RU2598310C2 - Формирование дифференциальных фазовых контрастных изображений с помощью чувствительного к энергии обнаружения - Google Patents
Формирование дифференциальных фазовых контрастных изображений с помощью чувствительного к энергии обнаружения Download PDFInfo
- Publication number
- RU2598310C2 RU2598310C2 RU2014111826/08A RU2014111826A RU2598310C2 RU 2598310 C2 RU2598310 C2 RU 2598310C2 RU 2014111826/08 A RU2014111826/08 A RU 2014111826/08A RU 2014111826 A RU2014111826 A RU 2014111826A RU 2598310 C2 RU2598310 C2 RU 2598310C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- phase
- pixel
- coagulation
- values
- gradient
- Prior art date
Links
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 title claims abstract description 6
- 238000001514 detection method Methods 0.000 title description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 58
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 56
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 claims description 50
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 claims description 50
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 13
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims description 8
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 claims description 6
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 claims description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000006399 behavior Effects 0.000 description 10
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 8
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 7
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 5
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 4
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 3
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 2
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 2
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 206010053567 Coagulopathies Diseases 0.000 description 1
- 238000002583 angiography Methods 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000035602 clotting Effects 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 238000009548 contrast radiography Methods 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000004927 fusion Effects 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 238000003908 quality control method Methods 0.000 description 1
- 238000011896 sensitive detection Methods 0.000 description 1
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T7/00—Image analysis
- G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
- G06T7/0012—Biomedical image inspection
- G06T7/0014—Biomedical image inspection using an image reference approach
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/50—Image enhancement or restoration using two or more images, e.g. averaging or subtraction
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
- G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
- G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
- G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/408—Dual energy
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Quality & Reliability (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к способам и устройствам для формирования дифференциальных фазовых контрастных изображений. Техническим результатом является обеспечение возможности корректировки количества артефактов в данных изображения. Для корректировки данных 52 дифференциального фазового изображения принимают данные 52 дифференциального фазового изображения, полученные с помощью излучения на разных энергетических уровнях, причем данные 52 дифференциального фазового изображения содержат пиксели 60, каждый пиксель 60 имеет значения 62a, 62b, 62c градиента фазы для каждого энергетического уровня. После этого определяют зависящее от энергии поведение значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 и определяют скорректированное значение 68 градиента фазы для пикселя 60 на основании значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 и модели для зависимости от энергии значений 62a, 62b, 62c градиента фазы. 5 н. и 10 з.п. ф-лы, 5 ил.
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Изобретение имеет отношение к формированию дифференциальных фазовых контрастных изображений. В частности, изобретение имеет отношение к способу корректировки данных дифференциального фазового изображения, способу формирования скорректированных данных дифференциального фазового изображения, компьютерной программе, машиночитаемому носителю и системе формирования дифференциальных фазовых изображений.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Рентгеновская радиография и томография являются важными способами для множества применений, например для неразрушающего исследования объемных образцов, контроля качества промышленных изделий и неразрушающего исследования анатомических структур и представляющих интерес областей тканей внутри тела пациента.
Рентгеновское формирование изображений, основанное на затухании рентгеновского излучения, может дать превосходные результаты, когда анатомические структуры с сильными поглощающими свойствами, такие как кости, включены в ткань, имеющую относительно слабые поглощающие свойства. Это происходит вследствие того, что глубина проникновения пучков жесткого рентгеновского излучения может быть довольно большой, что дает возможность регистрации резких проекций коэффициента затухания.
Когда объектом исследования являются различные виды ткани с поперечными сечениями со сходными поглощающими свойствами (например, в маммографии или ангиографии), контраст рентгеновского поглощения может быть относительно плохим. В этом случае может использоваться фазовая контрастная рентгеновская радиография и томография, в которых исследуется изменение фазы рентгеновского излучения, проникающего через интересующий объект. Одним способом для получения фазовой контрастной информации является так называемое формирование дифференциальных фазовых контрастных изображений, как описано далее.
В дифференциальной фазовой контрастной рентгеновской радиографии и томографии может возникнуть свертывание фазы. Если градиент фазового фронта находится вне диапазона [-π; π] на каждый период решетки, градиент свертывается в этот интервал. Эта ситуация может возникнуть, в частности, на краю объекта, например, вследствие большого перехода показателя преломления между воздухом и тканью. Свертывание фазы может возникнуть для умеренных шагов решетки, составляющих 2 мкм для фазовой решетки, уже для объектов с размером меньше 1 мм. В частности, в дифференциальной фазовой контрастной рентгеновской томографии это может привести к сильным артефактам перекрытия в воссозданном изображении.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Цель изобретения состоит в том, чтобы обеспечить изображения, зарегистрированные с помощью формирования дифференциальных фазовых контрастных рентгеновских изображений, в частности томографии, которые ясно и точно иллюстрируют и представляют отображенный интересующий объект.
Эта цель достигается посредством предмета независимых пунктов формулы изобретения. Дополнительные иллюстративные варианты осуществления наглядно представлены в зависимых пунктах формулы изобретения и последующем описании.
Первый аспект изобретения имеет отношение к способу корректировки данных дифференциального фазового изображения. Например, способ может быть применен при рентгеновском формировании фазовых контрастных изображений, в частности, в маммографии.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этапы, на которых: принимают данные дифференциального фазового изображения, полученные с помощью излучения на разных энергетических уровнях, причем данные дифференциального фазового изображения содержат пиксели, каждый пиксель имеет значение градиента фазы для каждого энергетического уровня; определяют зависящее от энергии поведение значений градиента фазы пикселя; определяют скорректированный градиент фазы для пикселя на основании значений градиента фазы пикселя и модели для зависимости значений градиента фазы от энергии. С помощью способа возможно удаление свертывания фазы в дифференциальном фазовом контрастном компьютерном томографическом (CT) изображении посредством использования чувствительного к энергии обнаружения. Способ может выполняться для каждого пикселя, то есть локально.
Например, с помощью модели для зависимости значения градиента фазы от энергии может быть определено число свертывания в пикселе на основании зависящего от энергии поведения. Число свертывания, то есть количество полных смещений на 2π фазы излучения в позиции пикселя, может быть определено посредством использовании данных дифференциального фазового изображения, полученных на разных энергетических уровнях, то есть на разных длинах волны излучения. Каждый пиксель данных дифференциального фазового изображения соответствует значениям градиента фазы, например, по меньшей мере трем значениям, на основании которых может быть определено зависящее от энергии поведение градиента фазы в пикселе. Поскольку зависящее от энергии поведение представляет собой характеристику для числа свертывания, число свертывания в пикселе может быть определено. С помощью числа свертываний может быть определено скорректированное значение градиента фазы при выбранной опорной энергии, и на основании скорректированных пикселей могут быть сформированы скорректированные данные дифференциального фазового изображения.
