CN105142524A - 处于高能量的x射线相衬成像和ct的大视场光栅干涉仪 - Google Patents

Abstract

本公开的设备和方法提供高达非常高的X射线能量的大视场Talbot-Lau相衬CT系统。该设备包括以掠入射倾斜的并且平铺在单一衬底上的微周期性光栅以提供大视场相衬CT系统。本公开是用于将多个GAI组合到较大FOV系统中的简单的、经济的，且准确的方法，其能够在大的对象上执行相衬断层摄影（PC-CT）。该设备和方法能够应用于医学X射线成像、工业非破坏性测试，和安全筛选。

Description

处于高能量的X射线相衬成像和CT的大视场光栅干涉仪

政府权利

在由国家卫生研究院（NIH）、卫生与人力资源服务部所授予的批准号1R21EB012777-01A之下，在政府支持的情况下作出了本发明。政府具有本发明中的某些权利。

相关申请的交叉引用

本申请涉及在2013年1月31日提交的题为“DifferentialPhaseContrastX-rayImagingSystemandComponents”的美国专利申请序列号13/493,392，以及由DanStutman和MichaelFinkenthal在2014年2月6日提交的题为“SystemandMethodforPhase-ContrastX-rayImaging”的美国专利申请序列号14/174,830，并且要求来自在2013年2月12日提交的题为“HighEnergyX-RayPhaseContrastCTSystemsUsingTiledGlancingIncidenceGratings”的美国临时专利申请的优先权，在此通过引用被整体地并入。

技术领域

本公开总体上涉及医学成像。更具体地，本公开涉及提供用高能量X射线的大视场相衬成像的设备。

背景技术

Talbot-Lau干涉仪由三个微周期光栅组成：‘源’、‘光束分离器’，和‘分析器’。源和分析器是通常地由Au制成的吸收光栅，而光束分离器是通常由Si或Ni制成的薄相位光栅。为了能够实现厚的身体部位的微分相衬（DPC）成像，干涉仪必须以高能量工作。例如，能够潜在地进行用于膝盖的X射线DPC成像，对于其而言，通常在60-65kVp（40-45keV平均光谱能量）下进行射线照相并且在80-90kVp（55-60keV平均能量）下进行常规CT。

另外，干涉仪必须对小的X射线角度改变非常灵敏以能够实现可接受剂量的情况下的折射成像。通过两个参数来确定灵敏度：条纹对比度或‘可见度’V，和角分辨率W。对比度被定义为V=（I_BF-I_DF）/（I_BF+I_DF），其中I_BF和I_DF分别是“明场’和‘暗场’强度，而通过光栅之间的距离和干涉仪周期之间的比率给出W。高对比度（在大约≥20%范围内）对医学DPC成像是必要的，因为DPC图像中的信噪比（SNR）在增加对比度的情况下快速地改善（例如，如在DPC-CT中～V²）。还需要良好的角分辨率（W≤多个μ弧度），因为软组织中的X射线折射角处于子μ弧度范围中。对高对比度和角分辨率的要求在高X射线能量下更关键，因为折射角随能量而减小，如～1/E²。

对于大的身体部位的DPC成像，Talbot-Lau干涉仪必须在≥40keV的平均光谱能量下具有≥20%的对比度，同时使用具有≤10μm周期的光栅。然而，在使用常规垂直入射Talbot-Lau干涉仪的情况下这是不可能的，因为数微米周期吸收光栅的厚度在技术上局限于～100μm。为了说明此限制，在图1A中，绘制出针对55keV平均能量所设计的并且具有100μm厚、50%占空比Au光栅的第一塔尔波特阶数（m=l）、5μm周期干涉仪的计算对比度。还绘制出在透射通过2mmAl、75μmCu和150mm软组织之后的80kVpW阳极管的光谱。最大对比度是低的并且对比度曲线与管光谱不良地重叠，有助于仅仅～6%的光谱平均对比度。为了比较，具有完美吸收光栅的干涉仪将具有～32%平均对比度。

能够实现在高X射线能量下的相衬成像的设备是掠射角Talbot-Lau干涉仪（GAI），其中光栅具有沿着光束方向以α～10-30°的角度倾斜的条。使光栅倾斜的效果是将有效吸收体厚度从垂直入射值t增加至t/sin(α)。因为X射线吸收随着厚度按指数规律地增加，这使得能够使用现有的～100μm厚的光栅以高能量实现高对比度。

