专利名称：用于微分相位对比扇形线束ct、锥形线束ct以及混合锥形线束ct的方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及锥形线束计算机X射线断层摄影术(CT)成像，尤其涉及用于乳房成像的相位对比锥形线束CT。
背景技术：
根据国家癌症研究所的数据，每8位女性中就有一位在其一生中被诊断为乳腺癌。虽然在公开报道中乳腺癌死亡率的降低明显，但是每年仍然有40000名女性死于该疾病。最佳的乳房成像技术能够在肿瘤肿块较小时(优选直径小于IOmm)检测到所述肿块。据报道，通过乳房X射线摄影术检测到侵袭性乳腺癌大小在I-IOmm的女性具有93% 的16年存活率。另外，随着检测到的肿瘤直径的下降，转移的可能性迅速降低。如果乳腺肿瘤在等于或小于IOmm时被检测到，转移的可能性将为7. 31%。如果检测到4mm的癌，则转移可能性将降低一个数量级以上，到0. 617%。尽管乳房X射线摄影术(一般来说可以检测到约12mm大小的癌)是目前可用的乳腺癌早期检测最有效的工具，但是乳房X射线摄影术对较小的乳腺癌(几mm以下)具有相对较低的敏感性。由于有结构和组织上的重叠，乳房X射线摄影术的特异性和阳性预测值依然是有限的。乳房X射线摄影术检测乳腺癌时有限的敏感性和特异性源于其对比检查能力的不足，这种不足是所有类型的投影成像技术所普遍具有的(投影成像的对比检查能力只能达到10% )，并且乳房X射线摄影术初始仅检测到65-70%的乳腺癌。对于乳腺增生的患者来说，乳房X射线摄影术的敏感性将进一步降低到30%。数字乳房X射线摄影术 (DM)被开发以致力于通过提供改善的对比分辨率并数字影像处理来克服增感纸胶片乳房 X射线摄影术(SFM)的固有限制；但是，一项大规模的临床试验——数字乳房X射线摄影术成像扫描试验(DMIST)——显示了 DM和SFM的假阳性率是相同的。乳房X射线摄影术相对较低的特异性使得需要对无法确诊的病例进行活检，尽管这会给患者造成额外的经济负担和精神压力。在美国，每年为了评估乳房X射线摄影术疑似结果所做的超过ι百万例的乳腺活检中，约有80%的病例是良性的，这会额外增加患者的焦虑并且给医疗系统造成巨大的成本负担。因此需要更准确地鉴定乳腺损伤以降低活检率和活检前乳房X射线摄影术的假阳性率。
为了解决上面所提到的乳房X射线摄影术的限制，我们以前已开发出了一种锥形线束乳房CT(CBBCT)。简言之，其原型机的主要特征包括水平的人类工程学设计的患者检查台，其带有插入模块以优化对未压缩乳房(包括胸壁)的覆盖；位于患者检查台两侧以便于接近乳房的宽开口(Im)，由此用于定位并且易于进行成像引导活检及其他程序而无需显著改变基础平台；以及为了在以后有效地开展动态比对成像研究和血管发生成像的滑环技术。仿真模型的研究结果表明CBBCT能够用 5mGy的总剂量实现达 _2. 81p/mm的空间分辨率，以允许对平均大小的乳房(在胸壁上的直径为 13cm)内2mm的癌和 0. 2mm 的微钙化灶的检测。这个剂量低于单次乳房X射线摄影术检查(假设每个乳房需要两视图)的剂量。对于可视化乳腺组织、乳腺肿瘤和钙化灶来说，CBBCT的图像质量极好，并且对乳房(包括胸壁区)的覆盖至少与乳房X射线摄影术相当。无需使用造影剂，主要血管的可视性也是非常良好的。超声(US)可用于诊断区分液体和固体肿块，以及用于定位和活检。后来人们发现，在某些情况下通过US检查也可以成功地确定良性和恶性肿块。US是一种低空间分辨率的检查手段，在可视化和特征化钙化灶时存在严重限制，并且高度依赖操作员的技术。目前，静脉内动态造影增强乳房MRI (CEBMRI)是唯一可以提供功能性信息以辅助诊断乳腺癌的工具。对于侵袭性乳腺癌来说，CEBMRI研究具有很高的阴性预测值和几乎100%的敏感性，并且在通过其他方式确诊乳腺癌之后，CEBMRI可作为一种有价值的辅助治疗设备来管理乳腺癌患者。由于是X射线断层摄影术研究，因此它是目前唯一经FDA批准的乳房成像模态，并且能够真正与CBBCT相比。CEBMRI完全依赖静脉造影剂和关联于肿瘤的新生血管产生的对比分辨率。