CN105120755B - 用于光谱微分相衬锥形束ct和混合锥形束ct的方法和设备 - Google Patents

用于光谱微分相衬锥形束ct和混合锥形束ct的方法和设备 Download PDF

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Abstract

针对每个光子能量通道获取被称为光谱DPC图像的DPC(微分相衬)图像。可以通过对这些光谱DPC图像求和或者仅使用特定“色彩”呈现算法来计算最终的DPC图像以增强期望的特征。此外，利用准单色x射线源，显著降低了所需要的辐射剂量，同时DPC图像的图像质量保持可接受。

Description

用于光谱微分相衬锥形束CT和混合锥形束CT的方法和设备
相关申请的引用
本申请要求于2013年2月11日提交的美国临时专利申请第 61/763,159号和于2013年3月15日提交的美国专利申请第13/843,508号的权益，其公开内容通过引用全部合并到本公开内容中。
政府利益声明
本发明是在美国国家卫生研究院授予的第R01CA 143050号许可的政府支持下完成的。政府具有本发明的某些权益。
技术领域
本发明涉及锥形束计算机断层扫描(CT，computed tomography)成像，更具体地，涉及用于诸如乳房成像的用途的相衬锥形束CT。
背景技术
根据美国国家癌症研究所，八分之一的女性在其一生中会被诊断患有乳腺癌。虽然在公布的报告中乳腺癌的死亡率有明显降低，但是每年仍有 40000名女性死于该疾病。
最佳的乳房成像技术在肿瘤非常小(优选地，直径小于10mm)时对肿瘤块进行检测。据报道，患有通过乳房X线照相术检测的大小为1-10 mm的浸润性乳腺癌的女性16年存活率为93％。此外，随着检测时肿瘤的直径减小，转移的可能性急剧下降。如果乳腺肿瘤在其为10mm或更小时被检测到，则转移的可能性将等于7.31％。如果4mm的癌被检测到，则转移可能性会降低10倍以上，达到0.617％。
虽然可以平均检测大小约为12mm的癌的乳房X线照相术 (mammography)是目前可用的用于乳腺癌的早期检测的最有效工具，但是乳房X线照相术对于小的乳腺癌(几毫米以下)而言具有相对较低的灵敏度。由于结构和组织重叠，乳房X线照相术的特异性和阳性预测值仍然是有限的。乳房X线照相术在乳腺癌检测方面的有限灵敏度和特异性是由于其衬度检测能力差造成的，这对于所有类型的投影成像技术而言是普遍的(投影成像可能仅具有至多10％的衬度检测能力)，而乳房X 线照相术最初仅检测65％至70％的乳腺癌。在致密性乳腺的情况下，乳房X线照相术的灵敏度进一步降低至30％。开发了数字化乳房X线照相术(DM)以试图通过提供提高的衬度分辨率和数字化图像处理来克服屏片乳房X线照相术(SFM)中固有的限制；然而，大规模的临床试验(数字乳房X射线成像筛查试验(DMIST))表明DM和SFM的假阳性的比率是相同的。
乳房X线照相术的相对低的特异性导致对不确定情况的活组织检查，尽管其具有增加成本以及对患者造成压力的缺点。在美国，为了评估可疑乳房X线照相结果而每年进行的超过一百万乳腺活组织检查中的将近 80％是良性的，这使患者承担了过度的焦虑并且使医疗系统承担了巨大的成本。需要乳腺病变的更准确的表征，以便降低活组织检查比率和活组织检查前乳房X线照片的假阳性比率。
为了解决如上所述的乳房X线照相术的限制，发明人之一之前已经开发了锥形束乳腺CT(CBBCT)。简言之，原型的主要特征包括水平的、符合人体工程学设计的患者检查台(patient table)，其具有：模块化插件 (modular insert)，用以使不受压的乳房(包括胸腔壁)的覆盖最佳；在患者检查台的每侧的宽开口(1m)，用于更容易地接近乳房以进行定位以及是对于在不明显改变基础平台的情况下进行成像引导的活组织检查以及其他程序的潜在良好的入口；以及滑环技术，其利于在将来进行有效的动态衬度成像研究和血管生成成像。
体模研究的结果表明，CBBCT能够实现高达约2.8lp/mm的空间分辨率，从而使得能够利用约5mGy的总剂量对平均大小的乳房(胸腔壁处的直径为约13cm)进行2mm癌和大小为约0.2mm的微钙化灶 (microcalcification)进行检测。在假设每侧乳房需要两幅视图的情况下，该剂量小于单次乳房X线照相术检查的剂量。CBBCT的成像质量对于对乳腺组织、乳腺肿瘤和钙化灶(calcification)进行可视化而言是极好的，并且对于乳房(包括胸腔壁区域)的覆盖而言至少等同于乳房X线照相术。在不使用对比剂的情况下对主要血管的可视化是非常好的。
超声(US)在诊断上用于区分流体肿块与实体肿块以及用于定位和活组织检查。近来，已经成功地研究出通过US检查来确定良性肿块与恶性肿块。US是低空间分辨率研究，在对钙化灶进行可视化和表征方面具有严重的局限性，并且高度依赖于操作者技能。静脉内动态衬度增强乳腺 MRI(CEBMRI)目前是提供功能信息以帮助诊断乳腺癌的唯一工具。CEBMRI研究对于浸润性乳腺癌具有高阴性预测值和接近100％的灵敏度，并且一旦已通过其他手段诊断了癌症，CEBMRI研究在治疗乳腺癌患者方面作为有用的辅助模式。由于其是断层成像研究，因此其是目前唯一经FDA批准的并且能够真正与CBBCT相比较的乳房成像模式。 CEBMRI完全依赖于由静脉造影剂和与肿瘤相关联的新血管系统产生的衬度分辨率。CEBMRI与所有其他成像之间的区别在于，图像反映了脉管系统而不是实际的乳房解剖的衬度增强。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)方面可能存在限制。CEBMRI不能区分钙化灶与所提出的涉及DCIS的非新生血管系统，这在高达50％的与肿块无关的乳腺癌中是明显的。
目前正在开发的数字乳腺层析X射线照相组合(DBT)旨在减轻重叠结构的影响。尽然实现了成功的测量，但是DBT从根本上受到了其在投影几何方面的约束的限制；断层成像切片(tomographic slice)没有被明确定义，这会导致影响细微特征(诸如，无定形微钙化灶)的可视化的轴向方向上的分辨率的损失。与其他药征相比，CBBCT可以在不对乳房造成压迫的情况下，以更完整的断层成像方式提供整个乳房的各向同性高分辨率成像。这对于对致密型乳腺和具有植入物的乳房进行成像而言可能尤其具有价值。
如上所述，与包括数字化乳房X线照相术的乳房X线照相术相比， CBBCT在检测乳腺癌方面已取得显著进步。然而，为了准确地表征乳腺肿瘤和钙化灶，并且显著地减小活组织检查比率和乳腺活组织检查的假阳性比率，理想的是CBBCT应实现可与病理图像的空间分辨率相当的空间分辨率，病理图像是乳腺癌诊断的黄金标准。空间分辨率的多倍增加的需求会要求辐射剂量增加100倍以上，以保持与当前的CBBCT相同的衬度噪声比(CNR)。例如，如果需要将空间分辨率从2lp/m增加至25lp/m，则为了保持临床可接受的CNR，在当前的CBBCT的情况下，对于平均大小的乳房的剂量水平会从约6mGy增加约186倍而达到1.1Gy。该剂量增加在临床上是禁止的。
下列参考文献被视为提供背景信息：
1.T Weitkamp,A Diaz,C David,F Pfeiffer,M Stampanoni,P Cloetens和EZiegler,"X-ray phase imaging with a grating interferometer,"Opt.Express 2005；13(16):6296-6304.
2.G.Faris和R.Byer,"Three-dimensional beam-deflection opticaltomography 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 Talbot interferometer and whitesynchrotron light,"Proc.SPIE 7804,780405(2010).
4.R.A.Kruger and S.J.Riederer,"Basic concept of digital subtractionangiography,"Chapter 2,pages 25-26.
发明内容
因此，本发明的目的是在不将剂量增加至禁止水平的情况下实现空间分辨率的提高。
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显著降低对患者的x射线辐射剂量。
因此，本发明的另一目的是实现相衬锥形束CT的旋转托台 (rotational-gantry)系统的机械刚性的和稳健的实现方式。
因此，本发明的另一目的是显著降低用于基于光栅的相衬锥形束CT 成像的对患者的x射线辐射剂量。
为了实现上述以及其他目的，本发明涉及用于乳房成像或其他目的 (例如，血管成像，儿科锥形束CT、全身CT成像和介入锥形束CT) 的系统和方法，其使用能够在一个或多个准单色能量通道中记录和呈现对象信息的光谱x射线微分相衬锥形束CT。作为新兴的新技术的x射线相衬锥形束CT和锥形束CT成像潜在地将实现高达25lp/mm(20μm体素大小(voxel size))的空间分辨率，同时保持与当前的CBBCT和乳房X 线照相术的x射线剂量相同的x射线剂量。另外，由于x射线相衬成像取决于x射线波的折射和干涉原理，因此与通过传统的基于衰减的x射线成像技术获得衰减系数可以检测到的信息相比，可以通过获得相位系数来检测更细微信息。
传统的基于衰减的CT和锥形束CT在区分具有非常不同的线性衰减系数的软组织和硬组织之间的吸收衬度方面非常有效。然而，在对包括乳腺组织的软组织进行成像时，乳腺结构(良性和恶性)的低吸收衬度差异限制了其性能。期望相衬技术提供用于软组织成像的替选方式。不同于吸收衬度的原理，相衬成像源于x射线的波动性，其中需要考虑折射和衍射。作为电磁波，x射线通常以其波长、振幅和相位为特征。当其穿过介质时，其振幅衰减，并且其相位偏移。在x射线技术中，材料的折射指数通常表示为复数n＝1-δ+iβ。虚部β有助于振幅的衰减，而实部δ对相位偏移负责。在理论上和实践上均已证明δ通常比β大多余103倍。因此，相衬成像技术潜在地将会提供比基于衰减的CT技术和锥形束CT技术高1000 倍的对象衬度。
在过去的十年中，已开发了各种相衬技术来显现衬度δ，几乎所有的相衬技术都依赖于微焦x射线管或同步辐射，其对于广泛的临床应用而言是不实用的。最近，提出了一种被称为微分相衬(DPC)技术的新相衬成像技术，其是基于光栅的干涉测量方法。具有宽多色谱和高输出x射线功率的高功率医院级光栅x射线管能够用于获取DPC图像。为了进一步减少x射线照射量，我们提出了一种光谱基于DPC的锥形束CT (DPC-CBCT)方法。一种方式是将输入的x射线整形为准单色光谱并因而在很大程度上提高剂量使用效率，而另一种方式是使用可以区分在若干个能量通道中获取的图像的能量分辨检测器。然而，其之前尚未在本发明的背景下使用。相对于DPC-CBCT方法而言，该光谱DPC-CBCT方法是新颖的，并且其之前尚未在本发明的背景下使用。
在以下美国专利中公开了相关系统和方法：美国临时专利申请第 61/606,562号，“Methods and apparatus for differential phase-contrast cone beam CT andhybrid cone beam CT”(提交日期为2012年3月5日)；美国专利第7,949,095号，“Methodand apparatus of differential phase-contrast fan beam CT,cone beam CT andhybrid cone beam CT”；美国专利第6,987,831号，“Apparatus and method for conebeam volume computed tomography breast imaging”；美国专利第6,618,466号，“Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correction for fan beamCT and cone beam volume CT”；美国专利第6,504,892号，“System and method for conebeam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit”；美国专利第6,480,565号，“Apparatus and method for cone beam volume computedtomography breast imaging”；美国专利第6,477,221号，“System and method for fastparallel cone beam reconstruction using one or more microprocessors”；美国专利第6,298,110 号，“Cone beam volume CT angiography imaging system and method”；美国专利第6,075,836号，“Method of and system for intravenous volume tomographicdigital angiography imaging”；以及美国专利第5,999,587号，“Method of and systemfor cone-beam tomography reconstruction”，其内容通过引用全部合并到本公开内容中。这些专利中公开的技术可以与本文中所公开的技术结合使用。
