WO2011130896A1 - X射线源光栅步进成像系统与成像方法 - Google Patents

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WO2011130896A1
WO2011130896A1 PCT/CN2010/002174 CN2010002174W WO2011130896A1 WO 2011130896 A1 WO2011130896 A1 WO 2011130896A1 CN 2010002174 W CN2010002174 W CN 2010002174W WO 2011130896 A1 WO2011130896 A1 WO 2011130896A1
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ray
grating
light intensity
detected
source
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PCT/CN2010/002174
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黄志峰
陈志强
张丽
李元景
邢宇翔
赵自然
肖永顺
李亮
丁飞
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清华大学
同方威视技术股份有限公司
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    • 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
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    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
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    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/419—Imaging computed tomograph

Definitions

  • This invention relates generally to the field of X-ray imaging, and more particularly to projection imaging of an object using X-rays by a grating stepping technique. Background technique
  • phase contrast imaging is to observe the change of the electron density inside the object by capturing the phase shift information of the X-ray, thereby revealing the internal structure of the object.
  • phase contrast imaging methods have been used to enhance the low contrast resolution of radiation images by utilizing interference or diffraction phenomena of coherent or partially coherent X-rays.
  • each step captures an image; after completing the acquisition process in one grating period, it is calculated by comparing the difference between the sample intensity curve and the background light intensity curve corresponding to each pixel point. Refraction image information of the object. This results in a better phase contrast imaging effect.
  • the method can work under a multi-color, non-coherent source of radiation to achieve a single device.
  • the dark field imaging is a technique for imaging a material by using non-direct light such as scattered light, diffracted light, refracted light, and fluorescence, and the difference is obtained by the difference in the ability of the substance to scatter X-rays.
  • the internal structure is imaged.
  • hard X-ray dark field imaging technology has unique advantages over bright field imaging and phase contrast imaging in the ability to resolve and detect fine structures inside materials.
  • the hard X-ray darkfield imaging technique can see the ultrafine structure of the material that cannot be resolved by hard X-ray brightfield imaging and phase contrast imaging.
  • 200910088662.8 the invention is entitled “X-ray dark field imaging system and method", the entire contents of which is incorporated herein by reference, Et al.
  • a technical solution for dark field imaging of an object by using X-rays which comprises: emitting X-rays to the object to be measured; causing one of the two absorption gratings to be stepped in at least one cycle;
  • the detector receives the X-ray and converts it into an electrical signal; after at least one period of stepping, the intensity of the X-ray at each pixel on the detector is expressed as a light intensity curve; according to each pixel point on the detector
  • the contrast between the light intensity curve and the light intensity curve in the absence of the detected object, the second moment of the scattering angle distribution of each pixel is calculated; the image of the object is taken at multiple angles, and then the object can be obtained according to the CT reconstruction algorithm. Scattering information image.
  • the aforementioned grating imaging technology it is necessary to measure the light intensity curve of each detecting unit (pixel point) on the detector by using a stepping technique.
  • the basic principle of the stepping technique used is as follows: After the source grating is fixed next to the X-ray source, in the Talbot-La interferometry based technique, the phase grating or the analytic grating moves relatively parallel within a grating period. In a technique based on the classical optical method, the two absorption gratings move relatively in parallel in a range of one grating period. Each step of the detector captures an image.
  • the refractive image information, the attenuation image information, and the dark field image information can be calculated by comparing the difference between the sample intensity curve and the background light intensity curve corresponding to each pixel point. Because the phase grating, analytic grating or absorption grating has a period of several micrometers, the step precision requires sub-micron, which is very high for mechanical equipment accuracy, overall equipment shock resistance, ambient temperature, etc. Increasing the difficulty and capital of imaging system construction limits the application of this new raster imaging technology.
  • the present invention proposes a system for stepping imaging of an X-ray source grating and method. Specifically, the present invention proposes an imaging system based on source grating stepping in which only a low-precision source grating is moved to implement a stepping process, while a grating requiring high precision is relatively fixed.
  • an X-ray imaging system includes: an X-ray source, a source grating, a fixed grating module, and an X-ray detector, which are sequentially located in the propagation direction of the X-ray; the detected object is located in the source grating and fixed Between the grating modules; the source grating is stepwise movable in a direction perpendicular to the optical path direction and the grating stripe; wherein the system further comprises the system further comprising a computer workstation for controlling the X-ray source, the source grating,
  • the X-ray detector thereby implements the following process: the source grating performs a stepping motion over at least one of its period; at each step, the X-ray source emits X-rays to the object under test while the detector receives X-ray; wherein, after at least one cycle of stepping and data acquisition, the intensity of the X-ray at each pixel on the detector is represented as a light intensity curve; the intensity
  • system further comprises an actuating device for causing the source grating to move stepwise under the control of the computer workstation, and/or causing the detected object to rotate relative to other portions of the system angle.
  • the source grating stepping process is repeated to derive X-ray imaging pixel values at a plurality of angles, and then the stereoscopic image of the detected object is reconstructed according to a predetermined CT image reconstruction algorithm.
  • the computer workstation includes: a data processing module, configured to process data information, and calculate a pixel value of each point on the detected object; and an image reconstruction module configured to reconstruct the pixel value according to the calculated Detecting an image of the object; and a control module for controlling operation of the X-ray source, the source grating, the X-ray detector, and the data processing unit.
  • a data processing module configured to process data information, and calculate a pixel value of each point on the detected object
  • an image reconstruction module configured to reconstruct the pixel value according to the calculated Detecting an image of the object
  • a control module for controlling operation of the X-ray source, the source grating, the X-ray detector, and the data processing unit.
  • the data processor module and the control module can be integrated together and implemented by a general purpose or special purpose processor.
  • the computer workstation further includes a display unit for displaying an image of the detected object. These images can be displayed complementarily in the case where multiple images can be obtained simultaneously.
  • the computer workstation is capable of calculating a refraction of a predetermined point of X-rays on an object to be detected from a comparison between a light intensity curve of the detected object and a background light intensity curve of the object not detected Information, and thus the corresponding pixel value is calculated.
  • the computer workstation is capable of calculating a predetermined point of the X-ray on the detected object from a comparison between a light intensity curve of the detected object and a background light intensity curve of the object not detected. The information is scattered and the corresponding pixel values are calculated therefrom.
  • the computer workstation is capable of calculating a predetermined point of the X-ray on the detected object from a comparison between a light intensity curve of the detected object and a background light intensity curve of the object not detected.
  • the attenuation information and thus the corresponding pixel value.
  • an X-ray imaging method for imaging an object using an X-ray imaging system, wherein the X-ray imaging system is as described above, wherein the method comprises the steps of:
  • the detected object is rotated, and the steps are repeated at each rotation angle to obtain the detected objects at multiple angles on the X detector
  • the pixel value distribution of the point is then reconstructed from the CT image reconstruction algorithm to reconstruct a stereoscopic image of the detected object.
  • the method comprises: calculating a refraction information of a predetermined point of the X-ray on the detected object from a comparison between a light intensity curve of the detected object and a background light intensity curve of the object not detected, and The corresponding pixel value is thus calculated.