GAI设备的主要限制（诸如上文所述的限制）是通过倾斜光栅开孔中的强的准直，使在垂直于光栅条的方向上的视场受限（渐晕）到≤数十mm，如图1B中所示。同时，对于诸如厚身体部位或交运行李之类的较大对象的CT需要高达几十cm的FOV。另外,先前的研究表明用于相衬断层摄影（PC-CT）的最优配置是在光栅条与CT轴平行的情况，如图1B中所示的。

因此提供一种以高效且准确的方式组合多个GAI光栅以便构成将允许大的对象的DPC-CT和成像的大的FOV干涉测量系统的设备将是有利的。

发明内容

前述需要在很大程度上由本公开来满足，干涉仪还具有布置在衬底上的多个平铺的微周期性光栅。光栅包括沿着入射辐射的方向以掠射角倾斜的吸收条。吸收条与入射X射线平行地对准，其中光栅沿着光栅条方向具有固定周期。

根据本公开的实施例，干涉仪设备被配置成用于在大的FOVDPC成像系统中使用。衬底可以采取单一Si或C晶圆的形式。多个GAI光栅能够被‘平铺’在衬底上并且被旋转以遵循如图2中的X射线光束方向，以便实现大的水平FOV。而且，光栅能够被堆叠在垂直方向上以在水平和垂直方向两者上构成大的FOV，以用于DPC-CT或DPC射线照相。还沿着光束方向以大约10°至大约30°的角度使光栅的吸收条倾斜。

应当理解，前述一般描述及以下详细描述两者都仅仅是示例性和解释性的，并且不限制本公开，如要求保护的。

将在随后的描述中部分地阐述符合本公开的附加的特征、实施方式，和实施例，或者可以通过本公开的实施来学习。将借助于在所附权利要求中所特别指出的元素和组合来限定本公开的边界和范围。

附图说明

被并入本说明书中且构成本说明书的一部分的附图图示出本公开的实施例，并且与描述一起用来解释本公开的原理。在图中：

图1A图示出针对55keV平均能量所设计的并且具有100μm厚、50%占空比Au光栅（连续的灰线）的第一塔尔波特阶数（m=l）、5μm周期常规（垂直入射）干涉仪的计算对比度的图形视图。还示出对于非常厚的光栅（∞）的以及对于具有以10°角度倾斜的相同的光栅的GAI（600μm）的对比度。

图1B图示出GAI干涉仪的光栅条。

图2A图示出根据本公开的实施例的具有在单一衬底上与入射X射线平行地定向的多个光栅块的平铺的掠射角光栅干涉仪（GAI）。图2B示出以光栅图案仅仅被略微扰动这样的方式被接合在一起的子光栅的示例布置。

图3图示出用以‘平铺的’模式操作的GAI干涉仪所获得的莫尔条纹和高条纹对比度。

图4A-4C示出与本公开的实施例一致的用于大的四肢关节的临床扫描仪的示例设计，其中图4A示出使用三个平铺的晶圆的大的FOV分析器光栅，图4B示出扫描仪的侧视图，并且图4C示出扫描仪的顶视图。

图5图示出根据本公开的实施例的、使用其中条沿着光束方向以角度α～10-30°倾斜的光栅的掠射角Talbot-Lau干涉仪。

图6A和6B图示出根据本公开的实施例的、用掠射角干涉仪的处于高能量的对比度的大的增加。

图6C图示出根据本公开的实施例的、用在10°入射的10μm周期m=l干涉仪、用通过20cm的水的X射线在80kVp下所获得的莫尔条纹对比度。

图7图示出根据本公开的实施例的、发生在没有平铺的GAI干涉仪中的视场渐晕。

图8图示出根据本公开的实施例的、在高能量下用GAI所获得的水中的小关节模体（phantom）的图像。

图9A和9B图示出根据本公开的实施例的、用GAI设备在80kVp能量下获得的具有～120mm厚的肌肉的整体小牛腿中所嵌入的～40mm直径的小牛骨的衰减和DPC图像。

图10示出根据本公开的实施例的、用分别地在60和80kVp下操作的5.4μm和10μm掠射角干涉仪所获得的人手指关节的DPC-CT和衰减CT图像。

具体实施方式

现在将详细地参考本公开的示例性实施例，在附图中图示出其示例。无论哪里方便，将贯穿附图使用相同的参考数字来指代相同的或类似的部分。

尽管阐述本公开的宽泛范围的数值范围和参数是近似值，但尽可能精确地报告在特定示例中阐述的数值。然而，任何数值固有地包含必然地由在它们相应的测试测量中发现的标准偏差所引起的某些误差。此外，将本文公开的所有范围理解为包括在其中包含的任何和所有子范围。例如，“小于10”的范围可以包括最小值零和最大值10之间的任何和所有子范围（并且包括最小值零和最大值10），即，具有等于或大于零的最小值和等于或小于10的最大值的任何和所有子范围，例如，1至5。在某些情况中，对于参数所指定的数值能够采取负值。在这个情况中，指定为“小于10”的范围的示例值能够采取负值，例如-1、-2、-3、-10、-20、-30，等等。