CEBMRI和其他所有成像技术的区别在于其图像反映的是血管的对比度增强而不是实际的乳房解剖结构。尽管CEBMRI对侵袭性肿瘤具有高敏感性，但是目前的技术限于检测原位导管癌(DCIS)。CEBMRI无法区分钙化灶和包含DCIS的预定非新生血管， 而高达50%的无肿块乳腺癌显见此现象。目前正在开发的数字乳房断层X射线摄影组合(DBT)致力于降低重叠结构的影响。尽管取得了一些成功，但是DBT还是从根本上受到了其在投影几何学上的限制的约束； X射线断层摄影片层无法被精确定义，这会引起轴向分辨率的丢失，所述丢失又影响精细特征(如无定形的微钙化灶)的可视性。与其他模态相比，CBBCT能以更完整的X射线断层摄影方法提供整个乳房的等向性高分辨率影像而无需乳房压缩。这对增生乳腺和包含植入物的乳房的成像尤其有价值。如上所述，与乳房X射线摄影术(包括数字乳房X射线摄影术)相比，CBBCT在检测乳腺癌方面具有明显进步。但是，为了精确地特征化乳腺肿瘤和钙化灶，并大幅降低活检率和乳腺活检的假阳性率，期望的是CBBCT应该达到与乳腺癌诊断金标准病理影像可比较的空间分辨率。要想使空间分辨率提高数倍将会需要将辐射剂量增加100倍以上以达到与目前CBBCT相同的对比噪声比(CNR)。例如，如果空间分辨率需要从21p/mm增加到251p/mm 以保持临床可接受的CNR，那么对于平均大小的乳房来说剂量水平需要从目前CBBCT的 6mGy增加约186倍，达到1. IGy0这种剂量增加在临床上是被禁止的。下面的参考文献被认为用于提供背景信息1. T ffeitkamp, A Diaz, C David, F Pfeiffer, M Stampanoni, P Cloetens 禾口 EZiegler, “ X-ray phase imaging with a grating interferometer, " Opt. Express 2005 ；13(16) :6296-6304。2.G Faris 禾口 R Byer,“ “ Three-dimensional beam-deflection optical tomography of a supersonic jet, " Appl. Opt. 1988 ；27 (24) :5202_5212o
发明内容
因此，本发明的一个目的是提高空间分辨率而无需将所述剂量增加到禁止水平。因此，本发明的另一个目的是允许大幅降低对患者的X射线辐射剂量而不会降低空间分辨率和对比噪声比。为了实现上述及其他目的，本发明涉及利用X射线微分相位对比锥形线束CT进行乳房成像或其他目的(例如，血管成像，儿科锥形线束CT，全身CT成像和介入锥形线束CT) 的系统和方法。作为一种新兴的技术，X射线相位对比锥形线束CT和锥形线束CT成像有可能实现达251p/mm(20 μ m体素大小)的空间分辨率水平，同时将X射线辐射剂量维持在当前CBBCT和乳房X射线摄影术类似的剂量上。另外，由于X射线相位对比成像依据的是 X射线波的折射和干涉原理，因此通过检索相位系数所检测到的信息比传统的基于衰减的 X射线成像技术通过检索衰减系数获得的信息更精细。传统的基于衰减的CT和锥形线束CT能够很有效地区分软硬组织之间(二者的线性衰减系数差异巨大)的吸收对比。但是，在软组织(包括乳腺组织)成像时，乳房结构 (良性和恶性)之间的低吸收对比差异将限制其性能。相位对比技术有望提供另一种软组织成像方式。与吸收对比的原理不同，相位对比成像源于X射线的波性质，其中需要考虑折射和衍射。作为一种电磁波，X射线的特征通常是由其波长、幅度和相位表征的。当X射线通过一个介质时，其幅度衰减，并且其相位移动。在X射线技术中，一种材料的折射指数η 通常表示为复数η = l-δ+ β。虚部β代表幅度的衰减，实部δ负责位移。理论和实验都表明δ通常比β大IO3倍。因此，相位对比成像技术有可能提供比基于衰减的CT和锥形线束CT技术高1000倍的目标对比度。在过去10年中，各种相位对比技术已被开发用于显示δ的对比度，几乎所有这些技术都依赖于无法广泛应用于临床的微焦X射线管或同步辐射。