Таким образом, артефакты в данных изображения, которые основаны на свертывании фазы во время процесса обнаружения, могут быть уменьшены или устранены из данных изображения.
Дополнительным аспектом изобретения является способ формирования скорректированных данных дифференциального фазового изображения.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этапы, на которых интегрируют дифференциальные данные для получения либо отчетливого фазового контрастного изображение (рентгенограммы) объекта, либо облегченного слияния изображения с контрастным изображением затухания.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этапы, на которых: формируют излучение на разных энергетических уровнях; обнаруживают сформированное излучение, проникающее через интересующий объект; получают или регистрируют данные дифференциального фазового изображения на основании обнаруженного излучения; и исполняют этапы способа корректировки данных дифференциального фазового изображения, описанного выше и далее.
Дополнительный аспект изобретения имеет отношение к системе формирования дифференциальных фазовых изображений, например к системе компьютерной томографии (CT).
В соответствии с вариантом осуществления изобретения система содержит источник излучения, детектор и контроллер, причем источник излучения выполнен с возможностью формировать излучение разных энергетических уровней, причем детектор выполнен с возможностью обнаруживать данные дифференциального фазового изображения интересующего объекта, через который проникает излучение, причем контроллер выполнен с возможностью выполнять способ, описанный выше и далее.
Дополнительными аспектами изобретения являются компьютерная программа для корректировки данных дифференциального фазового изображения или для формирования скорректированных данных дифференциального фазового изображения и машиночитаемый носитель, на котором сохранена такая компьютерная программа.
Следует понимать, что признаки способа, описанного выше и далее, могут представлять собой признаки системы, компьютерной программы и машиночитаемого носителя, как описано выше и далее.
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны и разобраны со ссылкой на описанные далее варианты осуществления.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Ниже более подробно описаны варианты осуществления настоящего изобретения со ссылкой на приложенные чертежи.
Фиг. 1 схематически показывает систему формирования дифференциальных фазовых изображений в соответствии с вариантом осуществления изобретения.
Фиг. 2 показывает схему с абсолютными значениями градиента фазы в соответствии с вариантом осуществления изобретения.
Фиг. 3 показывает схему со свернутыми значениями градиента фазы в соответствии с вариантом осуществления изобретения.
Фиг. 4 схематично показывает данные изображения в соответствии с вариантом осуществления изобретения.
Фиг. 5 показывает блок-схему последовательности операций для способа формирования и корректирования данных дифференциального фазового изображения в соответствии с вариантом осуществления изобретения.
В основном на фигурах идентичным частям даны одинаковые обозначения.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Фиг. 1 схематично показывает систему 10 формирования дифференциальных фазовых изображений с источником 10 излучения, детектором 12 и контроллером 14.
Источник 10 излучения может содержать некогерентный источник 16 рентгеновского излучения, например рентгеновскую трубку 18, и решетку 20 источника для достижения пространственной когерентности пучка. Источник 10 излучения может быть выполнен с возможностью формировать пространственный когерентный пучок излучения.
Детектор 12 может содержать фазовую решетку 22, абсорбционную решетку 24 и элемент 26 детектора рентгеновского излучения, выполненный с возможностью обнаруживать данные изображения на основании рентгеновского излучения, излученного от источника излучения через интересующий объект 28.
Решетка 20 источника, фазовая решетка 22 и абсорбционная решетка 24 имеют множество равноотстоящих поглощающих рентгеновское излучение (решетка источника и абсорбционная решетка) или смещающих фазу (фазовая решетка) полос, которые простираются параллельно в направлении, перпендикулярном по отношению к оптической оси системы 10 формирования изображений.
Фазовая решетка 22 служит в качестве сдвигающего фазу разделителя пучка, который преобразовывает изменение фазового фронта пучка рентгеновского излучения в модуляцию интенсивности, то есть интерференционную картину с характерным масштабом длин в половину шага фазовой решетки 22 в местоположении абсорбционной решетки 24. Абсорбционная решетка 24 формирует муаровую интерференционную картину на сновании рентгеновского излучения, выходящего из фазовой решетки 22. Муаровая интерференционная картина на элементе 26 детектора содержит информацию о фазовом сдвиге отклоненного и смещенного по фазе рентгеновского излучения после прохождения и объекта 28 и фазовой решетки 22.
Контроллер 16 содержит процессор 30 для регистрации или сбора данных изображения от элемента 26 датчика и для управления мотором 32 для перемещения абсорбционной решетки 24 в направлении, ортогональном по отношению к протяженности полос решеток 22, 24. Вследствие перемещения абсорбционной решетки 26 разные на элементе 26 датчика формируются муаровые рисунки. Эти разные муаровые картины могут быть зарегистрированы процессором 30 и преобразованы в данные дифференциального фазового изображения, которые могут быть сохранены в памяти 34 контроллера 14.
Контроллер 16 и, в частности, процессор 30 могут быть дополнительно выполнены с возможностью управлять некогерентным источником 16 рентгеновского излучения таким образом, что формируются разные энергетические уровни рентгеновского излучения. Например, напряжение рентгеновской трубки 16 может быть скорректировано таким образом, что формируются разные энергетические уровни рентгеновского излучения.
В итоге система 10 формирования дифференциальных фазовых изображений может содержать источник 12 излучения, детектор 14 и контроллер 16. Источник 10 излучения может быть выполнен с возможностью формировать излучение разных энергетических уровней, детектор 14 может быть выполнен с возможностью обнаруживать данные об интересующем предмете 28, полученные посредством проникающего излучения. Данные могут быть преобразованы в данные дифференциального фазового изображения контроллером 16.
Кроме того, система 10 формирования дифференциальных фазовых изображений выполнена с возможностью собирать данные изображения на разных энергетических уровнях рентгеновского излучения. Другими словами, сбор данных изображения может быть чувствительным к энергии.
С одной стороны, это может быть достигнуто посредством управления источником 12 излучения для формирования рентгеновского излучения на разных энергетических уровнях в разные моменты времени, например, изменяя напряжение трубки с помощью контроллера 16, и с помощью детектора, который чувствителен ко всем сформированным энергетическим уровням. В этом случае для формирования данных изображения могут быть сделаны несколько измерений (в разные моменты времени) с разными настройками для напряжения трубки и/или фильтрации пучка.
С другой стороны, чувствительный к энергии сбор данных может быть достигнут с помощью источника 12 излучения, который одновременно формирует разные энергетические уровни излучения, и детектора 14, который выполнен с возможностью дифференциации между разными энергетическими уровнями, например, спектроскопического детектора.
