CN102221565B - X射线源光栅步进成像系统与成像方法 - Google Patents

Abstract

一种X射线成像系统，包括：X射线源、源光栅、固定光栅模块和X射线探测器，依次位于X射线的传播方向上；被检测物体位于所述源光栅和固定光栅模块之间；所述源光栅可在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上作步进移动；其中，该系统还包括计算机工作站，其控制所述X射线源、源光栅、X射线探测器从而实现下述过程：源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动；在每个步进步骤，X射线源向被测物体发射X射线，同时所述探测器接收X射线；其中，经过至少一个周期的步进和数据采集，探测器上每个像素点处的X射线的光强表示为一个光强曲线；将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线相比较，由所述光强曲线的变化计算得出在每个像素点的像素值；根据所计算得出的像素值重建被检测物体的图像。

Description

X射线源光栅步进成像系统与成像方法

技术领域

本发明一般地涉及了X射线成像领域，更具体地涉及通过光栅步进技术利用X射线对物体进行投影成像。

背景技术

在现有技术例如CT扫描设备中，利用X射线对物体进行扫描成像得到了广泛地应用。传统的X射线扫描成像一般利用被测材料对X射线的衰减特性来以非破坏性方式检查物体的内部结构。若物体内部的各部分结构组成的密度差异明显，则传统的X射线成像技术的效果尤为显著。但对于轻元素构成的物质，它们对X射线来说是弱吸收物质，所以用传统的X射线成像技术几乎看不到它们内部的具体结构。即使用其它辅助的手段，例如给生物组织打上造影剂也很难得到清晰的图像，这造成了很多的缺憾。在上世纪九十年代，出现了X射线相衬成像技术。所说相衬成像是通过捕捉X射线的相移信息来观察物体内部的电子密度变化，从而揭示物体的内部结构。开始时，出现的相衬成像方法一般通过利用相干或者部分相干的X射线的干涉或衍射现象来增强辐射图像的低对比度分辨率。而在此基础上，在申请号为200810166472.9、名称为“X射线光栅相衬成像系统及方法”以及申请号为“200810224362.3”、发明名称为“X射线相衬层析成像”的专利申请中，其中该专利申请的全部内容在此通过参照引入到本申请中，黄志峰等人提出了非相干光栅相衬成像的新技术构思和方案，这包括：使用两块吸收光栅在一个光栅周期范围内相对地平行移动若干步，每一步探测器采集一张图像；在完成一个光栅周期内的采集过程后，通过比较每个像素点对应的样品光强曲线与背景光强曲线的差异计算出被检测物体的折射图像信息。这取到了较好的相衬成像效果。该方法可以工作在多色、非相干的射线源下，实现简单可行的装置。

另外，在X射线成像的技术发展过程中，也出现了暗场成像的技术。所说暗场成像是利用非直射光例如散射光、衍射光、折射光和荧光等对物质材料进行成像的技术，通过物质对X射线散射能力的差异来对物质内部结构进行成像。对于暗场成像，由于硬X射线独特的光学性质，所需的光学元件制作非常困难，所以硬X射线的暗场成像一直难以较佳地实现。然而，硬X射线的暗场成像技术在对物质内部微细结构分辨和探测能力上相对于明场成像和相衬成像具有独到的优势。由于硬X射线的散射在微米量级或甚至纳米量级尺度，因而硬X射线暗场成像技术能够看到硬X射线明场成像和相衬成像都无法分辨到的物质内部超微细结构。其中，于2009年，在申请号为“200910088662.8”、发明名称为“X射线暗场成像系统和方法”的专利申请中，其中该专利申请的全部内容在此通过参照引入到本申请，黄志峰等人提出了利用X射线对物体进行暗场成像的技术方案，这包括：向被测物体发射X射线；使得两块吸收光栅之一在至少一个周期内进行步进；在每个步进步骤，探测器接收X射线，并转化为电信号；经过至少一个周期的步进，探测器上每个像素点处的X射线光强表示为一个光强曲线；根据探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线的对比度，计算得到每个像素的散射角分布的二阶矩；在多个角度拍摄物体的图像，然后根据CT重建算法可以得物体的散射信息图像。