附图说明
将参照附图详细描述本发明的优选实施例，在附图中：
图1A至图1B是示出了准单色x射线光谱的概念的曲线图；
图2是示出了光谱DPC-CBCT成像的构思的流程图；
图3A至图3D是示出了根据第一优选实施例的系统的示意图；
图4是示出了相位步进(phase-stepping)算法的过程的流程图；
图5A和图5B是示出了优选的二维光栅实施例的设计的图；
图6是示出了根据第二优选实施例的系统的示意图；
图7A至图7D是示出了根据第三优选实施例的系统的示意图；
图8是示出了根据第四优选实施例的系统的示意图；
图9是示出了扫描协议的流程图；
图10A至图10E是示出了根据第五优选实施例的系统的示意图；
图11A和图11B是示出了根据第六优选实施例的系统的示意图；
图12A至图12E是示出了根据第七优选实施例的系统的示意图；
图13A和图13B是示出了根据第八优选实施例的系统的示意图；
图14是示出了在模拟中使用的体模的图；
图15A和图15B是示出了干涉条纹图像中的单色光谱与多色光谱之间的差异的曲线图；
图16A至图16E是用于四个能量通道和组合光谱的体模的重建图像；
图17A和图17B是所重建的最终灰度图像；
图18是使用彩色呈现的重建图像。
具体实施方式
将参照附图详细描述优选实施方式，其中在全文中相同的附图标记指的是相同的元件或步骤。
自从在2006年提出了使用医院级x射线管的基于光栅的微分相衬 (DPC)成像技术以来，研究人员一直在迅速跟进，因为DPC对于更高的对象衬度表现出极大潜力，这导致远高于基于衰减的x射线成像的空间分辨率和剂量效率的潜力。然而，根据已发表的论文，使用医院级x射线管的DPC成像还没有展现出如所预期的比基于衰减的成像更高的衬度分辨率或更好的剂量效率。
我们已经将DPC技术发展为基于DPC的锥形束CT(DPC-CBCT) 技术，以提供对象的三维相位系数。根据我们的初步结果，不期望的高剂量的主要原因是在使用医院级x射线管时的多色性。虽然在基于吸收的成像中多色性不是主要关注的问题，但是其在相衬成像中表现为更严重的问题，因为相衬对x射线波长更为敏感。在其早期阶段，通过使用与单晶单色器耦接的同步加速器来将x射线相衬成像限制于单色光谱。在使用多色光谱的情况下，由不同的x射线波长产生的干涉图案的叠加会使条纹衬度严重劣化或者甚至模糊不清。
引入医院级x射线管用于基于光栅的DPC成像是使用大焦斑产生相衬的聪明构思。虽然这样的方案可以容许非常宽的x射线光谱，但其仍然受到多色性的影响。仅可以针对单一x射线能量而优化DPC系统，并且基于该“有效的”x射线能量来确定光栅设计和光学设置，该“有效”x 射线能量通常被选择为x射线光谱中的峰值能量。在x射线能量偏离最佳能量的情况下，即使条纹图案仍能表现出良好的衬度，然而由于由对象引起的相位偏移对于不同的x射线能量而言是不同的，因此条纹图案移位了不同的量，从而导致检测衬度下降，这是因为在被检测器检测时条纹图案在光谱内累加。这类似于可见光中的散射现象。低条纹衬度以及因此而造成的低衬度噪声比(CNR)会使所获得的DPC图像和重建的DPC-CBCT 图像中的衬度下降以及噪声增大。在使用相位步进方法或基于莫尔图案的方法的相位恢复处理中，低CNR也会造成严重的相位包裹(phase wrapping)，并且在噪声过高的情况下，很难完全纠正相位包裹。
通过计算机模拟进行了初步研究以研究多色性的影响。令人鼓舞的是看到通过在不同的能量通道中记录和处理DPC-CBCT，只有其本身具有最优能量(在该模拟中为30keV)的通道能够提供与来自整个多色光谱的图像质量相同的图像质量。因此，替代完全入射x射线照射，具有最优能量的小部分(光子通量的40％)可以完成相同的工作。尽管其他非最优通道提供较差的图像质量，但是它们仍然提供可以帮助对对象进行成像和表征的相位系数的光谱信息。
模拟向我们提供了改进DPC-CBCT的剂量效率和图像质量的两个可能的方向，这产生了光谱DPC-CBCT成像的构思。第一个方向是将入射 x射线束滤波成在有效能量附近的准单色光谱，以在产生相同的图像质量的同时节省大量的剂量；第二个方向是通过使用宽多色光谱来获得不同的能量通道中的相位系数的光谱信息以提供用于成像和诊断的更多信息。
对于第一个方向，可以通过适当地设计光束滤光器以及选择x射线技术来获得准单色光谱。对于所有能量的x射线光子都有助于成像过程的具有特定宽度的光谱而言，这样的成像系统的总体输出通常被认为等于对应于有效能量的理论值，该总体输出可以是衰减系数或相位系数。有效能量通常在光谱的峰值附近。因此，对于基于衰减的成像或相衬成像，期望将光谱整形为在有效能量附近的狭窄的峰，其通常被称为准单色光谱。为了获得这样的在有效能量附近的准单色光谱，可以遵循以下步骤来对原始的入射x射线进行滤波，在图1A中示出了光谱的变化。
(1)通常针对预定义的最优能量来对DPC或DPC-CBCT系统进行优化，基于该预定义的最优能量来制造光栅以及设置光学几何结构。选择该最优能量作为光谱的有效能量。
(2)准备一组由不同材料制成且具有不同厚度的金属板。材料包括但不限于铝，铜，锆，钼，钨，铅，铁，钐等。厚度在从0.1mm至10mm 的范围内。不同的材料类型在吸收低能量x射线光子方面具有不同的效果，并且较厚的板吸收更多的x射线。
(3)对原始入射x射线束应用金属板的组合并且使用光谱仪来测量经滤波的光谱。应该相应地调整管电压(kVp值)以将光谱整形为准单色光谱。金属板吸收光谱内的低能量光子，并且管电压对高能量部分进行整形。可以从厚度为2mm至3mm的铝滤光器(aluminumfilter)开始。
(4)然后应该调整管电流(mA值)和脉冲持续时间(ms值)以发出足够的x射线光子以用于成像。
参考文献[4]中提及光谱整形的一个简单的示例，其也在图1B中示出。如果使用5.5mm厚的铝板来设计滤波器，则由于60kVp的管电压引起的x射线可以被很好地被整形成以约36keV为中心、半值宽度仅为约15 keV的准单色光谱。在同一附图中的另一曲线示出了1.5mm铝板加0.2 mm钐板能够对于60kVp产生以约40keV为中心、半值宽度仅为10keV 的准单色频谱。根据美国专利第6,480,565号(Ruola Ning，“Apparatus and method for conebeam volume computed tomography breast imaging”)，用于断层乳房成像的最优x射线能量是33keV至40keV，这可以使用现有的光束整形方法来容易地实现。在本公开内容中，光谱整形方法被并入新颖的准单色DPC-CBCT成像技术中，尤其用于乳房成像，以通过显现在最优能量附近的相衬来提供更好的组织衬度和图像质量并且降低沉积到患者的辐射剂量。还可以直接获知使用光束滤波器而获得的准单色光谱也可以容易地用于基于衰减的锥形束CT乳房成像技术(在Ning的美国专利第6,480,565号中提出)以提高组织衬度、图像质量和剂量效率。另外，使用相同的准单色光谱，可以获得基于衰减的锥形束CT和微分相衬锥形束CT这二者并最优地将这二者与相同的扫描组合。
对于第二个方向，应使用可以记录不同的能量通道中的图像的能量分辨检测器。一种直接的方法是记录强度图像并且针对不同的x射线能量通道来优化图像处理。以这种方式，可以部分地去除由每个准单色分量形成的衍射条纹的“重叠”。在通道狭窄的情况下，可以将每个通道中的x射线能量认为是光谱的“准单色”分量。出于实际考虑，每个通道也应该足够宽以包含足够的x射线光子通量，并且适应能量分辨检测器的能量阈值配置。尽管与常规DPC成像相比，每个通道会具有较少的光子并且因此所记录的强度图像中的量子噪声会较高，但是该通道中的DPC图像中的噪声水平不应过高，因为是条纹衬度而不是量子噪声是确定所获得的 DPC图像中的噪声水平的主导因素。因此，能够以不同的能量水平获得衍射图像、DPC图像和DPC-CBCT重建图像，并且可以使用适当的算法来组合所得到的“复合”信息以通过“着色”成像并显示来使最终对象信息最大化。同时，由于基于该通道中的特定x射线能量对图像处理进行了优化，因此可以使每个能量通道的性能最大化并且在很大程度上提高x 射线剂量的利用率。
图2示出了光谱DPC-CBCT成像的构思。从四通道x射线光谱1100，得到了分别来自通道1至通道4的光谱DPC图像1102-1至1102-4。根据每个光谱DPC图像1102-1至1102-4来重建光谱DPC-CBCT重建图像 1104-1至1104-4。根据这些重建的图像1104-1至1104-4来形成光谱DPC 图像或DPC-CBCT重建图像的全面呈现1106。
能量分辨检测器通常是光子计数检测器，一个很好的示例是Medipix 3，其是由欧洲核子研究中心(CERN，日内瓦，瑞士)开发的Medipix 系列中的第三代检测器。其是基于在电子快门打开时击中像素的粒子的数量来拍摄图像的CMOS光子计数检测器。其具有允许在同时读/写模式下的四个单独阈值(双通道)或在顺序读/写模式下的八个阈值(四通道) 的光谱分析模式。Medipixel 3是针对5keV至50keV而设计的，这适合我们的DPC-CBCT系统中使用的光谱。每个Medipix 3芯片具有55μm 的间距(无组合(binning))、256×256的矩阵、16,000:1(14位)的动态范围和1.4cm×1.4cm的总有效面积。可以通过无缝连接多个Medipix 3芯片的三个侧边(仅剩的一个侧边连接至读出电路)来实现较大面积的覆盖，其可以达到2.8cm×1.4n cm(n是整数)的覆盖，并且鉴于目前的纳米制造技术，在扩大单个Medipix 3芯片的有效面积方面不存在重大的技术困难，这可以是将来扩大有效面积的另一种可能性。
为了高分辨率医疗成像的目的，尤其是为了使用所提出的光谱 DPC-CBCT方法来进行乳房成像，应该根据现有的Medipix3检测器的规格来设计和构造能量分辨检测器。表1中列出了这样的新检测器的主要参数。
表1.期望的能量分辨检测器的主要规格
可以将相位步进方法或莫尔图案方法与如上所述的两个新方向组合来执行光谱DPC成像和光谱DPC-CBCT成像。在下文中将在优选实施例的上下文中公开详细信息。
第一优选实施例涉及用于使用准单色光谱来进行活体临床成像的准单色微分相位锥形束CT系统(DPC-CBCT)。如图3A至图3D所示，这样的光谱DPC-CBCT系统100包括与光束滤波器103耦接的医院级x射线管102、源光栅104、高分辨率检测器110和安装在托台112上的相位- 分析器光栅对122。根据上述的方法、使用金属板的组合来设计光束滤波器。应当注意的是，对于放置在源光栅之前的滤波器和放置在源光栅之后的滤波器而言，光束滤波器的设计是不同的，因为光栅中的硅衬底也可在一定程度上对x射线光谱进行整形。
相位步进方法可以用于显现相衬以及获得相位信息，其中源光栅 104、相位光栅106或分析器光栅108中的任一个可以步进以应用相位步进方法。
当源光栅104步进时，步进机构可以被设计为图3A中的基于线性平台(linearstage)的机构或如图3B中的标度盘源光栅系统120。在图3A 中，电机驱动平台116移动源光栅104以产生不同的相位步长。在扫描期间，对象O会保持静止，同时托台会旋转以拍摄图像。计算机118控制系统的操作并且分析数据。出于高分辨率成像的目的，需要精确地使所有系统部件的执行同步。同步器140使托台旋转、相位步进(通过线性平台或分支标度盘(branch dial),))、x射线脉冲和数据获取的时序同步，以充分利用x射线曝光来进行成像，实现所需的机械准确度和精度，并且使总扫描时间最小化。图3B中的源光栅系统120的目的是产生不同的相位步长，相位步长被定义为源光栅104与包括相位光栅106和分析器光栅108的相位-分析器光栅对122之间在垂直于光栅线的方向上的相对位移。光栅系统120包括若干分支，并且在每个分支处固定有源光栅。以这样的方式设计光栅系统：在不同分支之间，当每个分支与相位-分析器光栅对对准时，源光栅与相位-分析器光栅对之间的相对位移的范围从源光栅104 的周期的一小部分到一个光栅周期。
当相位光栅106或分析器光栅108步进时，步进机构可以被设计为图 3C中的基于线性平台的机构或图3D中的标度盘源光栅系统120。光栅系统的目的是产生不同的相位步长，相位步长被定义为相位光栅106与分析器光栅108之间在垂直与光栅线的方向上的相对位移。在图3C中，使用电机驱动线性平台116来使分析器光栅步进，以产生相对于相位光栅的一组不同的横向位移，并且获取一组相位步进图像以获得相位信息。类似地，线性平台116也可以安装在相位光栅106下方以产生相同的效果。在图 3D中，光栅系统120包括若干分支，并且在每个分支处固定有相位光栅 106和分析器光栅108。在不同分支之间，相位光栅106与分析器光栅108 之间的相对位移的范围从分析器光栅108的周期的一小部分到一个光栅周期。通过成功地将每个分支与光轴对准，可以获取一组相位步进图像以获得相位信息。