本公开的设备和方法提供高达非常高X射线能量的大视场Talbot-Lau相衬CT系统。设备包括以掠入射倾斜的并且平铺在单一衬底上的微周期性光栅以提供相衬CT系统所需要的大视场。本公开是用于将多个GAI组合到较大FOV系统中的简单的、经济的，且准确的方法，其能够以高X射线能量在大的对象上执行相衬断层摄影（DPC-CT）。该设备和方法能够应用于医学X射线成像、工业非破坏性测试，和安全筛选。

用Talbot-Lau光栅干涉仪的基于X射线微分相衬（DPC）或折射的成像具有变成新的医学成像模式的潜能，与基于常规衰减的成像相比，其提供改善的软组织对比度和空间分辨率。特别地，最近的分析暗示DPCCT可以能够实现对软组织中的小病变的检测，用其它成像模式，这是不可能的。新的骨骼成像模式也可以是可能的。

本公开包括使用具有沿着入射辐射的方向以掠射角倾斜的并且还与入射X射线平行地对准的吸收条的多个‘平铺的’微周期性光栅，如图2A中所图示的。倾斜的光栅的平铺是相比于Talbot-Lau掠射角干涉仪（GAI）的改进，其将允许以简单且经济的方式构建用于利用高能量X射线的DPC-CT的大的FOV干涉测量系统。

本公开还包括使用单一衬底上的多个平铺的GAI光栅，也如图2中所示。单一衬底的使用强烈地简化干涉仪对准并且消除对许多昂贵的微定位平台的需要，这是因为通过平版印刷制造过程以数nm的精确度将‘子光栅’或光栅块预先对准。

图2A图示出根据本公开的实施例的、单一衬底上的多个平铺的掠射角有格栅的干涉仪（GAI）光栅。如图2A中所图示的，具有略微地旋转的线的多个‘子光栅’或光栅块位于单一衬底或晶圆上。所有子光栅具有相等的周期和宽度；宽度等于或小于它们的渐晕曲线的FWHM（例如，用于在10°角度的10μm周期光栅的大约10mm，并且具有2m长度）。旋转角遵循用于每个子光栅的中心射线方向。这样，入射X射线‘看见’以良好的近似值对准到射线方向的准直仪的阵列，因而使渐晕最小化。例如，6"Si晶圆将容纳12个10mm宽度和90mm高度的子光栅，以20°的掠射角、在120mm宽度和30mm高度的检测器处给出FOV。并排的几个此类晶圆将覆盖数十cm宽的连续的FOV，这对于大对象的完整锥形束CT是足够的。

此解决办法的优点是，通过平版印刷制造过程以纳米精确度将子光栅对准，因而避免对复杂的且昂贵的定位系统的需要。

通过在侧向上平移并且同时地旋转处于10μm周期中的光栅、2m长度的10°掠射角干涉仪来实验性地测试在本公开中的方法的运作。图3图示出在此装置（setup）中获得的莫尔条纹和它们的对比度，证实能够利用远离同轴位置定位的光栅来获得高干涉仪对比度。能够进一步在垂直方向上堆叠平铺的光栅以构成大的水平和垂直FOVPC-CT系统，如图4A-4C中所图示的。平铺的光栅掠射角干涉仪因而提供朝向高能量DPC-CT系统（诸如对于大的四肢关节或头的CT）的开发的路径。

图4A-4C示出了符合本公开的实施方式的能够被用于四肢关节的临床评估的锥形束GAI-CT扫描仪和成像器的示例视图，其中图4A示出使用三个平铺的晶圆的大的FOV分析器光栅并且图4B和4C分别地示出扫描仪的侧视图和顶视图。

与具有用于一般人类膝盖的55-65keV平均能量的透射光谱相对应地，系统能够在75-100kVp之间工作。此范围包括对于四肢的衰减CT为最优的范围（80-90kVp）。为了使角度灵敏度最大化，同时具有临床兼容系统长度，系统使用具有大约5μm的相等的周期、100μm厚度并且在～12°掠射角下以第三塔尔波特阶数（～1.5m长度）操作的光栅的对称GAI设计。计算已经示出第三阶数使角度灵敏度和对比度的乘积（并且因此DPC-CTSNR）最大化。在图1A中示出作为能量的函数的计算的条纹对比度（标记为600μm的曲线），指示～30%的高光谱平均对比度。