前述的光栅成像技术中，都需要采用步进技术测量出探测器上每个探测单元(像素点)的光强曲线。其中，所利用的步进技术的基本原理为：源光栅紧邻X光机源固定不动后，在基于Talbot-Lau干涉法的技术中，位相光栅或者解析光栅在一个光栅周期范围内相对平行移动若干步；而在基于经典光学方法的技术中，两块吸收光栅在一个光栅周期范围内相对平行移动若干步。每一步探测器采集一张图像。完成一个光栅周期内的采集过程后，通过比较每个像素点对应的样品光强曲线与背景光强曲线的差异可计算出折射图像信息、衰减图像信息和暗场图像信息。因位相光栅、解析光栅或吸收光栅的周期都在几微米量级，步进精度要求亚微米量级，这对机械设备的精度、整体设备防震、环境温度等要求都非常高，这将极大增加成像系统的建设难度和资金，从而限制了这种新的光栅成像技术的应用推广。

发明内容

针对现有技术的缺陷，在已经提出的X射线光栅相衬成像和暗场成像等技术的基础上，同样地基于X射线光栅成像技术，本发明提出了X射线源光栅步进成像的系统和方法。

具体地，本发明，提出了一种基于源光栅步进的成像系统，其中仅移动低精度的源光栅来实现步进过程，而要求高精度的光栅相对地固定不动。

根据本发明的一个实施例，X射线成像系统，包括：X射线源、源光栅、固定光栅模块和X射线探测器，依次位于X射线的传播方向上；被检测物体位于所述源光栅和固定光栅模块之间；所述源光栅可在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上作步进移动；其中，该系统还包括该系统还包括计算机工作站，其控制所述X射线源、源光栅、X射线探测器从而实现下述过程：所述源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动；在每个步进步骤，X射线源向被测物体发射X射线，同时所述探测器接收X射线；其中，经过至少一个周期的步进和数据采集，探测器上每个像素点处的X射线的光强表示为一个光强曲线；将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线相比较；由所述光强曲线的变化计算得出在每个像素点的像素值。

其中，所述系统还包括致动装置，在所述计算机工作站的控制下，用于使得所述源光栅进行步进移动，和/或使得被检测物体与所述系统的其他部分相对地旋转一个角度。在每个旋转角度下，重复所述源光栅步进过程，从而得出多个角度下的X射线成像像素值，然后根据预定CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。

其中，所述计算机工作站包括：数据处理模块，用于进行数据信息的处理，并从中计算得出被检测物体上各点的像素值；图像重建模块，用于根据计算得出的像素值重建被检测物体的图像；以及控制模块，用于控制所述X射线源、源光栅、X射线探测器以及数据处理单元的操作。其中，根据一个实施例，所述数据处理器模块和所述控制模块可集成在一起，由一个通用或专用处理器来实现。

另外，所述计算机工作站还包括显示单元，用于显示被检测物体的图像。在可同时获得多种图像情况下，可互补地显示这些图像。

根据本发明的一个实施例，所述计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的折射信息，并由此计算出相应的像素值。

根据本发明的另一个实施例，其中所述计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的散射信息，并由此计算出相应的像素值。

根据本发明的又另一个实施例，其中所述计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的衰减信息，并由此计算出相应的像素值。

根据本发明的另一个方面，涉及一种X射线成像方法，利用X射线成像系统对物体进行成像，其中该X射线成像系统如上所述，其中，所述方法包括下述步骤：

向被测物体发射X射线；使得所述源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动；在每个步进步骤，X射线探测器接收X射线，并将其转化为可处理的数字电信号；其中，经过至少一个周期的步进和数据采集，所述探测器上每个像素点处的X射线光强表示为一个光强曲线；所述数据处理模块将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线相比较，由此得到光强曲线的变化；由所述光强曲线的变化计算得出探测器上每个像素点处的像素值；以及由所述图像重建模块将所述被检测物体的像素值，重建为被检测物体的图像。

进一步地，根据本发明方法的实施例，在该方法中，旋转被检测物体，在每个旋转角度下，重复所述各步骤，得出多个角度下的被检测物体在X探测器上各点的像素值分布，然后根据CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。

根据本发明方法的一个实施例，其中包括从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的折射信息，并由此计算出相应的像素值。或者，根据另一个实施例，包括能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的散射信息，并由此计算出相应的像素值。或根据又一个实施例，包括能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的衰减信息，并由此计算出相应的像素值。

根据本发明的系统或方法，可以结合几种成像机制，包括衰减成像、暗场散射成像和相衬成像，并互补地显示，综合应用于材料科学，组织(例如乳腺)的医学成像等领域。

在获得相同的图像质量和效果的同时，本发明极大地降低了原有技术对高精度机械和运动设备、防震设备等苛刻要求，从而极大降低了设备建造成本，系统稳定性大大增强，为基于光栅的多信息综合成像技术应用于医疗设备等实际产品极大降低了技术门槛。