同步器140对x射线源、检测器、托台和光栅的操作进行控制和同步以执行成像过程。计算机118执行系统配置、数据获取、三维断层成像重建和数据分析。
DPC技术能够通过将吸收光栅(源光栅104)应用于具有数百微米的焦斑大小和高x射线输出功率(＞10kW)的高功率x射线管102来产生一维或二维空间相干性。源光栅104的由高原子序数材料制成的线图案 114可以吸收撞击在其上的几乎所有x射线光子，同时之间的槽使所有x 射线光子通过。槽的宽度被设计成与微焦x射线管的焦斑大小相当。因此，源光栅将大焦斑x射线源分割成若干窄的线源。这些线源中的每一个均能够在垂直于线的方向上产生足够的空间相干性，同时它们相互不相干。当选择了适当的参数时，这些线源在成像过程中做出建设性贡献。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在两个维度上单独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]用于计算每幅DPC图像，其物理原理简要地说明如下：相位光栅106表现出可忽略的吸收但表现出显著的相移，从而将x 射线束分为两个第一衍射级。经折射的光束然后发生干涉并且在放置分析器光栅108的整数或分数泰伯距离(Talbotdistance)处形成周期性条纹。分析器光栅的周期被选择为与条纹的周期相等。如果入射x射线束在其到达相位光栅之前与对象相遇，则其波前会被对象扰动，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获得经编码的相位信息。具有大于衍射条纹周期的间距的x射线检测器可以用于记录强度图像，这消除了具有比衍射条纹更小的间距的超高检测器分辨率的限制。原则上，当三个光栅(源光栅104、相位光栅106和分析器光栅108)中的任一个步进时，根据步进光栅的位置来调制检测器中的任意像素的所检测的强度值。如果将调制函数变换到傅里叶域，则一次傅里叶分量的复角是在该像素处的相位的一阶导数。以该方式获取的对象的DPC图像是原始 DPC图像。通常，在对象没有就位的情况下，通过相同的处理来获取由于光栅系统的不均匀性而导致的背景相位分布，并且通过从原始DPC图像中减去背景相位分布来获得对象的真实DPC图像。
图4中示出了整个过程。在没有就位的对象的情况下，在步骤1000-1 到步骤1000-M中，以相位步长1到M得到背景DPC图像。在步骤1002 和步骤1004中执行逐个像素计算。在对象就位的情况下，在步骤1006-1 到步骤1006-M中，以相位步长1到M得到原始DPC图像。在步骤1008 和步骤1010中执行逐个像素计算。步骤1012中的最终的逐个像素计算根据DPC原始图像和背景图像来计算最终图像。
应当注意的是，可以预存背景信息以进行对于给定的DPC系统的背景校正，因此，不需要针对每次扫描而获取背景信息。另外，可以通过对相位步进图像进行求和来获得衰减图像以产生吸收衬度，并且可以通过计算一次傅里叶分量与零次傅里叶分量之比来获得暗场图像以产生由于由亚微米结构造成的小角度散射而引起的衬度。
从所有视角获取的DPC图像可以直接用于重建，而不是首先根据 DPC图像来计算相位系数的线积分。考虑到DPC-CBCT系统的圆锥角小，平行光束近似可以应用于断层成像重建，并且可以使用利用希尔伯特滤波的滤波反投影(FBP)算法[2]。使用希尔伯特滤波器对DPC图像逐行地进行滤波，然后反投影到对象空间内以计算线性相位系数的3D分布。当对象在所有视角都被x射线束完全覆盖(无横向截断)时，重建结果准确地等于常量。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建常量。在发生截断的关注体积(VOI)成像的情况下，该重建方法也起作用，但是图像质量会随着背景趋势而降低，并且必须使用对象的现有知识来确定重建常量。此外，可以修改反投影滤波(BPF)以用于DPC-CBCT 重建，因为通常在反投影之前执行微分运算，而DPC图像与微分运算之后的中间结果非常类似。这种类型的算法还具有非常好的处理严重截断的能力。使用典型的BPF重建的DPC-CBCT成像的过程包括获得DPC图像的相同方法，而唯一的区别是重建量。主要的步骤是：(a)从所有视角获取原始强度数据；(b)使用相位步进算法来根据如图2所示的强度数据计算DPC图像；(c)从所有视角将DPC图像反投影到对象空间；以及(d) 使用(一个或多个)期望滤波器来沿着(一个或多个)指定方向对反投影数据进行滤波。投影图像可以是衰减图像、DPC图像和暗场图像，于是，重建量分别是衰减系数、相位系数和亚微米结构的密度。
在本公开内容中，详细讨论了利用相应的扫描协议和重建算法的一维光栅系统。应当注意的是，可以直接将一维光栅系统扩展为二维光栅系统，在二维光栅系统中，源光栅包括多个点源，而相位光栅和分析器光栅包括二维矩阵。在图5A和图5B中，将可能的实施例中的部分实施例示为1302、 1304、1306和1308。应当在优选的方向(x、y、对角线等)上执行相位步进算法，以同等地在x方向和y方向这两个方向上都提取相衬。应对锥形束重建算法进行修改以处理在两个方向上的相位梯度。
表2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到2mm的焦斑大小以及几千瓦到几十千瓦的输出功率。该x射线管可以在10kVp到150kVp下工作。通常，其可以是任意种类的诊断成像x射线辐射源，根据临床应用，包括乳房x射线成像管(mammography tube,)、血管造影管、CT管和其他通用的射线成像管(radiographic tube)。
表2：主要系统参数
焦斑大小 0.05mm-2mm
峰值电压 10kVp-150kVp
检测器像素大小 10μm-1000μm
检测器帧速 0.5fps-1000fps
检测器尺寸 3cm×3cm-50cm×50cm
托台转速 >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。不同于其他相衬成像技术，对于超高分辨率检测器没有严格要求，并且检测器分辨率可以是约10μm至 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，检测器的帧速是0.5帧/秒(fps)到120fps。对于要求高空间分辨率和高衬度分辨率的乳房成像的潜在应用，检测器应具有大于50％的检测量子效率(DQE)和大于30,000:1的动态范围。期望系统分辨率高于2.5 lp/mm到25lp/mm。
为了最佳视野，尽可能靠近焦斑安装源光栅。其将x射线束分为许多线源，并且每个线源的宽度通常小于50μm以提供足够的空间相干性。相位光栅被安装在对象的正后方并且在槽与脊之间产生PI的相位差。相位光栅的周期为2μm到8μm。分析器光栅正好安装在检测器的表面处，并且其通过强衰减材料来在槽处使x射线衰减至20％到80％。分析器光栅的周期与相位光栅的周期相同或者为相位光栅的周期的一半(达到接近 1.0的放大系数)，这取决于两个光栅之间的距离，两个光栅之间的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器光栅之间的距离确定源光栅的周期，其通常为30μm到200 μm。光栅的尺寸被设计成覆盖DPC-CBCT系统的特定应用的视场。表3 中列出了主要的光栅参数。一种可能的变化可以使用二维相衬光栅。应当注意的是，由于光栅槽是平行的，因此这样的光栅设计对于平行x射线束或者具有小圆锥角的x射线束而言是理想的。当使用较大的圆锥角(＞5 度)时，使用在考虑发散的x射线束的情况下设计和制造的聚焦光栅会更好。
表3：主要光栅参数
x射线管、检测器和光栅系统安装在能够达到0.5转/分钟(RPM)到 60RPM以上的速度的旋转托台上。在扫描过程中，对象或患者保持静止。
在所提出的DPC-CBCT技术中，数据获取几何结构不限于圆形轨道。托台可以由至少一个电机来控制和移动以沿着各种轨道(包括螺旋形几何结构、圆形加直线几何结构和圆形加弧形几何结构)执行扫描。
第二优选实施例是第一优选实施例的变型，其中，替代相位步进方法，使用莫尔图案方法来显现并获得相位信息。第二优选实施例的主要优点是可以通过单个莫尔图案获得所有信息，并且不需要步进。这降低了图像形成的复杂度，并且使得可以进行快速成像。如图6所示，除了移除了线性平台外，第二优选实施例具有与图3A中的第一优选实施例的系统部件相同的系统部件。在系统200中，光束滤波器203耦接至x射线管以提供准单色x射线光谱。相位光栅206和分析器光栅208略微不对准以产生莫尔图案，在对象出现在x射线束中的情况下，该莫尔图案由于相位改变而扭曲。图6的实施例包括与图3A所示的各个部件102、104、114、110、112、 118、122和140类似的且起到与这些部件的作用相当的作用的如下部件： x射线管202、具有线图案214的源光栅204、检测器210、托台212、计算机218、相位-分析器光栅对222以及同步器240。通过使用傅里叶变换方法来分析莫尔图案，可以根据零次傅里叶分量获得衰减图像，根据一次傅里叶分量获得微分相衬(PDC)图像以及根据前两者之比获得暗场图像。如前文所描述的重建算法可以用于使用所获得的DPC图像来重建3D相位系数。
应当注意的是，分析器光栅208不一定必须是与第二实施例的衰减光栅相同的衰减光栅。替代地，其可以是产生显著相位变化但产生可忽略的振幅变化的第二相位光栅。如果检测器被放置在适当的位置(其可以是分数泰伯距离或整数泰伯距离)处，则相位-相位光栅对也将产生类似的莫尔图案。
第三优选实施例是第一优选实施例的变型，其中，移除了光束滤波器 103，并且检测器是能量分辨检测器130。除了通过记录不同能量通道中的图像外，这样的系统以与第一优选实施例相同的方式工作，其可以执行如在第二个方向中所描述的光谱DPC和光谱DPC-CBCT成像。图7A至图7D中示出了该实施例。
第四优选实施例是第二优选实施例的变型，其中，移除了光束滤波器，并且检测器是能量分辨检测器。除了通过记录不同能量通道中的图像外，这样的系统以与第二优选实施例相同的方式工作，其可以执行如在第二个方向中所描述的光谱DPC和光谱DPC-CBCT成像。图8中示出了该实施例，除了图8的实施例使用能量分辨检测器230外，该实施例在其他方面与图6的实施例类似并且包括类似部件。
本发明使得DPC-CBCT系统的实现能够用高达25lp/mm的空间分辨率来检测和表征乳腺肿瘤和微钙化灶，高达25lp/mm的空间分辨率可与病理图像的空间分辨率相当，并且导致活组织检查比率显著降低。涉及以下设计考虑因素。第一设计考虑因素是设计和构建相干x射线辐射源，其将医院级x射线管与专门设计并构建的光栅(104)结合以提供具有5cm或更大的视场(FOV)覆盖范围的稳定相干辐射源。第二设计考虑因素是制造具有均匀微结构的高质量光栅以覆盖所提出的FOV。第三设计考虑因素是设计和构建具有超高空间分辨率(约20μm/检测器单元)、高检测量子效率(DQE)、高动态范围、最小几何畸变和良好线性的适当的2D 检测器系统。对于第三实施例和第四实施例，该检测器还应具有良好的能量分辨能力。第四设计考虑因素是开发实用的DPC-CBCT数据获取方案以及准确且有效的相位步进算法和DPC-CBCT重建算法。第五设计考虑因素是设计和构建所提出的HBCT(混合式乳腺CT)系统(CBBCT加 DPC-CBCT)，以确保定向DPC-CBCT扫描和关注体积的适当覆盖。
如上所述，对于相衬成像系统的要求是入射x射线束应在一定程度上空间相干，并且可以使用具有衰减光栅的高功率医院级x射线管来执行 DPC-CBCT成像。为了应对这个挑战，我们提出选择具有大于10kW的阳极功率的高功率乳房x射线成像管或通用射线成像管，并且将其与专门设计的源光栅104耦接，其中可以认为x射线管被分成具有10μm至50 μm的宽度的许多窄线源，并且这些线源在垂直于光栅槽的方向上单独地空间相干但相互不相干。采用该设计，即使在源光栅强衰减的情况下，源仍能够提供足够的x射线通量。光栅104的高纵横比(槽高与槽宽之比) 可能影响视场，并且重要的是，为了较大的FOV，尽可能地靠近焦斑(优选地＜1cm)安装光栅104。
将使用微机电系统(MEMS)纳米制造设施来制造用于DPC-CBCT 成像的光栅，包括照相平板印刷法、物理蚀刻、化学蚀刻、沉积和电镀。主要的挑战是光栅的高纵横比(槽高与槽宽之比)，这使得蚀刻和电镀变得困难。对于相位光栅和分析器光栅，纵横比可以高达15到40，这使得在蚀刻直边或将金生长到深槽中时存在困难。为了解决这个问题，将使用在优选方向上可选择性高的高质量<110>取向单晶硅衬底(Nova Electronic Materials,Flower Mound,TX)，通过其可以较容易地使用氢氧化钾(KOH)、通过湿法蚀刻来形成锐利且深的边缘。氮化物层将用作掩膜，以及原子层沉积(ALD)将用于外延生长金的晶种层(seedlayer)。接下来，将使用电镀来在晶种层之上生长金层，之后是其本身的晶体结构。还可以使用具有高原子序数的其他元素，如Pt、Hf或Ta。目前，标准的大型MEMS技术限于直径为4英寸的硅晶片，但今后期望实现更大的硅晶片尺寸以及光栅尺寸。此外，具有较小厚度的晶片将用于减少任意光栅的不必要的x射线衰减以及减少对患者的x射线照射。