Может быть возможно, что система 10 представляет собой рентгеновскую систему 10 дифференциальной фазовой контрастной радиографии и/или рентгеновскую систему 10 дифференциальной фазой контрастной томографии. В последнем случае система 10 может вычислять сечения или трехмерные представления объекта 18 на основании данных изображения, которые были собраны от различных направлений, посредством перемещения устройства 12 источника излучения, детектора 14 и объекта 28 друг относительно друга.
Сформированные радиографические или томографические изображения могут быть отображены на дисплее 36 системы 10.
Вследствие пространственного изменения показателя преломления δ(x, y, z) объекта 28 два разных пучка рентгеновских лучей, проходящих через объект 28, могут подвергнуться разным фазовым изменениям, которые могут быть обнаружены с помощью детектора 12, и данные дифференциального фазового изображения могут быть вычислены на основании обнаруженных необработанных данных с помощью процессора 30 и сохранены в памяти 34.
Однако с помощью детектора 14 и последующего процесса преобразования необработанных данных не может быть однозначно определен градиент фазы. Другими словами, когда истинный градиент фазы находится вне интервала [-π; π], определенный градиент фазы свертывается в этот интервал, то есть может быть определен только истинный градиент фазы по модулю 2π.
Неоднозначность определенного градиента фазы может быть разрешена при помощи чувствительного к энергии сбора данных в комбинации со спектральной моделью процесса измерения, который будет объяснен далее.
Зависимость действительной части показателя преломления δ может быть описана с использованием потенциального закона
Поскольку фаза волнового фронта φ пучка излучения вдоль направления z составляет приблизительно
абсолютный градиент фазы g волнового фронта имеет следующую зависимость от энергии, то есть длины волны
Это может быть рассмотрено как модель энергетического поведения градиента фазы.
Фиг. 2 показывает схему с истинными значениями градиента фазы для разных энергий и показывает зависимость градиента фазы от энергии. Ось X схемы изображает энергию в кэВ, ось Y - абсолютный градиент фазы в рад. Фиг. 2 иллюстрирует зависимость градиента фазы для разных значений. Проиллюстрированы пять кривых 40a, 40b, 40c, 40d и 40d, которые выбраны таким образом, что градиента g(E0) при расчетной энергии E0=20 кэВ составляет
g(E0)=(1+nπ)/(шаг фазовой решетки 22)
где n=0, 2, 4, 6, 8. Кривая 40a относится к n=0, кривая 40b к n=2 и так далее. Вследствие выбора приведенной выше формулы для кривых 40a, 40b, 40c, 40d, 40e значения градиента фазы оценивает g(E0) при E0=20 кэВ отличаются на 2π.
Однако обнаруженные (измеренные) и определенные данные дифференциального фазового изображения содержат не абсолютные (истинные) значения градиента фазы, а значения, которые свернуты в интервал [-π; π].
Это изображено на Фиг. 3, которая показывает схему со свернутыми значениями градиента фазы. Ось X схемы изображает энергию в кэВ, ось Y - свернутый градиент фазы в рад. Свернутые значения градиента фазы, относящиеся к одному и тому же значению для n, соединены линиями с целью иллюстрации.
На Фиг. 3 истинные градиенты фазы 40a, 40b, 40c, 40d, 40e, показанные на Фиг. 2, свернуты в интервал [-π; π] на каждый период решетки в относительные градиенты фазы 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g. Кривые 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g относятся к числам n=0, 2, 4, 6, 8, 10, 12, соответственно.
На схеме точки данных или кривая 44a имеют отношение к случаю, когда свертывание не произошло. Кривая 44a показывает ожидаемое соотношение E0/E вокруг градиента фазы 1 рад на период решетки. Точки данных или кривая 44b имеют отношение к истинному градиенту фазы (1+2π) на период решетки при 20 кэВ, которые свернуты в 1 рад на период решетки. Поскольку разность градиента фазы между 20 кэВ и, например, 22 кэВ основана на истинном градиенте, свернутый градиент фазы изменяется более быстро с энергией, что делает возможным удаление свертывания.
Поскольку градиенты фазы g(E0) были выбраны таким образом, что они отличаются на 2π, свертывание приводит к тому, что при E0 все отображенные (то есть, измеренные) градиенты 42 фазы являются одинаковыми. Даже при том, что кривые 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g свертывания (которые представляют измеренные значения) испытывают свертывание фазы также и при других энергиях для n>0, ясно видно, что разные числа n свертывания дают в результате сильно отличающиеся распределения свернутых градиентов 46 фазы в пределах показанного диапазона энергий.
В частности, все кривые 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g имеют разные свернутые градиенты 46 фазы на разных энергетических уровнях (например, 16 кэВ, 18 кэВ, 22 кэВ, 24 кэВ) для нескольких кривых градиента 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g, которые отображены на одно и то же значение 42 при расчетной или опорной энергии (например, 20 кэВ).
Даже трех точек данных 42, 46 (и, таким образом, трех измерений на трех разных энергетических уровнях) может быть достаточно, чтобы различить все случаи (то есть кривые 44a, 44b, 44c, 44d, 44e, 44f, 44g), показанные на Фиг. 3, например точки данных энергетических уровней E-1, E0 и E1, соответствующие 18, 20 и 22 кэВ.
Фиг. 4 схематично показывает данные 50 изображения, которые могут быть приняты, обработаны и сохранены в памяти 34 контроллера 16 и, в частности, посредством 30.
Данные 50 изображения могут содержать данные 52 дифференциального фазового изображения, содержащие данные 54a, 54b, 54c дифференциального фазового изображения, собранные на разных энергетических уровнях E-1, E0 и E1 соответственно, и/или могут содержать данные 50 изображения затухания.
Данные 50 изображения составлены из пикселей 60, и каждый пиксель может иметь значение 62a, 62b, 62c градиента фазы для каждого энергетического уровня E-1, E0 и E1 и/или значение 64 затухания.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения пиксель 60 имеет значения 62a, 62b, 62c градиента фазы, соответствующие по меньшей мере трем энергетическим уровням E-1, E0 и E1.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения пиксель 60 имеет значение 64 затухания.
Данные 50 изображения могут содержать скорректированные данные 66 дифференциального фазового изображения, которые могут быть сформированы на основании данных 52, 58 изображения посредством способа, описанного выше и далее. В частности, каждый пиксель 60 может содержать скорректированное значение 68 градиента фазы, которое может быть определено на основании значений 62a, 62b, 62c, 64 посредством способа.
