CN102596039A - 用于生成软组织对比度图像的装置和方法 - Google Patents

用于生成软组织对比度图像的装置和方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及用于生成包括软组织的检查对象(5)感兴趣区域的软组织对比度图像的装置。提出的装置包括：X射线源单元(2、3)，其用于发射一个或多个脉冲X射线笔形射束(4)的；致动器(8、9)，其用于沿着和/或绕着所述感兴趣区域致动所述X射线源单元(2、3)，以将所述一个或多个笔形射束(11)从各方向引导到所述感兴趣区域上；电磁信号接收器(11)，其用于从所述感兴趣区域接收源于感兴趣区域之内X射线光子吸收和散射的电磁信号；以及信号处理器单元(12)，其用于处理所接收的电磁信号并重建感兴趣区域的软组织对比度图像。

Description

用于生成软组织对比度图像的装置和方法
技术领域
本发明涉及用于生成包括软组织的检查对象的感兴趣区域的软组织对比度图像的装置和对应的方法。
背景技术
计算机断层摄影(CT)生成骨骼结构和对比剂分布的高质量图像。然而，CT的弱点之一是对软组织的辨别力。磁共振成像(MRI)具有优异的软组织对比度，但并非所有患者都允许由MRI流程成像。例如，当患者有诸如起搏器的一些植入物时，则不能由MRI流程对患者成像。
发明内容
本发明的目的是提供生成包括软组织的诸如患者的检查对象的感兴趣区域的软组织对比度图像的装置和对应的方法，其也可以应用于不能进行MRI流程的患者。
根据本发明的一个方面，提出了一种装置，其包括：
-X射线源单元，其用于发射一个或多个脉冲笔形X射线射束，
-致动器，其用于沿着和/或绕着所述感兴趣区域致动所述X射线源单元，以将所述一个或多个笔形射束从各方向引导到所述感兴趣区域上，
-电磁信号接收器，其用于从所述感兴趣区域接收源于感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的电磁信号，以及
-信号处理器单元，其用于处理所接收的电磁信号并重建感兴趣区域的软组织对比度图像。
根据本发明的另一方面，提出了一种如权利要求15中定义的对应的方法。
在从属权利要求中限定了本发明的优选实施例。应当理解，所主张的方法与所主张的并在从属权利要求中限定的装置具有相似和/或相同的优选实施例。
本发明基于采用由于X射线脉冲的动量而生成的电流来生成软组织对比度图像的构思。康普顿二极管利用了这种效应，它是响应于X射线辐射的入射而生成电流的X射线探测器。物理原理类似于所谓的Askaryan效应，例如，这种效应用于南极洲的粒子探测。Askaryan效应是这样的现象：在致密辐射透明介质(诸如盐、冰或月壤)中行进比光快的粒子会产生二次带电粒子雨，其包含电荷各向异性并从而在电磁谱的无线电或微波部分中发射相干辐射锥。
为了利用这种效应，根据本发明提出了生成强笔形X射线射束的短(优选低于1μs，或者甚至低于＜100ns；优选低于1ns，但限制因素是检查对象的尺寸)脉冲。这一个或多个笔形射束穿透检查对象。在对象的软组织中，光子主要被吸收并通过康普顿效应被散射。康普顿效应将光子的动量(部分)转移到电子。假设1mJ的光子承载动量。在长度为10cm的吸收器上沉积动量，这在理想情况下将对应于6A的电流。如果吸收器具有1l的体积，获得0.6mA/mm2的电流密度。令笔形射束跨整个表面运动，获得1mJ/l＝1mGray的施加剂量。因此，1mm的笔形射束在10cm的距离中生成1nT的磁场。作为对比，CT中典型的局部剂量为100mJ/l的量级。
这种磁场信号被诸如线圈或天线的电磁信号接收器接收，例如，线圈类似于MRI装置中用于信号接收的RF线圈。然后进一步处理这些信号，并且能够重建检查对象的感兴趣区域的软组织对比度图像。
患者生成的噪声大约＜0.1fT/sqrt(Hz)。在1s上求平均，这比X射线生成的磁场低7个数量级。为了估计总的信噪比，必须要估计信号接收器接收的电磁信号的带宽。人的反共振频率质量积(quality product)高于100ns，因此电流可以持续超过100ns。这意味着，单次投影的信噪比至少可以为3000。
为了形成软组织图像，由致动器在检查对象上扫描一个或多个笔形X射线射束。优选地，像CT中通常做的那样，针对不同的角度执行这种扫描。
一般有不同的效应导致定向电流。除了康普顿效应之外，光电效应也生成磁场。光电效应一般仅生成不定向的快电子，快电子从生成它们的体素汽化，并且然后必须返回成为电流。在均匀介质中，这不会导致可测量场，但患者包括针对快电子分开不同电导率和/或吸收常数的边缘。由这些边缘打破了对称，并生成了也可以由电磁信号接收器测量的外部磁场。
根据优选实施例，利用模型重建感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用一个或多个参数作为模型参数，所述参数表征光子与感兴趣区域之内组织的生成电流的交互作用。电磁信号接收器适于所生成电流的频率范围，并且频率范围使得生成的电流能够穿透检查对象。优选地，电磁信号接收器适于接收至少从50到250MHz，尤其从10到400MHz，甚至高达1000MHz(对于更小的对象，诸如四肢或小动物，高达3GHz)的频率范围中的电磁信号。
在重建中使用模型是图像重建领域中公知的。模型预测多个测量数据。通过比较模型的预测和实际测量数据，能够正确地设置模型参数。为此目的，改变模型的参数，直到测量数据和模型参数彼此尽可能相等。为了确定这种均衡，使用误差测量，例如欧几里德范数。
根据优选实施例，信号处理器单元适于利用模型重建感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用(复)电导率分布、X射线吸收分布和X射线光子的吸收和散射以及从X射线光子向感兴趣区域电子的动量转移的效率的效率分布作为模型参数。通过利用所接收的电磁信号优化模型参数，能够重建示出电导率分布、X射线吸收分布和/或效率分布的感兴趣区域的一个或多个软组织对比度图像。
如上文简述，所述电磁信号接收器优选包括一个或多个线圈、电极和/或偶极子天线，用于在操作期间布置在检查对象紧邻处或检查对象处。优选地，为了接收信号，使用线圈和电极(例如，附着于检查对象)。电极可以类似于用于ECG的电极，而线圈类似于MRI中使用的RF接收线圈。然而，在两种情况下信号放大器都是宽带频率放大器，至少高达250MHz，优选高达1GHz。
根据另一优选实施例，提供X射线探测单元，尤其是每个笔形X射线射束至少一个X射线探测器，用于探测来自通过所述检查对象的感兴趣区域透射的X射线辐射的X射线信号。因此，根据本实施例，不仅独立接收到电磁信号，而且独立接收到X射线信号。X射线信号不仅能够用于生成独立的X射线图像，而且还能够用于优化从电磁信号重建软组织图像，尤其是通过改善或调整优选用于重建软组织图像的模型。具体而言，可以使用从所测量的X射线信号获得的信息在从电磁信号重建软组织图像之前通过所述一个或多个模型参数改善所述模型。如其他从属权利要求中定义的那样，这种优化存在各种选择。