可以使用大部分目前可用的用于硬x射线的检测器，包括薄膜晶体管平板检测器(TFT-FPD)、电荷耦接器件(CCD)检测器和互补性金属氧化物半导体(CMOS)检测器。为了最佳x射线能量响应，应选择适当的闪烁器。然而，为了关注小尺寸的钙化灶(小至0.2mm)和软组织之间的低衬度分辨率的乳房成像，应规定一些特殊要求。检测器应具有＞ 30,000:1的动态范围(或＞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该为2lp/mm至25lp/mm。系统可以具有各向同性空间分辨率。期望使得可以实现较快的扫描过程和降低的运动伪像的 0.5fps至1000fps的较高帧速。除了这些特征之外，对于第三优选实施例和第四优选实施例，需要能量分辨能力。其可以是基于击中像素的粒子的数量和能量、根据预设阈值来得到图像的光子计数检测器。
常规CBCT扫描协议非常简单，因为在每个视角处仅需要一次x射线照射来获取吸收图像。由于不需要步进，因此第二优选实施例和第四优选实施例可以按与常规CBCT扫描相同的方式来执行。然而，第一优选实施例和第三优选实施例在任意视角处都需要至少三次x射线曝光，并且对于每次曝光，一个光栅将移位至不同的位置以获取相位步进图像，然后将对该相位步进图像进行处理以计算在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为DPC-CBCT扫描协议增加了更多复杂度。一种简单的扫描方案是使用步进和拍摄方法 (step-and-shoot method)，其中当托台在每个视角处停止时顺序地获取所有相位步进图像。托台旋转并且在每个视角处停止，并且在每个停止时段期间，分支标度盘光栅系统旋转以使每个分支与光轴对准，x射线系统拍摄并且检测器获取图像。该方法也对基于线性平台的光栅系统起作用，其中在每个停止时段期间，线性平台移位并且使光栅对准。为了提高效率， x射线脉冲的上升沿应该紧接在分支标度盘或线性平台完成对准动作之后发生，这可以由同步器精确地控制。当在每个视角处获取相位步进图像时，该方法能够使对象运动最小化，但是总扫描时间由于步进和拍摄方案而可能较长。另一种扫描方案是将完整的DPC-CBCT扫描分成若干子扫描，在每次子扫描之前，分支光栅系统旋转到下一个分支(图3B、图3D、图7B和图7D)或者光栅通过线性平台来移位(图3A、图3C、图7A和图7C)但在每次子扫描期间固定。该方案能够减少总扫描时间，因为其使得托台能够连续旋转。然后，将执行相位步进算法以在每个视角处计算 DPC图像，并且将执行重建算法来计算断层成像图像。假设在每个视角处需要M幅相位步进图像(M≥3)来计算DPC图像，并且需要N幅DPC 图像来进行断层成像重建，图9中示出了整个扫描过程。在多个步骤 602-1、602-2、…、602-M中，将移位后的光栅(三个光栅中的任一个或分支光栅系统)放置在多个位置；在这些步骤之间，在步骤604中将其重新放置。当移位后的光栅在这些位置中的每个位置处时，执行扫描步骤 606-1、606-2、…、606-M来得到图像集。在步骤608中，扫描产生DPC 图像集，在步骤610中对该图像集进行重建。可以使用FBP型或迭代型重建算法来进行重建，并且可以应用基于压缩感知的迭代算法来进一步降低图像噪声或降低所需的剂量，同时保持临床上可接受的图像质量。强度图像中由于大相位导数或高噪声水平而产生的相位包裹是可能造成DPC 图像中的表现为不连续的伪相位信息的主要问题。将通过基于小波分析检测奇点并且通过内插来校正奇点来解决这个问题。
在DPC-CBCT系统的构建和校准中，要求高精度、良好稳定性和准确对准，这些主要与沿着光轴对准的三个光栅的位置有关。它们的机械稳定性应该达到其光栅周期(约3μm至20μm)的约十分之一的等级。类似的稳定性等级同样应用于每个步长的精度，该步长可以是旋转或横向运动。另一关注点是应该使相位光栅与分析器光栅的相对位置稳定。光栅底座(grating mount)将配备有精确的单向平移和三向旋转，以使光栅106 和光栅108在它们的槽彼此平行的情况下很好地对准，或者使光栅206 和光栅208对偏(misalign)期望的小角度。期望光栅底座的角灵敏度在若干豪弧度以内，以使用于相位步进方法的可能的莫尔图案最小化或者生成用于莫尔图案方法的期望的莫尔图案。由于托台在扫描期间会旋转，因此稳定地旋转源检测器组、同时在精度为几微米的情况下使管、检测器和光栅系统之间的相对位置保持不变是机械挑战。
硅晶片的大尺寸制造技术正在发展，其能够制造大至30cm×30cm 的光栅。MEMS技术的发展还可使得可以制造二维光栅，该二维光栅能够在两个方向上同样良好地示出相衬并且消除由于对象取向而可能产生的问题。在使用CMOS或CCD技术制造大面积(达到50cm×50cm)、高分辨率(＞25lp/mm)的检测器时不存在主要技术障碍，并且期望利用新颖的平行获取和快速缓存技术将帧速提高数十倍。因此，可以在很大程度上扩大视场以用于超高分辨率乳房成像或全身成像。尽管x射线管不是对于DPC成像的限制，但是包括激光器等离子体管和液态金属靶管的新兴的紧凑型微焦x射线管的技术将进一步改进图像分辨率并且通过移除可以增大视场并提高曝光均匀性的光栅104来简化系统设计。
通过上述的技术发展，期望光谱DPC-CBCT成像系统更快地扫描(达到几秒/扫描)，覆盖更大的对象并且提供更高的空间分辨率，这使得可以使用DPC-CBCT成像作为筛查工具和诊断工具这两者。筛查DPC-CBCT 系统可以被设计具有较低的空间分辨率(约100μm-75μm)，并且将以非常低的照射量(低于两视图筛查乳房x线照相术的照射量)照射患者。诊断DPC-CBCT系统将被设计具有较高的空间分辨率(约50μm-20μm) 并且患者剂量等于诊断乳房x线照相术的患者剂量(对于平均尺寸一般密度的乳房为约6mGy)。目前，VOI乳房成像被设计为具有如下两个子系统的混合系统：CBCT系统和DPC-CBCT系统。将来，其可以进一步被简化为如下的单个DPC-CBCT成像系统，其可以通过切换视场、不同分辨率(用于大视场和筛查成像的标准分辨率和用于小视场和诊断成像的超高分辨率)和不同的读出速率(0.5帧/秒-120帧/秒)来执行筛查扫描和诊断VOI扫描二者。
我们的所提出的DPC-CBCT技术的第一个应用是用于乳腺癌诊断以降低活组织检查率的锥形束乳腺CT模式；然而，该技术还可以用于全身成像以及血管造影术和骨骼成像。
第五优选实施例将当前的锥形束CT与光谱DPC锥形束CT结合以形成能够获取3D高分辨率锥形束CT成像和超高分辨率DPC锥形束CT 成像这两者的混合锥形束CT。图10A示出了美国专利第6,480,565号“Apparatus and method for cone beam volume computedtomography breast imaging”(Ning'565)中公开的锥形束CT乳房成像系统，并且假定混合锥形束CT系统代替患者检查台下方的锥形束CT系统以执行混合乳房成像。图10B、图10C、图10D和图10E示出了用于通过将第一优选实施例与锥形束CT技术进行组合来进行乳房成像的混合锥形束CT系统500的一种可能设计。系统500包括当前的锥形束乳腺CT(CBBCT) 系统，其主要包括x射线管520和平板检测器522，以使得CBBCT成像链使用其中x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部分的情况下仅辐射乳房的半锥形几何结构来仅对乳房进行成像，从而导致对患者的辐射显著降低。在相同的旋转托台524上，构建有准单色DPC-CBCT系统，其是图3B至图3D 中所示的第一优选实施例的四种子类型之一。CBBCT 用于首先扫描整个乳房B并且找出任何可疑体积的3D位置；然后平移并且定位乳房以使得可疑体积在DPC-CBCT系统的视场(FOV)的中心；最后，DPC-CBCT系统执行关注区域(ROI)的超高分辨率扫描，并且 3D体积的相位系数被重建。期望该超高分辨率DPC-CBCT扫描显示出管(宽度＜0.25mm)、小血管(宽度＜0.5mm)和微钙化灶(直径＜0.2 mm)，以用于乳腺癌的诊断和治疗。
还可以直接将光束滤波器应用于混合系统中的基于衰减的CBCT成像链以进一步提高CBCT的组织衬度、成像质量和剂量效率。
研究表明，虽然在大部分情况下DPC-CBCT胜过基于衰减的CBCT，但是基于衰减的CBCT在对某些材料和软组织进行成像时更灵敏。因此，混合系统可以利用DPC-CBCT和基于衰减的CBCT这二者的优势来在医疗成像和乳房成像中提供互补信息。此外，在混合系统中使用相同的准单色光谱，通过相同的扫描可以最优地获得并组合基于衰减的锥形束CT和微分相衬锥形束CT这二者。
如图11A和图11B所示，第六优选实施例是混合系统的变型。图11A 示出了美国专利第6,480,565号“Apparatus and method for cone beam volume computed tomographybreast imaging”(Ning'565)中公开的锥形束CT乳房成像系统，并且假定混合锥形束CT系统代替患者检查台下方的锥形束CT系统以执行混合乳房成像。图11B实际上是基于莫尔图案的系统(第二优选实施例)与当前的CBBCT系统的组合。CBBCT系统使用其中x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部分的情况下仅辐射乳房的半锥形几何结构来仅对乳房进行成像，从而导致对患者的辐射显著降低。应当注意的是，在系统600中不需要步进，其可以执行快速数据获取，这使得可以使用该系统来进行动态成像。如图所示，图11B的实施例600包括起到与图10B中的各个部件102、122和524的作用类似的作用的CBBT x射线管620、CBBT检测器622和托台624。
如图12A至图12E所示，第七优选实施例是混合系统的变型。图12A 示出了美国专利N第6,480,565号“Apparatus and method for cone beam volume computedtomography breast imaging”(Ning'565)中公开的锥形束CT乳房成像系统，并且假定混合锥形束CT系统代替患者检查台下方的锥形束CT系统以执行混合乳房成像。图12B、图12C、图12D和图 12E实际上是使用能量分辨检测器(第三优选实施例)的基于相位步进的光谱DPC-CBCT系统与当前CBBCT系统的组合。如图所示，第七优选实施例700包括CBBT x射线管720、CBBT检测器722和托台724。 CBBCT系统使用其中x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部分的情况下仅辐射乳房的半锥形几何结构来仅对乳房进行成像，从而导致对患者的辐射显著降低。
如图13A和图13B所示，第八优选实施例是混合系统的一个变型。图13A示出了美国专利第6,480,565号“Apparatus and method for cone beam volume computedtomography breast imaging”(Ning'565)中公开的锥形束CT乳房成像系统，并且假定混合锥形束CT系统代替患者检查台下方的锥形束CT系统以执行混合乳房成像。图13B实际上是使用能量分辨检测器(第四优选实施例)的基于莫尔图案的光谱DPC-CBCT系统与当前CBBCT系统的组合。如图所示，第八优选实施例800包括CBBT x射线管820、CBBT检测器822和托台824。CBBCT系统使用其中x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部分的情况下仅辐射乳房的半锥形几何结构来仅对乳房进行成像，从而导致对患者的辐射显著降低。
应当注意的是，可以在螺旋式扫描模式下执行全部八个实施例，以通过在托台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。
现在将讨论使用多色光谱的DPC成像的数学模型。为了对多色成像过程进行建模，应该在整个成像过程内对最终强度图像进行积分。特定波长λ的复振幅用等式(1)来表达，而等式(2)中示出了使用多色光谱的衍射图像。符号包括：U0，用于表示入射复振幅；U，用于表示检测器平面处的复振幅；Tobj，用于表示对象的传输矩阵；TG1，用于表示相位光栅的传输矩阵；TG2，用于表示分析器光栅的传输矩阵；H用于表示菲涅尔内核(Fresnel kernel)；以及I，用于表示由检测器获取的强度图像。表4 中列出了主要的模拟参数。