附图说明

图1为本发明的X射线成像系统的示意图。

图2为本发明的系统基于可移动源光栅的成像原理的示意图。

图3示出X射线探测器的某一探测单元(像素点)处所测量得到的光强曲线(背景位移曲线)。

图4示出了通过本发明的成像系统所采集的某被检测物体的多种信息图像，其中图4左为吸收图，图4中为相衬图，图4右为暗场图。

图5示出X射线经过被检测物体后，探测器某像素所测得的背景位移曲线和样品位移曲线所体现的X射线强度和对比度以及相位变化的示意图。

具体实施方式

参见图1所示，根据本发明的原理，X射线成像系统基本上包括：X光机S、可移动的源光栅G0、固定光栅模块P(包括第一光栅G1和第二光栅G2)，以及X射线探测器T组成，其依次位于所发射的X射线的传播方向上。被检测物体位于所述源光栅G0和所述固定光栅模块之间。

其中，作为X射线源的X光机可以为目前医疗设备中所通用的X光机，通常为适合乳腺成像的大电流脉冲式X光机，且可包括相应的辅助设备。X光机用于向被检测物体发射X射线束。一般地说，辅助设备包含滤波片。医用X光机的工作电压一般设置在5-160kVp。通用的X光机发射的X射线束可以是扇束、锥束或平行束。在本发明中，优选地为锥束。

其中，所述X射线探测器T用于接收X射线，并可通过光电信号转换技术(例如，数字化摄影技术)将接收的X射线信号转换为可进行数字处理的电信号。优选地，所述探测器可以是矩阵探测器，其中的每个探测元(像素)可以检测射到该单元上的X射线的强度变化。优选地，该探测器能够定时地进行采集和转换X射线。优选地，可以采用医用低噪声的面阵探测器，动态范围＞12bit的面阵探测器，覆盖整个成像区域。为了能够检查到几百微米乳腺钙化组织，探测器的空间分辨率要求在百微米左右或以下，例如70-100微米。

另外，所述X射线成像系统还包括计算机工作站。整个成像系统的控制、数据传输、图像重建以及数据处理均可由计算机工作站完成。扫描控制信息、位置信息、投影数据等通过数据采集系统输入到计算机工作站中。由工作站完成物体多种信息的提取，数据预处理物体及图像重建的工作，最后在显示器上显示出来。

计算机工作站可包括数据处理模块，其可设置成用于从探测器输出的可数字处理的电信号，计算得出X射线经过被检测物体后的光强(曲线)的变化，并通过所述光强(曲线)变化计算出出被检测物体上某个点处对X射线的吸收信息、散射信息或折射信息，以及利用所述信息计算出所述被检测物体的像素信息。这些功能实际上可通过编程的软件来实现，或者可替换地，理论上可通过专用的硬件芯片组来实现。

进一步地，计算机工作站还可包括控制模块(图1中未示出)，用于控制所述X光机、源光栅、被测物体、固定光栅以及探测器等的操作，例如相对转动、步进运动、X射线发射和信息采集等。优选地，所述控制模块和所述数据处理模块可以集成为一体，由单个通用或专用处理器来实现。

进一步地，计算机工作站还可包括有成像模块(图1中未示出)，根据得出的像素信息重建被检测物体的图像并输出显示。其中，该重建功能模块可以由兼为数据处理模块的处理器实现。

所述成像系统还可包括致动装置，其在计算机工作站的控制下，用于使得所述源光栅进行步进移动，和/或使得被检测物体与所述系统的其他部分相对地旋转一个角度。在每个旋转角度下，重复所述源光栅步进过程，从而得出多个角度下的X射线成像像素值，然后根据预定CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。该制动装置在此定义为具有相对转动被测物体的装置和使得源光栅步进移动的装置的功能的结构，实际上二者也可以分别单独表示。

进一步地，该计算机工作站可包括显示单元，用于显示所重建的图像，可由通用的显示器来实现。

下面进一步详细描述与所引证的先有技术存在差别的且需要重点介绍的组成部分。

<固定光栅模块>

固定光栅模块P由两块高精度的光栅G1和G2组成。在背景技术中所引证的专利申请中的光栅成像技术中，使用的两块高精度光栅需进行相对步进运动来实现步进技术，而在本发明中，它们的相对位置却恒定不变。所述两块光栅G1、G2的周期分别设定为p₁、p₂，其平行地依次位于X射线束的发射方向上。

