CN104427938A - 用于产生相位对比显示的方法和x射线系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于产生检查对象(P)的相位对比显示的方法和X射线系统，其中，通过利用至少两个不同的X射线能量谱(2,3；4,5)确定对于X射线辐射的能量相关的衰减值来确定在检查对象(P)中的电子密度分布，从先前确定的电子密度分布中确定相移值，并且从所计算的相移值中产生相位对比显示。

Description

用于产生相位对比显示的方法和X射线系统

技术领域

本发明涉及一种用于产生检查对象的相位对比显示的方法和一种用于执行该方法的X射线系统。

背景技术

通过所谓的复数折射率表明了材料关于X射线光学性质的特征。虽然常规的具有固定光谱的X射线成像直接测量复数折射率的虚部，但是其不能访问对X射线辐射的相移进行描述的实部。存在以下观点，即可以将相位信息用于医学诊断，以便更好地分离软组织。

在过去研发了多种方法，其能够显示检查对象对穿透检查对象的电磁波(特别是特定能量的X射线)的相位的影响。通常将这样的显示称为相位对比拍摄或者断层成像的相位对比显示。关于这种已知技术的概况例如在Raupach R.,Flohr T.的出版物“Analytical evaluation of the signal and noisepropagation in X-ray differential phase-contrast computed tomography”；Phys.Med.Biol.2011,56:2219-2244以及其给出的其它参考目录中给出。在该方法中，连续尝试直接测量并图像显示在辐射穿过时出现的相移。

然而至今显示，至今所建议的方法虽然部分能够在实验室技术并使用高剂量下实现并且提供好的图像数据，但是在对于有生命的对象视作可承受的剂量负担范围中的实现似乎导致不充足的且非常高噪声的图像结果。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，找到一种用于基于透射的电磁辐射的相移值，图像地再现检查对象的方法，该方法在利用对于有生命的检查对象视作可承受的剂量负担的检查范围中提供尽可能低噪声的图像结果。

该技术问题通过独立权利要求的特征解决。本发明的优选扩展是从属权利要求的内容。

发明人认识到以下内容：

通过相位敏感的X射线方法(相位对比成像＝PCI)可以测量相位信息。此外，已知除了评估信号衰减也评估X射线辐射的相位的多种可能性。然而，所有方法的共同点是，测量首先提供相位信息的空间导数，也就是微分信号。当然，通过积分能够从中重建绝对相位，但是具有以不好的方式损害噪声功率谱的结果：低频的噪声部分被放大。这特别是使CT重建下的投影的强度值的或吸收系数的量化意义和稳定性变差。在相同的信噪比(SNR)下，要考虑结构的更差的探测率。只有在非常高的空间分辨率下(以及与此关联的高的剂量值下)，关于在相同剂量下可实现的SNR，微分测量相对于吸收才有优势。

然而，例如在CT系统中，在不相应提高剂量以获得对于诊断最低需要的SNR情况下，不可能简单地提高空间分辨率。因此，只有当拥有具有显著改善的空间一致性的紧凑的X射线源时，相位信息的潜在增值才能按照与剂量无关的方式用于计算机断层成像。

另外，所需要的PCI设备相比常规的成像设备在技术上更复杂，机械上具有巨大挑战，并且因此明显更贵。在许多PCI设备下，直接测量相位显著延长测量时间，这主要原因是由于用于控制辐射的一致性的措施(例如焦点处的光栅(源光栅))而降低的X射线流，以及由于在干涉测量方法(例如“相位步进扫描”)下用于实际观察干涉的技术。

另外原则上已知，通过两个主要的物理过程，即通过光电效应和康普顿效应(μ＝μ_Photo+μ_Compton)确定(低于511keV的能量范围中的)X射线辐射的吸收，其中，康普顿效应基本上直接与观察材料的电子密度成比例(μ_Compton～Z/E～ρ_e)，并且光电效应具有强的能量依赖性(μ_Photo＝Z^3.8/E³～ρ_e(Z/E)³)。从利用分别不同的能量谱或分别不同的能量的至少两个吸收测量中可以确定各个效应在衰减中的分量，从而通过康普顿效应的部分能够确定被透射的材料的电子密度。

替代地，借助利用不同能量的至少两个衰减测量也进行将被检查的对象分成两个或更多的主要基本材料的材料分解。如果识别出从中产生的基本材料分量，则也可以从这样的衰减测量中确定在检查对象中存在的电子密度，因为对于各自材料的电子密度已知。