Следует отметить, что данные 50 изображения не обязательно должны представлять двухмерные изображения. Могут быть возможны другие представления, например линейные данные. Другими словами, элемент 26 датчика может представлять собой двухмерный детектором или линейный детектор.
Фиг. 5 показывает блок-схему последовательности операций для способа формирования и корректировки данных 52 дифференциального фазового изображения.
На этапе S10 источником 12 излучения управляет контроллер 16 для формирования излучения на первом энергетическом уровне E-1, например рентгеновского излучения с энергией 18 кэВ. Излучение проникает через объект 28 и падает на детектор 26.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения излучение представляет собой электромагнитное излучение, например рентгеновское излучение.
На этапе S12 контроллер 16 управляет детектором 14 и, в частности, решеткой 24, в результате чего элементом 26 детектора обнаруживаются разные муаровые интерференционные картины.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором обнаруживают сформированное излучение, проникающее через интересующий 28 объект.
На этапе S14 муаровые интерференционные картины преобразовываются в данные 52a дифференциального фазового изображения и данные 58 изображения затухания процессором 30. Эти данные 52a, 58 изображения могут быть сохранены в памяти 34.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором получают данные 52 дифференциального фазового изображения из обнаруженного излучения.
Этапы S10-S14 повторяются для каждого дополнительного энергетического уровня E0, E1. Данные 58 изображения затухания могут быть получены только для одного энергетического уровня, например для основного энергетического уровня E0.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором формируют излучение на разных энергетических уровнях E-1, E0, E1.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения энергетические уровни E-1, E0 и E1 излучения содержат опорный энергетический уровень E0 и два соседних энергетических уровня E-1, E1, отличающиеся приблизительно на 8-12%, например, на 10% от опорного энергетического уровня E0, например уровни составляют 18, 20 и 22 кэВ.
Может быть возможно, что излучение на одном энергетическом уровне формируется в разные моменты времени и излучение обнаруживается в эти разные моменты времени, как объяснено выше. Однако также может быть возможно, что излучение с разными энергетическими уровнями формируется и обнаруживается одновременно, например, с помощью мультихромного источника 12 излучения и спектроскопического детектора 14.
На этапе S16 данные 50 изображения принимаются процессором 30 из памяти 34 (например, на основе пикселей).
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором принимают данные 52 дифференциального фазового изображения, полученные на основании излучения на разных энергетических уровнях E-1, E0 и E1, причем данные 52 дифференциального фазового изображения содержат пиксели 60, каждый пиксель 60 имеет значения 62a, 62b, 62c градиента фазы для каждого энергетического уровня E-1, E0 и E1 и дополнительно значение 64 затухания.
Затем следующие этапы S18-S22 могут быть повторены для каждого пикселя 60 из данных 50 изображения.
На этапе S18 зависящее от энергии поведение значений 62a, 62b, 62c градиента фазы выбранного пикселя 60 определяется при помощи кривых 44a-44g свертывания, показанных на Фиг. 3.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором определяют зависящее от энергии поведение 44a-44g значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60.
Кривые 44a-44g свертывания могут быть представлены в памяти 30 с помощью точек 41, 46 данных. Например, для каждой кривой 44a-44g могут быть сохранены по меньшей мере три предварительно вычисленных значения 42, 46 данных.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения кривая 44a-44g свертывания представлена значениями 42, 46 градиента фазы, соответствующими энергетическим уровням E-1, E0 и E1.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения значения 42, 46 градиента фазы кривой 44a-44g свертывания предварительно вычислены и/или сохранены в контроллере 16, например, в памяти 34.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения значения 42, 46 градиента фазы кривых 44a-44g свертывания определяются таким образом, что значения 42 градиента фазы на опорном энергетическом уровне E0 равны. Затем посредством процессора 30 значения 62a, 62b, 62c градиента фазы могут быть отображены на каждую кривую свертывания, сохраненную в контроллере 16. Например, для каждой кривой 44a-44g свертывания вычисляется значение наилучшего приближения, которое указывает, насколько значения 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя соответствуют кривой 44a-44g свертывания. В частности, значение 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 может быть отображено на соответствующие значения 42, 46 градиента фазы кривой свертывания. После этого из отображенных значений 62a, 62b, 62c, 42, 46 может быть вычислено численное приближение.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения зависящее от энергии поведение определяется посредством приближения значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 к множеству кривых 44a-44g свертывания фазы.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения значение 42, 46 градиента фазы энергетического уровня E-1, E0 и E1 кривой 44a-44g свертывания приближается с помощью значения 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 на этом энергетическом уровне.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения приближение представляет собой численное приближение, например приближение с помощью среднеквадратичного показателя.
На этапе S18 процессор 30 может определить число свертывания n для пикселя 60 при помощи наилучшего приближения значений 62a, 62b, 62c градиента фазы к кривым 44a-44g свертывания. Поскольку каждая кривая свертывания может соответствовать числу свертывания, число свертывания n для пикселя может быть выбрано в качестве числа свертывания кривой свертывания с наилучшим приближением.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором определяют число свертывания n пикселя 60 на основании зависящего от энергии поведения.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения число свертывания n пикселя 60 определяется посредством определения кривой 44a-44g свертывания с наилучшим приближением приближенных значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 и посредством выбора числа свертывания, соответствующего определенной кривой 44a-44g свертывания.
В качестве альтернативы или дополнительно значение градиента фазы может быть определено непосредственно на основании модели энергетического поведения градиента фазы.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения значение 42 градиента фазы при энергии E0 обозначается как g0 и вычисляется посредством приближения методом наименьших квадратов
где σ2 - дисперсии измеренных свернутых значений градиента фазы gi при энергиях Ei, w обозначает операцию свертывания, и || ||π обозначает специальную операцию расстояния, а именно
В итоге для каждого значимого числа свертывания n (например, 0, 2, 4,…, 12) может быть сделано численное приближение для получения наилучшего приближения g(E0) в предположении, что фаза свернута n/2 раз при энергии E0. Наконец, среди этих результатов может быть выбран тот, который имеет наилучшее общее приближение (например, с использованием среднеквадратичного показателя).
На этапе S20 процессор 30 определяет абсолютное или скорректированное значение 68 градиента фазы на основании определенного числа свертывания n. Например, к значению 62b градиента фазы на опорном энергетическом уровне E0 может быть добавлено nπ для вычисления значения 68.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором определяют скорректированное значение 68 градиента фазы для пикселя 60 от значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 и число свертывания пикселя 60.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения скорректированное значение 68 градиента фазы определяется посредством смещения значения 62b градиента фазы пикселя 60, соответствующего опорному энергетическому уровню E0, на определенное число свертывания пикселя 60.