I(x，y)＝∫(U(λ，x，y)·U*(λ，x，y))dλ (2)
表4：模拟参数选择
由于Medipix 3在其光谱分析模式下允许使用八个阈值定义四个通道，因此我们假设x射线光谱被分成四个通道，并且每个通道包含总入射 x射线光子的一定百分比。使用每个通道的中心能量来表示每个通道，包括20keV(20％)、30keV(40％)、40keV(25％)和45keV(15％)。 DPC-CBCT系统的光学设置对于30keV而言最优。
体模由具有四个杆状插入物(直径为2mm)的水圆柱体(直径为8 mm)构成。图14中示出了该布局，并且表5中列出了系数。为了方便起见，所指定的相位系统被归一化为水在30keV下的相位系数，根据 NIST数据库和Klein-Nishina公式，其是3.175×104m-1。
表5：数字体模的相位系数(归一化为水在30keV下的相位系数)
A(水) B C D E
20 keV 1.20 1.26 1.32 1.38 1.44
30 keV 1.00 1.05 1.10 1.15 1.20
40 keV 0.90 0.945 0.99 1.035 1.08
45 keV 0.80 0.84 0.88 0.92 0.96
为了公平比较，将重建表达为以与基于衰减的CT的方式类似的方式定义的“CT值(CT Number)””。水的相位系数是如在该模拟中所定义的理论值，并且使用针对每个能量通道的水的相位系数来计算对于该能量通道的CT值。表达式被表示为等式(3)。
图15A和图15B展示了用于DPC成像的单色光谱与多色光谱之间的差别。两个图都是由于对象的相移而导致的自图像中的条纹位移的曲线，其中入射x射线具有单元强度。单色光谱具有30keV的能量，而多色光谱被如上那样设计。假设由于它们不同的波长和相位系数，相移对于20 keV是0.625π，对于30keV是0.125π，对于40keV是0.1875π，以及对于45keV是0.25π。单色条纹的归一化衬度接近2.0(2.0对0)，而多色条纹的衬度平均为1.3(1.6对0.3)，其低了35％，因而更容易受到噪声和相位包裹的影响。明显的是，多色条纹的形状不再是方波，并且在相移(散射)之后形状显著改变。在使用八个步长来进行相位步进时，对于单色光谱，所计算出的相移是0.125π±0.002π，而对于多色光谱，所计算出的相移是0.142π±0.047π，其中，由于散射，不确定度为约30％。这是所获得的DPC图像中的另一噪声源。
在实验中，我们不能直接观察自图像的条纹衬度。相反，我们可以根据在每个相位步长下获取的相位步进图像来估计条纹衬度，因为背景强度表示图15A和图15B中的实线上的点。对于我们的台式系统，这样的衬度仅为1.20对0.70(归一化)。尽管光栅不完善，然而由于多色性而产生的低条纹衬度是实际x射线剂量远高于期望的x射线剂量的主要原因。
使用如上所述的数字体模来针对每个能量通道模拟DPC-CBCT成像过程，以产生一系列的光谱DPC-CBCT重建。还通过在菲涅尔衍射之后对所有能量通道求和来模拟多色DPC-CBCT重建，如等式(1)和等式 (2)所示。
图16A至图16E中示出了重建的轴向图像。图16A至图16D是来自分别为20keV、30keV、40keV和45keV的四个能量通道的重建，其。图16E是使用组合的多色光谱的重建。通过目视检查来判断，四个光谱 DPC-CBCT重建表现出不同的噪声水平、均匀性和衬度水平。在作为最优能量的30keV下的重建看起来与多色DPC-CBCT重建相当。
在表6中，以CT数(CTN)为单位列出了所测量的四个插入物的中心噪声水平、均匀性和衬度。应当注意的是，在系统为最优的30keV下，通道能够提供最低噪声水平和最高对象衬度，并且总体图像质量类似于使用整个光谱的多色DPC-CBCT的总体图像质量。虽然其他能量通道提供了次最优噪声和衬度，但它们仍然提供针对每个插入物的相位系数的能量响应的重要信息，其直接导致对象的潜在“着色”呈现，并且帮助改进的诊断效率和准确性。
表6：光谱DPC-CBCT和多色DPC-CBCT的图像质量比较
如何使用并呈现多重光谱信息是光谱成像的另一关注主题。例如，材料分解用于双能量CT以利用光谱信息。对于光谱DPC-CBCT成像，一种直接的方法是对从所有能量通道获得的重建图像进行加权和求和，并且以常规的灰度级显示最终图像。图17A和图17B示出了该呈现的两个示例。图17A是按重建噪声的倒数、使用(1/12，1/8，1/17，0)加权的平均值，其中，12CTN、8CTN和17CTN是通道20keV、30keV和40keV 处的重建噪声。该类型的平均值的目的是降低最终图像中的噪声，其现在仅为6CTN。图17B是从30keV和40keV减去DPC-CBCT重建，并且因此加权系数是(0，1，-1，0)。这种类型的平均值的目的是增强某些能量通道之间的相位系数的差异。
提出了一种替选的着色呈现方法，其使用色彩映射表(color map) 来显示对象，其中每个颜色分量(红色、绿色和蓝色)被定义为复合对象信息的加权和。例如，在存在四个能量通道并且针对每个通道所计算出的相位系数是和的情况下，在等式(4)中定义了RGB分量：
其中，wij是定义显示中的每个颜色分量的加权因子。所计算出的RGB 分量可以用于呈现包括全部光谱相位信息的对象的“彩色”成像。例如，在使用以下加权矩阵的情况下：
图18中示出了所得到的图像，其中，色彩的差异可以进一步增强对象的一些衬度特征。
为了强调本发明的主要思想，全部八个实施例的成功实现的关键在于 x射线能量和剂量的更有效的利用。对于DPC-CBCT成像链提出了生成准单色光谱的方法，其对应于第一优选实施例、第二优选实施例、第五优选实施例和第六优选实施例。此外，还提出了使用DPC-CBCT系统来获得对象的光谱信息的方法，其对应于第三优选实施例、第四优选实施例、第七优选实施例和第八优选实施例。
尽管以上已公开了优选实施例以及对其的变型，但是审阅了本公开内容的本领域技术人员将容易理解，可以在本发明的范围内实现其他实施例。例如，数值是说明性的而不是限制性的。而且，可以使用用于制造光栅的任何适当的技术或材料。此外，本发明的使用不限于乳房成像，而是可以应用于任何生物或非生物成像。因此，本发明应被解释为仅受所附权利要求限定。

Claims (86)

1.一种用于对象的锥形束CT成像的方法，所述方法包括：
(a)通过使用成像过程来以不同的视角获取所述对象的多个投影图像，所述成像过程使用多色x射线源、能量分辨检测器和光栅系统，其中，所述获取所述对象的多个投影图像进一步包括：(b)在所述检测器的多个能量通道中的每个能量通道中获取多个投影图像之一；以及(c)针对所述多个能量通道中的每个能量通道，执行所述对象的三维(3D)计算机断层成像重建；以及
(d)处理在步骤(c)中获取的针对所述多个能量通道中的每个能量通道的多个3D重建图像以产生所述对象的图像，
其中，步骤(d)包括：向从不同的能量通道获取的图像分配不同的权重。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述对象是使用半锥形几何结构而成像的人类乳房，在所述半锥形几何结构中，x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部位的情况下仅辐射所述乳房。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，步骤(d)包括：向从不同的能量通道获取的图像的加权平均值分配不同的颜色。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，通过颜色加权系数的二维矩阵来对光子能量通道分配不同的颜色。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述图像是相位系数的3D分布的矩阵。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述图像是衰减系数的3D分布的矩阵。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，所述图像是亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光栅系统包括使用源光栅、相位光栅和分析器光栅来执行相位步进的可步进机构。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述可步进机构包括承载所述源光栅、所述相位光栅或所述分析器光栅的线性平台。
10.根据权利要求8所述的方法，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有相位光栅与分析器光栅的光栅组，所述光栅组具有对应于一组连续的相位步长的位移。
11.根据权利要求8所述的方法，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有能够与光轴对准的源光栅，所述源光栅具有对应于一组连续的相位步长的位移。
12.根据权利要求8所述的方法，其中，所述可步进机构在一个周期内产生多个相位步长，并且以每个步长获取强度图像。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算微分相衬图像。
14.根据权利要求12所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算衰减图像。
15.根据权利要求12所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算暗场图像。
16.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光栅系统包括不对准以产生莫尔图案的相位光栅和分析器光栅。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算微分相衬图像。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算衰减图像。
19.根据权利要求18所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算暗场图像。
20.根据权利要求1所述的方法，在步骤(a)之前，还包括：
(i)利用与步骤(a)的成像过程不同的成像过程来对所述对象进行成像以确定所述对象中的关注区域；以及
(ii)定位所述对象以使得针对步骤(a)至步骤(d)定位所述关注区域。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述与步骤(a)的成像过程不同的成像过程是计算机断层成像。
22.根据权利要求21所述的方法，其中，所述计算机断层成像是锥形束计算机断层成像。
23.根据权利要求1所述的方法，其中，步骤(a)包括：相对于所述对象移动所述x射线源、所述光栅和所述检测器以限定数据获取几何结构。
24.一种用于对象的锥形束CT成像的方法，所述方法包括：
(a)通过使用成像过程来以不同的视角获取所述对象的多个投影图像，所述成像过程使用多色x射线源、检测器、光栅系统和x射线光束滤波器，其中，所述获取所述对象的多个投影图像进一步包括：
(b)利用所述光束滤波器来产生用于微分相衬成像的准单色x射线光谱；以及
(c)执行所述对象的三维(3D)计算机断层成像重建，
其中，所述对象的重建图像包括亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述对象是使用半锥形几何结构而成像的人类乳房，在所述半锥形几何结构中，x射线辐射在不穿透患者的胸腔或其他身体部位的情况下仅辐射所述乳房。
26.根据权利要求24所述的方法，其中，所述对象的重建图像还包括相位系数的3D分布的矩阵。
27.根据权利要求24所述的方法，其中，所述对象的重建图像还包括衰减系数的3D分布的矩阵。
28.根据权利要求24所述的方法，其中，所述光栅系统包括使用源光栅、相位光栅和分析器光栅来执行相位步进的可步进机构。
29.根据权利要求28所述的方法，其中，所述可步进机构包括承载所述源光栅、所述相位光栅或所述分析器光栅的线性平台。
30.根据权利要求28所述的方法，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有相位光栅与分析器光栅的光栅组，所述光栅组具有对应于一组连续的相位步长的位移。
31.根据权利要求28所述的方法，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有能够与光轴对准的源光栅，所述源光栅具有对应于一组连续的相位步长的位移。
32.根据权利要求28所述的方法，其中，所述可步进机构在一个周期内产生多个相位步长，并且以每个步长获取强度图像。
33.根据权利要求32所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算微分相衬图像。
