CN104540451A - 用于微分相位衬度锥束ct和混合锥束ct的方法和装置 - Google Patents

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Abstract

获取对象的原始DPC(微分相位衬度)图像。在对象不在适当位置的情况下通过相同的处理来获取由于光栅系统的非均匀性而导致的背景相位分布，并且通过从原始DPC图像减去背景相位分布来获得对象的真实DPC图像。

Description

用于微分相位衬度锥束CT和混合锥束CT的方法和装置
相关申请的引用
本申请要求2012年3月5日提交的美国临时专利申请No.61/606,562的权益，该申请的公开在此通过其全部引用而并入本公开。
政府利益的声明
本发明是在政府的资助下进行的，资助来自国立卫生研究院授予的批准号R01CA 143050。政府在本发明中具有某些权利。
技术领域
本发明针对的是锥束计算机断层摄影(CT)成像，更特别地，针对的是用于如乳腺成像这样的用途的相位衬度锥束CT。
背景技术
根据国家癌症研究所，八分之一的妇女在她们的一生中将被诊断具有乳腺癌。并且，虽然乳腺癌的死亡率的降低在已公开的报告中是明显的，但是每年40,000妇女将死于该疾病。
当肿瘤块小(优选地，直径小于10mm)时，最优的乳腺成像技术检测到这些肿瘤块。据报告，具有乳房摄影检测到的大小为1-10mm的浸润性乳腺癌的妇女具有93％的16年存活率。另外，随着检测时肿瘤的直径减小，转移的可能性急剧降低。如果当乳腺肿瘤为10mm或更小时检测到该乳腺肿瘤，则转移的可能性将等于7.31％。如果检测到4mm的癌，则转移可能性将降低多于10倍，到0.617％。
尽管平均可以检测到大小为～12mm的癌的乳房摄影是目前可用的用于乳腺癌的早期检测的最有效的工具，但是乳房摄影对于小的乳腺癌(几毫米以下)具有相对低的灵敏度。由于结构和组织重叠，乳房摄影的特异性和阳性预测值仍然有限。乳房摄影的乳腺癌检测中的有限灵敏度和特异性是由于其不好的衬度检测能力而导致的，这对于所有类型的投影成像技术(投影成像可仅具有高达10％的衬度检测能力)是常见的，并且乳房摄影初始仅检测到65-70％的乳腺癌。乳房摄影的灵敏度在致密的乳房中进一步降低至如30％那样低。开发了数字乳房摄影(DM)以试图通过提供改进的衬度分辨率和数字图像处理来克服屏片乳房摄影(SFM)固有的限制；然而，大规模的临床试验、数字乳房摄影成像筛查试验(DMIST)显示DM和SFM的假阳性率是相同的。
乳房摄影的相对低的特异性对于不确定病例导致活检，尽管有增加成本以及它对患者施加压力的缺点。每年在美国为了评估可疑乳房摄影发现物而进行的超过一百万的乳腺活检的近80％是良性的，这使患者负担过度的焦虑，并且使医疗系统负担巨大的成本。需要乳腺病变的更精确表征，以便降低活检率以及活检前乳房摄影片的假阳性率。
为了解决以上所指出的乳房摄影的限制，我们以前开发了锥束乳腺CT(CBBCT)。简要地说，原型的主要特征包括水平的人体工程学设计的患者检查台，其具有：模块化插件，用于优化包括胸壁的未压缩乳房的覆盖范围；患者检查台的每一侧的宽开口(1m)，用于容易地接近乳房以用于定位和可能良好地接近以用于成像引导的活检和其它过程，而不需要显著地改变基本平台；以及滑环技术，其便于将来高效动态的衬度成像研究和血管新生成像。
模体(phantom)研究的结果表明，CBBCT可以实现高达～2.8lp/mm的空间分辨率，允许在总剂量为～5mGy的情况下，对于平均大小的乳房(在胸壁处直径为～13cm)检测大小为～0.2mm的微钙化和2mm的癌。假定每个乳房需要两个视图，该剂量小于单次乳房摄影检查的剂量。用于可视化乳腺组织、乳腺肿瘤和钙化的CBBCT的图像质量是优异的，并且包括胸壁区域的乳房的覆盖范围至少与乳房摄影相等。在不使用造影剂的情况下，主要血管的可视化非常良好。
超声(US)在诊断上用于区分流体块与固体块，并且用于定位和活检。最近，通过US检查确定良性块对恶性块已经得到了一定成功的调查。US是低空间分辨率研究，在可视化和表征钙化上具有严重的限制，并且高度依赖于操作者技能。
静脉动态衬度增强乳腺MRI(CEBMRI)目前是提供帮助诊断乳腺癌的功能信息的唯一工具。CEBMRI研究对于浸润性乳腺癌具有高阴性预测值以及几乎100％的灵敏度，并且一旦癌已经通过其它手段诊断，它用作有价值的管理乳腺癌患者的辅助医疗器械。因为它是断层研究，所以目前它是FDA批准的并且可以真正地与CBBCT比较的唯一的乳腺成像医疗器械。CEBMRI完全取决于与肿瘤相关联的新生血管和静脉造影剂引起的衬度分辨率。CEBMRI和所有其它成像的不同之处是，图像反映血管的衬度增强，而不是实际的乳腺解剖。尽管CEBMRI对于浸润性癌具有高灵敏度，但是目前的技术在检测导管原位癌(DCIS)时可能是有限的。CEBMRI不能够区分钙化和提出的涉及DCIS的非新生血管,其在高达50％的与块不相关联的乳腺癌中是明显的。
目前在开发中的数字乳腺断层合成(DBT)旨在减轻重叠结构的影响。尽管已实现了某种程度的成功，但是DBT从根本上受其在投影几何上的约束的限制；断层摄影切片没有很好地定义，这可引起轴向方向上的分辨率的损失，其影响细微结构(诸如无定形微钙化)的可视化。在不压缩乳房的情况下，与其它医疗器械相比，CBBCT可以以更完整的断层摄影方法来提供整个乳房的各向同性的高分辨率成像。它对于使致密乳房以及具有植入物的乳房成像可能是特别有价值的。
如以上所讨论的，与乳房摄影(包括数字乳房摄影)相比，CBBCT在检测乳腺癌上取得了显著进步。然而，为了精确地表征乳腺肿瘤和钙化并且显著地降低活检率以及乳腺活检的假阳性率，希望的是，CBBCT应实现可比较的空间分辨率的病理图像，其为乳腺癌诊断的黄金标准。空间分辨率的成倍提高的要求将强制使辐射剂量增加超过100倍，以便保持与目前的CBBCT相同的衬度-噪声比(CNR)。例如，如果要求空间分辨率从2lp/mm增加到25lp/mm以保持临床可接受的CNR，则对于平均大小的乳房，剂量水平将从～6mGy增加至1.1Gy(目前的CBBCT的～186倍)。该剂量增加在临床上是禁止的。
以下参考文献被认为提供了背景信息：
1.T.Weitkamp,A.Diaz,C.David,F.Pfeiffer,M.Stampanoni,P.Cloetens和E.Ziegler，“X-ray phase imaging with a gratinginterferometer”，Opt.Express 2005；13(16):6296-6304。
2.G.Faris和R.Byer，“Three-dimensional beam-deflectionoptical tomography of a supersonic jet”，Appl.Opt.27(24),5202-5212(1988)。
3.A.Momose,W.Yashiro,S.Harasse,H.Kuwabara,K.Kawabata，“Four-dimensional x-ray phase tomography with Talbotinterferometer and white synchrotron light”，Proc.SPIE 7804,780405(2010)。
4.D.Donoho,“Compressed sensing,”IEEE Trans InformationTheory 52(4),1289-1306(2006)。
发明内容
因此，本发明的目的是在不将剂量增加到禁止水平的情况下允许空间分辨率的增加。
因此，本发明的另一目的是在不降低空间分辨率和衬度噪声比的情况下允许大量降低的x射线辐射剂量。
因此，本发明的另一目的是允许机械上对于相位衬度锥束CT的旋转台架系统的刚性且鲁棒的实现。
因此，本发明的另一目的是允许大量降低用于基于光栅的相位衬度锥束CT成像的对于患者的x射线辐射剂量。
为了实现以上目的和其它目的，本发明针对的是一种用于乳腺成像或其它目的(例如，血管成像、儿科锥束CT、全身CT成像以及介入性锥束CT)的、使用x射线微分相位衬度锥束CT的系统和方法。作为新兴的新技术的锥束CT成像和x射线相位衬度锥束CT将可能实现高达25lp/m(20μm体素大小)的空间分辨率水平，同时保持x射线剂量类似于目前的CBBCT和乳房摄影的x射线剂量。另外，由于x射线相位衬度成像依赖于x射线波的干涉和折射的原理，所以与传统的基于衰减的x射线成像技术恢复衰减系数的情况下可能检测的信息相比，通过恢复相位系数可以检测更细微的信息。
传统的基于衰减的CT和锥束CT在区分具有非常不同的线性衰减系数的软组织与硬组织之间的吸收衬度上是相当高效的。然而，当对包括乳腺组织的软组织成像时，乳腺结构(良性和恶性)的低吸收衬度差限制其性能。期望相位衬度技术提供软组织成像的替代方式。与吸收衬度的原理不同，相位衬度成像源自于x射线的波性质，其中，需要考虑折射和衍射。作为电磁波，x射线通常通过其波长、幅度和相位表征。当它穿过介质时，其幅度衰减，并且其相位偏移。在x射线技术中，材料的折射率n通常被表达为复数n＝1-δ+iβ。虚部β贡献幅度的衰减，而实部δ负责相移。理论上和实验上已经显示，δ通常比β大103多倍。因此，相位衬度成像技术将可能提供比基于衰减的CT和锥束CT技术高1000倍的对象衬度。
在过去十年中，已经开发了各种相位衬度技术以证实β的衬度，几乎所有的这些技术都依赖于对于广泛的临床应用不实用的微焦点x射线管或同步加速器辐射。最近，提出了被称为微分相位衬度(DPC)技术的新相位衬度成像技术，该技术是基于光栅的干涉方法。具有宽的多色谱和高的输出x射线功率的高功率医院级x射线管可以用于获取DPC图像。然而，它以前未用于本发明的背景中。
在以下的美国专利中公开了相关的系统和方法：美国专利No.7,949,095，“Method and apparatus of differential phase-contrastfan beam CT,cone beam CT and hybrid cone beam CT”；美国专利No.6,987,831，“Apparatus and method for cone beam volumecomputed tomography breast imaging”；美国专利No.6,618,466，“Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correctionfor fan beam CT and cone beam volume CT”；美国专利No.6,504,892，“System and method for cone beam volume computed tomographyusing circle-plus-multiple-arc orbit”；美国专利No.6,480,565，“Apparatus and method for cone beam volume computedtomography breast imaging”；美国专利No.6,477,221，“System andmethod for fast parallel cone beam reconstruction using one or moremicroprocessors”；美国专利No.6,298,110，“Cone beam volume CTangiography imaging system and method”；美国专利No.6,075,836，“Method of and system for intravenous volume tomographic digitalangiography imaging”；以及美国专利No.5,999,587，“Method of andsystem for cone-beam tomography reconstruction”，这些专利的公开均通过其全部引用而并入本公开。这些专利中公开的技术可以结合本文中公开的技术使用。