其中，优选地，所述两个光栅的周期一般在0.1-30微米之间。光栅使用重金属作为吸收材料，以金(Au)为例，金的高度由使用的X射线的能量决定，在10-100微米之间。例如，对20keV的X射线来说，金的高度大于16微米能阻挡90％的X射线。

其中，根据物理原理，定义X射线的相干条件为l_coh＝(Lλ/S’)＞p₁，其中l_coh为横向相干长度，L为源光栅到固定光栅模块中第一块光栅G1的距离，S’为线光源宽度，λ为X射线的波长，p₁为射线方向上第一块光栅G1的周期。

实际上，可存在两种情形：

1)当成像系统满足上述的相干条件，则该第一块光栅G1为相位光栅，它改变入射的X光的相位，在第一块光栅后G1产生Talbot效应。而第二块光栅G2则是作为吸收光栅，它平行放置在第一块光栅衍射的Talbot距离上。第一和第二光栅两者相对固定不动。

2)当成像系统不满足上述的相干条件时，则这两块光栅G1和G2都是吸收光栅。两块吸收光栅相距一段距离D，两者相互平行固定放置。

在本发明的一个优选实施例中，成像系统不满足上述的相干条件，即固定光栅模块所用的X射线为非相干光，此时固定光栅模块P采用了上述第二种情形下的设置，第一和第二光栅G1、G2相距D。

可替换地，在本发明的另一种实施例中，成像系统满足上述的相干条件，即固定光栅模块所用的X射线为相干光或部分相干光，此时固定光栅模块P采用了上述第一种情形下的设置，其中第二光栅G2与第一光栅G1的距离为Talbot距离D_T，且

<源光栅及其步进技术>

源光栅G0为多缝的吸收光栅，其作用相当于将X光机分为多个窄束线光源。如图1所示，在本发明中，源光栅要实现在垂直于光路方向(Z轴)和光栅线条方向(Y方向)的X方向上，在最少一个光栅周期p₀的范围内平行移动，即实现步进技术。相比而言，当前已有的光栅成像技术中，源光栅的位置是设置成固定不动的，或者直接刻在X光机的靶材上。因此，源光栅的步进是本发明相对于所引证的先有技术的区别之处。源光栅的周期p₀一般在十几微米或几十微米左右，因此步进的步长可在几微米或十几微米量级，甚至几十微米量级，则平移设备精度在几微米或者十几微米左右。可证明，源光栅步进技术与在先技术中使得光栅模块P的两块光栅相对地步进所得到的结果可以是等效的。

通过源光栅的相对步进运动，可以得到探测器上某像素点处所接收的X射线的强度变化曲线。对于如图1所示的系统，固定光栅模块的两个光栅(G1、G2)相对固定，而源光栅沿X方向步进。源光栅G0每平移一步，所述的探测器可采集一次数据；在平移距离范围内采集N张图像后，可获得探测器上每个像素(探测器的探测面上的每个点)在一个光栅周期内光强变化曲线的分布情况。如图3所示，该光强变化函数的形状类似于正弦或余弦函数。在此处用连续的模拟曲线来表示，但实际上可由多个点模拟而成。

<源光栅步进移动过程>

如图2所示，为简化计算假设在理想条件下，即三个光栅均在所示的X方向上的尺寸足够大。其中，源光栅G0将大焦点的X光机分为一排线光源，其分布用函数T₀(x)表示。而光栅G1和G2分别用T₁(x)和T₂(x)表示。光栅G0、G1和G2的周期分别为p₀、p₁和p₂。

现以非相干X光成像为例，其中第一和第二光栅G1、G2之间的距离D，说明源光栅步进的成像原理。

当光路上没有放置被测物体，光栅G1在X射线照射下，在光栅G2位置处所形成的像用函数I_s(x)表示，即

I_s(x)＝I₁(x)*S(x)        (1)

其中I₁(x)是光栅G1在点源照射下在光栅G2位置所形成的像，S(x)是源光栅G0在光栅G2位置的投影像，于是有

$I_1\left(x\right)=T_1\left(\frac{L}{L+D}x\right)$

$S\left(x\right)=S_T(-\frac{L}{D}x)$

其中，S_T(x)为光栅G0后光强分布，它由X光源分布函数S₀(x)与光栅G0透过率函数T₀(x)共同作用，即S_T(x)＝S₀(x)T₀(x)。

注意到，在G2位置上，I₁(x)和S(x)的周期与光栅T₂(x)的周期相等，都为p₂，为方便表示均记为p。

设探测器所探测到的光强分布函数为I_D(x)，则

I_D(x)＝I_s(x)T₂(x)            (2)