最近，提出了一种被称为微分相位对比(DPC)技术的新型相位对比成像技术，该技术是一种基于光栅的干扰测量方法。带有多色宽谱和高输出X射线电源的大功率医院级X射线管可用于获得DPC影像。尽管如此，该技术未被在前用于本发明的上下文中。相关的系统和方法在下列美国专利中公开美国专利6，987，831，“ Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging"；美 15专禾1J 6,618,466, " Apparatus and method for χ-ray scatter reduction and correction for fan beam CT and cone beam volume CT“；美国专利 6，504，892, " System and method for cone beam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit"；美国专利6，480，565, 〃 Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging"；美 15专禾6，477，221， " System and method for fast parallel cone beam reconstruction using one or more microprocessors“；美国专利 6，298， 110, " Cone beam volume CT angiography imaging system and method"；美国专利 6，075，836, “ Method of and system for intravenous volume tomographic digital angiography imaging"；以及美禾[I 5，999，587， " Method of and system for cone-beam tomography reconstruction",其公开内容已整个纳入本发明公开中作为参考。那些发明中公开的技术可结合本文公开的技术使用。
本发明的优选实施例参照附图进行详细描述，在附图中图IA和IB是显示根据第一优选实施例的系统的示意图；图2证明了相位阶跃算法；图3A和;3B显示了优选的二维光栅实施例的设计；图4A和4B比较了 DPC-CBCT和常规的基于吸收的CBCT的成像过程；图5是显示根据第二优选实施例的系统的示意图；图6是显示根据第三优选实施例的系统的示意图；图7是显示扫描协议的流程图；图8是显示根据第四优选实施例的系统的示意图；图9A和9B是显示根据第五优选实施例的系统的示意图；以及图10是显示根据第六优选实施例的系统的示意具体实施例方式本发明的优选实施例将参考附图进行详细描述，附图中类似的标识号指代类似的元件或步骤。第一优选实施例涉及利用微分相位对比成像技术进行体内临床成像的微分相位对比锥形线束CT系统(DPC-CBCT)。如图IA和IB所示，这种DPC-CBCT系统100包含带有源光栅104的医院级X射线管102，高分辨率检测器110和安装于托台112上的光栅系统。 为了确保机械精密度和稳定性，光栅系统可以被设计成图IA所示的光栅系统120或图IB 所示的光栅系统122。光栅系统的作用在于产生不同的相位阶跃，后者被定义为相位光栅 106和分析光栅108之间在与光栅线垂直方向上的相对位移。光栅系统120由几个分支组成，并且在每一个分支上，相位光栅106和分析光栅108都是固定的。相位光栅106和分析光栅108之间的相对位移范围从分析光栅108周期的一小部分到穿过各不同分支的一个光栅周期。光栅系统122只使用一个相位光栅106和一个分析光栅108，电机驱动级116移动分析光栅108或相位光栅106任一以产生不同的相位阶跃。在扫描期间，物体0将保持静止，而托台将旋转以拍摄图像。处理器118控制系统的操作并分析数据。