附图说明
将参照附图详细阐明本发明的优选实施例，其中：
图1A和1B是示出根据第一优选实施例的系统的示意图；
图2显示相位步进算法；
图3显示使用压缩感知方法的迭代重构算法；
图4A和4B示出优选的二维光栅实施例的设计；
图5A和5B比较DPC-CBCT和传统的基于吸收的CBCT的成像处理；
图6是示出根据第二优选实施例的系统的示意图；
图7比较来自相位步进方法和基于莫尔图案的方法的重构图像；
图8是示出扫描协议的流程图；
图9A和9B是示出根据第三优选实施例的系统的示意图；和
图10是示出根据第四优选实施例的系统的示意图。
具体实施方式
将参照附图详细阐明本发明的优选实施例，在附图中，相似的附图标记始终指的是相似的元件或步骤。
第一优选实施例针对的是用于使用微分相位衬度成像技术进行体内临床成像的微分相位衬度锥束CT系统(DPC-CBCT)。如图1A和1B中所示，这样的DPC-CBCT系统100包括医院级x射线管102，其中源光栅104、高分辨率检测器110以及相位-分析光栅对122安装在台架112上。为了确保机械精度和稳定性，将使源光栅步进(step)以改进机械公差。源光栅的步进机构可以被设计为图1A中的转盘源光栅系统120或图1B中的基于直线台(linear stage)的机构。图1A中的源光栅系统120的目的是产生不同的相位步进，该不同的相位步进被定义为源光栅104与相位-分析光栅对122之间的光栅线垂直的方向上的相对位移，相位-分析光栅对122由相位光栅106和分析光栅108组成。光栅系统120由几个分支组成，并且在每个分支，源光栅是固定的。光栅系统以这样的方式设计，即，当每个分支与相位-分析光栅对对准时，源光栅与相位-分析光栅对之间的相对位移在不同分支上从源光栅104的周期的一小部分到一个光栅周期变动。在图1B中，马达驱动的台116移动源光栅104以产生不同的相位步进。在台架将旋转以在扫描期间拍摄图像时，对象O将保持静止。计算机118控制并同步x射线源、检测器、台架和光栅的操作以执行成像处理。计算机118还执行断层摄影重构，并对数据进行分析。
DPC技术能够通过将吸收光栅(源光栅104)应用于高功率x射线管102来产生一维或二维空间相干，该高功率x射线管102具有数百微米的焦点大小以及高x射线输出功率(>10kW)。源光栅104的高原子数材料构成的线图案114可以吸收几乎所有的撞击在它们上的x射线光子，而之间的沟槽使所有的x射线光子通过。沟槽的宽度被设计为与微焦点x射线管的焦点大小可比较。因此，源光栅将大的焦点x射线源分成几个窄线源。这些线源中的每一个均能够在垂直于线的方向产生足够的空间相干，而它们相互不相干。当适当的参数被选择时，这些线源在成像处理中有建设性的贡献。以类似的方式，光栅图案可以被设计为多个针孔的矩阵，并且每个针孔用作能够单独地在两个维度上提供足够的相干长度、但是相互不相干的点源。
相位步进算法[1]用于计算每个DPC图像，其物理原理简要地解释如下：相位光栅106显示出可忽略的吸收，但是大量的相移，从而将x射线束分成两个第一衍射级。折射束然后发生干涉，并且在放置分析光栅108的整数或分数泰伯(Talbot)距离处形成周期性条纹。分析光栅的周期被选择为与条纹的周期相同。如果入射x射线束在它到达相位光栅之前遇到对象，则其波前将被对象扰乱，从而导致条纹的局部位移。相位步进算法可以用于基于检测器图像来恢复编码的相位信息。具有比衍射条纹周期大的间距的x射线检测器可以用于记录强度图像，这去除了具有甚至比衍射条纹小的间距的超高检测器分辨率的限制。原则上，在使三个光栅(源光栅104、相位光栅106和分析光栅108)中的任何一个步进的同时，检测器中的任何像素的检测的强度值通过步进光栅的位置来调制。如果调制函数变换到傅立叶域中，则第一傅立叶分量的复角为该像素处的相位的一阶导数。以这种方式获取的对象的DPC图像是原始的DPC图像。通常，在对象不在适当位置的情况下通过相同的处理来获取由于光栅系统的非均匀性而导致的背景相位分布，并且通过从原始的DPC图像减去背景相位分布来获取对象的真实的DPC图像。
图2中示出了整个过程。在对象不在适当位置的情况下，在步骤1000-1至1000-M中，在相位步进1至M处拍摄背景DPC图像。在步骤1002和1004中执行逐像素(pixel-wise)计算。在对象在适当位置的情况下，在步骤1006-1至1006-M中，在相位步进1至M处拍摄原始的DPC图像。在步骤1008和1010中执行逐像素计算。步骤1012中的最终的逐像素计算从DPC原始和背景图像计算最终的图像。
应注意，可以预存储背景信息以用于给定DPC系统的背景校正，因此，没有必要对于每一次扫描获取背景信息。理论上，如果周期已知，则需要至少两个采样点来表示周期函数，并因此需要至少两个相位步进来执行相位步进算法。在实践中，需要三个或更多个采样点来避免混叠伪影。因为源光栅通常具有比相位光栅或分析光栅大得多的周期，所以对于源光栅步进，可以使用更大的步进，这可以大大地放宽机械精度的要求。例如，源光栅的周期可以从30到200μm变动，因此，对于八步方案，对于源光栅步进，每一步进的长度约为4-25μm。如果使用八步方案来步进相位光栅或分析光栅，则每一步进应小于0.6μm，因为分析光栅的周期一般小于5μm。类似的(数量级4-25μm的)机械要求应用于图1(a)中的分支结构的旋转和图1(b)中的直线台的移位两者。在每个分支与光轴对准(图1(a))或者源光栅通过直线台的位移而步进一次(图1(b))的同时，对于该相位步进获取强度图像，并然后对这些强度图像进行处理以使用上述方法来计算DPC图像。另外，可以通过将相位步进图像相加起来以产生吸收衬度来获得衰减图像，并且可以通过计算第一傅立叶分量与第零傅立叶分量的比以产生由于由亚微米结构引起的小角度散射而导致的衬度来获得暗场图像。
从所有的观看角度获取的DPC图像将直接用于重构，而不是首先从DPC图像计算相位系数的线积分。考虑到DPC-CBCT系统的锥角小，平行束近似可以应用于断层摄影重构，并且可以使用具有希尔伯特(Hilbert)滤波的滤波背投影(FBP)算法[2]。DPC图像通过使用希尔伯特滤波器进行逐行滤波，并然后被背投影到对象空间中以计算线性相位系数的3-D分布。当对象完全被所有视角处的x射线束覆盖(没有横向截断)时，重构结果精确高达一个常量。可以通过将周围空气的相位系数设置为零来容易地确定重构常量。在截断发生的感兴趣体积(VOI)成像的情况下，该重构方法也起作用，但是图像质量将被背景趋势劣化，并且重构常量必须使用对象的先验知识来确定。此外，背投影-滤波(BPF)算法可以对于DPC-CBCT重构进行修改，因为微分运算通常在背投影之前执行，而DPC图像非常类似于微分运算之后的中间结果。这种类型的算法还具有处理严重截断的良好能力。使用典型的BPF重构的DPC-CBCT成像的过程包括获得DPC图像的相同方法，并且唯一不同是重构方法。主要的步骤是：(a)从所有的视角获取原始的强度数据；(b)如图2中所示那样使用相位步进算法从强度数据计算DPC图像；(c)从所有的视角将DPC图像背投影到对象空间；以及(d)沿着指定的方向使用期望的滤波器对背投影数据进行滤波。投影图像可以是暗场图像、DPC图像和衰减图像，并且重构量于是分别为亚微米结构的密度、相位系数和衰减系数。
为了在保持临床上可接受的图像质量的同时进一步降低图像噪声或者降低所需剂量，还可以使用迭代重构算法来进行DPC-CBCT重构以计算3D相位系数，并且重构变为优化问题的求解。迭代重构的一种方法是使用所谓的压缩感知方法[4]。压缩感知的构思是，可以通过最小化L1范数来从严重欠采样信号忠实地还原稀疏信息。信号的稀疏性意味着，除了有效(非零)值的小部分之外，该信号的大部分为零。在DPC-CBCT成像的情况下，尽管相位系数的重构的3D图像不是稀疏的，但是它可以通过某些变换被变换到稀疏图像。例如，当3D相位系数分布大体上逐条恒定时，其梯度变换是稀疏的，因为有效值仅集中在特征边缘处。因此，稀疏变换可以是梯度变换，并且其L1范数(通常被称为总方差(TV))可以迭代地最小化以使重构接近最优解。如果变换图像是稀疏的，则也可以以类似的方式使用其它变换。压缩感知可以作为正则项或者作为约束合并到DPC-CBCT重构中，并且可以应用求解优化问题的一般方法来迭代地执行计算。
图3中示出了基于压缩感知的迭代重构算法的流程图。对于被实现为约束的压缩感知，首先，在步骤1100中，产生初始猜测f0。在步骤1102中，通过使用统计x射线成像模型更新fi-1来计算fi。在步骤1104中，计算fi的稀疏变换。在步骤1106中，通过最小化Si的L1范数来更新fi。在步骤1108中，确定是否满足停止标准。如果是，则在步骤1110中输出最终的结果f0。否则，处理返回到步骤1102。对于被实现为正则式的压缩感知，首先，在步骤1200中，产生初始猜测f0。在步骤1202中，优化代价函数，其中fi-1的稀疏变换的L1范数作为正则项被包括。在步骤1204中，通过更新fi-1来计算fi。在步骤1206中，确定是否满足停止标准。如果是，则在步骤1208中输出最终的结果f0。否则，处理返回到步骤1202。
在适当地对优化问题进行建模并且产生初始猜测之后，执行迭代，直到满足停止标准为止。在变为最终解之前，初始猜测在每次迭代中被重复地更新。
在本公开中，详细讨论具有相应的扫描协议和重构算法的一维光栅系统。应注意，将一维光栅系统扩展到二维系统是简单的，在二维系统中，源光栅由多个点源组成，同时相位光栅和分析光栅由二维矩阵组成。可能的实施例中的一些在图4A和4B中被示为1302、1304、1306和1308。相位步进算法应在优选的方向(x、y、对角线等)上执行以在x和y两个方向上均等地提取相位衬度。应对于锥束重构算法进行修改以在两个方向上处理相位梯度。