  • the method comprises: calculating, from a comparison between a light intensity curve of the detected object and a background light intensity curve of the object not detected, scattering information of a predetermined point of the X-ray on the detected object, and This calculates the corresponding pixel value.
  • imaging mechanisms can be incorporated, including attenuated imaging, dark field scatter imaging, and phase contrast imaging, and complementarily displayed for use in materials science, medical imaging of tissue (e.g., breast), and the like.
  • the invention greatly reduces the demanding requirements of the prior art for high-precision mechanical and sports equipment, anti-shock equipment, etc., thereby greatly reducing equipment construction cost, and greatly improving system stability.
  • the application of multi-information integrated imaging technology based on gratings to practical products such as medical equipment has greatly lowered the technical threshold. Attached
  • Figure 1 is a schematic illustration of an X-ray imaging system of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of an imaging principle based on a movable source grating of the system of the present invention.
  • Figure 3 shows the light intensity curve (background displacement curve) measured at a certain detection unit (pixel point) of the X-ray detector.
  • Fig. 4 shows a plurality of information images of a detected object collected by the imaging system of the present invention, wherein Fig. 4 is an absorption diagram on the left, a phase contrast diagram in Fig. 4, and a dark field diagram on the right in Fig. 4.
  • Fig. 5 is a view showing the X-ray intensity and contrast and the phase change reflected by the background displacement curve and the sample displacement curve measured by a certain pixel of the X-ray after passing through the detected object.
  • an X-ray imaging system basically includes: an X-ray machine S, a movable source grating G0, a fixed grating module P (including a first grating G1 and a second grating G2), And an X-ray detector T consisting in turn in the direction of propagation of the emitted X-rays.
  • the detected object is located between the source raster GO and the fixed raster module.
  • the X-ray machine as the X-ray source may be an X-ray machine commonly used in medical equipment, usually a high-current pulse type X-ray machine suitable for breast imaging, and may include corresponding auxiliary equipment.
  • An X-ray machine is used to emit an X-ray beam to an object to be detected.
  • the auxiliary device contains a filter.
  • the working voltage of the medical X-ray machine is generally set at 5-160 kVp.
  • the X-ray beam emitted by a general-purpose X-ray machine can be a fan beam, a cone beam or a parallel beam. In the present invention, it is preferably a cone beam.
  • the X-ray detector T is configured to receive X-rays and convert the received X-ray signals into electrical signals that can be digitally processed by photoelectric signal conversion techniques (eg, digital photography).
  • the detector may be a matrix detector, wherein each of the detector elements (pixels) can detect an intensity change of the X-rays incident on the unit.
  • the detector is capable of collecting and converting X-rays at regular intervals.
  • a medical low noise area array detector an area array detector with a dynamic range > 12 bits, can be used to cover the entire imaging area.
  • the spatial resolution of the detector is required to be 100! 3 ⁇ 4: meters or less, such as 70-10 ( ⁇ .
  • the X-ray imaging system further includes a computer workstation.
  • Control, data transfer, image reconstruction, and data processing of the entire imaging system can be done by a computer workstation.
  • Scan control information, position information, projection data, etc. are input to the computer workstation through the data acquisition system.
  • the workstation extracts a variety of information from the object, the data pre-processing object and the image reconstruction work, and finally displays it on the display.
  • the computer workstation can include a data processing module configurable for outputting a digitally processable electrical signal from the detector, calculating a change in light intensity (curve) after the X-ray passes the detected object, and The light intensity (curve) change calculates absorption information, scattering information, or refraction information for X-rays at a certain point on the detected object, and calculates pixel information of the detected object using the information.
  • a data processing module configurable for outputting a digitally processable electrical signal from the detector, calculating a change in light intensity (curve) after the X-ray passes the detected object, and The light intensity (curve) change calculates absorption information, scattering information, or refraction information for X-rays at a certain point on the detected object, and calculates pixel information of the detected object using the information.
  • the computer workstation may further include a control module (not shown in FIG. 1) for controlling operations of the X-ray machine, the source grating, the measured object, the fixed grating, and the detector, such as relative rotation and stepping. Sports, X-ray emission and information gathering.
  • the control module and the data processing module can be integrated into one, implemented by a single general purpose or dedicated processor.
  • the computer workstation may further include an imaging module (not shown in FIG. 1) that reconstructs an image of the detected object based on the derived pixel information and outputs the display.
  • the re-functioning module can be implemented by a processor that is also a data processing module.
  • the imaging system can also include an actuation device for controlling the stepwise movement of the source grating under control of a computer workstation, and/or causing the detected object to rotate an angle relative to other portions of the system . Repeating the source grating stepping process at each rotation angle to obtain X-ray imaging pixel values at multiple angles, and then according to the pre- A CT image reconstruction algorithm is used to reconstruct a stereoscopic image of the detected object.
  • the brake device is here defined as a structure having a function of relatively rotating the object to be measured and a device for moving the source grating stepwise, and actually both of them can be separately represented.
  • the computer workstation can include a display unit for displaying the reconstructed image, which can be implemented by a general purpose display.
  • the fixed grating module P consists of two high-precision gratings G1 and G2.
  • the two high-precision gratings used are subjected to relative stepping motion to realize the stepping technique, and in the present invention, their relative positions are constant.
  • the periods of the two gratings G1, G2 are respectively set to A, which are sequentially in parallel in the emission direction of the X-ray beam.
  • the period of the two gratings is generally between 0.1 and 30 microns.
  • the grating uses heavy metals as the absorbing material. Taking gold (Au) as an example, the height of gold is determined by the energy of the X-rays used, between 10 and 10 (H meters. For example, for 20 keV X-rays, the height of gold More than 16 microns can block 90% of X-rays.
  • the first grating G1 is a phase grating that changes the phase of the incident X-ray, and G1 produces a Talbot effect after the first grating.
  • the second grating G2 acts as an absorption grating, which is placed in parallel on the Talbot distance of the first grating diffraction. Both the first and second gratings are relatively stationary.
  • both gratings G1 and G2 are absorption gratings.
  • the two absorption gratings are separated by a distance D, and the two are fixed in parallel with each other.
  • the imaging system does not satisfy the coherent condition described above, that is, the X-ray used by the fixed grating module is incoherent light, and the fixed grating module P adopts the setting in the second case described above.
  • the distance between the first and second gratings G1, G2 is D.
  • the imaging system satisfies the coherent condition described above, that is, the X-ray used by the fixed grating module is coherent light or partially coherent light, and the fixed grating module P adopts the above first
  • the source grating GO is a multi-slit absorption grating, which is equivalent to dividing the X-ray machine into a plurality of narrow beam line sources.
  • the source grating is realized to move in parallel in a range perpendicular to the optical path direction (Z-axis) and the grating line direction (Y direction) in a range of at least one grating period), that is, Implement stepping technology.
  • the position of the source grating is set to be stationary or directly engraved on the target of the X-ray machine. Therefore, the stepping of the source grating is a difference from the prior art cited in the present invention.
  • the period p of the source grating is a multi-slit absorption grating, which is equivalent to dividing the X-ray machine into a plurality of narrow beam line sources.