例如，在实施例中，从探测的X射线信号获得感兴趣区域之内X射线吸收分布的信息，而根据另一实施例，从探测的X射线信号获得关于检查对象的位置的信息。优选通过将检查对象外部的电导率分布、X射线吸收分布和效率分布设置为零，在模型中使用后一种信息，这样大大减少了重建软组织图像的计算工作。
根据另一实施例，生成电磁信号接收器相对于感兴趣区域的位置的信息，尤其是信号接收器元件相对于感兴趣区域的位置的信息，并在模型中使用。所有这些实施例最终导致计算时间减少以及软组织对比度图像的信号质量的改善。
由于扫描一般是像常规CT中那样做的，所以能够从探测的X射线信号生成CT图像。从这一CT图像，可以例如利用包括一个或多个能量分辨X射线探测器的X射线探测单元估计或重建吸收的康普顿部分。因此，初始电流源分布是已知的。如果组织中的电导率分布是已知的，则能够在电磁信号接收器处计算信号。另一方面，尽管逆问题不是线性的，并且因此需要高的计算能力，但可以从所测量的电磁信号开始计算电导率分布。最后，可以生成高分辨率的组织电导率图像，因为电流源很小并且位于被成像区域之内。
为了从X射线探测单元接收的X射线信号导出与康普顿效应相关的X射线信号，作为使用一个或多个能量分辨X射线探测器的补充或备选，也可以使用在至少两个不同能量水平交替发射X射线脉冲的多能量(至少双能量)X射线源。康普顿效应和光子效应具有不同的能量相关性。因此，可以利用能量分辨X射线探测器和/或多能量X射线源确定与康普顿效应相关的X射线信号。从与康普顿效应相关的X射线信号，可以生成感兴趣区域之内吸收和散射X射线光子的效率的效率分布的信息，并将其用于重建感兴趣区域软组织对比度图像的模型中。
所述X射线源单元优选包括用于发射脉冲X射线辐射的脉冲X射线源和布置于所述X射线源和所述检查对象之间、用于将所述X射线辐射转换成所述一个或多个脉冲笔形射束的准直器单元。通常，如果X射线源能够发射一个或多个笔形射束，也可以在无准直器的情况下使用X射线源，诸如X射线激光器。分离笔形射束的空间距离应当尽可能大。如果提供了X射线探测单元，优选提供单个探测元件，用于探测X射线辐射，从而能够重建高分辨率的CT图像，优选分辨率高于从接收的电磁信号重建的软组织对比度图像的分辨率。作为X射线源，优选使用闪烁X射线源，诸如从下文获知的X射线源：“Portable hard x-ray source for nondestructive testing andmedical imaging”，Boyer等人，Rev.Sci.Instr.，Vol.69，No.6，第2524-2530页，1998年6月。但也可以使用激光来生成能够用于生成强定向X射线脉冲的电子。
优选地，对X射线源单元进行电磁屏蔽，以避免将来自X射线源单元的HF脉冲直接耦合到电磁信号接收器中。
根据另一优选实施例，其中，X射线源单元包括脉冲X射线源和准直器单元，准直器单元包括一个或多个可控准直器元件和准直器控制单元，提供所述准直器元件中的每个用于在第一控制状态中允许笔形射束通过，并在第二控制状态中阻挡入射的笔形射束，准直器控制单元用于控制所述可控准直器元件。通常，根据本发明，一个或多个笔形射束，即小数量的笔形射束，同时入射在检查对象上。然而，这样有缺点，即遮挡了常规X射线源生成的大量X射线辐射。然而，为了实现适当的信噪比，必须要针对每个X射线脉冲向检查对象中引入一定的阈值能量。因此，根据本优选实施例，不仅使用单个或低数量的笔形射束，而且使大数量的笔形射束同时入射到检查对象上。
例如，只要单个笔形射束(1mm×1mm)入射到检查对象上，就需要每个脉冲的电子束脉冲能量大约为100J。由于必须要在大约10-8s之内释放脉冲的能量，所以阳极受到很大加热。然而，如果大量笔形射束同时入射到检查对象上，则必须向阳极上沉积小得多的能量，从而仅受到较少加热。
然而，从电磁信号基本获得了来自所有电流的概要信息。因此，优选由准直器控制单元控制准直器单元的准直器元件的切换。优选地，在每个潜在的笔形射束路径中，准直器元件被设置为允许沿这条射束路径的辐射通过或被阻挡。为此目的，例如，可以使用可切换吸收器作为准直器元件，诸如可以引入到射束路径中或从其中取出的由钨制造的吸收器元件。然后切换准直器元件，使得对于X射线源发射的每个脉冲X射线射束，超过一个，优选(少于全部)准直器元件，例如所述准直器元件的50％处于遮挡相应入射笔形射束的第二控制状态。于是，根据本实施例，笔形射束的发射受到某种编码。
如果使用模型(如下文更详细解释的)进行重建，如果如上所述切换准直器元件，则无需对重建进行任何特别改变。然而，也能够计算回单个X射线。为此目的，形成单次投影电压的加权和。必须选择权重，使得除了一个X射线之外，计算的所有X射线的X射线强度彼此抵消。例如，如果给出X射线分布00和01，如果从第一信号减去第二信号，可以生成右侧的X射线。还可能导出对模式的假设，尤其是它们充分正交，从而能够找到针对每个X射线的加权和。否则，该模式不适于成像和提供高分辨率。
电导率重建问题一般不是局部的。这意味着优选知道成像平面或体积外部的组织电导率。因此，根据另一实施例，扫描比诊断一般所需更大的检查对象轴向截面。由于那里需要的分辨率低，所以这仅对施加的X射线剂量有微小贡献。如果使用多个电磁信号接收器，诸如多个接收线圈(例如在磁感应断层摄影模式中，这是一种类似于电阻抗断层成像的技术)，则可以实现剂量的进一步减少。如果使用多个电磁信号接收器，例如，能够使用一个接收器元件作为发送器，而使用其他接收器元件作为接收器。在这种模式中，可以重建电导率的粗略图像，以在重建软组织对比度图像中进一步使用。
为了沿着和/或绕感兴趣区域致动X射线源单元，存在各种选择。例如，致动器可以包括扫描架，其用于像常规CT设备中那样绕着检查对象旋转X射线源单元。致动器还可以包括平移和枢轴运动模块，例如像在常规合成X射线断层摄影设备中那样，使X射线源单元沿检查对象进行平移运动和使所述X射线源单元绕枢轴运动。然而，可以想到其他结构布置以执行致动器的预期功能。
根据另一优选实施例，根据本发明的装置还包括声信号接收器，尤其是一个或多个传声器，在操作期间布置在检查对象紧邻处或检查对象处，用于接收声信号，其中，所述信号处理器单元适于处理所接收的声信号，利用模型重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用X射线吸收分布、热膨胀、压缩率、密度、声速和/或声吸收作为模型参数。脉冲X射线笔形射束还生成能够被探测的声波。计算表明可实现的信噪比稍低于电探测。虽然如此，这样还是生成了一些信号并向组织参数增加了补充信息。
优选地，在检查对象周围布置宽带传声器。除那之外，重建类似于从电磁信号重建软组织图像。重建提供了源强度(X射线吸收乘以热膨胀除以体积相关的热容量)和组织声学特征、声速、声吸收和密度的图像。