表1中列出了所提出的DPC-CBCT系统的主要参数。医院级x射线用于DPC-CBCT系统。x射线管具有0.05mm至2mm的焦点大小以及几千瓦至数十千瓦的输出功率。它将在10kVp至150kVp下操作。一般地，它可以是任何类型的诊断成像x射线辐射源，包括乳房摄影管、血管摄影管、CT管以及其它通用放射摄影管，这依赖于临床应用。
表1：主要系统参数
焦点大小 0.05mm-2mm
峰值电压 10kVp-150kVp
检测器像素大小 10μm-1000μm
检测器帧速率 0.5fps-1000fps
检测器尺寸 3cm×3cm-50cm×50cm
台架旋转速度 >0.5RPM
检测器的检测量子效率(DQE) >50％
动态范围 >30,000:1
系统空间分辨率 >2.5lp/mm-25lp/mm
二维检测器用于DPC-CBCT系统。与其它相位-衬度成像技术不同，对于超高分辨率检测器，不存在严格的要求，并且检测器分辨率可以为～10μm-1000μm，这由应用和期望的图像分辨率来确定。对于不同的图像获取协议，检测器的帧速率为每秒0.5帧(fps)至120fps。对于要求高空间分辨率和高衬度分辨率的乳腺成像的潜在应用，检测器应具有>50％的检测量子效率(DQE)、>30,000:1的动态范围。系统空间分辨率期望在2.5lp/mm-25lp/mm之上。
为了最佳的视场，尽可能靠近焦点安装源光栅。它将x射线束分成许多个线源，并且每个线源的宽度一般小于50μm以提供足够的空间相干。相位光栅安装在对象的正后方，并且产生沟槽与脊(ridge)之间的PI的相位差。相位光栅的周期为2μm至8μm。分析光栅正好安装在检测器的表面处，并且它通过强衰减材料在沟槽处使x射线衰减至20％到80％。分析光栅的周期与相位光栅的周期相同或者为其一半(高达接近于1.0的倍率因子)，这依赖于两个光栅之间的距离，该距离可以是分数泰伯距离或整数泰伯距离。源光栅与相位光栅之间的距离和相位光栅与分析光栅之间的距离确定源光栅的周期，其通常为30μm至200μm。光栅的大小被设计为覆盖DPC-CBCT系统的特定应用的视场。表2中列出了主要光栅参数。可能的变型将使用二维相位衬度光栅。应注意，这样的光栅设计对于平行x射线束或具有小锥角的x射线束是理想的，因为光栅沟槽是平行的。当使用较大的锥角(>5度)时，最好是使用考虑发散x射线束而设计和制造的聚焦光栅。
表2：主要光栅参数
x射线管、检测器和光栅系统安装在旋转台架上，该旋转台架可以实现每分钟0.5转(RPM)至60RPM或更大的速度。患者在扫描期间保持静止。图5A和5B比较了使用具有相同的总曝光水平和重构空间分辨率的衰减技术和DPC技术的简单数值模体1400的计算机仿真图像。数值模体1400由三个椭球体1402、1404、1406组成，并且被放置在扫描平面的中心。基于衰减的CBCT在每个视角处拍摄一个强度图像1408，并且重构矢状切片1410，如图5A中所显示的那样。如图5B中所示，基于DPC的CBCT在分析光栅移位四个不同的步进时在每个视角处拍摄四个强度图像1502、1504、1506、1508，并且对于每个强度图像的曝光是基于衰减的图像的曝光的四分之一。这四个强度图像然后被处理以使用相位步进算法的原理来恢复DPC图像1510。然后从一组DPC图像相同的矢状切片被重构为1512。相同的矢状切片的模体图像被示出以用于比较。可以观察到，DPC投影和重构图像两者都示出比吸收投影和重构图像的CNR高得多的CNR。如所期望的，DPC-CBCT重构图像中的测量的衬度比基于衰减的重构的衬度高约1000倍，而DPC-CBCT的噪声水平比基于衰减的重构的噪声水平高约40倍。于是，测量的CNR在DPC-CBCT重构中为28.2，而在基于衰减的重构中为0.81，从而导致约35倍的CNR改进。因此，在相同的剂量水平和空间分辨率的情况下，DPC-CBCT成像比基于衰减的CBCT可能提供一个数量级改进的CNR。我们已经执行了另外的仿真来证明，在25lp/mm(20μm)分辨率和乳房摄影剂量水平的情况下，DPC-CBCT可以实现临床上可接受的CNR。
在所提出的DPC-CBCT技术中，数据获取几何形状不限于圆形轨道。台架可以由至少一个马达控制和移动以沿着包括螺旋形几何形状、圆形加直线几何形状以及圆形加弧形几何形状的各种轨道执行扫描。
第二优选实施例是第一优选实施例的变型。第二优选实施例的主要优点是，可以通过单个莫尔(moire)图案图像来获得所有的信息，并且不需要步进[3]。这降低了图像形成的复杂度，并且使快速成像成为可能。如图6中所示，第二优选实施例具有与图1B中的第一优选实施例的系统组件相同的系统组件，除了直线台被移除之外。在系统200中，在相位-分析光栅对222中，相位光栅206和分析光栅208稍微错位以产生莫尔图案，作为相位变化的结果，该莫尔图案在x射线束中存在对象的情况下畸变。通过使用傅立叶变换方法对该莫尔图案进行分析，可以从第零傅立叶分量恢复衰减图像，从第一傅立叶分量恢复微分相位衬度(DPC)图像，并且从前面这两个的比恢复暗场图像。之前描述的FBP型或迭代型重构算法可以直接应用于使用所恢复的DPC图像来重构3D相位系数。图7比较了使用相位步进方法和基于莫尔图案的方法的模体研究结果。
应注意，分析光栅208不必是如用于第一实施例的衰减光栅那样的衰减光栅。相反，它可以是产生显著的相位变化、但可忽略的幅度变化的第二相位光栅。如果检测器被放置在适当的位置处，则相位-相位光栅对也将产生类似的莫尔图案，该适当的位置可以是分数泰伯距离或整数泰伯距离。
本发明允许实现检测并且表征乳腺肿瘤和微钙化的、空间分辨率高达25lp/mm的DPC-CBCT系统，该空间分辨率与病理图像的空间分辨率可比较，并且导致活检率的显著降低。以下的设计考虑被涉及。第一设计考虑是设计并且构造相干x射线辐射源，该相干x射线辐射源组合医院级x射线管与专门设计和构造的光栅(104)以提供具有5cm视场(FOV)覆盖范围或更大视场覆盖范围的稳定相干辐射源。第二设计考虑是制造具有均匀微结构的高质量光栅以覆盖所提出的FOV。第三设计考虑是设计并且构造适当的2D检测器系统，该2D检测器系统具有超高空间分辨率(对于检测器间距高达20μm)、高检测量子效率(DQE)、高动态范围、最小几何畸变以及优异的线性度。第四设计考虑是连同精确、高效的相位步进算法和DPC-CBCT重构算法一起开发实用的DPC-CBCT数据获取方案。第五设计考虑是设计并且构造所提出的HBCT(混合乳腺CT)系统(CBBCT加上DPC-CBCT)以确保针对性的DPC-CBCT扫描和感兴趣体积的适当覆盖范围。
如以上所讨论的，对于相位衬度成像系统的要求是，入射x射线束应空间相干到一定程度，并且能够在衰减光栅的情况下使用高功率医院级x射线管来执行DPC-CBCT成像。为了满足该挑战，我们提出选择高功率乳房摄影管或具有大于10kW的阳极功率的一般放射摄影管并且将它与图1中的专门设计的源光栅104耦合，其中，x射线管可以被认为是被分成许多个具有10～50μm宽度的窄线源，并且这些线源单独地在垂直于光栅沟槽的方向上空间相干，但是相互不相干。利用该设计，源能够甚至在源光栅的强衰减的情况下提供足够的x射线束。光栅104的高高宽比(沟槽高度与沟槽宽度之间的比)可以影响视场，并且重要的是，对于较大的FOV，尽可能靠近焦点安装光栅104(优选地，<1cm)。
用于DPC-CBCT成像的光栅将使用微机电系统(MEMS)纳米制造设施来制造，该MEMS纳米制造设施包括光刻、物理蚀刻、化学蚀刻、沉积以及电镀。主要的挑战是光栅的高高宽比(沟槽高度与宽度之间的比)，这使得蚀刻和电镀困难。对于相位光栅和分析光栅，高宽比可以高达15至40，这造成利用笔直边缘蚀刻或者使金生长到深沟槽中的困难。为了解决该问题，将使用面向高质量<110>的单晶硅基板(Nova Electronic Materials，Flower Mound,TX)，该基板在优选方向上是高选择性的，利用它通过使用氢氧化钾(KOH)的湿蚀刻形成锐利并且深的边缘更加容易。氮化物层将用作掩膜，并且原子层沉积(ALD)将用于使金的种子层外延生长。接着，电镀将用于使金层按照其自身的晶体结构在种子层的顶部生长。也可以使用比如Pt、Hf或Ta的具有高原子数的其它元素。目前，标准大规模MEMS技术限于具有4英寸直径的硅晶片，但是在将来期望实现大得多的硅晶片大小、还有光栅大小。另外，具有小厚度的晶片将用于降低任何光栅的不必要的x射线衰减并且降低对于患者的x射线曝光。
可以使用目前对于硬x射线可用的检测器的大多数，包括薄膜晶体管平板检测器(TFT-FPD)(例如，Varian Medical Systems,SaltLake City,Utah的PaxScan 4030CB)、电荷耦合器件(CCD)检测器(例如，Apogee Imaging Systems,Roseville,California的AltaF16M)、互补金属氧化物半导体(CMOS)检测器(例如，TeledyneRad-icon Imaging Corp.,Sunnyvale,California的Shad-o-Box 4K)以及光子计数检测器(例如，European Organization for NuclearResearch,Meyrin,Switzerland的Medipix3)。适当的闪烁体应被选择以用于最佳的x射线能量响应。然而，出于涉及小尺寸(如0.2mm那样小)的微钙化以及软组织之间的低衬度分辨率的乳腺成像的目的，应指定一些特殊要求。检测器应具有>30,000:1的动态范围(或者>16位A/D转换)、>50％的检测量子效率(DQE)，并且系统的空间分辨率应为2lp/mm-25lp/mm。期望0.5fps-1000fps的更高的帧速率，该更高的帧速率使得更快速的扫描处理和减少运动伪影成为可能。
传统的CBCT扫描协议相当简单，因为获取每个视角处的吸收图像仅需要一次x射线曝光。第二优选实施例可以以与传统的CBCT扫描相同的方式执行，因为不需要步进。然而，第一实施例要求任何视角处的至少三次x射线曝光，并且对于每次曝光，源光栅将被移位到不同位置以获取相位步进图像，这些相位步进图像然后将被处理以计算该视角处的最终图像(衰减、DPC或暗场)。因此，用于相位恢复的相位步进算法在DPC-CBCT扫描协议中增添了更多的复杂性。我们提出将整个DPC-CBCT扫描分成几个子扫描，源光栅系统在每个子扫描之前被旋转到下一个分支(图1A)或者源光栅被直线台移位(图1B)，但是在每个子扫描期间是固定的。这将去除由于源光栅的重复前后移动而导致的定位误差。然后，将执行相位步进算法以计算每个视角处的DPC图像，并且将执行重构算法以计算断层摄影图像。假定计算每个视角处的DPC图像需要M个相位步进图像(M≥3)，并且对于断层摄影重构需要N个DPC图像，图8中示出了整个扫描处理。在多个步骤602-1、602-2、...、602-M中，源光栅108被定位在多个位置中；在这些步骤之间，在步骤604中，它被再定位。当源光栅在这些位置中的每一个中时，执行扫描步骤606-1、606-2、...、606-M以拍摄图像集。在步骤608中，扫描导致DPC图像集，其在步骤610中被重构。FBP型或迭代型重构算法可以用于重构，并且基于压缩感知的迭代算法(如前一段和图3中所述)可以被应用以在保持临床上可接受的图像质量的同时进一步降低图像噪声或者降低所需剂量。由于强度图像中的高噪声水平或大相位导数而导致的相位缠绕是可能引起表现为不连续的DPC图像中的错误相位信息的主要问题。该问题将通过基于小波分析检测奇异性和通过插值校正奇异性来解决。