DPC技术能够通过将吸收光栅(源光栅104)应用到大功率X射线管102而产生一维或二维空间相干性，其中X射线管102具有只有数百微米的焦斑大小，以及高X射线输出功率(> IOkW)。由源光栅104的高原子序数材料制成的线模式114能够吸收几乎所有碰撞到其上的X射线光子，同时其间的凹槽又允许所有的X射线光子通过。凹槽的宽度被设计成可与微焦X射线管的焦斑大小相比较。因此，源光栅可以将大焦斑X射线源分成几个窄的线源，这些线源中每一个都能在与所述线垂直的方向上产生足够的空间相干性，而它们彼此不相干。当合适的产生被选择时，这些线源在成像过程中起到建设性的作用。以类似的方式，光栅模式能够被设计成小开口的矩阵，每一个小开口都能起到单独地在两个维度上提供足够的相干长度而且彼此不相干的点源的作用。与其他二维光栅组合以后，这类系统能够在两个方向上产生同等的相位信息。相位阶跃算法[1]被用于计算每一个DPC图像，其物理原理简单解释如下相位光栅106显示了可忽略不计的吸收，但是有实质的相移，将X射线束分成两个第一衍射级。然后折射束在放置分析光栅108的整数或分数塔波特距离处发生干涉并形成周期性条纹。分析光栅的周期被选择与条纹的周期相同。如果入射的X射线束在到达相位光栅之前遇到物体，那么其波前将被该物体扰乱，导致条纹的局部位移。目前检索编码的相位信息的最有效和鲁棒的方法是相位阶跃算法。节距大于衍射条纹周期的X射线检测器可被用于记录亮度图像，这就消除了对超声检测器分辨率的节距甚至小于衍射条纹的限制。当分析光栅或相位光栅以分数的光栅周期阶跃地增加时，检测器内检测到的任何像素的亮度值由阶跃光栅的位置调制，并且这种调制显示与分析光栅相同的周期。如果调制功能被转化成傅里叶域， 那么第一傅里叶分量的复合角是相位在此像素处的一阶导数。以这种方式获取的物体的 DPC图像是原始DPC图像。因光栅系统的不均一性而导致的背景相位分布通常需要在不放置物体的情况下进行相同过程来确定，并且物体的真实DPC图像通过从原始DPC图像中减去背景相位分布来获取。整个程序显示在图2中。应当注意的是，背景信息可被预先存储以供给定DPC系统的背景校正，因此无需在每一次扫描时都被获取。理论上，要代表一个周期函数至少需要两个采样点，因此在执行相位阶跃算法至少需要两次相位阶跃。实践中，需要三个或更多个采样点以避免混叠伪像。如果在DPC-CBCT扫描期间能够达到准确的机械精密度和稳定性，那么光栅系统122是相位阶跃算法的直接实现。光栅系统120是相位阶跃算法的机械上鲁棒的实现。考虑到亚微米级的机械精密度和稳定性要求，要在托台高速旋转时保持阶跃任一光栅这一精度都是非常困难的。因此，我们建议使用一种新颖的多光栅集合，其中每一集合中的相位光栅和分析光栅的相对位置是固定的，并且与相位阶跃相对应。代替对任一光栅的阶跃，只需转动光栅系统的转盘就可以将每一个分支的光栅集合与 X射线束的光轴成功对准，从而获取每一个相位阶跃的亮度图像，然后利用上述方法处理这些亮度图像以计算DPC图像。从所有视角获取的DPC图像将被直接用于重建而不是首先从DPC图像计算相位系数的线积分。考虑到DPC-CBCT系统的锥角较小，平行束近似可被应用于断层摄影重建，并且可以使用带希尔伯特过滤的经过滤反投影(FBP)算法[2]。利用希尔伯特滤波器按行过滤DPC图像，然后所述DPC图像被反投影到物体空间内以计算线性相位系数的三维分布。 当物体被X射线束在所有视角(无横截面削截)完全覆盖时，重建结果可以精确到一个常数。通过将周围空气的相位系数设定为0可以容易地确定该重建常数。在其中发生削截的感兴趣体积成像(VOI)的情况下，这种重建也有效，但是图像质量会因背景趋势而下降， 并且重建常数必须用物体的先验知识来确定。另外，反投影过滤(BPF)算法可被修改用于 DPC-CBCT重建，因为微分运算通常在反投影之前进行，而DPC图像与微分运算后的中间结果十分相似。这类算法还具有良好的处理严重削截的能力。利用典型BPF重建的DPC-CBCT 成像程序包含与获取DPC图像相同的方法，其区别仅仅在于重建方法。主要步骤包括(a) 从所有视角获取原始亮度数据；(b)利用相位阶跃算法从所述亮度数据计算DPC图像，如图 2所示；(c)从所有视角将DPC图像反投影到物体空间；以及(d)利用沿特定方向(多个)的期望滤波器(多个)过滤反投影数据。