根据本发明的方法的成像速度可能低于常规CT，但仍然适当。假设从每个X射线脉冲释放10到100J的能量，那么每秒钟1e4个脉冲似乎是适当的。来自每个信号接收器元件的信号是很多样本的时间系列。由于信噪比高，所以可以从其中提取独立的若干条信息。例如，总共可以记录每秒钟160千体素，这已经比MRI实现的速度高了。如果X射线源可以发射每秒钟1e6个脉冲，可以实现甚至更高的速度(只要需要每脉冲100mJ的能量，一般是可能的)。然后，可以记录高达每秒钟16兆体素。
CT图像的分辨率可以高于软组织图像，因为可以利用若干探测器记录笔形射束的X射线光子。一般还可以加宽X射线射束并在快速图像采集的常规CT模式下使用根据本发明的装置。
对信号进行像笔形射束的采集允许实际上进行CT采集而没有因散射辐射导致的模糊。此外，可以记录散射的强度，增加关于组织的信息，即光子和康普顿效应的量化。
因此，本发明的主要优点是可以生成更高分辨率的软组织对比度图像，这对检查仅增加微不足道的额外辐射。不需要对比剂。也可以使用该装置提供高质量的经典CT图像。
附图说明
本发明的这些和其他方面将从下文描述的实施例变得显而易见并参考其加以阐述。在附图中：
图1示出了根据本发明的装置的第一实施例；
图2示出了根据本发明的装置的第二实施例；
图3示出了根据本发明的装置的第三实施例；以及
图4示出了根据本发明的装置的第四实施例。
具体实施方式
图1示出了根据本发明的装置的第一实施例。在这一实施例中，机械布局类似于常规CT成像装置。该装置包括扫描架1，其能够绕着平行于z方向延伸的旋转轴R旋转。在扫描架1上安装包括诸如X射线管的X射线源2的辐射源单元。X射线源单元还包括准直器单元3，准直器单元3从X射线源2发射的辐射束形成一束笔形射束4(至少一个笔形射束)。
笔形射束贯穿圆柱形检查区域6之内的感兴趣区域中的(象征性示出的)对象5，诸如患者。在贯穿检查区域6之后，笔形射束的X射线辐射4′中未被对象5吸收的部分入射在X射线探测器单元7上，在这一实施例中，X射线探测器单元7即二维能量分辨探测器，其也安装在扫描架1上。这样的能量分辨X射线探测器例如基于统计入射光子的原理工作，并输出信号，示出特定能量区域中每单位能量的光子数目。例如，在Llopart，X.等人的文章：“First test measurements of a 64k pixel readout chip working in asingle photon counting mode”，Nucl.Inst，and Meth.A，509(1-3)：157-163，2003中和Llopart，X.等人的文章：“Medipix 2：a 64-k pixel readout chip with55mum square elements working in a single photon counting mode”，IEEETrans.Nucl.Sci.49(5)：2279-2283，2002中描述了这样的能量分辨探测器。然而，在另一实施例中，X射线探测器单元7可以是一维探测器，并且其未必一定是能量分辨探测器。
探测器单元7生成X射线信号，然后能够处理X射线信号，以例如生成三维图像数据集和/或生成对象5的预期的X射线图像，例如切片图像或投影图像，如CT领域公知的那样。
由电动机8以优选恒定但可调节的角速度驱动扫描架1。提供另一电动机9以使对象，例如一般布置于检查区域6中患者台(未示出)上的患者，平行于旋转轴R或z轴的方向发生位移。这些电动机8、9受到控制单元10的控制，例如，使得X射线源2和准直器单元3相对于检查区域6，沿着螺旋形轨迹运动。然而优选的是，对象5或检查区域6不移动，而旋转X射线源2和准直器3，即X射线源2和准直器3沿着圆形轨迹相对于对象5行进。
根据本发明，除了本实施例中所提供的，但一般并不是本发明的必要元件，从而也可以省去或关闭的X射线探测单元7，还提供电磁信号接收器11，图1中仅示意性示出了该接收器。由这一电磁信号接收器11接收来自感兴趣区域的电磁信号，该电磁信号源于X射线辐射笔形射束4贯穿的对象5的区域之内X射线光子的吸收和散射。上文已经更详细地解释过，根据康普顿效应，X射线光子的动量被转移到对象5的软组织之内的电子，导致可以由电磁信号接收器11测量的电磁信号。
电磁信号接收器11一般是适于在相关谱中接收电磁信号的天线，相关谱尤其是从50到250MHz的频率范围，尤其是10到400MHz，优选高达1GHz。尽管它也可以适于在更大频率范围中接收信号，但一般不会预计在给定频率范围之外有实质性信号贡献。
在实践中，电磁信号接收器11可以包括一个或多个线圈，诸如类似于布置于对象表面或密切接近对象5的MRI中使用的RF接收线圈的线圈，和/或电极，诸如用于附着于对象表面，密切接近感兴趣区域的ECG中的电极。
如果布置电磁信号接收器11，即一个或多个接收器元件，使得它们可以被X射线辐射命中，则它们应当包括尽可能少的高原子序数的元素。此外，它们应当包括少量的材料(例如，Al膜，而不是Cu的粗杆)。
为了X射线探测单元7探测的X射线信号和电磁信号接收器11接收的电磁信号的信号处理，提供信号处理单元12。信号处理单元12可以包括运行处理这些信号的适当软件的一个或多个处理器、工作站和/或计算机。例如，在实施例中，提供第一处理器13用于处理从电磁信号接收器11接收的电磁信号，提供另一处理器14，用于处理从X射线探测单元7探测的X射线信号。当然，如果在装置中未提供X射线探测单元7，则也可以省去相应的第二处理器14。
从探测的电磁信号，第一处理器13可以重建感兴趣区域的软组织对比度图像，并且从探测的X射线信号，第二处理器14可以生成X射线图像。然后可以在显示单元15上显示这些图像，显示单元15包括一个或多个显示器和/或显示区，用于相继或同时显示图像。
为了从所接收的电磁信号重建软组织对比度图像，信号处理器13优选使用模型。在从接收信号重建图像的领域中，使用模型是公知的，例如，如应用于CT或MRI中那样。通常，这里还应用同样的重建方法和同样的方法来定义模型并施加误差测量以细化模型，并最终重建期望的图像。因此，由于技术人员非常熟悉从采集的测量数据，例如X射线信号或MR信号重建图像的模型的一般用途，这里不再很详细地解释利用模型从这种测量数据重建图像的所有细节。
选择所应用模型的模型参数，使得它们表征光子与感兴趣区域之内组织的生成电流的交互作用。优选的模型参数是电导率分布、X射线吸收分布和X射线光子的吸收和散射的效率的效率分布以及从X射线光子到感兴趣区域之内电子的动量转移的效率的效率分布。通常，无需可以一开始插入模型以在图像重建之前细化模型和/或减少重建期间要优化的模型参数数量的更多先验知识，然后将例如通过应用诸如欧几里德范数的误差测量来优化这些主要模型参数，直到误差测量低于预定义阈值，或直到已执行预定义次数的迭代。最后，从这种优化可以重建电导率分布、X射线吸收分布和/或感兴趣区域之内效率分布的图像，提供不包括感兴趣区域之内软组织的信息，可能单独对诊断的目的有用和/或还有其他图像，诸如从X射线信号获得的X射线图像，或者可以对规划和/或监测对象的医学介入有用。