当然，也已知由材料的电子密度确定，关于透射时的相位改变，材料对于透射的电磁波的影响。因此，能够从材料中的电子密度的知识中确定期待的或出现的相移。原则上，这种方法相对于直接测量相移的优点在于，也能唯一确定超过π的相移。在直接相位对比测量方法中，多于π的相移不能被唯一识别，因为超过整数倍的π的相移会遗失关于相移几次超过π的信息。在此，仅测量两个驻波在+/-π范围中的相位差，而不是特定的波位置的实际运行时间差。

为此，建议具有以下步骤的方法，或者说建议执行以下流程的X射线设备：

-利用两个或多个X射线光谱或X射线能量测量吸收。这作为“双能量拍摄”被足够公知，并且能够以不同方式进行。一种优选变化是使用具有两个辐射器的CT(双源CT)，在其中通过X射线光谱的专门预过滤能够优化光谱分离。

-确定在断层成像测量中的检查对象中的局部电子密度，或者确定在来自光谱吸收CT图像的投影数据或者说吸收投影数据中的电子密度线积分。为此，可以使用已知的方法，例如按照参与的吸收过程的展开或基本材料分解。在此，对于临床重要的组织能够达到精度<1％。

-通过使用检查对象中的电子密度与复数折射率的实部之间的物理关系，按照以下公式计算穿透检查对象的X射线的相位信息：

在此，N_A表示阿伏伽德罗常数，r_e表示经典电子半径，ρ表示质量密度，A表示原子质量，Z表示核电荷数，f'表示特定于原子的修正系数，λ表示X射线辐射的波长，以及δ表示相移。

特定于原子的修正系数f'对于生物对象重要的元素处于范围f'/Z＜～1％，对于微量元素仅处于范围0.1％，从而以高精确度简化为：

其中ρ_e表示电子密度。

对于化学键，为了计算相移δ应当根据化学计量成分和键的总密度适当进行加权。由此，能够以高精确度从电子密度中按照以下公式计算对于任意能量/光谱的实部或相位图(＝δ图)：

$\mathrm{\&delta;}\&ap;\frac{N_A{r}_e}{2\mathrm{\&pi;}}{\mathrm{\&rho;}}_e{\mathrm{\&lambda;}}^2---\left(3\right)$

原则上能够将该计算既用于投影成像又用于断层成像。在投影成像的情况下，确定电子密度的线积分，从而借助公式(3)也确定相移δ的线积分。如果将该方法用于断层成像，则通过光谱吸收确定来确定局部电子密度，其通过公式(3)导出局部相移值δ。

以上描述的方法基本上由于克拉茂-克朗尼希关系而成立，该关系描述了在完全了解折射率的虚部的能量相关性下，则也已知实部作为能量的函数。因为这在通常情况下需要了解在所有能量情况下的吸收，所以在强的X射线辐射的情况下更适合：因为吸收基本上通过两个物理效应，即光电效应和康普顿散射，促成，所以在至少两个能量或能量谱下测量吸收足以。如果在所使用的X射线能量范围中还出现通过材料(例如具有K个边的碘)的附加的吸收部分，则可以利用第三能量或第三光谱进行测量，以便改善电子密度的计算精度，并由此改善相位信息。

这里描述的方法的主要优点在于，通过这里描述的方法计算的相位图具有与吸收图相同的噪声功率谱，这获得了普遍化的CT值的量化意义。在对于临床CT典型的空间分辨率下，在相同剂量下的SNR也比利用当前可用的紧凑型PCI组件的测量更好。

根据该认知，发明人建议一种用于产生检查对象的相位对比显示的方法，其中借助利用至少两个不同的X射线能量谱确定X射线辐射的能量相关的衰减值，首先确定检查对象中的电子密度分布，然后从先前确定的电子密度分布中计算相移值，最后从计算的相移值中产生相位对比显示。

利用该方法，在第一变化中可以从电子密度沿着在焦点与探测器之间的X射线的线积分中确定电子密度分布。也就是从投影能量相关的吸收拍摄中确定在各自辐射路径上的电子密度的投影的“面占有”，即沿着分别测量的X射线的累积的电子密度，并且从中确定总相移，必要时也可以超过π的界限。从中可以产生沿着测量的穿过检查对象的X射线积分的相移的投影显示作为相位对比显示。

相比只能确定在+/-π范围的相位差的直接测量的相位对比成像方法，该测量的优点在于，也能唯一确定在π范围之外的值。由此使大于π的射线相移在重建时不会导致计算错误，并且可以在没有这样的错误下从来自不同投影方向的多个投影的相位对比显示中重建断层成像的相位对比显示。

替代地，也可以首先进行吸收数据的重建，从而能够确定局部的电子密度和其在检查对象中的分布。由此确定在检查对象中的局部的电子密度值作为电子密度分布。然后，产生在检查对象中的局部相移值的断层成像显示以用于相位对比显示。