34.根据权利要求32所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算衰减图像。
35.根据权利要求32所述的方法，其中，根据多个所述强度图像来计算暗场图像。
36.根据权利要求24所述的方法，其中，所述光栅系统包括不对准以产生莫尔图案的相位光栅和分析器光栅。
37.根据权利要求36所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算微分相衬图像。
38.根据权利要求36所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算衰减图像。
39.根据权利要求36所述的方法，其中，根据所述莫尔图案来计算暗场图像。
40.根据权利要求24所述的方法，在步骤(a)之前，还包括：
(i)使用与步骤(a)的成像过程不同的成像过程来对所述对象进行成像以确定所述对象中的关注区域；以及
(ii)定位所述对象以使得针对步骤(a)和步骤(c)定位所述关注区域。
41.根据权利要求40所述的方法，其中，所述与步骤(a)的成像过程不同的成像过程是计算机断层成像。
42.根据权利要求41所述的方法，其中，所述计算机断层成像是锥形束计算机断层成像。
43.根据权利要求24所述的方法，其中，步骤(a)包括：相对于所述对象移动所述x射线源、所述光栅和所述检测器以限定数据获取几何结构。
44.根据权利要求24所述的方法，其中，与多色光谱相比，所述准单色光谱能够减少x射线照射量以获得相同的图像质量。
45.一种用于对象的锥形束CT成像的系统，所述系统包括：
多色x射线源；
能量分辨检测器；
光栅系统；
托台，用于相对于所述对象支撑所述源、所述检测器和所述光栅系统；
同步器，被配置成控制至少所述源、所述检测器和所述光栅的运动；以及
计算机，被配置用于：
(a)通过使用成像过程来以不同的视角获取所述对象的多个投影图像，所述成像过程使用x射线源、能量分辨检测器和光栅系统，其中，所述获取所述对象的多个投影图像进一步包括：(b)在所述检测器的多个能量通道中的每个能量通道中获取多个投影图像之一；以及(c)针对所述多个能量通道中的每个能量通道，执行所述对象的三维(3D)计算机断层成像重建；以及
(d)处理在步骤(c)中获取的针对所述多个能量通道中的每个能量通道的多个3D重建图像以产生所述对象的图像，
其中，步骤(d)包括：向从不同的能量通道获取的图像分配不同的权重。
46.根据权利要求45所述的系统，其中，步骤(d)包括：向从不同的能量通道获取的图像的加权平均值分配不同的颜色。
47.根据权利要求45所述的系统，其中，通过颜色加权系数的二维矩阵来向光子能量通道分配不同的颜色。
48.根据权利要求45所述的系统，其中，所述图像是相位系数的3D分布的矩阵。
49.根据权利要求45所述的系统，其中，所述图像是衰减系数的3D分布的矩阵。
50.根据权利要求45所述的系统，其中，所述图像是亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
51.根据权利要求45所述的系统，其中，所述光栅系统包括使用源光栅、相位光栅和分析器光栅来执行相位步进的可步进机构。
52.根据权利要求51所述的系统，其中，所述可步进机构包括承载所述源光栅、所述相位光栅或所述分析器光栅的线性平台。
53.根据权利要求51所述的系统，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有相位光栅与分析器光栅的光栅组，所述光栅组具有对应于一组连续的相位步长的位移。
54.根据权利要求51所述的系统，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有能够与光轴对准的源光栅，所述源光栅具有对应于一组连续的相位步长的位移。
55.根据权利要求51所述的系统，其中，所述可步进机构在一个周期内产生多个相位步长，并且以每个步长获取强度图像。
56.根据权利要求55所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算微分相衬图像。
57.根据权利要求55所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算衰减图像。
58.根据权利要求55所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算暗场图像。
59.根据权利要求45所述的系统，其中，所述光栅系统包括不对准以产生莫尔图案的相位光栅和分析器光栅。
60.根据权利要求59所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算微分相衬图像。
61.根据权利要求59所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算衰减图像。
62.根据权利要求59所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算暗场图像。
63.根据权利要求45所述的系统，在步骤(a)之前，还包括：
(i)利用与步骤(a)的成像过程不同的成像过程来对所述对象进行成像以确定所述对象中的关注区域；以及
(ii)定位所述对象以使得针对步骤(a)至步骤(d)定位所述关注区域。
64.根据权利要求63所述的系统，其中，所述与步骤(a)的成像过程不同的成像过程是计算机断层成像。
65.根据权利要求64所述的系统，其中，所述计算机断层成像是锥形束计算机断层成像。
66.根据权利要求45所述的系统，还包括用于移动托台的至少一个电机，并且其中，所述同步器和所述计算机被配置使得步骤(a)包括移动托台以相对于所述对象移动所述源和所述检测器以限定数据获取几何结构。
67.一种用于对象的锥形束CT成像的系统，所述系统包括：
多色x射线源；
x射线光束滤波器，其产生准单色光谱；
检测器；
光栅系统；
托台，用于相对于所述对象支撑所述源、所述检测器和所述光栅系统；
同步器，被配置成控制至少所述源、所述检测器和所述光栅的运动；以及
计算机，被配置用于：
(a)通过使用成像过程来以不同的视角获取所述对象的多个投影图像，所述成像过程使用x射线源、检测器、光栅系统和x射线光束滤波器，其中，所述获取所述对象的多个投影图像进一步包括：(b)执行所述对象的三维(3D)计算机断层成像重建，
其中，所述对象的重建图像包括亚微米结构的密度的3D分布的矩阵。
68.根据权利要求67所述的系统，其中，所述对象的重建图像还包括相位系数的3D分布的矩阵。
69.根据权利要求67所述的系统，其中，所述对象的重建图像还包括衰减系数的3D分布的矩阵。
70.根据权利要求67所述的系统，其中，所述光栅系统包括使用源光栅、相位光栅和分析器光栅来执行相位步进的可步进机构。
71.根据权利要求70所述的系统，其中，所述可步进机构包括承载所述源光栅、所述相位光栅或所述分析器光栅的线性平台。
72.根据权利要求70所述的系统，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有相位光栅与分析器光栅的光栅组，所述光栅组具有对应于一组连续的相位步长的位移。
73.根据权利要求70所述的系统，其中，所述可步进机构具有多个分支，其中每个分支具有能够与光轴对准的源光栅，所述源光栅具有对应于一组连续的相位步长的位移。
74.根据权利要求70所述的系统，其中，所述可步进机构在一个周期内产生多个相位步长，并且以每个步长获取强度图像。
75.根据权利要求74所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算微分相衬图像。
76.根据权利要求74所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算衰减图像。
77.根据权利要求74所述的系统，其中，根据多个所述强度图像来计算暗场图像。
78.根据权利要求67所述的系统，其中，所述光栅系统包括不对准以产生莫尔图案的相位光栅和分析器光栅。
79.根据权利要求78所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算微分相衬图像。
80.根据权利要求78所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算衰减图像。
81.根据权利要求78所述的系统，其中，根据所述莫尔图案来计算暗场图像。
82.根据权利要求67所述的系统，在步骤(a)之前，还包括：
(i)利用与步骤(a)的成像过程不同的成像过程来对所述对象进行成像以确定所述对象中的关注区域；以及
(ii)定位所述对象以使得针对步骤(a)定位所述关注区域。
83.根据权利要求82所述的系统，其中，所述与步骤(a)的成像过程不同的成像过程是计算机断层成像。
84.根据权利要求83所述的系统，其中，所述计算机断层成像是锥形束计算机断层成像。
85.根据权利要求67所述的系统，还包括用于移动托台的至少一个电机，并且其中，所述同步器和所述计算机被配置使得步骤(a)包括移动托台以相对于所述对象移动所述源和所述检测器以限定数据获取几何结构。
86.根据权利要求67所述的系统，其中，与多色光谱相比，所述准单色光谱能够减少x射线照射量以获得相同的图像质量。
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Families Citing this family (64)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2572644C2 (ru) * 2010-10-19 2016-01-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Формирование дифференциальных фазово-контрастных изображений
JP5792472B2 (ja) 2011-01-25 2015-10-14 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
WO2014137325A1 (en) * 2012-03-05 2014-09-12 University Of Rochester Methods and apparatus for differential phase-contrast cone-beam ct and hybrid cone-beam ct
JP5944254B2 (ja) * 2012-07-20 2016-07-05 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
WO2014084291A1 (ja) * 2012-11-30 2014-06-05 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置及びその断層画像撮影方法
US9724063B2 (en) 2012-12-21 2017-08-08 Carestream Health, Inc. Surrogate phantom for differential phase contrast imaging
US9494534B2 (en) 2012-12-21 2016-11-15 Carestream Health, Inc. Material differentiation with 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
US10578563B2 (en) 2012-12-21 2020-03-03 Carestream Health, Inc. Phase contrast imaging computed tomography scanner
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
US9001967B2 (en) * 2012-12-28 2015-04-07 Carestream Health, Inc. Spectral grating-based differential phase contrast system for medical radiographic imaging
US9907524B2 (en) 2012-12-21 2018-03-06 Carestream Health, Inc. Material decomposition technique using x-ray phase contrast imaging system
MX2015012225A (es) 2013-03-13 2016-01-08 Prothena Biosciences Ltd Inmunoterapia tau.