由于探测器单元(像素)的尺寸比光栅G2的周期要大许多，对某个像素所接受的光强值是几个或几十个光栅周期范围内光强累计，所以不失一般性，设

$I_1\left(x\right){=T}_1\left(\frac{L}{L+D}x\right)=\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{a}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}$

$T_2\left(x\right)=\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{t}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}$

$S\left(x\right)=S_T(-\frac{L}{D}x)=S_0^{\&prime;}\left(x\right)T_0^{\&prime;}\left(x\right)=S_0(-\frac{L}{D}x)T_0(-\frac{L}{D}x)$

其中， $S_0^{\&prime;}\left(x\right)=S_0(-\frac{L}{D}x),T_0^{\&prime;}\left(x\right)=T_0(-\frac{L}{D}x)=\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{f}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}.$

即

$S\left(x\right)=S_0^{\&prime;}\left(x\right)T_0^{\&prime;}\left(x\right)=S_0^{\&prime;}\left(x\right)\left[\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{f}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}\right]\&ap;\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{f}_n^{\&prime;}{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}$

其中，a_n、t_n和f_n为傅里叶系数。f′_n是考虑了光源分布情况的傅里叶系数。

当源光栅步进时，设移动距离χ，则探测器单元内所获得的光强曲线函数(称为背景位移曲线)为：

$I_D(x,\mathrm{\&chi;})=I_s(x,\mathrm{\&chi;})T_2\left(x\right)=[I_1\left(x\right)*S(x+\mathrm{\&chi;})]T_2\left(x\right)$

$=[\left(\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{a}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}\right)*\left(\underset{m}{\mathrm{\&Sigma;}}{f}_n^{\&prime;}{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{m}{p}(x+\mathrm{\&chi;})}\right)]\left(\underset{k}{\mathrm{\&Sigma;}}{t}_k{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}\right)---\left(3\right)$

$\&ap;\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{a}_n{f}_n^{\&prime;}{t}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}\mathrm{\&chi;}}$

当在光路上放置被测物体，它引起X光的相移为

则物体和光栅G1在X射线照射下，在光栅G2位置处所形成的像用函数J_s(x)表示，即

J_s(x)＝J₁(x)*S(x)            (4)

其中J₁(x)是物体和光栅G1在点源条件下在光栅G2位置的像，即

则探测器单元内所获得的光强曲线函数(称为样品位移曲线)为

下面证明源光栅步进技术与两块吸收光栅相对地步进技术所得到的结果是等价的。

假设光栅G2进行相对于G1步进，移动距离时χ，探测器单元内所获得的光强曲线函数为：

其中，在光路无被检测物体条件下的背景位移曲线：

$I_D^{\&prime;}(x,\mathrm{\&chi;})=I_s\left(x\right)T_2(x,\mathrm{\&chi;})=[I_1\left(x\right)*S\left(x\right)]T_2(x+\mathrm{\&chi;})$

$=[\left(\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{a}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}x}\right)*\left(\underset{m}{\mathrm{\&Sigma;}}{f}_n^{\&prime;}{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{m}{p}x}\right)]\left(\underset{k}{\mathrm{\&Sigma;}}{t}_k{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}(x+\mathrm{\&chi;})}\right)---\left(6\right)$

$\&ap;\underset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}{a}_n{f}_n^{\&prime;}{t}_n{e}^{2\mathrm{\&pi;i}\frac{n}{p}\mathrm{\&chi;}}$

在光路有被检测物体条件下的样品位移曲线为：

经过对比可以发现，式(3)和(6)等价，(5)和(7)等价。

如以相干X光成像为例，其中第一和第二光栅G1、G2之间的距离D_T，进行推导，结果也是一样的，其中仅需要将公式中的D替换为D_T即可。另外，如果是相干条件下，用Talbot-Lau干涉法时，还存在这样的关系：p₂＝(p₁/2)*L/(L-D_T)。

因此，概括而言，源光栅步进技术获得的结果与通过第一、第二光栅相对步进技术所取得的结果基本上相同，但同时大大降低了步进的精度要求和难度，同时使得系统的稳定性大大增强。