为了确定在检查对象中的电子密度分布，例如可以射线方面在投影的图像显示中或者体素方面在断层成像的图像显示中确定在测量的衰减值中的康普顿效应的部分。

按照另一种替换方案，也可以借助基本材料分解方法确定在检查对象中的电子密度分布。在这样的材料分解方法中，确定在检查对象中出现的两个已知典型材料的分密度。如果具有材料沿着每个测量射线的分密度或者具有在检查对象中的每个体素的分密度，则也能够容易地从考察的材料的已知材料特性中确定在那里具有的电子密度。

对于确定电子密度也有利的是，使用生物检查对象，优选患者作为检查对象。在生物检查对象中，也就是在临床重要的组织中，合理地仅出现其特定于原子的修正系数f'处于范围f'/Z＜1％的元素(参见公式(1))，从而导出公式(2)的简化假设特别好的成立，并且由此以好的精确度描述按照公式(3)的从电子密度到相移的过度。

相应地，发明人也建议，为了从电子密度中确定相移，也使用公式

$\mathrm{\&delta;}\&ap;\frac{N_A{r}_e}{2\mathrm{\&pi;}}{\mathrm{\&rho;}}_e{\mathrm{\&lambda;}}^2$

其中δ表示相移，N_A表示阿伏伽德罗常数，r_e表示经典电子半径，ρ_e表示电子密度，以及λ表示X射线辐射的波长。

本发明的范围不仅包括以上描述的方法，而且还包括一种用于对检查对象进行成像的相位对比显示的X射线系统，该系统具有用于控制的计算机系统，其中，在计算机系统的存储器中存储了至少一个程序，该程序在运行中执行以上描述的方法的方法步骤。

这样的X射线系统既可以是用于产生投影的X射线图像的系统，也可以是用于产生断层成像的X射线图像的系统。优选地，对于执行该方法可以使用关于机械上和电学上的构造都已知的双能量CT系统，其在扫描检查对象时使用两个不同的、优选尽可能少重叠的X射线能量谱。替代地，当然也可以使用具有能量选择的探测器的CT系统，利用该探测器能够有针对性地确定所选择的能量范围中的吸收行为。

附图说明

以下借助附图详细描述本发明，其中仅示出了对于理解本发明所需的特征。使用了以下附图标记：1：双能量CT系统；2：第一X射线管；3：第一探测器；4：第二X射线管；5：第二探测器；6：机架壳体；8：患者卧榻；9：系统轴；10：计算机系统；P：患者；Prg1-Prgn：计算机程序。详细示出了：

图1示出了用于执行根据本发明的方法的双能量CT系统；

图2示出了通过干涉方法以生物可承受的剂量对医学模体进行的相位对比CT拍摄，

图3示出了从图2中以如图2相同剂量对模体进行的吸收CT拍摄，

图4示出了通过干涉方法以相比图2高出10倍的分辨率和高出1000倍的剂量对模体进行的相位对比CT拍摄，

图5示出了以相比图2高出10倍的分辨率和高出1000倍的剂量对模体进行的吸收CT拍摄，

图6示出了图表，其显示对于相位对比CT所需的SNR，作为结构大小的函数

图7示出了通过干涉测量方法以根据当前医学CT检查典型的分辨率对模体进行的相位对比CT拍摄，

图8示出了从图7中通过根据本发明的方法以相应于图7的分辨率对模体进行的相位对比CT拍摄。

具体实施方式

图1示出了具有机架壳体6的双能量CT系统1，在该壳体中，在未详细示出的机架上具有两个辐射器-探测器系统2,3和4,5，其分别具有X射线管2或4以及对置的探测器3或5。利用这两个辐射器-探测器系统从患者P产生利用不同X射线能量谱的CT拍摄，为进行检查借助可沿着系统轴9移动的患者卧榻8将患者移动穿过在辐射器-探测器系统之间的测量区。通过具有相应程序的计算机系统10进行系统控制。

根据本发明，在计算机系统10的存储器中还存在程序Prg₁-Prg_n，其在运行中执行根据本发明的方法，通过从先前确定的吸收拍摄中确定患者中的局部电子密度，例如通过基本材料分解或确定由于康普顿效应的吸收部分。然后，从电子密度中计算期待的或者在测量中发生的在穿过患者的X射线辐射路径时的相移，并且将其作为断层成像的相位对比拍摄显示、打印和/或存储以用于其它应用。

要指出的是，借助在这里的成像CT系统也可以利用两个不同能量或能量谱拍摄投影照片，例如以概览扫描的形式。利用该投影照片也可以为每个辐射或每个像素确定电子占据，从中能够确定在穿过检查对象的射线路径时的总相移，优选地也超过范围π。