在图4A中示出大区域平铺光栅的设计。通过重叠三个6"晶圆（每个携带由以12°倾斜的、10mm宽度的10个子光栅组成的100x100mm平铺光栅阵列）来实现30cm宽乘20mm高的FOV。能够以光栅图案仅被略微扰动这样的方式将子光栅接合在一起，如图2B中所示。为了准确定位，晶圆能够被放置在具有通光孔径的精密加工的托盘上。光栅衬底之间的部分重叠仅仅导致光束衰减的小的增加。在一些实施方式中，平铺的光栅能够具有扇形几何结构，如图2A和4A中所示。在一些实施方式中，使用平铺的GAI光栅来在检测器处实现宽的（例如，30cm）FOV，而通过垂直地堆叠若干行的平铺的GAI来获得大的FOV高度。替换地，能够构建‘狭缝扫描’DPC-CT系统，其中利用单行的GAI光栅来螺旋地扫描对象（例如，膝盖）。

图4B和4C分别地示出扫描仪400的侧视图和顶视图。扫描仪400包括被布置为以无振动方式支持Talbot-Lau干涉仪的第一臂405。干涉仪包括源光栅G0410、相位光栅G1415和分析器光栅G2420。与第一臂405分离的第二臂425被布置为支持X射线管430和检测器435。第一臂405和/或第二臂425能够由轻的、刚性的且热稳定的蜂窝状碳制成，诸如在本领域中已知的空间光学仪器中使用的。扫描仪400能够被安装在将围绕样本435使其旋转的大孔分档器（stepper）平台（未详细地示出）上。

X射线管430能够是dc管而不是脉冲管以消除由于源光栅的脉冲X射线加热所引起的系统或背景相位变化。合适的管的示例是由Comet,Switzerland制造的MXR-160HP/11工业管，其在80kVp下在dc模式中递送高达～25mA，并且具有双光斑能力（IEC336标准中的160μm/400μm）。此X射线管提供非常适合于与灵敏的干涉仪一起扫描的紧凑的、轻的且无振动X射线源。还能够使用在本领域中已知的其它类似类型的X射线源。

检测器435能够是高效率、直接耦合的Csl/CCD，诸如由TeledyneDALSA公司为了全景成像所开发的ARGUS模型。此检测器具有与典型的CMOS平板相比的大约更高一个数量级的灵敏度，并且宽的形状因子非常适合于狭缝扫描临床系统。像素大小能够在27-160μm之间变化，并且采集时间是≥0.125s。还能够使用在本领域中已知的其它类似类型的检测器。

在没有任何进一步开发的情况下，能够将关于本公开所描述的平铺GAI光栅Talbot-Lau干涉仪直接应用于在高能量下的X射线相衬CT。然而，可以特别地关于子光栅尺寸和角度来进一步优化设计，以物理地展示此类系统，并且构建原型，以用于医学、安全和NDT应用。

进一步关于本公开，在图5中图示出使用其中条沿着光束方向以角度α～10-30°倾斜的光栅的掠射角Talbot-Lau干涉仪。使光栅倾斜的效果是将有效吸收体厚度从垂直入射值t增加至t/sin(α)。因为X射线吸收随着厚度指数地增加，所以这使得能够使用现有的～100μm厚的光栅在高能量下实现高对比度。假定以α～10°的角度使100μmAu光栅倾斜（600μm有效厚度），在具有对于以上干涉仪所计算的对比度的情况下，在图1A中图示出预期对比度改善。对比度在高能量下强烈地增加，导致光谱平均对比度中的大约五倍的改善。

现在转到图5，根据本公开的实施例示出了微分相衬X射线成像系统500的示例示意图示。微分相衬X射线成像系统500包括X射线照明系统502、布置在X射线照明系统502的光学路径506中的光束分离器104以及布置在光学路径510中的检测系统508以在通过光束分离器504之后检测X射线。检测系统108包括X射线检测部件512。光束分离器504包括被布置为拦截入射X射线光束并且提供X射线的干涉图案的分离器光栅。作为非限制性示例，光束分离器504能够是由Si或Ni制成的薄相位光栅。

检测系统508还包括分析器光栅514，其被布置为在到达X射线检测部件512之前拦截和阻止X射线的干涉图案的至少部分。分析器光栅514具有纵向尺寸、与纵向尺寸正交的侧向尺寸以及与纵向和侧向尺寸正交的横向尺寸。分析器光栅514具有光学密集区域的图案，每个具有沿着纵向尺寸的最长的尺寸并且在侧向尺寸上基本上彼此平行地隔开，使得在相邻的光学密集区域之间存在光学稀薄区域。