  • the source grating is realized to move in parallel in a range perpendicular to the optical path direction (Z-axis) and the grating line direction (Y direction)
  • the step size of the stepping can be on the order of several micrometers or ten micrometers, or even several tens of micrometers, and the precision of the translating device is about several micrometers or ten micrometers. It can be shown that the source raster stepping technique can be equivalent to the prior art in which the two gratings of the grating module P are relatively stepped.
  • the intensity variation curve of the X-ray received at a certain pixel point on the detector can be obtained.
  • the two gratings (Gl, G2) of the fixed grating module are relatively fixed while the source grating is stepped in the X direction.
  • the detector can acquire data once; after acquiring N images in the range of translation distance, each pixel on the detector (each point on the detection surface of the detector) can be obtained.
  • the shape of the intensity change function is similar to a sine or cosine function. It is represented here by a continuous simulation curve, but can actually be simulated from multiple points.
  • the source grating GO divides the X-ray machine of the large focus into a line of light sources, and the distribution thereof is represented by a function ⁇ ( x) .
  • the gratings G 1 and G2 are represented by sum ( x ), respectively.
  • Gratings G0, G1 and G2 of the other sub-period is 1 J? . , p ⁇ p 2
  • the distance D between the first and second gratings G1 and G2 illustrates the imaging principle of the source grating stepping.
  • the grating G1 is irradiated under X-rays, in the grating
  • the image formed at the position of G2 is represented by the function / s (x), ie
  • S 7 .(x) is the light intensity distribution after the grating GO, which is distributed by the X light source.
  • the period of /, ( ⁇ ) and SO) is equal to the period of the grating ⁇ 2 ( ⁇ ), both of which are ⁇ 2 , and are denoted as ⁇ for convenience of representation.
  • the intensity of light received by a certain pixel is accumulated in several or dozens of grating periods, so that the generality is not lost.
  • a n , and / are Fourier coefficients. It is the Fourier coefficient considering the distribution of the light source.
  • the light intensity curve function (called the background displacement curve) obtained in the detector unit is:
  • the source grating stepping technique achieves substantially the same results as the first and second grating relative stepping techniques, but at the same time greatly reduces the accuracy and difficulty of the stepping, and at the same time makes the system The stability is greatly enhanced.
  • the background displacement curve and the sample displacement curve of each detector unit can be obtained by stepping the source grating.
  • the X-ray source and the three gratings are For finite dimensions, the background displacement curve and the sample displacement curve approximate a sinusoid, ie Where /) and /) are the light intensity values when there is a sample measured in step k and when there is no sample, ⁇ is the step size, the phase change of the curve is), ab s , a h , which is the sinusoid coefficient.
  • Figure 3 shows the background displacement curve measured by the actual system. Among them, the light intensity curve in the absence of the detected sample can be predicted as the background information, and the information can be pre-stored in the storage of the system, or temporarily acquired automatically when the device is started.
  • the attenuation value P (corresponding to the attenuation map), the refraction angle value (corresponding to the phase contrast diagram), and the scattering angle distribution second-order moment ⁇ 2 (corresponding to the dark field map):
  • ⁇ is the refractive index phase factor
  • / is the light propagation path.
  • the sum is the contrast of the sample displacement curve and the background displacement curve, respectively.
  • the number of steps may be less.
  • various information values can be solved by solving a system of equations. This is known in the prior art as a derivation process, and the image effect is generally inferior to the case where the number of steps is large.
  • the X-ray intensity after passing the object / is the X-ray intensity after passing through the grating
  • (x) is the normalized background displacement curve function, indicating the probability density distribution function of the X-rays scattered by the object, which have the following Relationship:
  • the first, second or third order Taylor approximation expansion can be performed separately, and then substituted Equation (13), respectively, obtains an approximation formula with steps of 2, 3 or 4; then, the image acquired at the corresponding position is substituted into the approximation formula, and various information can be solved.
  • the image data obtained in the case where the image data is larger than the number of steps has discrete distortion, but there is also an advantage that the operation is more compact.
  • Equation (10) shows that the absorption attenuation information of the detected object can be obtained by measuring the change of the intensity of the X-ray passing through a certain point.
  • Equation (12) shows that the measurement of the contrast of the X-ray intensity curve can indirectly measure the scattering information of the detected object.
  • Equation (11) shows that the refraction information of the detected object can be indirectly obtained by measuring and calculating the phase change ⁇ ⁇ of the displacement curve.
  • FIGS. 4a, 4b, and 4c are the attenuation map, phase contrast diagram, and dark field diagram of the measured object, respectively, where the source grating period is 1 10 microns, the step size is 10 microns, and the 1 1 point data is acquired, fixed.
  • the two absorption grating periods in the grating module are 10 and 11 microns, respectively. According to the image data of these 11 points.
  • CT data acquisition is performed on the measured object, that is, when the measured object is imaged at different angles with respect to the imaging system, the attenuation map, phase contrast map and dark field map at each angle are obtained respectively.
  • the object to be measured such as the human body, can be rotated relative to the imaging system, for example 360 degrees.
  • an actuating device that enables the object being inspected to rotate relative to the entire system, typically an electromechanical rotary actuating structure, and controlled by a control module.
  • the X-ray source emits X-rays to the object.
  • the source raster GO of the imaging system of the present invention performs a stepping motion of at least one cycle at a time.
  • the detector converts the light intensity signal into a digitally processable electrical signal, which is then processed by the data processing unit. By comparing the change in the light intensity curve at each pixel of the detector, one or more of the attenuation value, the scatter value, and the refracting value of the X-ray passing through the detected object can be obtained at the pixel unit on the detector.
  • the object is rotated by an angle relatively, and the above-mentioned grating stepping motion is repeated to obtain one or more of the attenuation value, the scattering value and the refraction value of the X-ray passing through the detected object at the other angle.
  • the above process is repeated to obtain one or more of the attenuation value, the scattering value, and the refraction value of the X-ray passing through the detected object at various angles.
  • One or more of the attenuation value, the scatter value, and the refraction value are constructed as CT images of the object to be measured using a CT reconstruction algorithm.
  • the following system parameters should be accurately measured or calibrated: the distance from the X-ray source to the center of rotation of the gantry, the distance from the source grating to the fixed grating module, the distance between the two gratings in the fixed grating module, source and detection The distance between the devices, the period of the grating, and so on.
  • the frame for supporting the object to be inspected and/or the system of the device has been widely used in the prior art, and is of course used in accordance with the needs in the present invention, but the contents thereof are not described in detail herein. Personnel can employ a suitable architecture based on common sense and the teachings of the present invention.
  • the present invention is preferably based on a description of a non-correlated X-ray source
  • the present invention contemplates that the X-ray imaging method of the present invention further completes the raster imaging technique, which can greatly reduce the accuracy of the grating stepping and alleviate the difficulty of construction of the imaging system. And funding, thus promoting the application of this new raster imaging technology.
  • the invention changes the original grating synthesis into Like the high-precision grating-based stepping technology of technology, it is only necessary to obtain the same image quality and effect based on the stepping technique of source grating with low precision and large period.
  • one or more of the three imaging modes of X-ray absorption, phase contrast and dark field can be performed, so that mutually compensated images can be obtained, as shown in Fig. 4.
  • This can be achieved by simultaneously concentrating multiple data processing functions in a computer workstation to simultaneously implement one or more of the above imaging modalities.