如果已经将从多个能量拍摄的正弦图数据(Sinogrammdaten)转换成由射线方式的电子占据组成的数据组并且将其转换成相移信息，则可以从该相移信息中重建断层成像的相位对比拍摄。

为理解本发明，利用图2和图3对应示出了利用干涉测量方法拍摄的相位对比CT拍摄(图2)以及吸收CT拍摄(图3)。两个拍摄都以对于体内CT典型的相同分辨率和相同辐射剂量建立。在此容易看出，在图2中以干涉测量方式建立的相位对比拍摄具有明显更低的SNR。

图4和图5示出了与图2和图3对应的拍摄，然而其中，具有高10倍的分辨率和高1000倍的剂量。在此容易看出，在图4中以干涉测量方式建立的相位对比拍摄具有比图5中的吸收拍摄明显更高的SNR。

图6中的图表示出了根据结构大小(横坐标)对于相位对比CT拍摄需要的SNR(纵坐标)，以便根据测试对象(例如在诊断成像中的病灶)的大小到达如同吸收CT拍摄相同的探测率。

最后，利用图7和图8示出了通过干涉测量方法建立的常规的相位对比CT拍摄(图7)和按照根据本发明的方法以相同剂量产生的相同模体的相位对比CT拍摄。显然可以看出，SNR和细节上都得到显著改善。

根据本发明的方法以常规的基于吸收的成像为基础确定相位信息。以这种方式可以绕开更换到相位敏感的PCI方法需要的复杂并昂贵的技术障碍以及风险。

此外，在CT典型的分辨率中可以期待所描述的方法具有更好的剂量效率。这一方面在于相位信息的更好的SNR本身，另一方面也在于在许多PCI方法中在患者身后多达50％的X射线量子被遗失而不能用于成像的事实，由此降低了在PCI方法中的剂量效率。

与PCI相反，从双能量CT拍摄确定的相位信息的噪声纹理(噪声功率谱)与传统的CT图像相同，由此易于医生理解。

虽然在细节上通过优选实施例详细图解和描述了本发明，但是本发明不限于公开的例子，并且技术人员可以从中推出其它变化，而不脱离本发明的保护范围。

Claims (13)

1.一种用于产生检查对象(P)的相位对比显示的方法，具有以下方法步骤：

1.1通过利用至少两个不同的X射线能量谱(2,3；4,5)确定对于X射线辐射的能量相关的衰减值，来确定在检查对象(P)中的电子密度分布，

1.2从先前确定的电子密度分布中确定相移值，并且

1.3从所计算的相移值中产生相位对比显示。

2.按照权利要求1所述的方法，其特征在于，从所述电子密度沿着在焦点与探测器之间的X射线的线积分中确定所述电子密度分布。

3.按照权利要求2所述的方法，其特征在于，产生沿着穿过检查对象(P)的进行测量的X射线积分的相移的投影显示，作为相位对比显示。

4.按照权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，从来自不同投影方向的多个投影的相位对比显示中重建至少一个断层成像的相位对比显示。

5.按照权利要求1所述的方法，其特征在于，确定在检查对象(P)中的局部电子密度值，作为所述电子密度分布。

6.按照权利要求5所述的方法，其特征在于，产生在检查对象(P)中的局部相移的断层成像显示，作为相位对比显示。

7.按照权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，通过确定在所测量的衰减值中的康普顿效应的部分，进行对在检查对象(P)中的电子密度分布的确定。

8.按照权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，借助基本材料分解方法进行对在检查对象(P)中的电子密度分布的确定。

9.按照权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，使用生物检查对象，优选患者，作为检查对象。

10.按照权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，为了从电子密度中确定相移，使用公式

$\mathrm{\&delta;}\&ap;\frac{N_A{r}_e}{2\mathrm{\&pi;}}{\mathrm{\&rho;}}_e{\mathrm{\&lambda;}}^2$

其中，δ表示相移，N_A表示阿伏伽德罗常数，r_e表示经典电子半径，ρ_e表示电子密度，以及λ表示X射线辐射的波长。

11.一种用于对检查对象(P)进行成像的相位对比显示的X射线系统，具有用于控制的计算机系统(10)，其特征在于，在所述计算机系统(10)的存储器中存储了至少一个程序(Prg₁-Prg_n)，所述程序在运行中执行按照权利要求1至10中任一项所述的方法。

12.按照权利要求11所述的X射线系统，其特征在于，所述X射线系统被构造用于产生投影的X射线图像。

13.按照权利要求11所述的X射线系统，其特征在于，所述X射线系统被构造用于产生断层成像的X射线图像。