在DPC-CBCT系统的构造和校准中要求高的精度、良好的稳定性、精确的对准，这主要涉及源光栅104的位置，其应机械地稳定到直至其光栅周期的大约十分之一(大约3-20μm)的尺度。类似的稳定性尺度也适用于每一步进的精度，其可以是旋转或横向运动。另一个关心的问题是，应使相位光栅和分析光栅的相对位置稳定。光栅底座将配备有精确的单向平移和三向旋转以使光栅106和108与它们彼此平行的沟槽很好地对准，或者使光栅206和208错位一个希望的小角度。光栅底座的角度灵敏度期望在几毫弧度内，以最小化系统100的可能的莫尔图案或者产生系统200的希望的莫尔图案。因为台架在扫描期间将被旋转，所以稳定地旋转源-检测器组、同时使管、检测器与光栅系统之间的相对位置以几个微米的精度保持不变是机械挑战。
能够使光栅如30cm×30cm那样大的利用硅晶片的大规模制造技术在开发中。MEMS技术的发展还可以使得能够制作二维光栅，其能够在两个方向上同样好地示出相位衬度，并且消除对象定向的可能问题。在使用CMOS或CCD技术制造大面积(高达50cm×50cm)、高分辨率(>25lp/mm)的检测器时，不存在大的技术障碍，并且帧速率期望利用新的并行获取和快速缓存技术而改进数十倍。因此，对于超高分辨率乳腺成像或全身成像，视场将大大地扩大。尽管x射线管对于DPC成像不是限制，但是紧凑的微焦点x射线管(包括激光器等离子管和液态金属靶管)的新兴技术将进一步改进图像分辨率，并且通过去除光栅104来简化系统设计，去除光栅104可以增大视场，并且改进曝光均匀性。
利用上述技术发展，DPC-CBCT成像系统期望扫描更快(实现几秒/扫描)，覆盖更大的对象，并且提供更高的空间分辨率，这使得能够使用DPC-CBCT成像作为筛查和诊断工具两者。筛查DPC-CBCT系统将被设计为具有低空间分辨率(～100-75μm)，并且患者将以非常低的曝光量被曝光(低于两视图筛查乳房摄影的曝光量)。诊断DPC-CBCT系统将被设计为具有更高的空间分辨率(～50-20μm)，并且患者剂量将与诊断乳房摄影的患者剂量(对于平均大小的正常密度乳房为～6mGy)相等。目前，VOI乳腺成像被设计为具有两个子系统的混合系统：CBCT系统和DPC-CBCT系统。在将来，它可以进一步简化为单个DPC-CBCT成像系统，该单个DPC-CBCT成像系统可以通过切换视场、不同分辨率(对于大视场和筛查成像为标准分辨率，而对于小场和诊断成像为超高分辨率)以及不同读出速率(0.5帧/秒-120帧/秒)来执行筛查扫描和诊断VOI扫描两者。
我们所提出的DPC-CBCT技术的第一个应用是用于乳腺癌诊断以降低活检率的锥束乳腺CT医疗器械，同时该技术还可以用于全身成像以及血管摄影和骨成像。第三优选实施例组合目前的锥束CT与DPC-锥束CT以形成混合锥束CT，该混合锥束CT能够获取3D高分辨率锥束CT成像和超高分辨率DPC锥束CT成像两者。图9A和9B示出用于乳腺成像的混合锥束CT系统300的一种可能设计。系统300包括目前的锥束乳腺CT(CBBCT)系统，其主要由x射线管320和平板检测器322组成。在相同的旋转台架324上，构造DPC-CBCT系统(如第一优选实施例那样)，该DPC-CBCT系统主要由x射线管102、高分辨率检测器110、相位-分析光栅对122以及源光栅系统120组成，如图9(A)中所示。或者，源光栅系统可以被源光栅和直线台取代，如图9(B)中所示。CBBCT用于首先扫描整个乳房B并且找出任何可疑体的3D位置；乳房然后被平移和定位，使得可疑体居于DPC-CBCT系统的视场(FOV)的中心；最后，DPC-CBCT系统执行感兴趣区域(ROI)的超高分辨率扫描，并且重构3D体的相位系数。该超高分辨率DPC-CBCT扫描期望揭示导管(宽度<0.25mm)、小血管(宽度<0.5mm)以及微钙化(直径<0.2mm)以用于乳腺癌的诊断和治疗。
第四优选实施例是如图10中所示的混合系统的变型，其实际上是基于莫尔图案的系统(第二优选实施例)和目前的CBBCT系统的组合。应注意，因为在系统400中不需要步进，所以它可以执行快速数据获取，这使得使用该系统进行动态成像成为可能。
应注意，所有四个实施例都可以在螺旋扫描模式下执行，以通过在台架旋转的同时沿着旋转轴移动对象来增大覆盖范围。对于该应用扩展，不存在理论或机械困难。
为了强调本发明的主要构思，所有四个实施例的成功实现的关键涉及机械鲁棒性和患者剂量。在本发明中论述了两个解决方案以获得实用的旋转-台架系统的鲁棒设计。第一个解决方案是在所有四个实施例中，相位光栅和分析光栅的相对位置总是固定的，并且它们被称作为单个单元，该单个单元被称为相位-分析光栅对。成像性能对于相位光栅和分析光栅的相对位置非常敏感，并且0.1μm的量级的小位移将引入误差和伪影。因此，使旋转-台架系统中的两个光栅中的任一个步进是不实际的，因为这样的小误差在机械步进中是不可避免的。然而，在我们的发明中，通过使用固定的相位-分析光栅对来消除这样的误差，并且因为源光栅具有比分析光栅大得多的周期，所以机械误差的容限被大大地改进。第二个解决方案是使用由分支组成的转盘源光栅系统来实现相位步进的概念，这比用于旋转-台架系统的直线台更鲁棒。
在本发明中，还存在提出用于减小患者剂量的两个解决方案。在基于光栅的DPC-CBCT系统的设置中，相位光栅和分析光栅位于患者与检测器之间。由于该相位-分析光栅对，通过患者的x射线在到达检测器之前进一步衰减超过50％。通过患者之后的衰减对于剂量效率非常不利，因为x射线剂量没有被充分利用以产生检测器图像。在本发明中提出了两个解决方案。第一个解决方案是减小硅晶片的厚度以减小衰减，这适用于所有四个实施例。假定标准硅晶片具有0.5mm的厚度，同时光栅结构的高度小于50μm(0.05mm)，则可以在不损伤光栅结构的情况下进一步减小晶片厚度。为了确保提供足够的机械强度，晶片厚度不应太小。实验显示，一件0.5mm厚的硅晶片在40kVp下衰减30％的x射线。如果晶片厚度减小至0.25mm，则它将仅衰减16％的x射线。第二个解决方案是利用另一个相位光栅取代分析光栅，这适用于第二和第四实施例。除了硅晶片的衰减之外，分析光栅由于其金结构而衰减额外的～50％的x射线。如果分析光栅被另一个相位光栅取代，则可以消除50％的额外衰减。对于相位-相位光栅对，与相位-分析光栅对相比，到达检测器的x射线可以加倍。
尽管以上公开了优选实施例及其变型，但是已阅览本公开的本领域技术人员将容易意识到，可以在本发明的范围内实现其它实施例。例如，数值是说明性的，而非限制的。并且，可以使用用于制造光栅的任何合适的技术或材料。此外，本发明的效用不限于乳腺成像，而是可以应用于任何生物或非生物成像。因此，本发明应被理解为仅由所附权利要求限定。

Claims (49)

1.一种用于对对象成像的方法，所述方法包括：
(a)在所述对象不在适当位置的情况下，通过成像处理来获取由于光栅系统的非均匀性而导致的背景图像；
(b)通过使用源、检测器和光栅系统的微分相位衬度(DPC)成像处理来获取所述对象的原始投影图像；
(c)通过从所述原始投影图像去除所述背景图像来获取所述对象的校正的投影图像；以及
(d)在不同视角处获取所述对象的多个校正的投影图像，并且执行所述对象的三维(3D)计算机断层摄影重构。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述对象是人的乳房。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述3D计算机断层摄影是锥束计算机断层摄影。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述投影图像是DPC图像，并且所述重构是相位系数的3D分布的矩阵。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述投影图像是衰减图像，并且所述重构是衰减系数的3D分布的矩阵。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述投影图像是暗场图像，并且所述重构是亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光栅系统包括相位光栅和分析光栅。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光栅系统包括可步进的源光栅。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述可步进的源光栅在一个周期内步进多次，并且在每一步进获取强度图像。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，从多个强度图像计算微分相位衬度图像。
11.根据权利要求9所述的方法，其中，从多个强度图像计算衰减图像。
12.根据权利要求9所述的方法，其中，从多个强度图像计算暗场图像。
13.根据权利要求1所述的方法，其中，所述背景图像被测量一次并且被预存储以校正来自所有视角的图像。
14.根据权利要求1所述的方法，其中，除了所述源光栅之外，所述光栅系统还包括错位以产生莫尔图案的相位光栅和分析光栅。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，从所述莫尔图案计算DPC图像。
16.根据权利要求14所述的方法，其中，从所述莫尔图案计算衰减图像。
17.根据权利要求14所述的方法，其中，从所述莫尔图案计算暗场图像。
18.根据权利要求14所述的方法，其中，因为不需要相位步进，所以快速成像是可能的。
19.根据权利要求1所述的方法，在步骤(b)之前，进一步包括：
(i)利用与步骤(a)-(d)的成像处理不同的成像处理来对所述对象成像以确定所述对象中的感兴趣区域；和
(ii)定位所述对象，以使得对于步骤(b)-(d)定位所述感兴趣区域。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，与步骤(a)的成像处理不同的成像处理是计算机断层摄影。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述计算机断层摄影是锥束计算机断层摄影。