每个光学密集区域在横向尺寸上具有比在纵向尺寸上的长度更小的深度。以相对于入射X射线的浅角度α来使分析器光栅514布置有纵向尺寸，从而浅角度α小于30度。除了以浅角度α被倾斜之外，基本上沿着光学路径510（例如，其能够是光轴）来定向分析器光栅514的纵向尺寸。（这还将被称为掠射角。）。

在本公开的实施例中，每个光学密集区域在横向尺寸上具有是在纵向尺寸上的长度的至多二分之一的深度。在实施例中，每个光学密集区域在横向尺寸上具有是纵向尺寸上的长度的至多十分之一的深度。在另外的实施例中，每个光学密集区域在横向尺寸上具有是纵向尺寸上的长度的至多百分之一的深度。

在本公开的实施例中，浅角度α小于25度并且大于5度。在另一个实施例中，浅角度α小于15度并且大于3度。目前公开的实施例涉及医学应用。因为在超过～100μmAu吸收体厚度的情况下难以产生数微米周期的光栅，所以以5-25°范围中的角度使光栅倾斜有助于200-1000μm有效的Au厚度。如在图1A中示出的，此厚度能够在对于在身体深处的医学相衬成像所关注的～40keV-110keV能量范围内实现＞90%的X射线吸收（以及因此的高干涉仪对比度）。另一个实施例涉及工业或非破坏性测试（NDT）应用。使用处于3-15°范围中的掠射角，有效的Au厚度处于400-2000μm的范围中，这在对于工业NDT应用所关注的～100keV-250keV能量范围中有助于良好的X射线吸收和干涉仪对比度。

在本公开的实施例中，分离器光栅504是反射光栅（未示出）。在本发明的实施例中，分离器光栅504是透射光栅。根据其中分离器光栅504是透射光栅的本公开的实施例，类似于分析器光栅514，分析器光栅的此类实施例具有纵向尺寸、与纵向尺寸正交的侧向尺寸以及与纵向和侧向尺寸正交的横向尺寸。此实施例中的分离器光栅504具有光学密集区域的图案，每个沿着纵向尺寸具有最长的尺寸并且在侧向尺寸上基本上彼此平行地隔开，使得在相邻的光学密集区域之间存在光学稀薄区域。每个光学密集区域在横向尺寸上具有比在纵向尺寸上的长度更小的深度。以相对于入射X射线的浅角度α来用纵向尺寸布置分离器光栅504，从而该浅角度小于30度。在一些实施例中，分离器光栅504能够在结构上类似于分析器光栅514并且如上面关于分析器光栅514所述，以浅角度α被类似地布置，然而其沿着光轴被放置在不同的位置处。

如在本文使用的，术语“阻挡”X射线旨在表示相对于通过光栅的光学稀薄区域的X射线实现充分的衰减以准许用于特定应用的有用的对比度。本文并不意图要求绝对100%的衰减。

根据本公开的某些实施例，用根据Talbot-Lau条件所确定的分离来布置分离器光栅504和分析器光栅514。在一些实施例中，分离器光栅504和分析器光栅514具有根据Talbot-Lau条件所确定的光栅图案。

根据本公开的某些实施例的X射线照明系统502能够包括X射线源516，以及在X射线源516和光束分离器104之间的光学路径中布置的源光栅518。当X射线源516是X射线的空间延伸的源时，源光栅518提供多个基本上相干的X射线光束，如图5中所示意地图示出的。然而，本公开的宽泛概念不局限于图5中图示出的特定实施例。X射线照明系统502能够包括一个或多个光栅和反光镜的组合，包括透射和/或反射光栅两者。作为非限制性示例，源光栅518和分析器光栅514是由Au制成的吸收光栅。

掠射角设计的限制是使光栅倾斜也将垂直方向上的视场减小至sin（α）倍。因此，假定～70-80mm的典型光栅高度，对于处于10-30°范围中的角度，可实现的垂直视场是～12-40mm。另外，对所有光栅干涉仪共同的限制是通过窄的（数μm）但是深的（～100μm）光栅开孔来减小（渐晕）水平视场。在掠入射下，由于开孔的增加的有效深度，这个效应更加显著。