<CT信息提取和CT图像重建>

在源光栅步进的X射线成像过程中，通过源光栅步进，可获得每个探测器单元(像素)的背景位移曲线和样品位移曲线，考虑实际系统中，X光源、三个光栅均是有限尺寸的，则背景位移曲线和样品位移曲线近似于正弦曲线，即

I_s(k)≈a_s+b_scos(kΔx+φ_s)    (8)

I_b(k)≈a_b+b_bcos(kΔx+φ_b)    (9)

其中I_s(k)和I_b(k)为第k步测量的有样品时和无样品时的光强值，Δx是步长，曲线的相位变化为Δφ＝(φ_s-φ_b)，a_s，b_s，a_b，b_b为正弦曲线系数。图3所示是实际系统测量到的背景位移曲线。其中，不存在被检测样品情况下的光强曲线作为背景信息可以预知的，该信息可以预存在系统的存储中，或者是在设备启动时临时自动获取。

通过比较背景位移曲线和样品位移曲线，参见图5所示，当步数比较多(例如大于或等于5，步进数越多则构图效果越好)时，可用下列公式计算这个探测器单元的衰减值P(对应于衰减图)、折射角值Δθ(对应于相衬图)和散射角分布二阶矩σ²(对应于暗场图)：

$P={\&Integral;}_l\mathrm{\&mu;}\left(l\right)\mathrm{dl}=-\ln \left(\frac{\underset{k}{\mathrm{\&Sigma;}}{I}_s\left(k\right)}{\underset{k}{\mathrm{\&Sigma;}}{I}_b\left(k\right)}\right)---\left(10\right)$

$\mathrm{\&Delta;\&theta;}={\&Integral;}_l\&dtri;\mathrm{\&delta;}\left(l\right)\mathrm{dl}=\frac{p_2\mathrm{\&Delta;\&phi;}}{2\mathrm{\&pi;D}}---\left(11\right)$

${\mathrm{\&sigma;}}^2={\&Integral;}_l{f}_s\left(l\right)\mathrm{dl}=-\frac{1}{2{\mathrm{\&pi;}}^2}{\left(\frac{p_2}{D}\right)}^2\ln \left(\frac{V_s}{V_b}\right)---\left(12\right)$

其中，μ是线性衰减系数，δ是折射率相位因子，f_s是广义散射参数，l是光传播路径。V_s和V_b分别是样品位移曲线和背景位移曲线的对比度(visibility)。其中，I_max和I_min分别表示光强曲线的最大和最小值，则应存在下述关系

$V=\frac{I_{\max }-I_{\min }}{I_{\max }+I_{\min }}$

当然，为简化设置，步进数也可能较少。特别地，在源光栅步进技术中，当步数小于5时，可以采用求解方程组的方式求解各种信息值。这在现有技术中已有公知推导过程，且图像效果也一般劣于步进数较多的情形。假定I_R经过物体后的X射线强度，I是经过光栅之后的X射线光强，R_t(x)为归一化后背景位移曲线函数，f(θ)表示X射线被物体散射后的概率密度分布函数，它们有以下关系：

I＝∫I_RR_t(x)f(θ)dθ        (13)

其中

其中，当步数分别为2，3或4时，即步进点分别是2，3或4个特殊的位置点，则可对R_t(x)分别进行一阶、二阶或三阶泰勒近似展开，然后代入公式(13)，分别得到步数为2，3或4的近似公式；接着将相应位置采集到的图像代入近似公式，可求解出各种信息。

特别地，当步数为2时，例如取两个特殊位置点kx＝0，π，用这两个位置上的图像(例如以I₁，I₂表示)可以计算出表观吸收信息I_R和相衬信息(即折射角信息)Δθ：

$I_R=\frac{I_1+I_2}{2R_0}---\left(14\right)$

$\mathrm{\&Delta;\&theta;}\frac{p_2{R}_0{I}_1-I_2}{2\mathrm{\&pi;DA}{I}_1+I_2}---\left(15\right)$

再特别地，当步数为3时，例如取三个特殊位置点，用这三个位置上的图像，通过对位移曲线进行二阶泰勒展开，得到表观吸收信息I_R和相衬信息Δθ和散射信息σ²。

步进数较少的情况下，取得的图像数据较步进数较多的情况下的图像数据存在离散失真情形，但也存在操作更简洁的优势。

根据公式(10)和(12)，可使用传统的滤波反投影算法(如RL滤波，SL滤波等)重建出物体内部的线性衰减系数μ、广义散射参数f_s的三维空间分布。公式(10)表明，通过测量X射线经过某点的光强变化可以得出被检测物体的吸收衰减信息。公式(12)表明，通过测量X射线光强曲线的对比度的变化即可以间接地测量被检测物体的散射信息。