  • Grating dark field imaging based on incoherent X-ray sources can be applied to materials science, medical imaging of tissues such as breast, and the like.

Description

X射线源光栅步进成像系统与成像方法 技术领域
本发明一般地涉及了 X射线成像领域， 更具体地涉及通过光栅步 进技术利用 X射线对物体进行投影成像。 背景技术
在现有技术例如 CT扫描设备中 , 利用 X射线对物体进行扫描成像 得到了广泛地应用。 传统的 X射线扫描成像一般利用被测材料对 X射线 的衰减特性来以非破坏性方式检查物体的内部结构。 若物体内部的各 部分结构组成的密度差异明显，则传统的 X射线成像技术的效果尤为显 著。 但对于轻元素构成的物庸， 它们对 X射线来说是弱吸收物盾， 所以 用传统的 X射线成像技术几乎看不到它们内部的具体结构。 即使用其它 辅助的手段， 例如给生物组织打上造影剂也很难得到清晰的图像， 这 造成了很多的缺憾。 在上世纪九十年代， 出现了 X射线相衬成像技术。 所说相衬成像是通过捕捉 X射线的相移信息来观察物体内部的电子密 度变化， 从而揭示物体的内部结构。 开始时， 出现的相衬成像方法一 般通过利用相干或者部分相干的 X射线的干涉或衍射现象来增强辐射 图像的低对比度分辨率。 而在此基础上， 在申请号为 200810166472.9、 名称为 " X射线光栅相衬成像系统及方法 " 以及申请号为 "200810224362.3" 、 发明名称为 "X射线相衬层析成像" 的专利申请 中， 其中该专利申请的全部内容在此通过参照引入到本申请中， 黄志 峰等人提出了非相干光栅相衬成像的新技术构思和方案， 这包括： 使 用两块吸收光栅在一个光栅周期范围内相对地平行移动若干步， 每一 步探测器采集一张图像； 在完成一个光栅周期内的采集过程后， 通过 比较每个像素点对应的样品光强曲线与背景光强曲线的差异计算出被 检测物体的折射图像信息。 这取到了较好的相衬成像效果。 该方法可 以工作在多色、 非相干的射线源下，实现筒单可行的装置。
另外，在 X射线成像的技术发展过程中，也出现了暗场成像的技术。 所说暗场成像是利用非直射光例如散射光、 衍射光、 折射光和荧光等 对物质材料进行成像的技术，通过物质对 X射线散射能力的差异来对物 质内部结构进行成像。 对于暗场成像， 由于硬 X射线独特的光学性质 , 所需的光学元件制作非常困难，所以硬 X射线的暗场成像一直难以较佳 地实现。 然而， 硬 X射线的暗场成像技术在对物质内部 细结构分辨和 探测能力上相对于明场成像和相衬成像具有独到的优势。由于硬 X射线 的散射在微米量级或甚至纳米量级尺度， 因而硬 X射线暗场成像技术能 够看到硬 X射线明场成像和相衬成像都无法分辨到的物质内部超微细 结构。 其中， 于 2009年， 在申请号为 "200910088662.8" 、 发明名称为 "X射线暗场成像系统和方法" 的专利申请中， 其中该专利申请的全部 内容在此通过参照引入到本申请，黄志峰等人提出了利用 X射线对物体 进行暗场成像的技术方案， 这包括： 向被测物体发射 X射线； 使得两块 吸收光栅之一在至少一个周期内进行步进； 在每个步进步骤， 探测器 接收 X射线， 并转化为电信号； 经过至少一个周期的步进， 探测器上每 个像素点处的 X射线光强表示为一个光强曲线；根据探测器上每个像素 点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光强曲线的对比度， 计 算得到每个像素的散射角分布的二阶矩； 在多个角度拍摄物体的图像， 然后根据 CT重建算法可以得物体的散射信息图像。
前述的光栅成像技术中， 都需要采用步进技术测量出探测器上每 个探测单元 （像素点） 的光强曲线。 其中， 所利用的步进技术的基本 原理为： 源光栅紧邻 X光机源固定不动后， 在基于 Talbot- Lau干涉法 的技术中， 位相光栅或者解析光栅在一个光栅周期范围内相对平行移 动若干步； 而在基于经典光学方法的技术中， 两块吸收光栅在一个光 栅周期范围内相对平行移动若干步。 每一步探测器采集一张图像。 完 成一个光栅周期内的采集过程后， 通过比较每个像素点对应的样品光 强曲线与背景光强曲线的差异可计算出折射图像信息、 衰减图像信息 和暗场图像信息。 因位相光栅、 解析光栅或吸收光栅的周期都在几微 米量级， 步进精度要求亚微米量级， 这对机械设备的精度、 整体设备 防震、 环境温度等要求都非常高， 这将极大增加成像系统的建设难度 和资金， 从而限制了这种新的光栅成像技术的应用推广。
发明内容
针对现有技术的缺陷， 在已经提出的 X射线光栅相衬成像和暗场 成像等技术的基础上， 同样地基于 X射线光栅成像技术， 本发明提出 了 X射线源光栅步进成像的系统和方法。 具体地， 本发明， 提出了一种基于源光栅步进的成像系统， 其中 仅移动低精度的源光栅来实现步进过程， 而要求高精度的光栅相对地 固定不动。
根据本发明的一个实施例， X 射线成像系统， 包括： X 射线源、 源光栅、 固定光栅模块和 X射线探测器， 依次位于 X射线的传播方向 上； 被检测物体位于所述源光栅和固定光栅模块之间； 所述源光栅可 在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上作步进移动； 其中， 该系统还 包括该系统还包括计算机工作站， 其控制所述 X射线源、 源光栅、 X 射线探测器从而实现下述过程： 所述源光栅在其至少一个周期范围内 进行步进运动； 在每个步进步骤， X射线源向被测物体发射 X射线， 同时所述探测器接收 X射线； 其中， 经过至少一个周期的步进和数据 采集， 探测器上每个像素点处的 X射线的光强表示为一个光强曲线； 将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下的光 强曲线相比较； 由所述光强曲线的变化计算得出在每个像素点的像素 值。
其中， 所述系统还包括致动装置， 在所述计算机工作站的控制下， 用于使得所述源光栅进行步进移动， 和 /或使得被检测物体与所述系统 的其他部分相对地旋转一个角度。 在每个旋转角度下， 重复所述源光 栅步进过程， 从而得出多个角度下的 X射线成像像素值， 然后根据预 定 CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。
其中， 所述计算机工作站包括： 数据处理模块， 用于进行数据信 息的处理， 并从中计算得出被检测物体上各点的像素值； 图像重建模 块， 用于根据计算得出的像素值重建被检测物体的图像； 以及控制模 块， 用于控制所述 X射线源、 源光栅、 X射线探测器以及数据处理单 元的操作。 其中， 根据一个实施例， 所述数据处理器模块和所述控制 模块可集成在一起， 由一个通用或专用处理器来实现。
另外， 所述计算机工作站还包括显示单元， 用于显示被检测物体 的图像。 在可同时获得多种图像情况下， 可互补地显示这些图像。 - 根据本发明的一个实施例， 所述计算机工作站能够从存在被检测 物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出 X 射线在被检测物体上预定点的折射信息， 并由此计算出相应的像素 值。 根据本发明的另一个实施例， 其中所述计算机工作站能够从存在 被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中 计算出 X射线在被检测物体上预定点的散射信息， 并由此计算出相应 的像素值。