在示例性实验中，使用‘对称’干涉仪设置，其中所有光栅周期是相等的并且在源和分析器之间的中间距离放置光束分离器；这个几何结构提供用于给定干涉仪长度的最大的角分辨率。使用两个干涉仪：（i）在具有处于40-45keV范围中的平均能量的光谱的情况下，具有100μm厚的Au光栅、1.6m总长度，并且在18-30°掠射角下操作的5.4μm周期m=3干涉仪；和（ii）在具有处于55-58keV范围中的平均能量的光谱的情况下，具有120μm厚的Au光栅、具有2m总长度，并且在10-18°掠射角下操作的10μm周期m=l干涉仪。由德国的MicroWorks公司在0.2-0.5mm厚的Si晶圆中制作光栅，并且光栅具有70mm的直径。为了在40和58keV之间的平均能量的情况下获得X射线光谱，在60-80kVp下使用W阳极管（1mA/50μm光斑）并且浸入样本以使其在具有70和200mm之间的厚度的水浴中被成像。这些条件意味着模拟诸如膝盖的大关节的成像，同时使用相对小的测试样本（通过检测器大小和1.7对象放大使在样本处的干涉仪的视场局限于25mm）。样本位于相位光栅后～150mm。

通过f/l中继透镜系统、由36x36mm、64位冷却CCD观看，检测器是150μm厚、42x42mmCsI:Tl闪烁器。在样本处的X射线成像系统的空间分辨率是～75μm。透镜耦合检测器的低效率和X射线管的低电流要求使用长曝光（30-40s）以获取足够的光子统计。在图6A和6B中图示出利用掠射角干涉仪的在高能量下的对比度的大的增加。图6A和6B图示出利用在垂直入射和在18°入射下的5.4μm干涉仪和43keV平均能量光谱所获得的莫尔条纹对比度。在垂直入射下，光束分离器是8.5μm厚的Au光栅，并且在掠入射下，是7μm厚的Ni光栅。如看到的，掠射角干涉仪具有垂直入射干涉仪的对比度的若干倍。对于高能量DPC成像而言甚至更鼓舞人心的是图6C中的结果，其图示出在10°入射下用10μm周期m=l干涉仪在80kVp下所获得的莫尔对比度。用2mmAl、0.65μmCu，和200mm水过滤了光谱以获得～58keV的平均能量。40-60keV的平均能量范围对于Talbot-Lau干涉测量尤其困难，因为AuX射线吸收在80keV之下为低。尽管如此，甚至在此困难的区域中，被启用的掠射角设置实现超过30%的对比度。

与对比度增加一起，在图6A、6B，和6C中，在掠入射下的垂直场减小也是明显的。更进一步，在图7中图示出在掠入射下的视场渐晕，其绘制了在80kVp/55keV下和在10°掠射角下利用10μm干涉仪所获得的水平强度轮廓（profile）。轮廓的FWHM仅仅是～18mm。对于较小的周期/较高m干涉仪，FWHM进一步减小，如通过水平强度轮廓所图示的，其针对具有4.8μm周期、在10°角下的100μm厚的Au光栅的m=3、2m长的干涉仪。对于具有55keV平均能量的光谱，掠入射干涉仪的X射线透射处于20%范围中，例如在18°下利用5.4μm干涉仪的～21%峰值透射。使用与实验中相比更薄的光栅衬底能够将透射增加若干个百分比。

为了评估根据本公开的干涉仪的能力以辨别类似关节软组织的材料，分别地使用模拟关节液、软骨、皮层，和脊柱骨的由水、PMMA、Al和尼龙的同心圆柱层组成的模体，如图8中所图示出的。如所提到的，为了模拟当对大关节成像时将获得的X射线光谱，模体被浸入在厚的水浴中，其中水充填层之间的空隙。

在30°利用5.4μm周期干涉仪在60kVp/43keV平均能量下获得模体的锥形束CT图像，并且将其在图8中图示出。在每角度的1°阶跃、8相位阶跃和每阶跃的30s曝光的情况下，使用200CT角度来获得数据。结果示出，DPC-CT在高能量下对于比如软组织的材料具有优越的辨别能力。例如，DPC-CT从水中辨别PMMA（软骨），而衰减CT不会。尼龙/水，并且尤其是尼龙/PMMA对比度也在DPC-CT方面优越。此外，诸如层之间的薄界面之类的精美细节在DPC-CT中具有更好的对比度。浸入200mm水中的模体的80kVpDPC射线照相还示出与衰减的射线照相相比的优越的对比度：在DPC图像中而不是在衰减图像中辨别PMMA层，并且尼龙/水对比度也强烈地增加。

骨骼对医学DPC-CT造成重大挑战，因为骨骼中的强烈的小角度散射（USAXS）能够导致干涉仪对比度的大量损失，到了在常规干涉仪的情况下在有骨骼的情况下DPC-CT不再是可能的程度。尽管如此，在高能量下的掠射角干涉仪的高对比度使得在有骨骼的情况下相衬成像也是可能的。理由是两方面的。第一，在足够高的能量下，骨骼散射减小。第二，掠射角干涉仪的初始对比度足够高，从而甚至在穿过厚的骨骼层之后，X射线也保持足够相干以允许相衬成像。在图9A和9B中用在具有～120mm厚的肌肉的整个小牛腿中嵌入的～40mm直径的小牛骨的衰减和DPC图像来图示出这点。DPC图像示出精细骨单位结构以及可能的皮层骨的骨膜层，这在衰减图像中是不可区分的。