22.根据权利要求19所述的方法，其中，所述光栅系统包括可步进的源光栅、相位光栅和分析光栅。
23.根据权利要求22所述的方法，其中，所述可步进的源光栅在一个周期内步进多次，并且在每一步进获取强度图像。
24.根据权利要求19所述的方法，其中，除了所述源光栅之外，所述光栅系统还包括错位以产生莫尔图案的相位光栅和分析光栅。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，步骤(d)包括相对于所述对象移动所述源和检测器以限定数据获取几何形状。
26.一种用于对对象成像的系统，所述系统包括：
源；
检测器；
光栅系统；
台架，所述台架用于相对于所述对象支撑所述源、检测器和光栅系统；以及
计算机，所述计算机被配置为至少控制所述源、光栅系统和检测器以用于：
(a)在所述对象不在适当位置的情况下，通过成像处理来获取由于光栅系统的非均匀性而导致的背景图像；
(b)通过使用源、检测器和光栅系统的微分相位衬度(DPC)成像处理来获取所述对象的原始投影图像；
(c)通过从所述原始投影图像去除所述背景图像来获取所述对象的校正的投影图像；以及
(d)在不同视角处获取所述对象的多个校正的投影图像，并且执行所述对象的三维(3D)计算机断层摄影重构。
27.根据权利要求26所述的系统，其中，所述3D计算机断层摄影是锥束计算机断层摄影。
28.根据权利要求26所述的系统，其中，所述投影图像是DPC图像，并且所述重构是相位系数的3D分布的矩阵。
29.根据权利要求26所述的系统，其中，所述投影图像是衰减图像，并且所述重构是衰减系数的3D分布的矩阵。
30.根据权利要求26所述的系统，其中，所述投影图像是暗场图像，并且所述重构是亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
31.根据权利要求26所述的系统，其中，所述光栅系统包括相位光栅和分析光栅。
32.根据权利要求26所述的系统，其中，所述光栅系统包括可步进的源光栅。
33.根据权利要求32所述的系统，其中，所述可步进的源光栅在一个周期内步进多次，并且在每一步进获取强度图像。
34.根据权利要求33所述的系统，其中，从多个强度图像计算微分相位衬度图像。
35.根据权利要求33所述的系统，其中，从多个强度图像计算衰减图像。
36.根据权利要求33所述的系统，其中，从多个强度图像计算暗场图像。
37.根据权利要求26所述的系统，其中，所述背景图像被测量一次并且被预存储以校正来自所有视角的图像。
38.根据权利要求26所述的系统，其中，除了所述源光栅之外，所述光栅系统还包括错位以产生莫尔图案的相位光栅和分析光栅。
39.根据权利要求38所述的系统，其中，从所述莫尔图案计算DPC图像。
40.根据权利要求38所述的系统，其中，从所述莫尔图案计算衰减图像。
41.根据权利要求35所述的系统，其中，从所述莫尔图案计算暗场图像。
42.根据权利要求35所述的系统，其中，因为不需要相位步进，所以快速成像是可能的。
43.根据权利要求24所述的系统，其中，所述计算机被进一步配置为在步骤(b)之前对所述对象成像：
(i)利用与步骤(a)-(d)的成像处理不同的成像处理来对所述对象成像以确定所述对象中的感兴趣区域；和
(ii)定位所述对象，以使得对于步骤(b)-(d)定位所述感兴趣区域。
44.根据权利要求43所述的系统，其中，与步骤(a)的成像处理不同的成像处理是计算机断层摄影。
45.根据权利要求44所述的系统，其中，所述计算机断层摄影是锥束计算机断层摄影。
46.根据权利要求44所述的系统，其中，所述光栅系统包括可步进的源光栅、相位光栅和分析光栅。
47.根据权利要求46所述的系统，其中，所述可步进的源光栅在一个周期内步进多次，并且在每一步进获取强度图像。
48.根据权利要求43所述的系统，其中，除了所述源光栅之外，所述光栅系统还包括错位以产生莫尔图案的相位光栅和分析光栅。
49.根据权利要求26所述的系统，进一步包括用于移动所述台架的至少一个马达，并且其中，所述计算机被配置以使得步骤(d)包括移动所述台架以相对于所述对象移动所述源和检测器以限定数据获取几何形状。
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Country Status (4)

Country Link
US (1) US9826949B2 (zh)
EP (1) EP2822468B1 (zh)
CN (1) CN104540451B (zh)
WO (2) WO2014137325A1 (zh)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018082088A1 (zh) * 2016-11-07 2018-05-11 深圳先进技术研究院 一种用于锥束ct图像散射修正的阻挡光栅优化方法及装置
CN109106388A (zh) * 2017-06-22 2019-01-01 株式会社岛津制作所 Ｘ射线成像装置以及ｘ射线成像图像的合成方法
CN109215094A (zh) * 2017-09-22 2019-01-15 上海联影医疗科技有限公司 相位衬度图像生成方法及系统
CN110133011A (zh) * 2019-05-28 2019-08-16 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 免步进x射线光栅相衬成像方法

Families Citing this family (43)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20150117599A1 (en) 2013-10-31 2015-04-30 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
WO2014039051A1 (en) * 2012-09-07 2014-03-13 Empire Technology Development Llc Ultrasound with augmented visualization
US9907524B2 (en) 2012-12-21 2018-03-06 Carestream Health, Inc. Material decomposition technique using x-ray phase contrast imaging system
US9700267B2 (en) 2012-12-21 2017-07-11 Carestream Health, Inc. Method and apparatus for fabrication and tuning of grating-based differential phase contrast imaging system
US10096098B2 (en) 2013-12-30 2018-10-09 Carestream Health, Inc. Phase retrieval from differential phase contrast imaging
US9357975B2 (en) 2013-12-30 2016-06-07 Carestream Health, Inc. Large FOV phase contrast imaging based on detuned configuration including acquisition and reconstruction techniques
US9494534B2 (en) 2012-12-21 2016-11-15 Carestream Health, Inc. Material differentiation with phase contrast imaging
US10578563B2 (en) 2012-12-21 2020-03-03 Carestream Health, Inc. Phase contrast imaging computed tomography scanner
US9724063B2 (en) 2012-12-21 2017-08-08 Carestream Health, Inc. Surrogate phantom for differential phase contrast imaging
WO2015026766A1 (en) * 2013-08-19 2015-02-26 University Of Houston System Single step differential phase contrast x-ray imaging
US10295485B2 (en) 2013-12-05 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray transmission spectrometer system
USRE48612E1 (en) 2013-10-31 2021-06-29 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
CN104622492A (zh) * 2013-11-11 2015-05-20 中国科学技术大学 一种x射线光栅相位衬度成像装置和方法
JP6187298B2 (ja) * 2014-02-14 2017-08-30 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム及び画像処理方法
US10401309B2 (en) 2014-05-15 2019-09-03 Sigray, Inc. X-ray techniques using structured illumination
JP6667215B2 (ja) * 2014-07-24 2020-03-18 キヤノン株式会社 Ｘ線遮蔽格子、構造体、トールボット干渉計、ｘ線遮蔽格子の製造方法
US9801600B2 (en) * 2014-11-17 2017-10-31 Rensselaer Polytechnic Institute X-ray phase-contrast imaging
CN104574292B (zh) 2014-11-26 2018-06-26 沈阳东软医疗系统有限公司 一种ct图像的校正方法和装置
JP2016106721A (ja) * 2014-12-03 2016-06-20 キヤノン株式会社 画像処理装置および画像処理方法
US9545236B2 (en) * 2015-01-23 2017-01-17 Toshiba Medical Systems Corporation Method for scanogram scans in photon-counting computed tomography