根据本发明的又另一个实施例， 其中所述计算机工作站能够从存 在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比 中计算出 X射线在被检测物体上预定点的衰减信息， 并由此计算出相 应的像素值。
根据本发明的另一个方面， 涉及一种 X射线成像方法， 利用 X射 线成像系统对物体进行成像， 其中该 X射线成像系统如上所述， 其中， 所述方法包括下述步骤：
向被测物体发射 X射线； 使得所述源光栅在其至少一个周期范围 内进行步进运动； 在每个步进步驟， X射线探测器接收 X射线， 并将 其转化为可处理的数字电信号； 其中， 经过至少一个周期的步进和数 据采集， 所述探测器上每个像素点处的 X射线光强表示为一个光强曲 线； 所述数据处理模块将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在 被检测物体情况下的光强曲线相比较， 由此得到光强曲线的变化； 由 所述光强曲线的变化计算得出探测器上每个像素点处的像素值； 以及 由所述图像重建模块将所述被检测物体的像素值， 重建为被检 'J物体 的图像。
进一步地， 根据本发明方法的实施例， 在该方法中， 旋转被检测 物体， 在每个旋转角度下， 重复所述各步骤， 得出多个角度下的被检 测物体在 X探测器上各点的像素值分布， 然后根据 CT 图像重建算法 来重建被检测物体的立体图像。
根据本发明方法的一个实施例， 其中包括从存在被检测物体的光 强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出 X射线在 被检测物体上预定点的折射信息， 并由此计算出相应的像素值。 或者， 根据另一个实施例， 包括能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在 被检测物体的背景光强曲线的对比中计算出 X射线在被检测物体上预 定点的散射信息， 并由此计算出相应的像素值。 或根据又一个实施例， 包括能够从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光 强曲线的对比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的衰减信息， 并 由此计算出相应的像素值。
根据本发明的系统或方法， 可以结合几种成像机制， 包括衰减成 像、 暗场散射成像和相衬成像， 并互补地显示， 综合应用于材料科学， 组织 （例如乳腺） 的医学成像等领域。
在获得相同的图像质量和效果的同时， 本发明极大地降低了原有 技术对高精度机械和运动设备、 防震设备等苛刻要求， 从而极大降低 了设备建造成本， 系统稳定性大大增强， 为基于光栅的多信息综合成 像技术应用于医疗设备等实际产品极大降低了技术门槛。 附,图说明
图 1为本发明的 X射线成像系统的示意图。
图 2为本发明的系统基于可移动源光栅的成像原理的示意图。
图 3示出 X射线探测器的某一探测单元 （像素点） 处所测量得到 的光强曲线 （背景位移曲线） 。
图 4 示出了通过本发明的成像系统所采集的某被检测物体的多种 信息图像， 其中图 4左为吸收图， 图 4中为相衬图， 图 4右为暗场图。
图 5示出 X射线经过被检测物体后， 探测器某像素所测得的背景 位移曲线和样品位移曲线所体现的 X射线强度和对比度以及相位变化 的示意图。 具体实施方式
参见图 1所示， 根据本发明的原理， X射线成像系统基本上包括： X光机 S、 可移动的源光栅 G0、 固定光栅模块 P (包括第一光栅 G 1和 第二光栅 G2 ) , 以及 X射线探测器 T组成， 其依次位于所发射的 X 射线的传播方向上。被检测物体位于所述源光栅 GO和所述固定光栅模 块之间。
其中， 作为 X射线源的 X光机可以为目前医疗设备中所通用的 X 光机， 通常为适合乳腺成像的大电流脉沖式 X光机， 且可包括相应的 辅助设备。 X光机用于向被检测物体发射 X射线束。 一般地说， 辅助 设备包含滤波片。 医用 X光机的工作电压一般设置在 5-160kVp。 通用 的 X光机发射的 X射线束可以是扇束、 锥束或平行束。 在本发明中， 优选地为锥束。 其中， 所述 X射线探测器 T用于接收 X射线， 并可通过光电信号 转换技术 （例如， 数字化摄影技术） 将接收的 X射线信号转换为可进 行数字处理的电信号。 优选地， 所述探测器可以是矩阵探测器， 其中 的每个探测元 （像素）可以检测射到该单元上的 X射线的强度变化。 优选地， 该探测器能够定时地进行采集和转换 X射线。 优选地， 可以 采用医用低噪声的面阵探测器， 动态范围 >12bit的面阵探测器 ,覆盖整 个成像区域。 为了能够检查到几百微米乳腺钙化组织， 探测器的空间 分辨率要求在百！ ¾：米左右或以下， 例如 70-10(Π啟米。
另外， 所述 X射线成像系统还包括计算机工作站。 整个成像系统 的控制、 数据传输、 图像重建以及数据处理均可由计算机工作站完成。 扫描控制信息、 位置信息、 投影数据等通过数据采集系统输入到计算 机工作站中。 由工作站完成物体多种信息的提取， 数据预处理物体及 图像重建的工作， 最后在显示器上显示出来。
计算机工作站可包括数据处理模块， 其可设置成用于从探测器输 出的可数字处理的电信号， 计算得出 X射线经过被检测物体后的光强. (曲线） 的变化， 并通过所述光强 （曲线） 变化计算出出被检测物体 上某个点处对 X射线的吸收信息、 散射信息或折射信息， 以及利用所 述信息计算出所述被检测物体的像素信息。 这些功能实际上可通过编 程的软件来实现， 或者可替换地， 理论上可通过专用的硬件芯片组来 实现。
进一步地， 计算机工作站还可包括控制模块 （图 1 中未示出） ， 用于控制所述 X光机、 源光栅、 被测物体、 固定光栅以及探测器等的 操作， 例如相对转动、 步进运动、 X射线发射和信息采集等。 优选地， 所述控制模块和所述数据处理模块可以集成为一体， 由单个通用或专 用处理器来实现。
进一步地， 计算机工作站还可包括有成像模块 （图 1 中未示出） ， 根据得出的像素信息重建被检测物体的图像并输出显示。 其中， 该重 建功能模块可以由兼为数据处理模块的处理器实现。
所述成像系统还可包括致动装置， 其在计算机工作站的控制下， 用于使得所述源光栅进行步进移动， 和 /或使得被检测物体与所述系统 的其他部分相对地旋转一个角度。 在每个旋转角度下， 重复所述源光 栅步进过程， 从而得出多个角度下的 X射线成像像素值， 然后根据预 定 CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。该制动装置在此定 义为具有相对转动被测物体的装置和使得源光栅步进移动的装置的功 能的结构， 实际上二者也可以分别单独表示。
进一步地，'该计算机工作站可包括显示单元， 用于显示所重建的 图像， 可由通用的显示器来实现。
下面进一步详细描述与所引证的先有技术存在差别的且需要重点 介绍的组成部分。
<固定光栅模块 > '