根据公式(11)，可使用基于希尔伯特滤波类型的滤波反投影算法重建出物体内部的折射率(或其梯度)的三维空间分布。公式(11)表明，通过测量和计算位移曲线的相位变化Δφ可以间接地得出被检测物体的折射信息。

上述的例如滤波反投影算法对于本领域技术人员而言应该是所熟悉，亦有相当多的文献记载其内容，故在此不作详细的细节描述，而仅表述其技术效果。实际上，也可以采取其他的类似算法。参见附图4所示，4a、4b和4c分别为被测物体的衰减图、相衬图和暗场图，其中源光栅周期为110微米，步长10微米，采集11点数据，固定光栅模块中两吸收光栅周期分别为10和11微米。根据这11个点的图像数据。

如果对被测物体做CT数据采集，即在被测物体相对于成像系统处于不同的角度下进行成像，则分别获得各个角度下的衰减图、相衬图和暗场图。被测对象例如人体，相对于成像系统可以旋转，例如360度。这样，需要一个能够使得被检测物体相对于整个系统旋转的致动装置，其一般为机电转动致动结构，且由控制模块来控制。

<成像过程>

在每个角度下，X射线源向物体发射X射线。同时，本发明的成像系统的源光栅G0完成一次至少一个周期的步进运动。在这个过程中，探测器将光强信号转化为可数字处理的电信号，然后由数据处理单元进行数据处理。通过比较探测器每个像素点处的光强曲线的变化，可在探测器上的像素单元处得到X射线经过被检测物体的衰减值、散射值和折射值中的一种或几种。然后物体相对地旋转一个角度，重复上述的光栅步进运动，得到该另一个角度下的X射线经过被检测物体的衰减值、散射值和折射值中的一种或几种。重复上述过程，得到多个角度下X射线经过被检测物体的衰减值、散射值和折射值中的一种或几种。利用CT重建算法将所述衰减值、散射值和折射值中的一种或几种构建为被测物体的CT图像。

为提取到精确的图像，应能够精确测量或标定以下系统参数：X射线源到机架旋转中心的距离，源光栅到固定光栅模块的距离，固定光栅模块中两光栅间的距离，源与探测器间的距离，光栅的周期等。用于支撑被检测物体和/或设备系统的机架在现有技术中已经被普遍地应用，而在本发明中也根据需要当然地使用，但其内容在此不做详述，本领域技术人员能够基于常识和本发明的教导采用合适的架构。

尽管本发明优选地基于非相关X射线源进行的描述，但本发明构思和发明原理也可适用于使用相干X射线源的光栅成像。

本发明的X射线成像方法进一步完善了光栅成像技术，使之可以大大降低光栅步进的精度，缓解成像系统的建设难度和资金，从而促进了这种新的光栅成像技术的应用推广。本发明改变了原有光栅综合成像技术的基于高精度光栅的步进技术，而只需基于低精度大周期的源光栅的步进技术，获得相同的图像质量和效果。

在同一套系统上，可以进行X射线吸收、相衬和暗场三种成像方式中的一种或几种，使得可以得到相互弥补的图像，参见图4所示。这可以通过在计算机工作站中集中多种数据处理功能，以同时实现上述一种或多种成像方式。基于非相干X射线源的光栅暗场成像可以应用于材料科学，组织(例如乳腺)的医学成像等领域。

应当注意，在不背离所附权利要求书的范围的情况下，本领域技术人员将能够设计很多可选择实施例。在枚举若干装置的设备权利要求中，这些装置中的若干可以由同一项硬件来实现。仅仅在相互不同的从属权利要求中陈述某些措施的事实并不表明这些措施的组合不能被有利地利用。

Claims (21)

1.一种X射线成像系统，用于对物体进行X射线成像，该系统包括：X射线源(S)、源光栅(G0)、固定光栅模块(P)和X射线探测器(T)，依次位于X射线的传播方向上；被检测物体位于所述源光栅和固定光栅模块之间；

所述源光栅能够在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上作步进移动；

其中，该系统还包括计算机工作站，其控制所述X射线源、源光栅、X射线探测器从而实现下述过程：

所述源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动；

在每个步进步骤，X射线源向被测物体发射X射线，同时所述探测器接收X射线；其中，经过至少一个周期的步进和数据采集，探测器上每个像素点处的X射线的光强表示为一个光强曲线；