本公开详细讨论了使用相应扫描协议和重建算法的一维光栅系统。应当注意的是，一维光栅系统可直接扩展成二维系统，其中源光栅由多个点源组成，而相位光栅和分析光栅由二维矩阵组成。图3A和;3B显示了某些可能实施例。相位阶跃算法应在优选方向上执行(x，y，对角线等)以便于在χ和y方向上同等地提取相位对比度。应当对锥形线束重建算法进行修改以处理两个方向上的相位梯度。提出的DPC-CBCT系统的主要参数列于表1中。DPC-CBCT系统使用医院级X射线。X射线管的焦斑大小为0.05mm到2mm，输出功率为数千瓦到数十千瓦。其将在IOkVp 到150kVp下操作。总体来说可以是任何种类的诊断成像X射线辐射源，其中取决于临床应用包括乳房X射线摄影术管、血管造影术管、CT管和其他通用的放射照相管。表1 主要系统参数
权利要求
1.一种用于成像物体的设备，所述设备包括 托台架；用于以数据采集几何形状移动托台架的至少一个马达； 布置在托台架上以位于物体第一侧的X射线源； 布置在托台上的光栅系统；所述光栅系统包括相位光栅，使得来自X射线源的已穿过物体的X射线能够穿过相位光栅；所述的光栅系统还包括分析光栅，使得已穿过相位光栅的X射线能够穿过分析光栅； 位于托台架上的X射线检测器，其被布置以使得已穿过分析光栅的X射线入射到X射线检测器上，用于产生响应于入射到X射线检测器上的X射线的信号；以及与托台、X射线源、光栅系统和检测器通信的计算机系统，用于控制托台运动、X射线发射和光栅系统移动，以及用于分析来自于X射线检测器的所述信号，以成像所述物体；其中光栅系统被配置为产生多个相位阶跃，并且其中计算机系统被配置为获取每一个相位阶跃的亮度图像，利用相位阶跃算法从中计算微分相位对比(DPC)图像；获取背景DPC图像和物体DPC图像两者，并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成用于重建的减影DPC图像；以及其中由计算机系统控制的托台围绕物体移动X射线源、光栅系统和检测器以从不同视角拍摄多个减影DPC图像，根据所述减影DPC图像在计算机系统内执行三维(3D)锥形线束重建，输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵，以及在计算机系统中根据3D 矩阵生成图像。
2.如权利要求1所述的设备，其中X射线源包括用于发射X射线辐射的锥形线束的锥形线束X射线源；以及用于将所述锥形线束分成多个X射线线源或点源的源光栅。
3.如权利要求2所述的设备，其中所述源光栅包括使来自X射线源的X射线光子无法透过的物质的线模式。
4.如权利要求3所述的设备，其中所述物质包括金或其它高原子序数材料。
5.如权利要求1所述的设备，其中所述X射线源包括微焦X射线源。
6.如权利要求1所述的设备，其中所述X射线源包括用于获取扇形X射线束的准直器。
7.如权利要求1所述的设备，其中所述光栅系统包括多个分支，其中每一个分支具有相位光栅和分析光栅的光栅集合，其被配置用作错位干涉仪。
8.如权利要求7所述的设备，其中所述光栅系统的每一个分支内的相位光栅和分析光栅之间的相对位移对应着一组连续的相位阶跃。
9.如权利要求7所述的设备，其中由计算机系统控制的所述光栅系统旋转并连续地使每一个分支上的光栅集合与光轴对准以获取多个亮度图像，利用相位阶跃算法从中计算 DPC图像。
10.如权利要求1所述的设备，其中所述光栅系统包括一个相位光栅、一个分析光栅以及承载任一光栅以产生多个相位阶跃的线性级，并且在不同的相位阶跃处拍摄亮度图像， 利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
11.如权利要求1所述的设备，其中相位光栅和分析光栅间隔一个分数或整数的塔波特距离。
12.如权利要求1所述的设备，其中分析光栅的周期与在所述分数或整数的塔波特距离处的相位光栅产生的条纹周期相等。