掠射角干涉仪还能够实现用高能的X射线光谱获得人类关节的第一DPC-CT图像。由于视场限制，使用～23mm直径人手指PIP关节，其被浸入25mm塑料小瓶中。该小瓶被充填60%-40%水乙醇混合物以保存该组织并且被进一步浸入厚水浴中以产生高能的透射光谱。CT参数与用于关节模体实验的相同。

图10示出在60和80kVp下用5.4μm和10μm掠射角干涉仪所获得的关节的DPC-CT和衰减CT图像。尽管有噪声，DPC-CT图像也在60kVp和80kVp两者下示出软组织对比度，而衰减CT图像在任一能量都不会。DPC-CT中的软组织对比度和高空间分辨率的组合能够实现将诸如屈肌腱（FT）、掌板（FP），或指总伸肌（EDC）之类的解剖细节可视化。

80kVpDPC图像具有与60kVpDPC图像相比的稍微更少的软组织对比度，如根据具有能量的折射角的减小以及根据与5.4μm干涉仪相比的10μm干涉仪的较低角度灵敏度所预期的。尽管如此，鼓舞人心的是，利用处于第一塔尔波特阶数中的较大周期干涉仪以高能量对软组织进行成像也是可能的。这是因为能够使得较大的周期光栅更厚，并且这是因为对于诸如由高kVpW管产生的广谱，在第一阶数中获得最大干涉仪对比度。

DPC-CT图像中的高频噪声主要地由于光束分离器光栅中的缺陷而出现，而低频噪声由于慢的系统相位改变而出现。由长曝光使这些效应恶化，这使得不准确的减去在CT扫描的开始或结束所测量的相位背景。

以上结果示出掠射角光栅干涉仪在40-60keV平均能量的困难区域中提供用于DPC成像的好的解决方案。该计算进一步指示，由于Au吸收的增加超过80keV，此设计提供高达～150kVp的高干涉仪对比度。此外，对于医学应用而言，鼓舞人心的是，甚至在高能量下，软组织DPC对比度也优于衰减对比度，而且掠射角干涉仪甚至在骨骼面前也能够实现DPC成像。

软组织对比度和高空间分辨率的组合针于厚身体部位的临床DPC成像构成了所关注的掠射角干涉仪。膝关节将要成为启动研究临床DPC成像的好位置，因为能够将膝盖保持固定达相对长的时间段，并且因为生理运动不是什么问题。在与常规CT中的光谱和病人暴露类似的光谱和病人暴露的情况下（分别地是每扫描80-90kVp和＜数百mA·s），用于膝盖的DPC-CT系统原则上应当奏效。

掠射角干涉仪解决高能量对比度的问题。更进一步，对于膝盖CT，此仪器的垂直视场限制可能更不是约束的，因为对以关节间隙为中心的20-25mm垂直感兴趣区域进行成像对于大多数诊断目的可以是足够的。然而，水平FOV必须大得多。假定～150mm的典型膝盖直径以及大约1.5的对象放大，为了完整的锥形束CT在检测器处将需要FOV≥220mm。然而，在单一光栅的情况下，掠射角干涉仪的强烈侧向渐晕防止覆盖超过10-20mm，如图7中所图示的。

因此，掠射角DPC-CT系统的设计中的主要问题是如何叠加或‘平铺’光栅，以便在水平方向上覆盖大的FOV。在条垂直于CT轴的情况下平铺光栅是相对容易的。然而，用于DPC-CT的更可取的配置是使光栅条与CT轴平行，如图5中所图示的。

图4示出在单一衬底或晶圆上制造的、包括使用具有略微地旋转的线的多个‘子光栅’的平铺光栅GAI干涉仪的示例实施方式。所有子光栅具有相等的周期和宽度；宽度等于或小于它们的渐晕曲线的FWHM（例如，用于在10°角度下的10μm周期光栅的10mm）。旋转角遵循用于每个子光栅的中心射线方向。这样，入射X射线‘看见’以良好的近似值对准到射线方向的准直仪阵列，从而使渐晕最小化。例如，6"Si晶圆将容纳12个10mm宽度和90mm高度的子光栅，在20°的掠射角处、在120mm宽度和30mm高度的检测器处给出FOV。并排的两个此类晶圆将覆盖连续的FOV240mm宽，这对于完整的锥形束CT是足够的。