US10247683B2 (en) 2016-12-03 2019-04-02 Sigray, Inc. Material measurement techniques using multiple X-ray micro-beams
US11200709B2 (en) * 2016-12-27 2021-12-14 Canon Medical Systems Corporation Radiation image diagnostic apparatus and medical image processing apparatus
US10145009B2 (en) 2017-01-26 2018-12-04 Asm Ip Holding B.V. Vapor deposition of thin films comprising gold
WO2018175570A1 (en) 2017-03-22 2018-09-27 Sigray, Inc. Method of performing x-ray spectroscopy and x-ray absorption spectrometer system
CN107167093B (zh) * 2017-05-25 2019-09-20 西安知象光电科技有限公司 一种激光线扫描与阴影莫尔的复合式测量系统及测量方法
US10578566B2 (en) 2018-04-03 2020-03-03 Sigray, Inc. X-ray emission spectrometer system
WO2019236384A1 (en) 2018-06-04 2019-12-12 Sigray, Inc. Wavelength dispersive x-ray spectrometer
US10658145B2 (en) 2018-07-26 2020-05-19 Sigray, Inc. High brightness x-ray reflection source
US10656105B2 (en) 2018-08-06 2020-05-19 Sigray, Inc. Talbot-lau x-ray source and interferometric system
WO2020051061A1 (en) 2018-09-04 2020-03-12 Sigray, Inc. System and method for x-ray fluorescence with filtering
DE112019004478T5 (de) 2018-09-07 2021-07-08 Sigray, Inc. System und verfahren zur röntgenanalyse mit wählbarer tiefe
EP3701868A1 (en) * 2019-02-28 2020-09-02 Koninklijke Philips N.V. System, method and computer program for acquiring phase imaging data of an object
DE112020004169T5 (de) 2019-09-03 2022-05-25 Sigray, Inc. System und verfahren zur computergestützten laminografieröntgenfluoreszenz-bildgebung
JP2021085829A (ja) * 2019-11-29 2021-06-03 株式会社島津製作所 Ｘ線位相イメージング装置
US11175243B1 (en) 2020-02-06 2021-11-16 Sigray, Inc. X-ray dark-field in-line inspection for semiconductor samples
US11215572B2 (en) 2020-05-18 2022-01-04 Sigray, Inc. System and method for x-ray absorption spectroscopy using a crystal analyzer and a plurality of detector elements
CN111829954B (zh) * 2020-09-09 2023-07-25 广东工业大学 一种提高全场扫频光学相干层析测量量程的系统及方法
WO2022061347A1 (en) 2020-09-17 2022-03-24 Sigray, Inc. System and method using x-rays for depth-resolving metrology and analysis
US11686692B2 (en) 2020-12-07 2023-06-27 Sigray, Inc. High throughput 3D x-ray imaging system using a transmission x-ray source
WO2023215204A1 (en) 2022-05-02 2023-11-09 Sigray, Inc. X-ray sequential array wavelength dispersive spectrometer
CN114781096B (zh) * 2022-05-10 2023-08-11 西华大学 一种基于2MeV加速器CT成像系统的叶片设计与实物比较方法
CN114886445B (zh) * 2022-07-15 2022-12-13 康达洲际医疗器械有限公司 一种基于多叶光栅动态可调的双c臂三维成像方法与系统
US11684320B1 (en) 2022-09-12 2023-06-27 Izotropic Corporation Linear motor assembly for X-ray computed tomography system

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090238334A1 (en) * 2008-03-19 2009-09-24 C-Rad Innovation Ab Phase-contrast x-ray imaging
US20100220832A1 (en) * 2009-03-02 2010-09-02 University Of Rochester Methods and apparatus for differential phase-contrast fan beam ct, cone-beam ct and hybrid cone-beam ct
CN101943668A (zh) * 2009-07-07 2011-01-12 清华大学 X射线暗场成像系统和方法
CN102221565A (zh) * 2010-04-19 2011-10-19 清华大学 X射线源光栅步进成像系统与成像方法
CN102365052A (zh) * 2009-03-27 2012-02-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用圆形光栅进行差分相衬成像

Family Cites Families (69)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5999587A (en) 1997-07-03 1999-12-07 University Of Rochester Method of and system for cone-beam tomography reconstruction
US6075836A (en) 1997-07-03 2000-06-13 University Of Rochester Method of and system for intravenous volume tomographic digital angiography imaging
US6480565B1 (en) 1999-11-18 2002-11-12 University Of Rochester Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging
US6987831B2 (en) 1999-11-18 2006-01-17 University Of Rochester Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging
US6504892B1 (en) 2000-10-13 2003-01-07 University Of Rochester System and method for cone beam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit
US6477221B1 (en) 2001-02-16 2002-11-05 University Of Rochester System and method for fast parallel cone-beam reconstruction using one or more microprocessors
US6618466B1 (en) 2002-02-21 2003-09-09 University Of Rochester Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correction for fan beam CT and cone beam volume CT
EP1731099A1 (en) * 2005-06-06 2006-12-13 Paul Scherrer Institut Interferometer for quantitative phase contrast imaging and tomography with an incoherent polychromatic x-ray source
DE502006007410D1 (de) * 2005-12-27 2010-08-26 Paul Scherrer Inst Psi Fokus-Detektor-Anordnung zur Erzeugung von Phasenkontrast-Röntgenaufnahmen und Verfahren hierzu
