и поперечное положение этих интерференционных полос не зависят от длины волны рентгеновских лучей. Возмущения фронта падающей волны, к примеру, вызываемые посредством преломления объекта O в пучке, приводят к локальному смещению интерференционных полос.

Тем не менее, поскольку шаг p₁ фазовой решетки (и тем самым разнесение интерференционных полос) не превышает несколько микрометров, детектор D формирования изображений, размещенный в плоскости определения, может не иметь достаточного разрешения, чтобы разрешать интерференционные полосы. Следовательно, поглощающая решетка G₂, которая имеет периодичность и ориентацию, идентичную периодичности и ориентации интерференционных полос, выступает в качестве маски пропускания для детектора D формирования изображений и преобразует локальные положения интерференционных полос в изменения интенсивности сигнала и размещается непосредственно перед плоскостью детектора D формирования изображений. Определенный профиль сигнала, следовательно, содержит количественную информацию по фазовому градиенту ∂Φ(x, y)/∂x объекта O. Чтобы отделять эту информацию фазы от других частей сигнала, таких как поглощение в пробе, неоднородное освещение или неидеальность решеток, к этой конфигурации может быть адаптирован подход на основе ступенчатого изменения фазы, наряду с так называемым сканированием пустот, т.е. сканированием без объекта O.

Таким образом, могут извлекаться два отдельных изображения объекта. Первое представляет изображение интенсивности, которое должно приниматься без интерферометра в пучке. Оно содержит главным образом контрастность поглощения и также может содержать определенную поточную фазовую контрастность, вызываемую посредством дифракции на краях пробы. Сигнал интенсивности второго изображения является пропорциональным градиенту сдвига фаз в объекте, благодаря чему оно называется разностным фазово-контрастным изображением (DPCI). DPCI может быть использовано для того, чтобы получать фазовый профиль объекта посредством простого одномерного интегрирования.

Качество решеток, используемых в такой конфигурации интерферометра, является крайне важным. Чтобы задавать решетчатые структуры с достаточной точностью, традиционно используются технологии микрообработки. Важно, чтобы решетки G₁ и G₂ имели правильное отношение периодов. Для плоской входящей волны период p₂ поглощающей решетки G₂ должен составлять половину периода p₂ фазовой решетки G₁, тогда как для входящей волны конической формы должна быть включена небольшая коррекция. Технологии микролитографии должны быть использованы для того, чтобы задавать рисунок линии решеток в кремниевых подложках.

Последующая обработка зависит от отдельных требуемых свойств. В частности, фазовая решетка G₁ отличается посредством слабопоглощающих структур, которые вводят сдвиг Δφ фаз приблизительно в π радиан для проходящих рентгеновских волн, тогда как поглощающая решетка G₂ отличается посредством линий сильнопоглощающих решеток. Фактический размер сдвига Δφ фаз фронта волны после прохождения линейной структуры фазовой решетки G₁ зависит от толщины линии решеток и от длины λ волны падающего пучка рентгеновских лучей. Если G₁ облучается посредством плоской волны, в плоскости детектора формируется периодическая интерференционная картина интенсивности, которая изменяется как функция расстояния d между фазовой решеткой G₁ и упомянутой плоскостью детектора. Периодическая картина линейных интерференционных полос, перпендикулярных линиям решеток, например, наблюдается при первом фракционном расстоянии Тальбота, которое задается посредством d₁ = p₁ ²/8λ. Шаг этих интерференционных полос равняется половине периодичности p₁ фазовой решетки. Интенсивность или амплитуда этих интерференционных полос зависит от Δφ и демонстрирует максимальную модуляцию для Δφ = π [рад].

Высота структуры фазовой решетки G₁, которая необходима для того, чтобы получать требуемый сдвиг фаз, является пропорциональной используемой энергии фотона и коэффициенту сдвига фаз материала решетки. Для 17,5 кэВ и материала решетки из кремния высота в 22 мкм является оптимальной.

Период p₁ фазовой решетки G₁ находится близко к 4 мкм, приводя к очень высоким соотношениям сторон структур. Структуры могут быть изготовлены посредством влажного химического травления в растворе гидрооксида калия. В качестве подложек используются кремниевые пластины толщиной 250 мкм с ориентацией <110>. Рисунки решеток, например, экспонируются с использованием процесса высокоточной электронно-лучевой литографии. Ориентация линий идет вдоль направления <112> с точностью лучше 0,1°, что приводит к анизотропному травлению с вертикальными боковыми стенками.