在下文中将更详细地解释所应用的重建的实施例。通常，从各种电磁信号接收器元件(线圈、偶极天线、电极)获得时间相关性输出电压信号Ui(t，……)，其中，i＝1……N，为接收器元件的编号。电压信号不仅取决于时间t，而且还取决于其他将要描述的试验条件。
首先，插入电磁模型，从而将电压信号描述为Ui(t，J(t＝0)，Φ，Si)。变量为：
J(t＝0)是X射线辐射一开始实现的电流分布。由于光的速度有限，所以在时间0没有导致电流分布，但接下来沿着X射线有分布，为简单起见，这里应当忽略。在以上方程的离散版本中，J是矢量，其分量例如对应于要重建的体素位置(尽管也可能使用另一网格)。
Φ是复电导率的分布。在这里的语境中，只要提到电导率，一般是表示复电导率。在检查对象的外部，一般不将电导率设置为零(而是设置为真空中的值，其中电导率仅具有虚部)。Φ也是值对应于体素的矢量。
Si是电磁信号接收器的灵敏度。从电流密度和关联的电场获得的是传递函数。灵敏度尤其是由信号接收器的特征和位置确定的。
计算Ui相对复杂。然而，一般有一些已知进行这种计算的方法和计算机程序(例如FEKO)可用。
必须要建立J(t＝0)的模型。为此目的，观察特定的离散体素位置j。然后，Ji(t＝0)＝Dj x Ej成立。Dj是按体积的吸收剂量。在这里的特殊情况下，D一般是三维矢量，因为从哪个方向接收被吸收光子是重要的。因此，D包含已经吸收了来自哪个平均方向的多少剂量的信息。这不仅是入射X射线的方向，而且是对象之内散射辐射的方向。Ej是相应位置处的转换效率。
此外，必须要建立针对各种光子能量的方程。E是可能承载有用软组织对比度的模型参数。因此，在误差最小化期间确定E。也可以在同一过程中确定D，然而，这似乎没有用处，因为能够从其他更容易访问的参数，尤其是X射线流量Fj和吸收常数Aj：Dj＝Fj x Aj来确定。在这里，Fj也是三维矢量。通常，衰减是指数式的，但要素(element)j太小，可以进行线性化。
如果组织之内已知所有吸收常数A，可以计算Fj。这是某种简化，因为一般还需要散射的可能性，对于这种可能性，除了假设的其与其转换效率E的相关性之外，吸收中的康普顿部分是重要的。如果已知入射X射线辐射的角分布和强度分布，就能够从吸收常数A计算参数D。例如，一般也可以从常常使用适当模拟程序的CT获知这样的计算。
在数据采集期间，优选使用k种不同的X射线激励，以具有充分多数据来重建图像。可以使用不同的笔形射束位置和方向，并且也可以使用多个笔形射束的不同图案和方向。下文将更详细地解释这种情况。
为了重建，现在针对下式应用最小化：
*所有i求和，所有k求和(Ui(计算值)-Ui(测量值))+规则化条件*。规则化条件可以有点像平滑化假定，例如，相邻值是否差异过大。通过这种方式，可以重建预期的软组织对比度图像。
以上对重建的解释使得技术人员能够执行重建。关于重建的总体以及模型使用和误差最小化的应用的更多细节是现有技术中公知的，这里将不再提供。
图2中示意性图示了根据本发明的装置的另一实施例。根据本实施例，机械布局再次类似于CT装置的布局，即，X射线源2和准直器3布置于扫描架1上，并且可以由电动机8绕着对象5旋转，对象例如是躺在患者台上的患者。然而，在这一实施例中，未提供X射线探测单元，而仅提供了电磁信号接收器11，在本实施例中，其可以包括布置于对象5下方并密切接近对象5的单个身体线圈17以及附着于对象表面的若干电极18。如上所述，向信号处理单元12，尤其是电磁信号处理器(这里未示出)提供由线圈17和电极18接收的电磁信号，以供进行信号处理，尤其是图像重建。还可以有从信号处理单元12到控制器10的反馈，例如，以向控制器10提供从哪些区域和/或投影角需要额外数据的信息，使得控制器10可以相应地控制电动机8。
优选地，在重建中，分别来自线圈17和电极18的数据被共同用作额外测量数据。如果通过这种方式“混合”这些元件的数据，还可以基于更少的投影进行重建，对于对象的完整重建一般需要这样。例如，如在K.Prüssmann等人的各种出版物中所论述的，一般从所谓的SENSE(灵敏度编码)应用中的MR获知用于重建的这种技术。
当然，一般还可以从每个单一接收器元件获得的数据重建图像，然后叠加图像。然而，这通常会导致较差的结果。
准直器3可以简单地是具有若干孔的元件(它可以依据第一实施例)，诸如板，每个孔允许来自X射线源2的入射X射线辐射的笔形射束4通过。根据这一第二实施例，准直器3包括若干准直器元件3a、3b、3c……，它们可以独立地或成组地受准直器控制单元16的控制，准直器控制单元16一般还在控制器10的控制下。准直器元件3a、3b、3c……可以是可切换元件，可以在允许笔形射束通过的第一切换状态和遮挡入射辐射的第二切换状态之间切换。为此目的，例如，可以使用能够(以电子和/或机械方式)打开和关闭的可切换吸收器元件。
根据实施例，可以使用可旋转的吸收器元件。如果沿纵向排列吸收器元件，X射线辐射能够相当好地通过，而如果吸收器元件处于和辐射方向正交的位置，则被遮挡。可以快速地旋转那些吸收元件，其中，频率必须稍有不同。如果正确设置了频率，接下来扫过所有期望的编码模式(见下文)。通过这种方式，应当能够获得每秒钟105种不同模式。
根据另一实施例，可以应用两个吸收器梳，它们彼此对准(与辐射方向正交)。例如，在Pfeiffer F.等人的如下文献中描述了这样的光栅干涉仪：“x-ray phase contrast imaging using a grating interferometer”，EurophysicsNews，No.5，vol.37，第13-15页，2006。通过彼此堆叠地布置两个所述光栅并移动它们，例如仅以彼此相对1m/s的速度，在MHz范围内实现了调制。例如，可以利用压电元件、磁致伸缩材料和其他类型的电动机实现光栅的相对运动。
根据另一实施例，准直器元件3a、3b、3c……可以由吸收器元件实现，例如由钨制成，其可以被移进移出相应的孔以遮挡入射辐射或让其通过。然而，通常，可以将至少能够提供这两种切换状态的任何元件用作准直器元件。
在简单实施例中，同时控制所有可控准直器元件3a、3b、3c……，使得它们同时打开和关闭，以让一束笔形X射线射束4通过或完全遮挡入射辐射。然而，在更精细的实施例中，准直器控制单元16适于独立地或成组地控制准直器元件3a、3b、3c……。
利用后一种能力，准直器控制单元16可以根据预定控制模式控制准直器元件3a、3b、3c……，调整控制模式，使得在任何时候都不控制所有准直器元件处于允许辐射通过的控制状态，而是使超过一个准直器元件进入这样的控制状态。例如，预定控制模式可以是，在所有时间都打开50％的准直器元件，而关掉另外50％的准直器元件。仅仅为了举例，假设有八个准直器元件，那么可能的控制模式可以是(0表示辐射能够通过，1表示辐射被遮挡)：