Когда множество кривых 44a-44g свертывания предварительно не выбрано, способ может дать возможность различать только достаточно малые значения для возможных значений обертывания n. Однако если n становится чрезмерно большим, результаты снова могут стать неоднозначными. В этой ситуации изображение 58 затухания может обеспечить грубую оценку числа свертывания n.
Изображение 58 затухания может затем использоваться для разрешения оставшейся неопределенности.
Факультативно на этапе S18 с помощью процессора 30 на основании данных изображения 58 затухания может быть определено значение градиента в пикселе 60. На основании значения градиента могут быть определены значимые числа свертывания (например, n= от 20 до 30). Например, в памяти 34 может храниться функция или таблица, с помощью которых значение градиента может быть отображено на предполагаемую область чисел свертывания.
Затем множество кривых свертывания ограничивается кривыми свертывания, соответствующими числам свертывания в этой области.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения градиент фазы получается посредством приближения методом наименьших квадратов
Где функция штрафа P используется для определения допустимого диапазона от -gmax до gmax для результата, например, посредством использования дискретного штрафа
Или
для большого значения m для приближения дискретного штрафа с помощью гладкой функции. В приведенном выше случае, когда число свертывания оценивается на основании изображения затухания как, например, имеющее порядок n0, что эквивалентно тому, что g имеет порядок nπ, штраф может быть выбран как
Или
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором определяют градиент значения 64 затухания в пикселе 60.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором выбирают предполагаемую область чисел свертывания.
Затем на этапе S20 факультативно для приближения значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 используются только выбранные кривые свертывания.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором выполняют приближение значений 62a, 62b, 62c градиента фазы пикселя 60 к множеству кривых 44a-44g свертывания с помощью соответствующих чисел свертывания в предполагаемой области.
Если система 10 является системой 10 томографии, система может сформировать данные изображения, показывающие сечения или трехмерные представления объекта 28. Данные изображения могут быть отображены на дисплее 36 контроллера 16.
В этом случае данные 52 дифференциального фазового изображения могут быть получены в разных направлениях относительно объекта 18.
Таким образом, на этапе S24 контроллер 16 может изменить оптическую ось A относительно объекта, например, посредством поворота размещения источника 12 излучения и детектора 14 вокруг объекта 18 и может повторить сбор данных 50 изображения относительно измененного направления.
После того как собрано и скорректировано достаточно данных 50 изображения, контроллер 16 и, в частности, процессор 30 могут сформировать данные томографического изображения на этапе S26.
В соответствии с вариантом осуществления изобретения способ содержит этап, на котором формируют данные томографического изображения на основании скорректированных данных 66 дифференциального фазового изображения.
Следует понимать, что этапы на Фиг. 5 не обязательно должны выполняться в порядке, описанном относительно Фиг. 5.
Также следует отметить, что различие между разными значениями 62a, 62b, 62c, 42, 46 может потребовать, чтобы отношение сигнал-шум было ориентировочно достаточно большим, чтобы правильно различать разные точки данных. Более определенно, для измерения при расчетной энергии E0 и последующего измерения при энергии E0+ΔE градиенты фазы отличаются следующим образом:
Поскольку градиенты, которые должны быть различены предложенным способом, могут отличаться на 2π на каждый период решетки, отношение сигнал-шум должно дать возможность различать разности (свернутых) градиентов фаз, составляющие
В зависимости от объекта 28 интервал между энергетическими уровнями E-1, E0 и E1, используемыми в способе, может быть настроен для достижения такой возможности.
Описанный выше и далее способ может представлять собой компьютерную программу, исполняемую в процессоре 30 и хранящуюся в памяти 34. Компьютерная программа может быть сохранена на машиночитаемом носителе, таком как гибкий диск, жесткий диск, устройство хранения на универсальной последовательной шине (USB), оперативное запоминающее устройство (RAM; ОЗУ), постоянное запоминающее устройство (ROM; ПЗУ) и стираемое программируемое постоянное запоминающее устройство (EPROM; СППЗУ). Машиночитаемый носитель также может представлять собой сеть передачи данных, например Интернет, которая позволяет загружать программный код.
Хотя изобретение было подробно проиллюстрировано и описано на чертежах и в предшествующем описании, такая иллюстрация и описание должны рассматриваться как иллюстративные, а не ограничивающие; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления. Другие изменения раскрытых вариантов осуществления могут быть понятны специалистам в данной области техники и реализованы ими при осуществлении предложенного изобретения на основании изучения чертежей, раскрытия и приложенной формулы изобретения. В формуле изобретения слово "содержит" не исключает другие элементы или этапы и использование единственного числа не исключает множество. Один процессор или контроллер или другой элемент могут выполнять функции нескольких элементов, описанных в формуле изобретения. Тот лишь факт, что некоторые меры описаны во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает, что комбинация этих мер не может использоваться для получения преимуществ. Любые ссылочные обозначения в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничивающие объем.
Claims (15)
1. Способ корректировки данных (52) дифференциального фазового изображения, причем способ содержит этапы, на которых:
принимают данные (52) дифференциального фазового изображения, полученные с помощью излучения на разных энергетических уровнях (E-1, E0, E1), причем данные (52) дифференциального фазового изображения содержат пиксели (60), причем каждый пиксель (60) имеет значение (62a, 62b, 62c) градиента фазы для каждого энергетического уровня (E-1, E0, E1);
определяют зависящее от энергии поведение (44a-44g) значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60);
определяют скорректированное значение (68) градиента фазы для пикселя (60) на основании значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) и модели для зависимости от энергии значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы.
принимают данные (52) дифференциального фазового изображения, полученные с помощью излучения на разных энергетических уровнях (E-1, E0, E1), причем данные (52) дифференциального фазового изображения содержат пиксели (60), причем каждый пиксель (60) имеет значение (62a, 62b, 62c) градиента фазы для каждого энергетического уровня (E-1, E0, E1);
определяют зависящее от энергии поведение (44a-44g) значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60);
определяют скорректированное значение (68) градиента фазы для пикселя (60) на основании значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) и модели для зависимости от энергии значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы.
2. Способ по п. 1,
в котором зависящее от энергии поведение определяется посредством приближения значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) к множеству кривых (44a-44g) свертывания фазы, причем каждая кривая свертывания соответствует числу свертывания;
при этом число свертывания пикселя (60) определяется посредством определения кривой (44a-44g) свертывания наилучшим приближением приближенных значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) и посредством выбора числа свертывания, соответствующего определенной кривой (44a-44g) свертывания.