WO2015068604A1 (ja) * 2013-11-11 2015-05-14 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
WO2015076067A1 (ja) * 2013-11-19 2015-05-28 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
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
US20160086681A1 (en) * 2014-09-24 2016-03-24 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Zone Plate and Method for Fabricating Same Using Conformal Coating
CN105628718A (zh) * 2014-11-04 2016-06-01 同方威视技术股份有限公司 多能谱x射线光栅成像系统与成像方法
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
JP6611428B2 (ja) * 2014-12-09 2019-11-27 キヤノン株式会社 マンモ断層撮像システム
US10561382B2 (en) * 2014-12-19 2020-02-18 G-Ray Switzerland Sa Photon counting cone-beam CT apparatus with monolithic CMOS integrated pixel detectors
US9761019B2 (en) * 2015-01-08 2017-09-12 Toshiba Medical Systems Corporation Computed tomography using simultaneous image reconstruction with measurements having multiple distinct system matrices
US9545236B2 (en) * 2015-01-23 2017-01-17 Toshiba Medical Systems Corporation Method for scanogram scans in photon-counting computed tomography
CN106153646B (zh) * 2015-04-08 2022-06-24 清华大学 X射线成像系统和方法
KR101636207B1 (ko) * 2015-05-07 2016-07-05 한국과학기술원 저 선량 엑스선 전산단층 촬영의 해석적 원리를 이용한 반복 복원 기법 개발
EP3314576B1 (en) * 2015-06-26 2019-11-27 Koninklijke Philips N.V. Robust reconstruction for dark-field and phase contrast ct
JP6525768B2 (ja) * 2015-06-30 2019-06-05 キヤノン株式会社 乳房撮影装置
JP6430636B2 (ja) * 2015-08-26 2018-11-28 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． デュアルエネルギー微分位相コントラスト撮像
WO2017037527A1 (en) * 2015-08-31 2017-03-09 G-Ray Switzerland Sa Photon counting cone-beam ct apparatus with monolithic cmos integrated pixel detectors
WO2017056680A1 (ja) 2015-09-30 2017-04-06 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得システムおよび放射線画像取得方法
US20170109903A1 (en) * 2015-10-20 2017-04-20 Michal Kulon Method for Reduction of Artifacts and Preservation of Soft Tissue Contrast and Conspicuity of Iodinated Materials on Computed Tomography Images by means of Adaptive Fusion of Input Images Obtained from Dual-Energy CT Scans, and Use of differences in Voxel intensities between high and low-energy images in estimation of artifact magnitude
JP2017099616A (ja) * 2015-12-01 2017-06-08 ソニー株式会社 手術用制御装置、手術用制御方法、およびプログラム、並びに手術システム
US11337663B2 (en) * 2016-04-08 2022-05-24 Rensselaer Polytechnic Institute Rapid filtration methods for dual-energy X-ray CT
PL3452507T3 (pl) 2016-05-02 2023-01-09 Prothena Biosciences Limited Immunoterapia tau
SG11201808434WA (en) 2016-05-02 2018-10-30 Prothena Biosciences Ltd Antibodies recognizing tau
CN105931292B (zh) * 2016-06-13 2019-03-08 南京理工大学 一种基于仿射标定的多方向莫尔层析方法
DE102016211766A1 (de) * 2016-06-29 2018-01-18 Siemens Healthcare Gmbh Erzeugung einer Bildsequenz
US11172893B2 (en) 2016-07-01 2021-11-16 Georgia Tech Research Corporation Dual-energy CT through primary beam modulation
US10197512B2 (en) 2016-12-14 2019-02-05 Battelle Memorial Institute Dual-energy microfocus radiographic imaging method for meat inspection
US10006873B1 (en) 2016-12-14 2018-06-26 Battelle Memorial Institute Dual-energy microfocus radiographic imaging method for meat inspection
MX2019013045A (es) 2017-05-02 2020-02-12 Prothena Biosciences Ltd Anticuerpos que reconocen tau.
CN107219241B (zh) * 2017-05-05 2020-10-16 中国科学院上海光学精密机械研究所 原位时间分辨x射线吸收谱的测量装置和测量方法
KR20200027516A (ko) * 2017-07-31 2020-03-12 로렌스 리버모어 내셔널 시큐리티, 엘엘씨 수렴형 엑스레이 이미지 장치 및 방법
EP3672688B1 (de) * 2017-08-23 2023-03-01 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zum bereitstellen von ergebnisdaten, welche geeignet für einen einsatz in einer planung einer bestrahlung eines patienten sind
EP3446630A1 (en) 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. Device and method for phase stepping in phase contrast image acquisition
WO2019056309A1 (en) * 2017-09-22 2019-03-28 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. METHOD AND SYSTEM FOR GENERATING A PHASE CONTRAST IMAGE
CN107748341A (zh) * 2017-10-23 2018-03-02 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 高衬度低剂量相位衬度ct成像装置
CN107714067A (zh) * 2017-10-23 2018-02-23 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 乳腺相衬ct成像设备
US10426424B2 (en) 2017-11-21 2019-10-01 General Electric Company System and method for generating and performing imaging protocol simulations
CN110868932B (zh) * 2017-12-25 2024-02-09 株式会社岛津制作所 放射线相位差摄影装置
RU2702316C1 (ru) * 2018-10-26 2019-10-07 Акционерное общество "Научно-исследовательский институт технической физики и автоматизации" (АО "НИИТФА") Способ верификации укладки пациента при дистанционной лучевой терапии и схема устройства двухэнергетического детектора
RU2694331C1 (ru) * 2018-10-26 2019-07-11 Акционерное общество "Научно-исследовательский институт технической физики и автоматизации" (АО "НИИТФА") Способ двухэнергетической томографии в коническом пучке и схема устройства двухэнергетического детектора
CN109270095B (zh) * 2018-11-01 2023-08-15 中国工程物理研究院激光聚变研究中心 一种icf内爆过程四通道成像系统
SG11202108414UA (en) 2019-03-03 2021-08-30 Prothena Biosciences Ltd Antibodies recognizing tau
CN109953768B (zh) * 2019-03-29 2021-01-05 清华大学 多源多探测器结合的ct系统及方法
DE102019111567A1 (de) * 2019-05-03 2020-11-05 Wipotec Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Röntgeninspektion von Produkten, insbesondere von Lebensmitteln
CN110111285B (zh) * 2019-05-14 2021-06-01 福建农林大学 基于二阶锥规划的腔内动脉支架动力特性评价方法
CN110310347B (zh) * 2019-06-21 2022-06-07 上海交通大学 一种x射线光栅相衬成像滤波迭代重建方法和系统
JP7209599B2 (ja) * 2019-07-29 2023-01-20 富士フイルム株式会社 画像処理装置、方法およびプログラム
JP7203705B2 (ja) 2019-09-17 2023-01-13 富士フイルム株式会社 画像処理装置、方法およびプログラム、並びに画像表示装置、方法およびプログラム
US11860319B2 (en) * 2022-03-10 2024-01-02 GE Precision Healthcare LLC High-resolution detector having a reduced number of pixels
WO2023201084A1 (en) * 2022-04-14 2023-10-19 Koning Corporation Method and apparatus of cone beam breast ct and ultrasound hybrid imaging
CN115363617B (zh) * 2022-10-05 2024-04-26 济南汉江光电科技有限公司 一种微分相位衬度ct的采集和重建方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101313332A (zh) * 2005-09-06 2008-11-26 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有多个能窗的计算机断层摄影中的数据处理和分析
CN101413905A (zh) * 2008-10-10 2009-04-22 深圳大学 X射线微分干涉相衬成像系统
CN102197303A (zh) * 2008-10-29 2011-09-21 佳能株式会社 X射线成像装置和x射线成像方法
CN102413767A (zh) * 2009-03-02 2012-04-11 罗切斯特大学 用于微分相位对比扇形线束ct、锥形线束ct以及混合锥形线束ct的方法和装置

Family Cites Families (107)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3165630A (en) 1961-06-13 1965-01-12 Polaroid Corp Table for holding and positioning a female subject and film during breast x-ray exposures
US3973126A (en) 1975-07-31 1976-08-03 General Electric Company Mammography
US4015836A (en) 1975-07-31 1977-04-05 General Electric Company Mammography table
US3963933A (en) 1975-08-18 1976-06-15 General Electric Company Mammography fixture
NL7704119A (nl) 1976-04-19 1977-10-21 Varian Associates Tomografische aftastinrichting.
US4255014A (en) 1977-07-20 1981-03-10 Research Corporation Edge enhancement of phase phenomena
ATE16799T1 (de) 1980-01-10 1985-12-15 Nyegaard & Co As Pyrimidin-2-sulfide und ihre s-oxide zur verwendung in der medizin, die verbindungen enthaltende pharmazeutische zusammensetzungen, verfahren zu ihrer herstellung und die verbindungen an sich, sofern sie neu sind.