11110000
00111100
00001111
11000011
11001100
01100110
00110011
10011001
10101010
01010101
这样的控制模式确保了X射线源，尤其是X射线阳极，受到较少加热。最终测量的电磁信号一般是在对象5之内更大区域(不仅仅是小斑状的区域)中生成的电磁信号的和信号。例如，利用结构上固定的仅具有相应数量孔的准直器，只要有针对每个X射线脉冲的单个或小数量的笔形射束入射到对象5上，必须要由这种低数量脉冲“输送”到对象中的能量相当高(因为大部分能量已经在其达到对象之前被吸收)，这可能导致阳极过热。因此，使用大得多数量的被允许通过准直器3并命中对象5的笔形射束(可以通过图2所示的这种可控准直器单元3实现)能够大大减少每个笔形射束中必须要“输送”到对象5中的能量，从而还可以减少每个脉冲的X射线源2必须生成的总能量，使得阳极发热减少。例如，1000到5000个笔形射束的总数可能是有用的，其他数量也可能是有用的，这也取决于对象和/或感兴趣区域的尺寸。
图3示出了根据本发明的装置的第三实施例。根据本实施例，装置的机械布局类似于用于断层合成的X射线装置的布局。该装置包括C臂20，其末端容纳X射线源2和X射线探测器7。C臂20通过支点22从L臂21悬挂，从而能够绕着水平的螺旋轴23旋转。L臂21通过另一支点25从可位移托架24悬挂。所述托架24从天花板26悬挂。支点25实现关于垂直轴27的旋转。L臂21可以通过托架24沿着水平方向发生位移。象征性示出的要检查对象5布置于桌台28上，桌台安装在基底29上，其高度可以调节，并且可以沿水平方向30位移。为了采集电磁信号，提供了电磁信号接收器11。
如上所述，装置受到控制器10的控制，对所采集信号(电磁信号和X射线信号)的处理由信号处理单元12执行。
根据本实施例，因此能够沿着平移方向，即沿着平行于桌台28的方向，相对于对象5移动X射线源2和X射线探测器7。此外，还实现了X射线源2和X射线探测单元7相对于对象5绕枢轴的旋转，从而可以使脉冲X射线笔形射束以各种入射角入射在对象5上。
于是可以将电磁信号接收器11做得足够大，以从辐照对象5之内感兴趣区域的任何方向接收从对象5出射的充分多的电磁信号。或者，不仅单个电磁接收器元件，而且多个电磁信号接收器元件可以位于对象5上或附近，或者可以使得电磁信号接收器11可移动，使其沿相同方向类似于X射线源2和X射线探测器7移动(例如，通过将电磁信号接收器11机械耦合到X射线探测器7)。
此外，根据本实施例，可以使用闪烁X射线源或激光X射线源，其可以发射X射线笔形射束，从而可以省去将(宽)X射线辐射射束转换成一个或多个笔形射束的额外准直器。当然，也可以在其他实施例中采用这样的X射线源，取代这里的X射线源和准直器单元。类似地，也可以在图3中所示的这个实施例中使用相对于其他实施例解释的X射线源和准直器。
如果根据本发明的装置除了电磁信号接收器11之外还包括X射线探测单元7，如图1和3中所示实施例中示出的那样(一般也可以在图2中所示的实施例中额外提供)，可以获得一些额外的先验信息，通过这些信息可以分别细化或改进优选用于从接收的电磁信号重建软组织对比度图像的模式。
例如，如果在第一步骤中采集X射线信号(优选仅利用低X射线剂量，因为仅需要大致低分辨率的X射线数据集)，则可以获得关于检查区域6之内对象5的位置的信息。可以在将该模型实际用于重建之前使用这种信息将用于重建对象5外部的软组织对比度图像的模型参数设置为零。
此外，可以从X射线探测器接收的X射线信号导出与康普顿效应相关的X射线信号，尤其是如果X射线探测器是能量分辨X射线探测器和/或如果X射线源是用于在至少两个不同能量水平上交替发射X射线脉冲的多能量X射线源的时候。可以通过生成感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息来利用这些与康普顿效应相关的X射线信号，即反射吸收的康普顿部分的X射线信号部分。然后可以将这种信息用作用于重建软组织对比度图像使用的模型中的先验信息，作为对初始模型的进一步细化或改进。利用这样的先验信息，从而能够改善重建的精确度和计算时间。
再者，还可以例如从探测的X射线信号和/或从所述信号接收器的注册生成电磁信号接收器的位置的信息，然后也可以将该信息用于重建软组织对比度图像的模型中。例如，重建中的一个参数是电磁信号接收器的灵敏度。如果确切知道接收器的位置(和/或形状)，可以利用电磁模型计算其灵敏度，因此，无需向用于重建的模型中引入额外的参数。
通常，在模型的初始定义或细化中将使用尽可能多的先验信息，以节省计算时间并改善软组织对比度图像重建的精确度。
图4示意性示出了根据本发明的装置的第四实施例。除了图2所示的实施例之外，本实施例还包括声信号接收器31，尤其是也接近对象5布置的多个传声器。这些声信号接收器31适于从对象5接收声信号。
在X射线辐射入射时，组织被加热。因此，组织膨胀并发射可以被声信号接收器31测量到的声学脉冲。根据本实施例，信号处理机单元12适于还处理所述声信号并利用适当模型重建对象5之内感兴趣区域的独立软组织对比度图像，该模型优选使用X射线吸收分布、热膨胀、压缩率、密度、声速和/或声吸收作为模型参数。因此，除了从电磁信号获得的信息(以及X射线信号，如果有的话)之外，还可以获得除组织参数外的一些额外信息。具体而言，可以获得额外的独立软组织对比度，其中，可以识别出其他可能的异常结构。
尽管已经在附图和前面的描述中详细例示和描述了本发明，但这样的例示和描述被认为是例示性或示范性的而非限制性的；本发明不限于公开的实施例。通过研究附图、公开和所附权利要求，本领域的技术人员在实践请求保护的本发明时能够理解和实现所公开实施例的其他变化。
在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个元件或其他单元可以完成权利要求中列举的几个项目的功能。在互不相同的从属权利要求中列举特定手段的简单事实并不表示不能有利地使用这些手段的组合。
权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制范围。

Claims (15)

1.一种用于生成包括软组织的检查对象(5)的感兴趣区域的软组织对比度图像的装置，所述装置包括：
-X射线源单元(2、3)，其用于发射一个或多个脉冲笔形X射线射束(4)，
-致动器(8、9)，其用于沿着和/或绕着所述感兴趣区域致动所述X射线源单元(2、3)，以从各方向将所述一个或多个笔形射束(11)引导到所述感兴趣区域上，
-电磁信号接收器(11)，其用于从所述感兴趣区域接收源于所述感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的电磁信号，以及