DE102006037256B4 (de) * 2006-02-01 2017-03-30 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen sowie Röntgensystem, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-CT-System
DE102006063048B3 (de) * 2006-02-01 2018-03-29 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006017291B4 (de) * 2006-02-01 2017-05-24 Paul Scherer Institut Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen, Röntgensystem mit einem solchen Fokus/Detektor-System sowie zugehöriges Speichermedium und Verfahren
DE102006046034A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-16 Siemens Ag Röntgen-CT-System zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen
DE102006037282B4 (de) * 2006-02-01 2017-08-17 Siemens Healthcare Gmbh Fokus-Detektor-Anordnung mit röntgenoptischem Gitter zur Phasenkontrastmessung
DE102006037257B4 (de) * 2006-02-01 2017-06-01 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Messanordnung zur zerstörungsfreien Analyse eines Untersuchungsobjektes mit Röntgenstrahlung
DE102006015358B4 (de) * 2006-02-01 2019-08-22 Paul Scherer Institut Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen, zugehöriges Röntgen-System sowie Speichermedium und Verfahren zur Erzeugung tomographischer Aufnahmen
DE102006017290B4 (de) * 2006-02-01 2017-06-22 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur, Röntgen-System und Verfahren zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
DE102006015356B4 (de) * 2006-02-01 2016-09-22 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Röntgen-System
DE102006037281A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Röntgenoptisches Durchstrahlungsgitter einer Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt
DE102006037254B4 (de) * 2006-02-01 2017-08-03 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit röntgenoptischen Gittern, sowie Röntgen-System, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-Computer-Tomographie-System
DE102006037255A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-02 Siemens Ag Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen
EP1879020A1 (en) * 2006-07-12 2008-01-16 Paul Scherrer Institut X-ray interferometer for phase contrast imaging
JP5493852B2 (ja) * 2007-02-21 2014-05-14 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置
EP2060909B1 (en) * 2007-11-15 2011-09-07 CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA - Recherche et Développement Interferometer device and method
WO2009115966A1 (en) * 2008-03-19 2009-09-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Rotational x ray device for phase contrast imaging
JP5451150B2 (ja) 2008-04-15 2014-03-26 キヤノン株式会社 Ｘ線用線源格子、ｘ線位相コントラスト像の撮像装置
DE102008048683A1 (de) * 2008-09-24 2010-04-08 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Bestimmung von Phase und/oder Amplitude zwischen interferierenden benachbarten Röntgenstrahlen in einem Detektorpixel bei einem Talbot-Interferometer
DE102008048688B4 (de) * 2008-09-24 2011-08-25 Paul Scherrer Institut Röntgen-CT-System zur Erzeugung tomographischer Phasenkontrast- oder Dunkelfeldaufnahmen
DE102008049200B4 (de) * 2008-09-26 2010-11-11 Paul Scherrer Institut Verfahren zur Herstellung von röntgenoptischen Gittern, röntgenoptisches Gitter und Röntgen-System
EP2168488B1 (de) * 2008-09-30 2013-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Röntgen-CT-System zur Röntgen-Phasenkontrast-und/oder Röntgen-Dunkelfeld-Bildgebung
CN101413905B (zh) * 2008-10-10 2011-03-16 深圳大学 X射线微分干涉相衬成像系统
DE102009004702B4 (de) * 2009-01-15 2019-01-31 Paul Scherer Institut Anordnung und Verfahren zur projektiven und/oder tomographischen Phasenkontrastbildgebung mit Röntgenstrahlung
JP2010236986A (ja) * 2009-03-31 2010-10-21 Fujifilm Corp 放射線位相画像撮影装置
JP2010249533A (ja) * 2009-04-10 2010-11-04 Canon Inc タルボ・ロー干渉計用の線源格子
WO2010119019A1 (de) * 2009-04-17 2010-10-21 Siemens Aktiengesellschaft Detektoranordnung und röntgentomographiegerät zur durchführung von phasenkontrastmessungen sowie verfahren zur durchführung einer phasenkontrastmessung
DE102009019595B4 (de) * 2009-04-30 2013-02-28 Forschungszentrum Karlsruhe Gmbh Gitter mit großem Aspektverhältnis, insbesondere zur Verwendung als röntgenoptisches Gitter in einem CT-System, hergestellt durch ein Lithographieverfahren
US8855265B2 (en) * 2009-06-16 2014-10-07 Koninklijke Philips N.V. Correction method for differential phase contrast imaging
EP2443491B1 (en) * 2009-06-16 2020-03-04 Koninklijke Philips N.V. Tilted gratings and method for production of tilted gratings
JP5586899B2 (ja) * 2009-08-26 2014-09-10 キヤノン株式会社 Ｘ線用位相格子及びその製造方法
JP5459659B2 (ja) * 2009-10-09 2014-04-02 キヤノン株式会社 Ｘ線位相コントラスト像の撮像に用いられる位相格子、該位相格子を用いた撮像装置、ｘ線コンピューター断層撮影システム