以上示例实施方式的优点是，通过平版印刷制造过程以纳米精确度将子光栅对准，因而避免对复杂的且昂贵的定位系统的需要。

通过在侧向上平移并且同时地旋转处于10μm周期中的光栅、10°掠射角干涉仪来测试以上示例实施方式。图3示出在此设置中获得的莫尔条纹，从而证实也利用远离同轴位置定位的光栅来获得高干涉仪对比度。

总之，平铺的光栅掠射角干涉仪提供朝向高能量DPC系统（诸如对于膝盖CT）的开发的路径。然而，此类系统可能与常规CT系统相当大地不同。例如，为了在对于Talbot-Lau干涉测量为典型的1.5-1.7的对象放大下实现高空间分辨率，X射线源可以具有100μm范围中的光斑大小。同时，其可以提供足够的强度以补偿干涉仪衰减，并且其可以操作达延长时段，因为DPC-CT扫描时间将可能比在常规CT中更长。尽管如此，此类管存在并且能够适于临床DPC-CT。例如，已经对于蛋白质结晶学开发了显微测焦旋转阳极管，其具有70μm光斑大小并且能够在若干kW功率下连续地操作。

还将需要同时地具有低噪声、高效率和灵敏度，以及一维中的大FOV的检测器。此类检测器的示例是由DALSA为全景牙齿成像所开发的ARGUSX射线CCD，其具有直接地耦合到210mm宽的CCD的高分辨率闪烁器。直接耦合的且冷却的CCD的高灵敏度和低噪声还将帮助在可接受的病人剂量下实现高空间分辨率。光子计数检测器可以是另一个选项。

估计指示，与本领域中已知的诸如‘隔行扫描’之类的单暴露相位复原方法或莫尔干涉测量相结合地使用此类灵敏的检测器，以与常规CT可比较的剂量执行高分辨率DPC-CT可以是可能的。最近分析还暗示，与常规CT相比，DPC-CT不应当要求更高的X射线通量。然而，由于光栅中的若干褶皱强度减小，扫描时间将固有地更长。为了使剂量和扫描时间最小化，因而将重要的是，尝试并且向DPC-CT应用针对常规CT所开发的新颖的图像重建方法（诸如本领域中已知的基于模型的统计重建、稀疏采样，或压缩感测）。

尽管已经参考其示例性实施例描述了该教导，但在不脱离真实精神和范围的情况下，本领域技术人员将能够对所描述的实施例进行各种修改。本文使用的术语和描述仅仅作为说明被阐述并且不意味着作为限制。特别地，尽管已经通过示例描述了方法，但可以以与图示出的相比不同的顺序或者同时地执行方法的步骤。此外，就在具体实施方式和权利要求任一中使用的术语“包括”、“包含”、“具有”、“带有”、“有”或其变体来说，此类术语旨在以与术语“包括”类似的方式是包括性的。如本文中使用的，诸如例如A和B的关于项目的列表的术语“……中的一个或多个”意指只有A、只有B，或者A和B。本领域技术人员将认识到，在如下面权利要求和它们的等同物中所限定的精神和范围内，这些和其它变化是可能的。

根据对说明书的考虑以及对在本文公开的公开的实施，对于本领域技术人员来说，本公开的其它实施例将是明显的。在由以下权利要求来指示本公开的真正范围和精神的情况下，本文意图在于说明书和示例仅仅被视为是示例性的。

Claims (5)

1.一种可操作为调节高能量X射线系统中的入射X射线的干涉仪设备，其包括：

衬底；

以扇状布置在衬底上的多个平铺的微周期性光栅，其中，光栅包括吸收条并且吸收条沿着入射X射线的方向以掠射角被倾斜，并且其中，吸收条在等于或小于它们的光束准直或渐晕宽度的宽度上与入射X射线平行地对准。

2.权利要求1所述的干涉仪设备，其中，该设备被配置成供大视场（FOV）干涉测量系统使用。

3.权利要求1所述的干涉仪设备，其中，衬底包括单一衬底。

4.权利要求1所述的干涉仪，其中，光栅以扇状被平铺在水平方向上并且被堆叠在垂直方向上以构成大的水平和垂直视场（FOV）微分相衬断层摄影（DPC-CT）系统。

5.权利要求1所述的干涉仪，其中，光栅的吸收条沿着入射X射线的传播方向以大约5°至大约30°的角度倾斜，并且在大约5°和15°之间的角度上在它们的衬底上成扇形展开，以构成用于50-150kVp能量的大的FOVX射线干涉仪。