-信号处理器单元(12)，其用于处理所接收的电磁信号并重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像。
2.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述信号处理器单元(12)适于利用模型重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用一个或多个参数作为模型参数，所述一个或多个参数表征光子与所述感兴趣区域之内组织的生成电流的交互作用。
3.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述信号处理器单元(12)适于利用模型重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用电导率分布、X射线吸收分布和X射线光子的吸收和散射的效率的效率分布以及从X射线光子向所述感兴趣区域的电子的动量转移的效率的效率分布作为模型参数。
4.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述电磁信号接收器(11)适于至少在从50到250MHz的频率范围中，尤其是从10到400MHz或高达1000MHz的频率范围中，接收电磁信号。
5.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述电磁信号接收器(11)包括一个或多个线圈(17)、电极(18)和/或偶极子天线，用于在操作期间布置在所述检查对象(5)紧邻处或所述检查对象(5)处。
6.根据权利要求1所述的装置，
还包括X射线探测单元(7)，尤其是每个笔形X射线射束至少一个X射线探测器，用于探测来自通过所述检查对象(5)的所述感兴趣区域透射的X射线辐射的X射线信号。
7.根据权利要求6所述的装置，
其中，所述信号处理器单元(12)适于从所探测的X射线信号生成所述感兴趣区域之内的X射线吸收分布的信息，并在用于重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像的模型中使用所述X射线吸收分布的所述信息。
8.根据权利要求6所述的装置，
其中，所述信号处理器单元(12)适于从所探测的X射线信号生成所述检查对象(5)的位置的信息，并在用于重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像的模型中使用所述检查对象(5)的位置的所述信息，这尤其是通过将所述检查对象(5)外部的所述电导率分布、所述X射线吸收分布和所述效率分布设置为零进行的。
9.根据权利要求6所述的装置，
其中，所述X射线探测单元(7)包括一个或多个能量分辨X射线探测器，并且
其中，所述信号处理器单元(12)适于从由所述一个或多个能量分辨X射线探测器接收的所述X射线信号导出与康普顿效应相关的X射线信号，从所探测的与康普顿效应相关的X射线信号生成所述感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，并在用于重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像的模型中使用所述效率分布的所述信息。
10.根据权利要求6或9所述的装置，
其中，所述X射线源单元(2、3)包括用于在至少两个不同能量水平交替发射X射线脉冲的多能量X射线源(2)，并且
其中，所述信号处理器单元(12)适于从由所述X射线探测单元接收的所述X射线信号导出与康普顿效应相关的X射线信号，从所探测的与康普顿效应相关的X射线信号生成所述感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，并在用于重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像的模型中使用所述效率分布的所述信息。
11.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述信号处理器单元(12)适于生成所述电磁信号接收器(11)相对于感兴趣区域的位置的信息，尤其是信号接收器元件相对于所述感兴趣区域的位置的信息，并在用于重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像的模型中使用所述电磁信号接收器(11)的位置的所述信息。
12.根据权利要求1所述的装置，
其中，所述X射线源单元包括用于发射脉冲X射线辐射的脉冲X射线源(2)和布置于所述X射线源(2)和所述检查对象(5)之间的用于将所述X射线辐射转换成所述一个或多个脉冲笔形射束的准直器单元(3)。
13.根据权利要求12所述的装置，
其中，所述准直器单元(3)包括一个或多个可控准直器元件(3a、3b、3c)和用于控制所述可控准直器元件的准直器控制单元(16)，所述准直器元件中的每个被设置为在第一控制状态中允许笔形射束(4)通过并且在第二控制状态中阻挡入射笔形射束。
14.根据权利要求1所述的装置，
还包括声信号接收器(31)，尤其是一个或多个传声器，用于在操作期间布置在所述检查对象紧邻处或所述检查对象处，以接收声信号，其中，所述信号处理器单元适于处理所接收的声信号，以利用模型重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像，所述模型使用X射线吸收分布、热膨胀、压缩率、密度、声速和/或声吸收作为模型参数。
15.一种用于生成包括软组织的检查对象(5)的感兴趣区域的软组织对比度图像的方法，所述方法包括如下步骤：
-由X射线源单元(2、3)发射一个或多个脉冲X射线笔形射束(4)，
-沿着和/或绕着所述感兴趣区域致动所述X射线源单元(2、3)，以从各方向将所述一个或多个笔形射束引导到所述感兴趣区域上，
-从所述感兴趣区域接收源于所述感兴趣区域之内X射线光子的吸收和散射的电磁信号，
-处理所接收的电磁信号，以及
-重建所述感兴趣区域的软组织对比度图像。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103519787A (zh) * 2013-10-12 2014-01-22 浙江大学 一种光照对生物组织照明效果的检测方法
CN104792499A (zh) * 2015-04-13 2015-07-22 浙江大学 一种基于人眼视觉的生物组织照明质量检测方法
CN108449988A (zh) * 2015-09-08 2018-08-24 美国科学及工程股份有限公司 用于精准农业的反向散射成像