固定光栅模块 P由两块高精度的光栅 G1和 G2组成。 在背景技术 中所引证的专利申请中的光栅成像技术中， 使用的两块高精度光栅需 进行相对步进运动来实现步进技术， 而在本发明中， 它们的相对位置 却恒定不变。 所述两块光栅 Gl、 G2的周期分别设定为 A、 其平行 地依次位于 X射线束的发射方向上。
其中， 优选地， 所述两个光栅的周期一般在 0.1 - 30微米之间。 光 栅使用重金属作为吸收材料， 以金 （Au ) 为例， 金的高度由使用的 X 射线的能量决定， 在 10 - 10(H 米之间。 例如， 对 20keV的 X射线来 说， 金的高度大于 16微米能阻挡 90 %的 X射线。
其中 ,根据物理原理，定义 X射线的相干条件为 lc。h =(L λ /S，） > ρλ , 其中 h 为横向相干长度， L 为源光栅到固定光栅模块中第一块光栅 G1 的距离， S， 为线光源宽度， λ为 X射线的波长， 为射线方向上 第一块光栅 G1的周期。
实际上， 可存在两种情形：
.1 ) 当成像系统满足上述的相干条件， 则该第一块光栅 G1 为相位 光栅， 它改变入射的 X光的相位， 在第一块光栅后 G1产生 Talbot效 应。 而第二块光栅 G2则是作为吸收光栅， 它平行放置在第一块光栅衍 射的 Talbot距离上。 第一和第二光栅两者相对固定不动。
2 ) 当成像系统不满足上述的相干条件时， 则这两块光栅 G1和 G2 都是吸收光栅。 两块吸收光栅相距一段距离 D， 两者相互平行固定放 置。
在本发明的一个优选实施例中， 成像系统不满足上述的相干条件， 即固定光栅模块所用的 X射线为非相干光， 此时固定光栅模块 P采用 了上述第二种情形下的设置， 第一和第二光栅 Gl、 G2相距 D。 可替换地， 在本发明的另一种实施例中， 成像系统满足上述的相 干条件， 即固定光栅模块所用的 X射线为相干光或部分相干光， 此时 固定光栅模块 P采用了上述第一种情形下的设置，其中第二光栅 G2与 第一光栅 G 1 ό 距离为 Talbot距离 DT , 且 D丁 = P /(8A)
<源光栅及其步进技术 >
源光栅 GO为多缝的吸收光栅， 其作用相当于将 X光机分为多个 窄束线光源。 如图 1 所示， 在本发明中， 源光栅要实现在垂直于光路 方向 （Z轴） 和光栅线条方向 （ Y方向） 的 X方向上， 在最少一个光 栅周期 )的范围内平行移动， 即实现步进技术。 相比而言， 当前已有 的光栅成像技术中， 源光栅的位置是设置成固定不动的， 或者直接刻 在 X光机的靶材上。 因此， 源光栅的步进是本发明相对于所引证的先 有技术的区别之处。 源光栅的周期 p。一般在十几微米或几十微米左右， 因此步进的步长可在几微米或十几微米量级， 甚至几十微米量级， 则 平移设备精度在几微米或者十几微米左右。 可证明， 源光栅步进技术 与在先技术中使得光栅模块 P 的两块光栅相对地步进所得到的结果可 以是等效的。
通过源光栅的相对步进运动， 可以得到探测器上某像素点处所接 收的 X射线的强度变化曲线。 对于如图 1所示的系统， 固定光栅模块 的两个光栅 (Gl、 G2)相对固定， 而源光栅沿 X 方向步进。 源光栅 GO 每平移一步，所述的探测器可采集一次数据； 在平移距离范围内采集 N 张图像后， 可获得探测器上每个像素 （探测器的探测面上的每个点） 在一个光栅周期内光强变化曲线的分布情况。 如图 3 所示， 该光强变 化函数的形状类似于正弦或余弦函数。 在此处用连续的模拟曲线来表 示， 但实际上可由多个点模拟而成。
<源光栅步进移动过程〉
如图 2 所示， 为简化计算假设在理想条件下， 即三个光栅均在所 示的 X方向上的尺寸足够大。 其中， 源光栅 GO将大焦点的 X光机分 为一排线光源，其分布用函数^ (x)表示。而光栅 G 1和 G2分别用 和 (x)表示。 光栅 G0、 G1和 G2的周期分另1 J为 ？。、 p ^ p2
现以非相干 X光成像为例， 其中第一和第二光栅 Gl、 G2之间的 距离 D， 说明源光栅步进的成像原理。
当光路上没有放置被测物体， 光栅 G1 在 X射线照射下， 在光栅 G2位置处所形成的像用函数 /s(x)表示， 即
Is(x)=I»S(x) ( 1 )
其中/ !(X)是光栅 G1在点源照射下在光栅 G2位置所形成的像， (x) 是源光栅 GO在光栅 G2位置的投影像， 于是有
L + D
S (x) = S τ (——― X
7 D
其中， S7.(x)为光栅 GO后光强分布， 它由 X光源分布函数 S。(x)与光栅 GO透过率函数 。(χ)共同作用， 即 .( = 7 。
注意到， 在 G2位置上， /,(χ)和 SO)的周期与光栅 Γ2(χ)的周期相等， 都为 ρ2, 为方便表示均记为 ρ。
设探测器所探测到的光强分布函数为 ID x) , 则
ID(x)=Is(x)T2(x) ( 2 )
由于探测器单元（像素） 的尺寸比光栅 G2的周期要大许多， 对某 个像素所接受的光强值是几个或几十个光栅周期范围内光强累计， 所 以不失一般性， 设
I、 (χ)
Figure imgf000011_0001
T2(x) =∑tne
S(x) = ST(~— x) = S0(x)T0(x) = S0(-— x)TQ(-~x) 其中， 50(χ) 。
Figure imgf000011_0002
即 S(x) = S0(x)T0(x)
Figure imgf000012_0001
其中， an、 和 /„为傅里叶系数。 是考虑了光源分布情况的傅里叶系 数。
当源光栅步进时， 设移动距离； 则探测器单元内所获得的光强 曲线函数 （称为背景位移曲线） 为：
/。 (
Figure imgf000012_0002
∑",,/ 当在光路上放置被测物体， 它引起 X 光的相移为 W, 则物体和 光栅 G1在 X射线照射下， 在光栅 G2位置处所形成的像用函数 Λ(χ)表 示， 即
J(x) = J^S{x) (4) 其中 ^(x)是物体和光栅 Gl在点源条件下在光栅 G2位置的像， 即
J、 (x) = 2_ ine p 则探测器单元内所获得的光强曲线函数 (称为样品位移曲线）为
JD (x， X) = J, (， Z)T2 (x) = [J} (x) * S(x + χΥ2 (x)
Figure imgf000012_0003
"'
的结果是等价的。
假设光栅 G2进行相对于 G1 步进， 动距离时 , 探测器单元内 所获得的光强曲线函数为：
其中， 在光路无被检测物体条件下的背景位移曲线：
ID' X) = IS (^)T2 (x, I) = [ , W * S(x)]T2 (x + χ)
Figure imgf000013_0001
∑anfntn 在光路有被检测物体条件下的样品位移曲线为
JD {χ, X) = s (χ) 2 (χ, χ) = [J, (χ) * S(x)]T2 (x + χ)
Figure imgf000013_0002
经过对比可以发现， 式 （3 ) 和 （6 ) 等价， （5)和 （7 ) 等
如以相干 X光成像为例， 其中第一和第二光栅 Gl、 G2之间的距 离 DT, 进行推导， 结果也是一样的， 其中仅需要将公式中的 D替换为 DT即可。 另外， 如果是相干条件下， 用 Talbot-Lau干涉法时， 还存在 这样的关系： 2= /2)* /CL-D7-)。
因此， 概括而言， 源光栅步进技术获得的结果与通过第一、 第二 光栅相对步进技术所取得的结果基本上相同， 但同时大大降低了步进 的精度要求和难度， 同时使得系统的稳定性大大增强。