в котором зависящее от энергии поведение определяется посредством приближения значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) к множеству кривых (44a-44g) свертывания фазы, причем каждая кривая свертывания соответствует числу свертывания;
при этом число свертывания пикселя (60) определяется посредством определения кривой (44a-44g) свертывания наилучшим приближением приближенных значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) и посредством выбора числа свертывания, соответствующего определенной кривой (44a-44g) свертывания.
3. Способ по п. 2, в котором кривая (44a-44g) свертывания представлена значениями (42, 46) градиента фазы, соответствующими энергетическим уровням (E-1, E0, E1);
при этом значение (42, 46) градиента фазы энергетического уровня (E-1, E0, E1) кривой (44a-44g) свертывания приближается с помощью значения (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) на этом энергетическом уровне.
при этом значение (42, 46) градиента фазы энергетического уровня (E-1, E0, E1) кривой (44a-44g) свертывания приближается с помощью значения (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) на этом энергетическом уровне.
4. Способ по п. 3,
в котором значения (42, 46) градиента фазы кривых (44a-44g) свертывания определены таким образом, что значения (42) градиента фазы на опорном энергетическом уровне (E0) равны.
в котором значения (42, 46) градиента фазы кривых (44a-44g) свертывания определены таким образом, что значения (42) градиента фазы на опорном энергетическом уровне (E0) равны.
5. Способ по одному из пп. 1-4,
в котором пиксель (60) имеет значение (64) затухания;
причем способ содержит этапы, на которых:
определяют градиент значения (64) затухания в пикселе (60);
выбирают предполагаемую область чисел свертывания;
выполняют приближение значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) к множеству кривых (44a-44g) свертывания, соответствующих числам свертывания в предполагаемой области.
в котором пиксель (60) имеет значение (64) затухания;
причем способ содержит этапы, на которых:
определяют градиент значения (64) затухания в пикселе (60);
выбирают предполагаемую область чисел свертывания;
выполняют приближение значений (62a, 62b, 62c) градиента фазы пикселя (60) к множеству кривых (44a-44g) свертывания, соответствующих числам свертывания в предполагаемой области.
6. Способ по одному из пп. 1-4,
в котором скорректированное значение (68) градиента фазы определяется посредством смещения значения (62b) градиента фазы пикселя (60), соответствующего опорному энергетическому уровню (E0), с определенным числом свертывания пикселя (60).
в котором скорректированное значение (68) градиента фазы определяется посредством смещения значения (62b) градиента фазы пикселя (60), соответствующего опорному энергетическому уровню (E0), с определенным числом свертывания пикселя (60).
7. Способ по одному из пп. 1-4,
в котором пиксель имеет значения (62a, 62b, 62c) градиента фазы, соответствующие по меньшей мере трем энергетическим уровням (E-1, E0, E1).
в котором пиксель имеет значения (62a, 62b, 62c) градиента фазы, соответствующие по меньшей мере трем энергетическим уровням (E-1, E0, E1).
8. Способ по одному из пп. 1-4,
в котором излучение представляет собой электромагнитное излучение.
в котором излучение представляет собой электромагнитное излучение.
9. Способ по одному из пп. 1-4,
в котором энергетические уровни E-1, E0, E1 излучения содержат опорный энергетический уровень (E0) и два соседних энергетических уровня (E-1, E1), отличающиеся на 8-12% от опорного энергетического уровня (E0).
в котором энергетические уровни E-1, E0, E1 излучения содержат опорный энергетический уровень (E0) и два соседних энергетических уровня (E-1, E1), отличающиеся на 8-12% от опорного энергетического уровня (E0).
10. Способ формирования скорректированных данных (66) дифференциального фазового изображения, причем способ содержит этапы, на которых:
формируют излучение на разных энергетических уровнях (E-1, E0, E1);
обнаруживают сформированное излучение, проникающее через интересующий объект (28);
получают данные (52) дифференциального фазового изображения на основании обнаруженного излучения;
исполняют этапы способа по одному из пп. 1-9 со сформированными данными (52) дифференциального фазового изображения.
формируют излучение на разных энергетических уровнях (E-1, E0, E1);
обнаруживают сформированное излучение, проникающее через интересующий объект (28);
получают данные (52) дифференциального фазового изображения на основании обнаруженного излучения;
исполняют этапы способа по одному из пп. 1-9 со сформированными данными (52) дифференциального фазового изображения.
11. Способ по п. 10,
в котором данные дифференциального фазового изображения получены в разных направлениях относительно интересующего объекта;
причем способ содержит этап, на котором:
формируют данные томографического изображения на основании скорректированных данных дифференциального фазового изображения.
в котором данные дифференциального фазового изображения получены в разных направлениях относительно интересующего объекта;
причем способ содержит этап, на котором:
формируют данные томографического изображения на основании скорректированных данных дифференциального фазового изображения.
12. Машиночитаемый носитель (34), на котором сохранена компьютерная программа для корректировки данных (52) дифференциального фазового изображения, которая при ее исполнении процессором (30) выполнена с возможностью выполнять этапы способа по одному из пп. 1-9.
13. Машиночитаемый носитель (34), на котором сохранена компьютерная программа для корректировки данных (52) дифференциального фазового изображения, которая при ее исполнении процессором (30) выполнена с возможностью выполнять этапы способа по одному из пп. 10-11.
14. Система (10) формирования дифференциальных фазовых изображений, содержащая:
источник (12) излучения;
детектор (14); и
контроллер (16);
причем источник (12) излучения выполнен с возможностью формировать излучение разных энергетических уровней;
причем детектор (14) выполнен с возможностью обнаруживать данные (52) дифференциального фазового изображения интересующего объекта (28), через который проникает излучение;
причем контроллер (16) выполнен с возможностью выполнять способ по одному из пп. 1-11.
источник (12) излучения;
детектор (14); и
контроллер (16);
причем источник (12) излучения выполнен с возможностью формировать излучение разных энергетических уровней;
причем детектор (14) выполнен с возможностью обнаруживать данные (52) дифференциального фазового изображения интересующего объекта (28), через который проникает излучение;
причем контроллер (16) выполнен с возможностью выполнять способ по одному из пп. 1-11.
15. Система (10) формирования дифференциальных фазовых изображений по п. 14,
причем система формирования дифференциальных фазовых изображений представляет собой систему (10) рентгеновской компьютерной томографии (CT).
причем система формирования дифференциальных фазовых изображений представляет собой систему (10) рентгеновской компьютерной томографии (CT).