BR112012013696A8 (pt) * 2009-12-10 2018-05-29 Koninklijke Philips Eletronics N V Equipamento para geração de imagem de contraste de fase, sistema de raios x, método para adquirir informações de imagem de contraste de fase e uso de um equipamento para geração de imagem de contraste de fase
US9084528B2 (en) * 2009-12-10 2015-07-21 Koninklijke Philips N.V. Phase contrast imaging
JP5789613B2 (ja) * 2009-12-10 2015-10-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ オンザフライ位相ステッピングを備えた非平行な格子装置、ｘ線システム及び使用方法
JP2013513418A (ja) 2009-12-10 2013-04-22 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 微分位相コントラストイメージングシステム
JP5702586B2 (ja) * 2010-02-04 2015-04-15 富士フイルム株式会社 放射線撮影システム
JP5725870B2 (ja) * 2010-02-22 2015-05-27 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置およびｘ線撮像方法
JP5378335B2 (ja) * 2010-03-26 2013-12-25 富士フイルム株式会社 放射線撮影システム
JP5438649B2 (ja) * 2010-03-26 2014-03-12 富士フイルム株式会社 放射線撮影システム及び位置ずれ判定方法
JP2012090944A (ja) * 2010-03-30 2012-05-17 Fujifilm Corp 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP5660910B2 (ja) * 2010-03-30 2015-01-28 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影用グリッドの製造方法
JP5548085B2 (ja) * 2010-03-30 2014-07-16 富士フイルム株式会社 回折格子の調整方法
JP5896999B2 (ja) * 2010-06-28 2016-03-30 パウル・シェラー・インスティトゥート Ｘ線装置
WO2012029005A1 (en) * 2010-09-03 2012-03-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Differential phase-contrast imaging with improved sampling
JP5796908B2 (ja) * 2010-10-29 2015-10-21 富士フイルム株式会社 放射線位相画像撮影装置
JP5697430B2 (ja) * 2010-12-17 2015-04-08 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置
JP5792961B2 (ja) * 2011-01-25 2015-10-14 キヤノン株式会社 トールボット干渉計及び撮像方法
RU2596805C2 (ru) * 2011-02-07 2016-09-10 Конинклейке Филипс Н.В. Формирование дифференциальных фазо-контрастных изображений с увеличенным динамическим диапазоном
WO2012144317A1 (ja) * 2011-04-20 2012-10-26 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法
CA2837791C (en) * 2011-06-01 2019-08-13 Total Sa An x-ray tomography device
AU2012288992B2 (en) * 2011-07-28 2015-03-12 Paul Scherrer Institut Method for image fusion based on principal component analysis
JP2013063099A (ja) * 2011-09-15 2013-04-11 Canon Inc Ｘ線撮像装置
JP5475737B2 (ja) * 2011-10-04 2014-04-16 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法
US8989347B2 (en) * 2012-12-19 2015-03-24 General Electric Company Image reconstruction method for differential phase contrast X-ray imaging
US9357975B2 (en) * 2013-12-30 2016-06-07 Carestream Health, Inc. Large FOV phase contrast imaging based on detuned configuration including acquisition and reconstruction techniques
US9001967B2 (en) * 2012-12-28 2015-04-07 Carestream Health, Inc. Spectral grating-based differential phase contrast system for medical radiographic imaging
US9014333B2 (en) * 2012-12-31 2015-04-21 General Electric Company Image reconstruction methods for differential phase contrast X-ray imaging
US9364191B2 (en) * 2013-02-11 2016-06-14 University Of Rochester Method and apparatus of spectral differential phase-contrast cone-beam CT and hybrid cone-beam CT
US9439613B2 (en) * 2013-02-12 2016-09-13 The Johns Hopkins University System and method for phase-contrast X-ray imaging
US9330456B2 (en) * 2014-04-29 2016-05-03 General Electric Company Systems and methods for regularized Fourier analysis in x-ray phase contrast imaging

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090238334A1 (en) * 2008-03-19 2009-09-24 C-Rad Innovation Ab Phase-contrast x-ray imaging
US20100220832A1 (en) * 2009-03-02 2010-09-02 University Of Rochester Methods and apparatus for differential phase-contrast fan beam ct, cone-beam ct and hybrid cone-beam ct
CN102365052A (zh) * 2009-03-27 2012-02-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用圆形光栅进行差分相衬成像
CN101943668A (zh) * 2009-07-07 2011-01-12 清华大学 X射线暗场成像系统和方法
CN102221565A (zh) * 2010-04-19 2011-10-19 清华大学 X射线源光栅步进成像系统与成像方法

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018082088A1 (zh) * 2016-11-07 2018-05-11 深圳先进技术研究院 一种用于锥束ct图像散射修正的阻挡光栅优化方法及装置
US10722205B2 (en) 2016-11-07 2020-07-28 Shenzhen Institutes Of Advanced Technology Method and apparatus for optimizing blocking grating for cone beam CT image scattering correction
CN109106388A (zh) * 2017-06-22 2019-01-01 株式会社岛津制作所 Ｘ射线成像装置以及ｘ射线成像图像的合成方法
CN109106388B (zh) * 2017-06-22 2022-06-03 株式会社岛津制作所 Ｘ射线成像装置以及ｘ射线成像图像的合成方法
CN109215094A (zh) * 2017-09-22 2019-01-15 上海联影医疗科技有限公司 相位衬度图像生成方法及系统
CN110133011A (zh) * 2019-05-28 2019-08-16 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 免步进x射线光栅相衬成像方法
CN110133011B (zh) * 2019-05-28 2022-04-15 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 免步进x射线光栅相衬成像方法

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