<CT信息提取和 CT图像重建〉
在源光栅步进的 X射线成像过程中， 通过源光栅步进， 可获得每 个探测器单元 （像素） 的背景位移曲线和样品位移曲线， 考虑实际系 统中， X 光源、 三个光栅均是有限尺寸的， 则背景位移曲线和样品位 移曲线近似于正弦曲线， 即
Figure imgf000013_0003
其中 / )和/ )为第 k步测量的有样品时和无样品时的光强值， Δ 是步 长， 曲线的相位变化为 ), a bs , ah , 为正弦曲线系数。 图 3所示是实际系统测量到的背景位移曲线。 其中， 不存在被检测样品情 况下的光强曲线作为背景信息可以预知的， 该信息可以预存在系统的 存储中， 或者是在设备启动时临时自动获取。
通过比较背景位移曲线和样品位移曲线， 参见图 5 所示， 当步数 比较多 （例如大于或等于 5 , 步进数越多则构图效果越好） 时， 可用下 列公式计算这个探测器单元的衰减值 P (对应于衰减图）、折射角值 (对应于相衬图） 和散射角分布二阶矩 σ2 (对应于暗场图） ：
Figure imgf000014_0001
Ρι
Δ<9 = ^S(l)dl = ^Φ
(1 1)
Figure imgf000014_0002
其中， 是线性衰减系数， δ 是折射率相位因子， 是广义散射参数, / 是光传播路径。 和 Κ分别是样品位移曲线和背景位移曲线的对比 度 （ visibility ) 。 其中， 和 /mm分别表示光强曲线的最大和最小值, 则应存在下述关系
当然， 为简化设置， 步进数也可能较少。 特别地， 在源光栅步进 技术中， 当步数小于 5 时， 可以采用求解方程组的方式求解各种信息 值。 这在现有技术中已有公知推导过程， 且图像效果也一般劣于步进 数较多的情形。 假定^经过物体后的 X射线强度， /是经过光栅之后的 X射线光强, (x)为归一化后背景位移曲线函数， 表示 X射线被物 体散射后的概率密度分布函数， 它们有以下关系：
1= 灌 琴 ( 13 ) 其中 (x)=^sin +^)+^
其中， 当步数分别为 2， 3或 4时， 即步进点分别是 2, 3或 4个 特殊的位置点， 则可对 分别进行一阶、 二阶或三阶泰勒近似展开， 然后代入公式 （ 13) , 分别得到步数为 2， 3或 4的近似公式； 接着将 相应位置采集到的图像代入近似公式， 可求解出各种信息。
特别地， 当步数为 2时， 例如取两个特殊位置点 fcC^, 用这两个 位置上的图像（例如以 /,,/2表示） 可以计算出表观吸收信息^和相衬信 息 (即折射角信息） b£
Figure imgf000015_0001
再特别地， 当步数为 3 时， 例如取三个特殊位置点， 用这三个位 置上的图像， 通过对位移曲线进行二阶泰勒展开， 得到表观吸收信息^ 和相衬信息 和散射信息 σ2。
步进数较少的情况下， 取得的图像数据较步进数较多的情况下的 图像数据存在离散失真情形， 但也存在操作更筒洁的优势。
根据公式 （ 10) 和（12), 可使用传统的滤波反投影算法 （如 RL滤 波， SL滤波等）重建出物体.内部的线性衰减系数 、 广义散射参数 的三维空间分布。 公式 （ 10) 表明， 通过测量 X射线经过某点的光强 变化可以得出被检测物体的吸收衰减信息。 公式 （ 12) 表明， 通过测 量 X射线光强曲线的对比度的变化即可以间接地测量被检测物体的散 射信息。
根据公式 （ 11 ) , 可使用基于希尔伯特滤波类型的滤波反投影算 法重建出物体内部的折射率 （或其梯度） 的三维空间分布。 公式 （ 11 ) 表明， 通过测量和计算位移曲线的相位变化△ φ可以间接地得出被检 测物体的折射信息。
上述的例如滤波反投影算法对于本领域技术人员而言应该是所熟 悉， 亦有相当多的文献记载其内容， 故在此不作详细的细节描述， 而 仅表述其技术效果。 实际上， 也可以采取其他的类似算法。 参见附图 4 所示， 4a、 4b和 4c分别为被测物体的衰减图、 相衬图和暗场图， 其中 源光栅周期为 1 10微米， 步长 10微米， 采集 1 1点数据， 固定光栅模 块中两吸收光栅周期分别为 10和 11微米。根据这 11个点的图像数据。
如果对被测物体做 CT数据采集，即在被测物体相对于成像系统处 于不同的角度下进行成像， 则分别获得各个角度下的衰减图、 相衬图 和暗场图。 被测对象例如人体， 相对于成像系统可以旋转， 例如 360 度。 这样， 需要一个能够使得被检测物体相对于整个系统旋转的致动 装置， 其一般为机电转动致动结构， 且由控制模块来控制。
<成像过程〉
在每个角度下， X射线源向物体发射 X射线。 同时， 本发明的成 像系统的源光栅 GO 完成一次至少一个周期的步进运动。 在这个过程 中， 探测器将光强信号转化为可数字处理的电信号， 然后由数据处理 单元进行数据处理。 通过比较探测器每个像素点处的光强曲线的变化， 可在探测器上的像素单元处得到 X射线经过被检测物体的衰减值、 散 射值和折射值中的一种或几种。 然后物体相对地旋转一个角度， 重复 上述的光栅步进运动， 得到该另一个角度下的 X射线经过被检测物体 的衰减值、 散射值和折射值中的一种或几种。 重复上述过程， 得到多 个角度下 X射线经过被检测物体的衰减值、 散射值和折射值中的一种 或几种。 利用 CT重建算法将所述衰减值、 散射值和折射值中的一种或 几种构建为被测物体的 CT图像。
为提取到精确的图像， 应能够精确测量或标定以下系统参数： X 射线源到机架旋转中心的距离， 源光栅到固定光栅模块的距离， 固定 光栅模块中两光栅间的距离， 源与探测器间的距离， 光栅的周期等。 用于支撑被检测物体和 /或设备系统的机架在现有技术中已经被普遍地 应用， 而在本发明中也根据需要当然地使用， 但其内容在此不做详述， 本领域技术人员能够基于常识和本发明的教导采用合适的架构。
尽管本发明优选地基于非相关 X射线源进行的描述，但本发明构思 本发明的 X射线成像方法进一步完善了光栅成像技术，使之可以大 大降低光栅步进的精度， 緩解成像系统的建设难度和资金， 从而促进 了这种新的光栅成像技术的应用推广。 本发明改变了原有光栅综合成 像技术的基于高精度光栅的步进技术， 而只需基于低精度大周期的源 光栅的步进技术， 获得相同的图像质量和效果。
在同一套系统上， 可以进行 X射线吸收、 相衬和暗场三种成像方式 中的一种或几种， 使得可以得到相互弥补的图像， 参见图 4所示。 这可 以通过在计算机工作站中集中多种数据处理功能， 以同时实现上述一 种或多种成像方式。基于非相干 X射线源的光栅暗场成像可以应用于材 料科学， 组织 （例如乳腺） 的医学成像等领域。
应当注意， 在不背离所附权利要求书的范围的情况下， 本领域技 术人员将能够设计很多可选择实施例。 在枚举若干装置的设备权利要 求中， 这些装置中的若千可以由同一项硬件来实现。 仅仅在相互不同 的从属权利要求中陈述某些措施的事实并不表明这些措施的组合不能 被有利地利用。

Claims

权 利 要 求
1. 一种 X射线成像系统， 用于对物体进行 X射线成像， 该系统包 括： X射线源 （S ) 、 源光栅 （GO ) 、 固定光栅模块 （P ) 和 X射线探 测器 （T ) , 依次位于 X射线的传播方向上； 被检测物体位于所述源光 栅和固定光栅模块之间；
所述源光栅可在垂直于光路方向和光栅条纹的方向上作步进移 动；
其中， 该系统还包括计算机工作站， 其控制所述 X射线源、 源光 栅、 X射线探测器从而实现下述过程:.