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201161529450P | 2011-08-31 | 2011-08-31 | |
| US61/529,450 | 2011-08-31 | ||
| PCT/IB2012/054032 WO2013030698A1 (en) | 2011-08-31 | 2012-08-08 | Differential phase contrast imaging with energy sensitive detection |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2014111826A RU2014111826A (ru) | 2015-10-10 |
| RU2598310C2 true RU2598310C2 (ru) | 2016-09-20 |
Family
ID=47089091
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2014111826/08A RU2598310C2 (ru) | 2011-08-31 | 2012-08-08 | Формирование дифференциальных фазовых контрастных изображений с помощью чувствительного к энергии обнаружения |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US9430832B2 (ru) |
| EP (1) | EP2761586B1 (ru) |
| JP (1) | JP6105586B2 (ru) |
| CN (1) | CN103918005B (ru) |
| IN (1) | IN2014CN01546A (ru) |
| RU (1) | RU2598310C2 (ru) |
| WO (1) | WO2013030698A1 (ru) |
Families Citing this family (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20150117599A1 (en) * | 2013-10-31 | 2015-04-30 | Sigray, Inc. | X-ray interferometric imaging system |
| KR20140111818A (ko) * | 2013-03-12 | 2014-09-22 | 삼성전자주식회사 | 엑스선 영상 장치 및 그 제어 방법 |
| US10269528B2 (en) | 2013-09-19 | 2019-04-23 | Sigray, Inc. | Diverging X-ray sources using linear accumulation |
| US10297359B2 (en) | 2013-09-19 | 2019-05-21 | Sigray, Inc. | X-ray illumination system with multiple target microstructures |
| US10295485B2 (en) | 2013-12-05 | 2019-05-21 | Sigray, Inc. | X-ray transmission spectrometer system |
| US10304580B2 (en) | 2013-10-31 | 2019-05-28 | Sigray, Inc. | Talbot X-ray microscope |
| USRE48612E1 (en) | 2013-10-31 | 2021-06-29 | Sigray, Inc. | X-ray interferometric imaging system |
| US10401309B2 (en) | 2014-05-15 | 2019-09-03 | Sigray, Inc. | X-ray techniques using structured illumination |
| EP2953097B1 (en) * | 2014-06-02 | 2016-10-26 | Koninklijke Philips N.V. | Biais-free regularization for spectral phase-unwrapping in differential phase contrast imaging |
| US10352880B2 (en) | 2015-04-29 | 2019-07-16 | Sigray, Inc. | Method and apparatus for x-ray microscopy |
| WO2017012555A1 (zh) * | 2015-07-20 | 2017-01-26 | 徐敏 | 光子结构和化学计量学病理系统 |
| US10295486B2 (en) | 2015-08-18 | 2019-05-21 | Sigray, Inc. | Detector for X-rays with high spatial and high spectral resolution |
| US10247683B2 (en) | 2016-12-03 | 2019-04-02 | Sigray, Inc. | Material measurement techniques using multiple X-ray micro-beams |
| JP6683118B2 (ja) * | 2016-12-20 | 2020-04-15 | 株式会社島津製作所 | Ｘ線位相撮影装置 |
| WO2018175570A1 (en) | 2017-03-22 | 2018-09-27 | Sigray, Inc. | Method of performing x-ray spectroscopy and x-ray absorption spectrometer system |
| US10578566B2 (en) | 2018-04-03 | 2020-03-03 | Sigray, Inc. | X-ray emission spectrometer system |
| US10845491B2 (en) | 2018-06-04 | 2020-11-24 | Sigray, Inc. | Energy-resolving x-ray detection system |
| US11113851B2 (en) * | 2018-07-20 | 2021-09-07 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Correction of sharp-edge artifacts in differential phase contrast CT images and its improvement in automatic material identification |
| GB2591630B (en) | 2018-07-26 | 2023-05-24 | 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 |
| CN112638261A (zh) | 2018-09-04 | 2021-04-09 | 斯格瑞公司 | 利用滤波的x射线荧光的系统和方法 |
| US11056308B2 (en) | 2018-09-07 | 2021-07-06 | Sigray, Inc. | System and method for depth-selectable x-ray analysis |
| CN114729907B (zh) | 2019-09-03 | 2023-05-23 | 斯格瑞公司 | 用于计算机层析x射线荧光成像的系统和方法 |
| US11175243B1 (en) | 2020-02-06 | 2021-11-16 | Sigray, Inc. | X-ray dark-field in-line inspection for semiconductor samples |
| CN115667896B (zh) | 2020-05-18 | 2024-06-21 | 斯格瑞公司 | 使用晶体分析器和多个检测元件的x射线吸收光谱的系统和方法 |
| JP2023542674A (ja) | 2020-09-17 | 2023-10-11 | シグレイ、インコーポレイテッド | Ｘ線を用いた深さ分解計測および分析のためのシステムおよび方法 |
| US11686692B2 (en) | 2020-12-07 | 2023-06-27 | Sigray, Inc. | High throughput 3D x-ray imaging system using a transmission x-ray source |
| US11992350B2 (en) | 2022-03-15 | 2024-05-28 | Sigray, Inc. | System and method for compact laminography utilizing microfocus transmission x-ray source and variable magnification x-ray detector |
| US11885755B2 (en) | 2022-05-02 | 2024-01-30 | Sigray, Inc. | X-ray sequential array wavelength dispersive spectrometer |
| CN117475172B (zh) * | 2023-12-28 | 2024-03-26 | 湖北工业大学 | 一种基于深度学习的高噪声环境相位图解包裹方法和系统 |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| RU2379712C1 (ru) * | 2005-11-29 | 2010-01-20 | Кэнон Кабусики Кайся | Устройство формирования изображений методом излучения, способ управления для него и машиночитаемый носитель, хранящий программу осуществления способа |
| WO2010146503A1 (en) * | 2009-06-16 | 2010-12-23 | Koninklijke Philips Electronics N. V. | Correction method for differential phase contrast imaging |
| WO2011010750A2 (en) * | 2009-07-24 | 2011-01-27 | Canon Kabushiki Kaisha | X-ray imaging apparatus and x-ray imaging method |
| RU2413207C1 (ru) * | 2008-08-13 | 2011-02-27 | Тсинхуа Юниверсити | Способ реконструкции изображений для высокоэнергетической двухэнергетической системы компьютерной томографии |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6526121B1 (en) * | 2000-03-29 | 2003-02-25 | Yeu-Kuang Hwu | Apparatus and method for imaging an object with real-time response |
| JP2002336230A (ja) * | 2001-05-16 | 2002-11-26 | Fuji Photo Film Co Ltd | 位相コントラスト画像生成方法および装置並びにプログラム |
| US7424173B2 (en) | 2002-09-30 | 2008-09-09 | Fujifilm Corporation | Method, apparatus and program for restoring phase information |
| WO2005088520A1 (en) * | 2004-03-11 | 2005-09-22 | University Of Cincinnati | Automated spine survey iterative scan technique (assist) |
| DE102006037257B4 (de) * | 2006-02-01 | 2017-06-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren und Messanordnung zur zerstörungsfreien Analyse eines Untersuchungsobjektes mit Röntgenstrahlung |