US11536672B2 (en) 2015-09-08 2022-12-27 American Science And Engineering, Inc. Systems and methods for using backscatter imaging in precision agriculture

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013030698A1 (en) * 2011-08-31 2013-03-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Differential phase contrast imaging with energy sensitive detection
EP2760028B1 (en) * 2013-01-23 2018-12-12 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation generator
JP2016503721A (ja) * 2013-01-23 2016-02-08 ケアストリーム ヘルス インク トモシンセシス用の方向付けられたｘ線場
US9627098B2 (en) * 2013-03-14 2017-04-18 Varex Imaging Corporation Real-time moving collimators made with X-ray filtering material
US10426417B2 (en) 2014-06-16 2019-10-01 Koninklijke Philips N.V. Computed tomography (CT) hybrid data acquisition
KR101609932B1 (ko) * 2014-07-02 2016-04-06 (의료)길의료재단 굴곡진 가동성 빔 차단 어레이 및 이를 포함하는 cbct
US10517553B2 (en) 2017-03-29 2019-12-31 General Electric Company C-arm imaging system with multiple automated independent rotational axes
DE102022113628A1 (de) 2022-05-31 2023-11-30 Bayerische Motoren Werke Aktiengesellschaft Bildgebungssystem und Bildgebungsverfahren

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4850002A (en) * 1986-09-09 1989-07-18 U.S. Philips Corporation Two-dimensional compton profile imaging method
US4896342A (en) * 1987-04-01 1990-01-23 U.S. Philips Corporation X-ray apparatus
US5214581A (en) * 1990-01-17 1993-05-25 Rhodes Charles K Method for object reconstruction from x-ray holograms
CN1299634A (zh) * 2001-01-17 2001-06-20 上海交通大学 基于倒置结构的x射线三维成像扫描方法
USRE37899E1 (en) * 1996-03-11 2002-11-05 American Science And Engineering, Inc. Tomographic method of x-ray imaging
CN1556422A (zh) * 2004-01-06 2004-12-22 同济大学 软x射线反射式多层膜宽带起偏器及其制备方法
CN101090668A (zh) * 2005-01-11 2007-12-19 株式会社日立医药 X射线摄影装置
EP1502549B1 (en) * 2003-07-23 2008-05-21 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Medical image displaying method
US20080253526A1 (en) * 2007-04-11 2008-10-16 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Geometric compton scattered x-ray visualizing, imaging, or information providing
CN101495039A (zh) * 2005-09-22 2009-07-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于能谱ct的定量物质分解

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6005916A (en) * 1992-10-14 1999-12-21 Techniscan, Inc. Apparatus and method for imaging with wavefields using inverse scattering techniques
WO1994025880A1 (en) * 1993-04-30 1994-11-10 Board Of Regents, The University Of Texas System Megavoltage scanning imager and method for its use
US5602894A (en) 1994-08-04 1997-02-11 Bardash; Michael J. Three-dimensional imaging system using laser generated ultrashort x-ray pulses
EP1209956A1 (en) 2000-11-24 2002-05-29 Vanderbilt University System and method for producing pulsed monochromatic X-rays
SE525542C2 (sv) * 2003-01-10 2005-03-08 Xcounter Ab Förfarande och anordning för undersökning av ett föremål genom användning av joniserande strålning