将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线相比较，由所述光强曲线的变化计算得出在每个像素点的像素值；

根据所计算得出的像素值重建被检测物体的图像。

2.根据权利要求1的系统，其中所述系统还包括致动装置，其在该计算机工作站的控制下，用于使得所述源光栅进行步进移动和/或使得被检测物体与所述系统的其他部分相对地旋转一个角度。

3.根据权利要求2的系统，其中，在每个旋转角度下，重复所述源光栅步进过程，从而得出多个角度下的X射线成像像素值，然后根据预定CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。

4.根据权利要求1的系统，其中该计算机工作站包括：

数据处理模块，用于进行数据信息的处理，并从中计算得出被检测物体上各点的像素值；

图像重建模块，用于根据计算得出的像素值重建被检测物体的图像；以及

控制模块，用于控制所述X射线源、源光栅、X射线探测器的操作。

5.根据权利要求1的系统，其中所述固定光栅模块(P)包括相对固定的第一光栅(G1)和第二光栅(G2)。

6.根据权利要求1的系统，其中，所述计算机工作站还包括显示单元，用于显示被检测物体的图像。

7.根据权利要求1的系统，其中所述该计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的折射信息，并由此计算出相应的像素值。

8.根据权利要求1或7的系统，其中所述该计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的散射信息，并由此计算出相应的像素值。

9.根据权利要求1或7的系统，其中所述该计算机工作站能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的衰减信息，并由此计算出相应的像素值。

10.根据权利要求1的系统，其中所述X射线源发射非相干的X射线。

11.根据权利要求5的系统，其中所述源光栅、第一光栅(G1)和第二光栅(G2)、X射线探测器相互之间具有下述的关系：

其中，p₁和p₂分别为第一光栅(G1)和第二光栅(G2)的周期，L为X射线源与第一光栅(G1)之间的距离，D为第一和第二光栅之间的距离。

12.根据权利要求5的系统，其中所述源光栅、第一光栅(G1)和第二光栅(G2)、X射线探测器相互之间具有下述的关系：

p₂＝(p₁/2)*L/(L-D_T)

其中，p₁和p₂分别为第一光栅(G1)和第二光栅(G2)的周期，L为X射线源与第一光栅(G1)之间的距离，D_T为第一光栅(G1)和第二光栅(G2)之间的距离，且

λ为X射线的波长。

13.一种X射线成像方法，利用X射线成像系统对物体进行成像，其中该X射线成像系统包括：X射线源、源光栅、固定光栅模块、X射线探测器和计算机工作站；

其中，所述方法包括，在所述计算机工作站的控制下实现下述步骤：

向被测物体发射X射线；

使得所述源光栅在其至少一个周期范围内，在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上进行步进运动；

在每个步进步骤，X射线探测器接收X射线，并将其转化为可处理的数字电信号；其中，经过至少一个周期的步进和数据采集，所述探测器上每个像素点处的X射线光强表示为一个光强曲线；

将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线相比较，由此得到光强曲线的变化；

由所述光强曲线的变化计算得出探测器上每个像素点处的像素值；以及

根据所述图像重建模块将所述被检测物体的像素值，重建被检测物体的图像。

14.根据权利要求13的方法，其中该计算机工作站包括：控制模块、数据处理模块和图像重建模块。

15.根据权利要求13的方法，其中进一步包括：

旋转被检测物体，在每个旋转角度下，重复所述各步骤，得出多个角度下的被检测物体在X探测器上各点的像素值分布，然后根据CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。

16.根据权利要求13的方法，其中进一步包括：

从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的折射信息，并由此计算出相应的像素值。

17.根据权利要求13或16的方法，其中进一步包括：

从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的散射信息，并由此计算出相应的像素值。

18.根据权利要求13或16的方法，其中进一步包括：

从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出X射线在被检测物体上预定点的衰减信息，并由此计算出相应的像素值。

19.根据权利要求18的方法，其中所述计算机工作站还包括显示单元，用于显示被检测物体的图像，该方法进一步包括：

将所重建的图像互补地显示出来。

20.根据权利要求18的方法，其中所述步进过程包括，在源光栅一个周期内步进数为5步以上。

21.根据权利要求18的方法，其中所述步进过程包括，在源光栅一个周期内步进数为5步以下。

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