| US20080299588A1 (en) * | 2007-05-30 | 2008-12-04 | The Curators Of The University Of Missouri A Public Corporation Of The State Of Missouri | Methods For Measuring Bone Formation |
| ATE524056T1 (de) * | 2007-11-15 | 2011-09-15 | Suisse Electronique Microtech | Interferometervorrichtung und verfahren |
| WO2009069040A1 (en) * | 2007-11-26 | 2009-06-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Detection setup for x-ray phase contrast imaging |
| 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 |
| DE102009035286A1 (de) * | 2009-07-30 | 2011-02-10 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Darstellung computertomographischer Untersuchungsdaten eines Untersuchungsobjektes |
| US8712138B2 (en) * | 2009-10-13 | 2014-04-29 | Koninklijke Philips N.V. | Device and method for generating soft tissue contrast images |
| US20110142316A1 (en) * | 2009-10-29 | 2011-06-16 | Ge Wang | Tomography-Based and MRI-Based Imaging Systems |
| US8208602B2 (en) * | 2010-02-22 | 2012-06-26 | General Electric Company | High flux photon beams using optic devices |
| WO2011145040A1 (en) * | 2010-05-21 | 2011-11-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Edge-preserving noise filtering |
| US9518105B2 (en) * | 2010-12-08 | 2016-12-13 | The Research Foundation For The State University Of New York | Polypeptides derived from calcitonin receptors and methods of use |
| US9486175B2 (en) * | 2011-07-04 | 2016-11-08 | Koninklijke Philips N.V. | Phase contrast imaging apparatus |
| AU2012290646B2 (en) * | 2011-07-29 | 2014-09-04 | The Johns Hopkins University | Differential phase contrast X-ray imaging system and components |
-
2012
- 2012-08-08 JP JP2014527761A patent/JP6105586B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2012-08-08 IN IN1546CHN2014 patent/IN2014CN01546A/en unknown
- 2012-08-08 CN CN201280053647.XA patent/CN103918005B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2012-08-08 RU RU2014111826/08A patent/RU2598310C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2012-08-08 US US14/240,783 patent/US9430832B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2012-08-08 EP EP12779159.8A patent/EP2761586B1/en active Active
- 2012-08-08 WO PCT/IB2012/054032 patent/WO2013030698A1/en active Application Filing
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| RU2379712C1 (ru) * | 2005-11-29 | 2010-01-20 | Кэнон Кабусики Кайся | Устройство формирования изображений методом излучения, способ управления для него и машиночитаемый носитель, хранящий программу осуществления способа |
| RU2413207C1 (ru) * | 2008-08-13 | 2011-02-27 | Тсинхуа Юниверсити | Способ реконструкции изображений для высокоэнергетической двухэнергетической системы компьютерной томографии |
| WO2010146503A1 (en) * | 2009-06-16 | 2010-12-23 | Koninklijke Philips Electronics N. V. | Correction method for differential phase contrast imaging |
| WO2011010750A2 (en) * | 2009-07-24 | 2011-01-27 | Canon Kabushiki Kaisha | X-ray imaging apparatus and x-ray imaging method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP2761586B1 (en) | 2022-10-12 |
| WO2013030698A1 (en) | 2013-03-07 |
| EP2761586A1 (en) | 2014-08-06 |
| JP2014525304A (ja) | 2014-09-29 |
| RU2014111826A (ru) | 2015-10-10 |
| JP6105586B2 (ja) | 2017-03-29 |
| IN2014CN01546A (ru) | 2015-05-08 |
| CN103918005A (zh) | 2014-07-09 |
| US20140205057A1 (en) | 2014-07-24 |
| CN103918005B (zh) | 2017-06-09 |
| US9430832B2 (en) | 2016-08-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2598310C2 (ru) | Формирование дифференциальных фазовых контрастных изображений с помощью чувствительного к энергии обнаружения | |
| JP6177800B2 (ja) | Ｘ線システムにおける減衰画像データおよび位相画像データの生成 | |
| JP5142540B2 (ja) | Ｘ線装置の焦点‐検出器システム | |
| US9168013B2 (en) | Breast density assessment | |
| EP2611364B1 (en) | Differential phase-contrast imaging with improved sampling | |
| JP6162241B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| EP3383273B1 (en) | Apparatus for x-ray imaging an object | |
| JP2009525084A (ja) | Ｘ線システムを用いた投影画像および断層撮影画像の作成方法 | |
| JP2004513690A (ja) | Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置の散乱放射補正方法 | |
| JP2011245117A (ja) | Ｘ線画像診断装置 | |
| CN104939848A (zh) | 单色图像的生成 | |
| Sarapata et al. | High energy x‐ray phase contrast CT using glancing‐angle grating interferometers | |
| Epple et al. | Phase unwrapping in spectral X-ray differential phase-contrast imaging with an energy-resolving photon-counting pixel detector | |
| CN110998653A (zh) | 用于暗场成像的散射校正 | |
| US20190076108A1 (en) | Breast imaging apparatus, dose calculating apparatus, control method for breast imaging apparatus, dose calculating method, and non-transitory computer-readable medium | |
| JP2015213665A (ja) | 放射線撮像装置 | |
| Jensen et al. | Quantitative measurements versus receiver operating characteristics and visual grading regression in CT images reconstructed with iterative reconstruction: a phantom study | |
| JP2017518099A (ja) | コンピュータ断層撮影（ｃｔ）ハイブリッドデータ収集 | |
| JP6546201B2 (ja) | オブジェクトの画像を生成するイメージングシステム | |
| EP3930578B1 (en) | System, method and computer program for acquiring phase imaging data of an object | |
| JP5699842B2 (ja) | 画質評価方法およびそれを用いたｘ線透視撮影装置 | |
| EP3998948B1 (en) | Apparatus for processing data acquired by a dark-field and/or phase contrast x-ray imaging system | |
| EP2595115A1 (en) | Method and apparatus for X-ray scattering estimation and reconstruction in digital tomosynthesis system | |
| Bevins et al. | Type II beam hardening artifacts in phase contrast imaging | |
| EP3597105B1 (en) | Medical image processing device and medical image photographing system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20190809 |