EP1952764B1 (en) 2003-11-25 2010-05-05 University-Industry Cooperation Group of Kyung Hee University System and method for visualizing conductivity and current density distribution in object
WO2005057467A2 (en) 2003-12-02 2005-06-23 Subqiview Inc. Tissue characterization using an eddy-current probe
GB0424876D0 (en) * 2004-11-11 2004-12-15 Koninkl Philips Electronics Nv Energy-resolved computer tomography
WO2008048780A1 (en) 2006-10-16 2008-04-24 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for localizing an object in the body
US8300763B2 (en) * 2009-07-24 2012-10-30 Nucsafe, Inc. Spatial sequenced backscatter portal

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4850002A (en) * 1986-09-09 1989-07-18 U.S. Philips Corporation Two-dimensional compton profile imaging method
US4896342A (en) * 1987-04-01 1990-01-23 U.S. Philips Corporation X-ray apparatus
US5214581A (en) * 1990-01-17 1993-05-25 Rhodes Charles K Method for object reconstruction from x-ray holograms
USRE37899E1 (en) * 1996-03-11 2002-11-05 American Science And Engineering, Inc. Tomographic method of x-ray imaging
CN1299634A (zh) * 2001-01-17 2001-06-20 上海交通大学 基于倒置结构的x射线三维成像扫描方法
EP1502549B1 (en) * 2003-07-23 2008-05-21 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Medical image displaying method
CN1556422A (zh) * 2004-01-06 2004-12-22 同济大学 软x射线反射式多层膜宽带起偏器及其制备方法
CN101090668A (zh) * 2005-01-11 2007-12-19 株式会社日立医药 X射线摄影装置
CN101495039A (zh) * 2005-09-22 2009-07-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于能谱ct的定量物质分解
US20080253526A1 (en) * 2007-04-11 2008-10-16 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Geometric compton scattered x-ray visualizing, imaging, or information providing

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
P ZHU,ET AL.,: "X-ray Compton backscattering techniques for process tomography: imaging and characterization of materials", 《MEASRUEMENT SCIENCE AND TECHNOLOGY,IOP》, vol. 7, no. 3, 1 March 1996 (1996-03-01), pages 281 - 286, XP000580974, DOI: doi:10.1088/0957-0233/7/3/008 *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103519787A (zh) * 2013-10-12 2014-01-22 浙江大学 一种光照对生物组织照明效果的检测方法
CN103519787B (zh) * 2013-10-12 2015-08-12 浙江大学 一种光照对生物组织照明效果的检测方法
CN104792499A (zh) * 2015-04-13 2015-07-22 浙江大学 一种基于人眼视觉的生物组织照明质量检测方法
CN104792499B (zh) * 2015-04-13 2017-06-06 浙江大学 一种基于人眼视觉的生物组织照明质量检测方法
CN108449988A (zh) * 2015-09-08 2018-08-24 美国科学及工程股份有限公司 用于精准农业的反向散射成像
US10955367B2 (en) 2015-09-08 2021-03-23 American Science And Engineering, Inc. Backscatter imaging for precision agriculture
CN108449988B (zh) * 2015-09-08 2021-08-20 美国科学及工程股份有限公司 用于精准农业的反向散射成像
US11536672B2 (en) 2015-09-08 2022-12-27 American Science And Engineering, Inc. Systems and methods for using backscatter imaging in precision agriculture
US11927551B2 (en) 2015-09-08 2024-03-12 American Science And Engineering, Inc. Systems and methods for using backscatter imaging in precision agriculture

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