所述源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动；
在每个步进步骤， X射线源向被测物体发射 X射线， 同时所述探 测器接收 X射线； 其中， 经过至少一个周期的步进和数据采集， 探测 器上每个像素点处的 X射线的光强表示为一个光强曲线；
将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情况下 的光强曲线相比较， 由所述光强曲线的变化计算得出在每个像素点的 像素值；
根据所计算得出的像素值重建被检测物体的图像。
2. 根据权利要求 1 的系统， 其中所述系统还包括致动装置， 其在 该计算机工作站的控制下， 用于使得所述源光栅进行步进移动和 /或使 得被检测物体与所述系统的其他部分相对地旋转一个角度。
3. 根据权利要求 2的系统， 其中， 在每个旋转角度下， 重复所述 源光栅步进过程， 从而得出多个角度下的 X射线成像像素值， 然后根 据预定 CT图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。
4. 根据权利要求 1的系统， 其中该计算机工作站包括：
数据处理模块， 用于进行数据信息的处理， 并从中计算得出被检 测物体上各点的像素值；
图像重建模块， 用于根据计算得出的像素值重建被检测物体的图 像； 以及
控制模块， 用于控制所述 X射线源、 源光栅、 X射线探测器的操 作。
5. 根据权利要求 1的系统， 其中所述固定光栅模块（P ) 包括相对 固定的第一和第二光栅 （Gl、 G2 ) 。
6. 根据权利要求 1 的系统， 其中， 所述计算机工作站 ^包括显示 单元， 用于显示被检测物体的图像。
7. 根据权利要求 1 的系统， 其中所述该计算机工作站能够从存在 被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对比中 计算出 X射线在被检测物体上预定点的折射信息， 并由此计算出相应 的像素值。
8. 根据权利要求 1或 7的系统， 其中所述该计算机工作站能够从 存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的对 比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的散射信息， 并由此计算出 相应的像素值。
9. 根据权利要求 1、 7或 8的系统， 其中所述该计算机工作站能够 从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲线的 对比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的衰减信息， 并由此计算 出相应的像素值。
10. 根据权利要求 1 的系统， 其中所述 X射线源发射非相千的 X 射线。
1 1. 根据权利要求 5 的系统， 其中所述源光栅、 第一和第二光栅 G1和 G2、 X射线探测器相互之间具有下述的关系：
P、 一 _ L
p2 ~ L + D 其中， /^和 A分别为第一和第二光栅 （Gl、 G2 ) 的周期， L为 X射线 源与第一光栅 （G1 ) 之间的距离， D为第一和第二光栅之间的距离。
12. 根据权利要求 5 的系统， 其中所述源光栅、 第一和第二光栅 G 1和 G2、 X射线探测器相互之间具有下述的关系：
Figure imgf000019_0001
其中， A和 分别为第一和第二光栅 （Gl、 G2 ) 的周期， L为 X射线 源与第一光栅 （G1 ) 之间的距离， DT为第一和第二光栅之间的距离， 且/ ) = Ρι 2 /(8/ί) , λ为 X射线的波长。
13. 一种 X射线成像方法， 利用 X射线成像系统对物体进行成像， 其中该 X射线成像系统包括： X射线源、 源光栅、 固定光栅模块、 X 射线探测器和计算机工作站；
其中， 所述方法包括， 在所述计算机工作站的控制下实现下述步 骤：
向被测物体发射 X射线；
使得所述源光栅在其至少一个周期范围内进行步进运动； 在每个步进步骤， X射线探测器接收 X射线， 并将其转化为可处 理的数字电信号； 其中， 经过至少一个周期的步进和数据采集， 所述 探测器上每个像素点处的 X射线光强表示为一个光强曲线；
将探测器上每个像素点处的光强曲线与不存在被检测物体情'况下 的光强曲线相比较， 由此得到光强曲线的变化；
由所述光强曲线的变化计算得出探测器上每个像素点处的像素 值； 以及
根据所述图像重建模块将所述被检测物体的像素值， 重建被检测 物体的图像。
14. 根据权利要求 13 的方法， 其中该计算机工作站包括： 控制模 块、 数据处理模块和图像重建模块。
15.根据权利要求 13的方法， 其中进一步包括：
旋转被检测物体， 在每个旋转角度下， 重复所述各步骤， 得出多 个角度下的被检测物体在 X探测器上各点的像素值分布，然后根据 CT 图像重建算法来重建被检测物体的立体图像。
16. 根据权利要求 13的方法， 其中进一步包括：
从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲 线的对比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的折射信息， 并由此 计算出相应的象素值。
17. 根据权利要求 13或 16的方法， 其中进一步包括：
从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲 线的对比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的散射信息， 并由此 计算出相应的像素值。
18. 根据权利要求 13、 16或 17 .的方法， 其中进一步包括：
, 从存在被检测物体的光强曲线与不存在被检测物体的背景光强曲 线的对比中计算出 X射线在被检测物体上预定点的衰减信息， 并由此 计算出相应的像素值。
19. 根据权利要求 18的方法， 其中所述计算机工作站还包括显示 单元， 用于显示被检测物体的图像， 该方法进一步包括：
将所重建的图像互补地显示出来。
20. 根据权利要求 18的方法， 其中所述步进过程包括， 在源光栅 一个周期内步进数为 5步以上。
21. 根据权利要求 18的方法， 其中所述步进过程包括， 在源光栅 一个周期内步进数为 5步以下。
22. 计算机程序产品， 包括计算机可执行命令， 用于实现权利要求 13-21 中任一所述的方法。
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