Изготовление поглощающей решетки G₂ является еще более сложным. Во-первых, период p₂ поглощающей решетки должен быть в два раза меньше периода p₂ фазовой решетки G₁, т.е. составлять 2 мкм, и, во-вторых, отсутствует простой процесс травления для того, чтобы формировать рисунок на сильнопоглощающих материалах с высокими соотношениями сторон. Высота структуры так же зависит от энергии фотона и коэффициента поглощения материала решетки. В 17,5 кэВ в качестве поглощающего материала используется золото. Для высокой контрастности PCI-сигнала требуется высота структуры 10 мкм. Сначала на кремниевой решетке формируется рисунок с использованием способа, описанного выше. Затем зазоры решетки заполняются золотом посредством электролитического осаждения. С использованием процесса теневого парообразования и избирательного влажного травления можно позволять золоту выступать из дна кремниевых пазов, поскольку любое осаждение на боковых стенках или кремниевых выступах приводит к неполному заполнению пазов.

Размещение источника S и детектора D, например, в C-образном рычаге или CT-раме либо в системе "источник-детектор", вращающейся вокруг объекта, т.е. в комбинации ползунов Sl₁ и Sl₂, с системой решеток внутри, предоставляет возможность формировать объемные фазово-контрастные изображения объекта. Следовательно, могут рассматриваться следующие аспекты. Данные разностной фазово-контрастной проекции интересующей области обнаруживаются в диапазоне углов предпочтительно, по меньшей мере, в 180 градусов. Типичное и предпочтительное обнаружение использует круговую траекторию вокруг интересующей области с обнаружением данных на 360 градусов или 180 градусов плюс угол веерного пучка детектора.

Альтернативно, данные могут быть обнаружены с использованием спиральной траектории системы "источник-детектор" вокруг интересующей области. Предпочтительно, чтобы направление дифференцировки совпадало с касательной траектории источника рентгеновского излучения, проецируемой на детектор. На первом этапе обработки, при так называемой предварительной обработке, первая производная этих данных дифференциальной проекции вычисляется численно вдоль идентичного направления (т.е. направления проецируемой касательной к траектории источника).

Эти данные предварительно обработанной проекции обратно проецируются в интересующую область. Во время обратной проекции могут применяться две функции взвешивания для того, чтобы повышать качество изображений. Первой является функция взвешивания избыточности, которая обеспечивает то, что часть избыточных данных в сумме нормализовано дает восстановленное изображение. Для обнаружения данных с круговой траекторией в 360 градусов эта функция взвешивания может заключаться просто в постоянном множителе 1/2. Вторым взвешиванием, которое может быть использовано, является поправка на плотность. Для каждой точки объекта в интересующей области и каждой предварительно обработанной проекции, которая должна быть обратно проецирована, плотность лучей вычисляется, возводится в квадрат и используется в качестве дополнительного весового коэффициента обратной проекции. Если угол веерного пучка системы является небольшим или интересующая область, которая должна быть восстановлена, не выходит за рамки небольшого угла веерного пучка, эта компенсация плотности может быть отброшена, чтобы упрощать операцию обратной проекции.

Следует отметить, что термин "избыточный" используется немного неточным образом в области восстановления конического пучка. Со ссылкой на Фиг.1, ось вращения предпочтительно совмещена с осью Y. В этой геометрии любые два вида данных, обнаруженных во время сканирования, считаются "избыточными" для точки объекта в интересующей области, если, во-первых, точка объекта находится в любом месте на луче от источника к детектору, которое соответствует этому значению определения, и, во-вторых, лучи, проецируемые параллельно оси Y на плоскость ZY, совпадают.

Альтернативно и перед обратной проекцией, данные конического пучка могут быть перегруппированы в псевдопараллельную (иначе клиновидную) геометрию. В этом случае коэффициент поправки на плотность не должен возводиться в квадрат при использовании в качестве весового коэффициента обратной проекции.

Главная идея изобретения состоит в том, чтобы применять теорию локальной томографии к проблеме разностной фазово-контрастной CT.

В качестве примера для функции локальной томографии приводится подход, начинающийся с функции локальной томографии. Таким образом, измерение предоставляет линейные интегралы для каждого положения источника, которое параметризовано посредством скалярной переменной с, и для каждого направления α (здесь и далее полужирные символы относятся к векторам):

,

и восстанавливается функция локальной томографии, заданная как:

,

где:

Функция φ взвешивания относится к избыточности. Известно, что функция локальной томографии восстанавливает локальные признаки объектной функции f и что оставшиеся нелокальные артефакты имеют меньший порядок величины.

Для разностной фазово-контрастной CT требуется использовать тот факт, что измерение уже предоставляет первую производную. Тем не менее производная берется вдоль другой координаты. В частности, для плоского детектора с координатами u и v, где v - это направление решеток, производная измеряется в направлении u:

Чтобы применять алгоритм локальной томографии к разностной фазово-контрастной CT, u-направление должно быть совмещено с касательной к траектории источника y(s). В этом случае алгоритм восстановления может повторно формулироваться с использованием соотношения:

где R(s) обозначает расстояние источника от оси вращения. Следует отметить, что в этой формуле появляется только производная относительно координаты детектора, которая компенсируется в ходе обратной проекции посредством кратности увеличения, что хорошо известно в способах восстановления конического пучка.