US4549307A (en) 1982-09-07 1985-10-22 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford, Junior University X-Ray imaging system having radiation scatter compensation and method
EP0105618B1 (en) 1982-09-07 1989-10-25 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University X-ray imaging system having radiation scatter compensation and method
US4891829A (en) 1986-11-19 1990-01-02 Exxon Research And Engineering Company Method and apparatus for utilizing an electro-optic detector in a microtomography system
JPH0616099B2 (ja) 1989-02-07 1994-03-02 浜松ホトニクス株式会社 Ｃｔ装置におけるデータ補正装置
US5023895A (en) 1989-03-02 1991-06-11 Innovative Imaging Systems, Inc. Three dimensional tomographic system
FR2648589B1 (fr) 1989-06-16 1994-05-13 Omnes Yves Procede de localisation precise et de quantification approchee en radiologie medicale ou industrielle, et moyens pour la mise en oeuvre du procede
US5133020A (en) 1989-07-21 1992-07-21 Arch Development Corporation Automated method and system for the detection and classification of abnormal lesions and parenchymal distortions in digital medical images
US5262649A (en) 1989-09-06 1993-11-16 The Regents Of The University Of Michigan Thin-film, flat panel, pixelated detector array for real-time digital imaging and dosimetry of ionizing radiation
US6031892A (en) 1989-12-05 2000-02-29 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
US5864146A (en) 1996-11-13 1999-01-26 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
US5182624A (en) 1990-08-08 1993-01-26 Minnesota Mining And Manufacturing Company Solid state electromagnetic radiation detector fet array
US5073910A (en) 1990-08-27 1991-12-17 General Electric Company Square wave cone beam scanning trajectory for data completeness in three-dimensional computerized tomography
US5257183A (en) 1990-12-21 1993-10-26 General Electric Company Method and apparatus for converting cone beam X-ray projection data to planar integral and reconstructing a three-dimensional computerized tomography (CT) image of an object
US5409497A (en) 1991-03-11 1995-04-25 Fischer Imaging Corporation Orbital aiming device for mammo biopsy
DE4116381C1 (zh) 1991-05-18 1992-07-02 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg, De
US5404293A (en) 1991-06-11 1995-04-04 The University Of Utah Cone beam reconstruction using helical data collection paths
US5170439A (en) 1991-06-11 1992-12-08 Picker International, Inc. Cone beam reconstruction using combined circle and line orbits
US5289520A (en) 1991-11-27 1994-02-22 Lorad Corporation Stereotactic mammography imaging system with prone position examination table and CCD camera
US5375156A (en) 1992-03-31 1994-12-20 Siemens Medical Systems, Inc. Method and apparatus for 3-D computer tomography
DE4227096A1 (de) 1992-08-17 1994-02-24 Philips Patentverwaltung Röntgenbilddetektor
US5564438A (en) 1993-08-09 1996-10-15 Merchant; Thomas E. Method and apparatus for prone position radiation therapy of the breast
US5802137A (en) 1993-08-16 1998-09-01 Commonwealth Scientific And Industrial Research X-ray optics, especially for phase contrast imaging
US5390112A (en) 1993-10-04 1995-02-14 General Electric Company Three-dimensional computerized tomography scanning method and system for imaging large objects with smaller area detectors
US5526394A (en) 1993-11-26 1996-06-11 Fischer Imaging Corporation Digital scan mammography apparatus
US5448607A (en) 1994-02-08 1995-09-05 Analogic Corporation X-ray tomography system with gantry pivot and translation control
US5400255A (en) 1994-02-14 1995-03-21 General Electric Company Reconstruction of images from cone beam data
JPH07303633A (ja) 1994-05-11 1995-11-21 Mitsubishi Electric Corp Ｘ線乳房撮影装置
EP0689047B1 (en) 1994-06-23 1998-09-09 Agfa-Gevaert N.V. Method of compensating for radiation scatter in an x-ray imaging system
DE4423047A1 (de) 1994-07-03 1996-01-04 Fraunhofer Ges Forschung Verfahren zur Rekonstruktion eines Objekts
JP3378401B2 (ja) 1994-08-30 2003-02-17 株式会社日立メディコ Ｘ線装置
DE4434948C2 (de) 1994-09-29 1998-05-20 Siemens Ag Mammographie-Antennenanordnung für Magnetresonanzuntersuchungen einer weiblichen Brust
US5459769A (en) 1994-11-09 1995-10-17 General Electric Company Procedure for monitoring contrast agent application in a CT imaging system
DE4440702C2 (de) 1994-11-15 1997-04-30 Ilmenau Tech Glas Drehplunger für Glasauslauföffnungen
DE19502574C2 (de) 1995-01-27 1999-09-23 Siemens Ag Röntgen-Computertomograph
AUPN201295A0 (en) 1995-03-28 1995-04-27 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Simplified conditions and configurations for phase-contrast imaging with hard x-rays
US5962856A (en) 1995-04-28 1999-10-05 Sunnybrook Hospital Active matrix X-ray imaging array
US6002738A (en) 1995-07-07 1999-12-14 Silicon Graphics, Inc. System and method of performing tomographic reconstruction and volume rendering using texture mapping
US5687208A (en) 1995-10-06 1997-11-11 Bhb General Partnership Method of and apparatus for predicting computed tomography contrast enhancement with feedback
US5602891A (en) 1995-11-13 1997-02-11 Beth Israel Imaging apparatus and method with compensation for object motion
JPH09149902A (ja) 1995-12-01 1997-06-10 Hitachi Medical Corp Ｘ線断層撮影方法および装置
US5680275A (en) 1996-03-19 1997-10-21 International Business Machines Corporation Adjustable solder bump spacer for slider-suspension attachment
WO1997042877A1 (en) 1996-05-13 1997-11-20 University Of Massachusetts Medical Center A system for quantitative radiographic imaging
US5663995A (en) 1996-06-06 1997-09-02 General Electric Company Systems and methods for reconstructing an image in a CT system performing a cone beam helical scan
US5784481A (en) 1996-06-25 1998-07-21 General Electric Company CT cone beam image reconstruction with circle and line scan path
US5949811A (en) 1996-10-08 1999-09-07 Hitachi Medical Corporation X-ray apparatus
CA2276051C (en) 1996-12-24 2005-10-18 X-Ray Technologies Pty. Ltd. Phase retrieval in phase contrast imaging
US6049343A (en) 1997-01-20 2000-04-11 Hitachi, Ltd. Graphics processing unit and graphics processing system
US5812629A (en) 1997-04-30 1998-09-22 Clauser; John F. Ultrahigh resolution interferometric x-ray imaging
US6038282A (en) 1997-04-30 2000-03-14 Siemens Aktiengesellschaft X-ray imaging system
DE19721535C2 (de) 1997-05-22 2001-09-06 Siemens Ag Röntgen-Computertomograph zur Erzeugung von Röntgenschattenbildern
US5949850A (en) 1997-06-19 1999-09-07 Creatv Microtech, Inc. Method and apparatus for making large area two-dimensional grids
US5907594A (en) 1997-07-01 1999-05-25 Analogic Corporation Reconstruction of volumetric images by successive approximation in cone-beam computed tomography systems
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
DE19835451B4 (de) 1997-08-20 2005-03-24 Siemens Ag Verfahren für einen Computertomographen zur Nachverarbeitung eines Schnittbildes und nach diesem Verfahren arbeitender Computertomograph
US5909476A (en) 1997-09-22 1999-06-01 University Of Iowa Research Foundation Iterative process for reconstructing cone-beam tomographic images
DE19840405B4 (de) 1997-10-14 2005-06-02 Siemens Ag Vorrichtung zur Fixierung der weiblichen Brust bei medizintechnischen Anwendungen
US6014419A (en) 1997-11-07 2000-01-11 Hu; Hui CT cone beam scanner with fast and complete data acquistion and accurate and efficient regional reconstruction
US5959811A (en) 1998-01-13 1999-09-28 Read-Rite Corporation Magnetoresistive transducer with four-lead contact
DE19800946A1 (de) 1998-01-13 1999-07-22 Siemens Ag Volumen-Computertomographiesystem
JP2000023956A (ja) 1998-01-30 2000-01-25 Konica Corp Ｘ線画像形成システム
US5865146A (en) 1998-03-12 1999-02-02 Bounce, Inc. Bouncing pet toy
US6047042A (en) 1998-03-25 2000-04-04 Continental X-Ray Corporation Automatic exposure and brightness control for fluoroscopic and radio-graphic imaging
US6009142A (en) 1998-03-31 1999-12-28 Siemens Corporate Research, Inc. Practical cone beam image reconstruction using local regions-of-interest
US6041097A (en) 1998-04-06 2000-03-21 Picker International, Inc. Method and apparatus for acquiring volumetric image data using flat panel matrix image receptor
US6125193A (en) 1998-06-01 2000-09-26 Kabushiki Kaisha Toshiba Method and system for high absorption object artifacts reduction and superposition
DE19843812A1 (de) 1998-09-24 2000-03-30 Philips Corp Intellectual Pty Computertomographie-Verfahren mit kegelförmigem Strahlenbündel
US6262818B1 (en) 1998-10-07 2001-07-17 Institute Of Applied Optics, Swiss Federal Institute Of Technology Method for simultaneous amplitude and quantitative phase contrast imaging by numerical reconstruction of digital holograms
FR2786387B1 (fr) 1998-11-27 2001-01-26 Ge Medical Syst Sa Dispositif et procede de prise d'images radiologiques
US6987831B2 (en) 1999-11-18 2006-01-17 University Of Rochester Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging
US6480565B1 (en) 1999-11-18 2002-11-12 University Of Rochester Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging
FR2808180B1 (fr) 2000-04-26 2002-07-05 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Dispositif de prise d'images radiologiques, procede et programme de commande associes au dispositif
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
US6678346B2 (en) 2001-10-11 2004-01-13 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Cone-beam CT scanner with image reconstruction using multiple sub-images
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
US7245755B1 (en) 2002-07-10 2007-07-17 Xiaochuan Pan Algorithm for image reconstruction and image noise analysis in computed tomography
US6956926B2 (en) 2002-07-23 2005-10-18 General Electric Company Method and apparatus for selecting a reconstruction projection set
EP1530781A2 (en) 2002-08-14 2005-05-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and apparatus for generating improved computer tomography images of natural tissues
US6763081B2 (en) 2002-10-02 2004-07-13 Siemens Corporate Research, Inc. Cone beam computed tomography imaging system and method providing efficient utilization of detector area
FR2847798B1 (fr) 2002-11-28 2006-02-10 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Procede pour determiner des parametres fonctionnels dans un dispositif de fluoroscopie
JP4445397B2 (ja) 2002-12-26 2010-04-07 敦 百生 Ｘ線撮像装置および撮像方法
JP2004265602A (ja) 2003-01-10 2004-09-24 Toshiba Corp Ｘ線装置
JP4723487B2 (ja) 2003-06-02 2011-07-13 エックス−レイ オプティカル システムズ インコーポレーテッド Ｘ線吸収端近傍構造解析を実行するためのｘａｎｅｓ解析システム及びその方法
JP4704675B2 (ja) 2003-11-28 2011-06-15 株式会社日立製作所 Ｘ線撮像装置及び撮像方法
US7023951B2 (en) 2003-12-09 2006-04-04 General Electric Company Method and apparatus for reduction of artifacts in computed tomography images
US7636461B2 (en) 2004-02-05 2009-12-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Image-wide artifacts reduction caused by high attenuating objects in ct deploying voxel tissue class
JP4777346B2 (ja) 2004-06-28 2011-09-21 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 灌流調査のための検査装置
US7412026B2 (en) 2004-07-02 2008-08-12 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Phase-contrast x-ray imaging systems and methods
JP2006051233A (ja) 2004-08-13 2006-02-23 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc コリメータ制御方法およびｘ線ｃｔ装置
CN101237820B (zh) 2005-04-25 2011-01-26 罗切斯特大学 用于ct成像的整体去噪的方法和装置
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
CN101237819A (zh) * 2005-08-09 2008-08-06 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于双能量动态x射线成像的系统和方法
CN100457040C (zh) 2005-11-17 2009-02-04 中国科学院高能物理研究所 同步辐射x射线相位衬度ct成像装置及实验方法
CN101011257B (zh) 2006-02-01 2011-07-06 西门子公司 产生投影或断层造影相位对比图像的焦点-检测器装置
DE102006046034A1 (de) 2006-02-01 2007-08-16 Siemens Ag Röntgen-CT-System zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen
CN103908282B (zh) 2006-02-27 2016-05-18 罗切斯特大学 锥束ct动态成像的方法和设备
AU2007221086A1 (en) 2006-02-27 2007-09-07 University Of Rochester Phase contrast cone-beam CT imaging
US20110142316A1 (en) * 2009-10-29 2011-06-16 Ge Wang Tomography-Based and MRI-Based Imaging Systems
US9347893B2 (en) * 2011-07-26 2016-05-24 Robert Sigurd Nelson Enhanced resolution imaging systems for digital radiography

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101313332A (zh) * 2005-09-06 2008-11-26 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有多个能窗的计算机断层摄影中的数据处理和分析
CN101413905A (zh) * 2008-10-10 2009-04-22 深圳大学 X射线微分干涉相衬成像系统
CN102197303A (zh) * 2008-10-29 2011-09-21 佳能株式会社 X射线成像装置和x射线成像方法
CN102413767A (zh) * 2009-03-02 2012-04-11 罗切斯特大学 用于微分相位对比扇形线束ct、锥形线束ct以及混合锥形线束ct的方法和装置

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