Фиг.2 показывает в верхней части чертежа примерное изображение поглощения, сформированное без системы решеток, имеющее видимое FOV. Дополнительно, проиллюстрирована рамка в изображении поглощения, выступающая в качестве индикатора относительно ROI, при этом рамка может перемещаться посредством команды устройства ввода в ROI. Нижняя часть на Фиг.2 иллюстрирует PCI-изображение упомянутой ROI, причем в этом примере PCI-изображение может быть укрупнено и визуализировано отдельно от изображения поглощения. Следует отметить, что PCI-изображение также может быть наложением на изображение поглощения, например, в рамке, и также может быть проиллюстрировано в масштабе, идентичном масштабу изображения поглощения.

Фиг.3A, 3B и 3C примерно показывают результаты восстановления, полученные посредством предложенного способа. Очевидно, подход локальной томографии достаточно хорошо восстанавливает локальные структуры. В то же время артефакты, вызываемые посредством неидеального развертывания фазы на границе объекта, также присутствуют только локально. Изображение на Фиг.3C иллюстрирует, что неидеальное развертывание фазы вызывает нелокальные артефакты в традиционном томографическом восстановлении дифференциальных данных.

Блок-схема последовательности этапов способа на Фиг.4 иллюстрирует принцип способа формирования фазово-контрастных изображений согласно изобретению. Следует понимать, что этапы, описанные относительно способа, являются основными этапами, причем эти основные этапы могут быть различены или разделены на несколько подэтапов. Кроме того, между этими основными этапами также могут быть подэтапы. Следовательно, подэтап упоминается только в том случае, если этот этап является важным для понимания принципов способа согласно изобретению.

На этапе S1 может быть выполнено рентгеновское сканирование с вытесненной системой решеток, упрощая формирование изображения с чистым поглощением объекта внутри. Изображение поглощения может визуализироваться на экране, так что пользователь может оценивать его наряду с наложением текущего положения системы решеток в форме рамки, имеющей размер, идентичный размеру FOV, который охватывается посредством системы решеток в траектории рентгеновского излучения.

На этапе S2 пользователь может перемещать рамку, например, с использованием компьютерной мыши в положение в изображении поглощения, в котором требуется выполнять PCI-сканирование подозрительной области.

Ползун Sl₃ системы решеток и ползуны Sl₁ и Sl₂ источника могут перемещаться в указанное положение, так что система решеток охватывает область на плоскости, перпендикулярной главной траектории пучка рентгеновских лучей, идентичную рамке в изображении поглощения на экране компьютера.

На этапе S3 PCI-сканирование может выполняться и визуализироваться на экране компьютера, позволяя пользователю проверять его. Это PCI-сканирование может включать в себя преимущества локальной томографии.

При необходимости PCI-сканирование может повторяться на этапе S4 в других ROI посредством использования идентичного изображения поглощения.

Хотя изобретение подробно проиллюстрировано и описано на чертежах и в вышеприведенном описании, эти иллюстрации и описание должны считаться иллюстративными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления.

Другие вариации в раскрытых вариантах осуществления могут пониматься и выполняться специалистами в данной области техники, применяющими на практике заявленное изобретение, из изучения чертежей, раскрытия сущности и прилагаемой формулы изобретения. В формуле изобретения слово "содержащий" не исключает другие элементы или этапы, и использование элементов в единственном числе не исключает наличия множества таких элементов. Один процессор или другой модуль может выполнять функции нескольких элементов, изложенных в формуле изобретения.

Простой факт того, что определенные меры упомянуты в различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает того, чтобы комбинация этих мер не может быть использована с выгодой. Компьютерная программа может храниться/распространяться на подходящем носителе, таком как оптический носитель хранения данных или полупроводниковый носитель, поставляться вместе с или в качестве части других аппаратных средств, но также может распространяться в других формах, к примеру, через Интернет либо другие системы проводной или беспроводной связи. Все ссылки с номерами в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничивающие объем.

СПИСОК ССЫЛОК С НОМЕРАМИ

O - объект

S - источник рентгеновского излучения

D - детектор рентгеновского излучения

G₀ - исходная решетка

G₁ - дифракционная решетка

G₂ - поглощающая решетка

AM - приводное средство

OA - оптическая ось/главная ось

C - средство управления

P - средство обработки

RAM - оперативное запоминающее устройство

WS - рабочая станция

MS - монитор

Sl₁ - первый ползун

Sl₂ - второй ползун

Sl₃ - третий ползун

FOV - поле зрения

ROI - интересующая область