13.如权利要求1所述的设备，还包括第二X射线源和第二 X射线检测器，二者被安装在所述托台架上，用于对所述物体执行锥形线束计算机X射线断层摄影。
14.如权利要求13所述的设备，其中处理器被编程为利用第二X射线源和第二 X射线检测器执行对物体的所述锥形线束计算机X射线断层摄影以定位感兴趣的体积，随后利用 X射线源、光栅系统和X射线检测器执行所述DPC-CBCT扫描以成像所述感兴趣的体积。
15.如权利要求1所述的设备，其中所述光栅系统是可拆卸的。
16.如权利要求15所述的设备，其中在未安装所述光栅系统时能够执行常规CBCT扫描，而在安装所述光栅系统时能够执行DPC-CBCT扫描。
17.一种用于成像物体的设备，所述设备包括托台架；用于以数据采集几何形状移动托台架的至少一个马达；布置在托台架上以位于物体第一侧的X射线源；位于托台架上的X射线检测器，其被布置为使得已穿过所述物体的X射线入射到X射线检测器上，用于产生响应于入射到X射线检测器上的X射线的信号；与托台、X射线源和检测器通信的计算机系统，用于控制托台运动、X射线发射，以及用于分析来自于X射线检测器的所述信号以成像所述物体；其中所述X射线源是微焦X射线源；其中所述检测器是带有多重重定距模式的超高分辨率检测器；以及其中由计算机系统控制的托台围绕物体移动X射线源和检测器以在不同的视角拍摄多个亮度图像，根据所述亮度图像在计算机系统内执行三维(3D)锥形线束重建，输出与3D 重建一致的线性相位系数或线性衰减系数分布的3D重建矩阵，以及在计算机系统中根据 3D矩阵生成图像。
18.如权利要求17所述的设备，其中采用低检测器分辨率模式能够进行常规CBCT扫描，而采用超高分辨率模式能够进行同线CBCT扫描。
19.如权利要求1所述的设备，其中所述数据采集几何形状是环状几何形状。
20.如权利要求1所述的设备，其中所述数据采集几何形状是螺旋几何形状。
21.如权利要求1所述的设备，其中所述数据采集几何形状是环状加直线几何形状。
22.如权利要求21所述的设备，其中所述环状加直线几何形状包括单线。
23.如权利要求21所述的设备，其中所述环状加直线几何形状包括多个线。
24.如权利要求1所述的设备，其中所述数据采集几何形状是180°加锥角环状扫描。
25.如权利要求1所述的设备，其中所述数据采集几何形状是360°扫描。
26.如权利要求1所述的设备，其中所述重建算法是经过滤的反投影算法。
27.如权利要求1所述的设备，其中所述重建算法是反投影过滤算法。
28.如权利要求沈所述的设备，其中滤波器内核是希尔伯特滤波器。
29.如权利要求1所述的设备，其中背景DPC图像和物体就位的DPC图像利用相位阶跃算法获取。
30.如权利要求四所述的设备，其中所述背景DPC图像在物体未就位的情况下获取并且能够被预存储用于背景校正。
31.如权利要求1所述的设备，其中物体DPC图像可通过直接减去背景DPC图像来校正。
32.如权利要求1所述的设备，其中所述相位阶跃算法包括(a)对每一个像素，将该像素在所有相位阶跃处拍摄的所有亮度图像内的值分组成一数组；(b)计算该数组的傅里叶变换；(c)将第一傅里叶分量的相位作为该相应像素处的DPC值；以及(d)对每一个像素都重复该过程以生成DPC图像。
33.一种用于成像物体的方法，所述方法包括(a)使X射线入射到所述物体上；(b)使已穿过所述物体的X射线穿过包括相位光栅和分析光栅的光栅系统，使得已穿过所述物体的X射线穿过相位光栅和分析光栅；(c)检测已穿过所述光栅系统的X射线以产生信号；(d)操作所述光栅系统以执行相位阶跃算法并获取多个信号；(e)利用相位阶跃算法分析所述信号以形成DPC图像；(f)在计算机的控制下围绕所述物体移动辐射源、光栅系统和检测器以在不同视角拍摄多个所述DPC图像；(g)根据所述DPC图像在计算机内进行3D锥形线束重建；(h)输出与3D重建一致的线性相位系数分布的3D重建矩阵；以及(i)在计算机中根据3D矩阵生成图像；其中步骤(f)包括移动锥形线束辐射源和检测器以限定数据采集几何形状；以及其中步骤(g)包括拍摄背景DPC图像和物体DPC图像两者，并从物体DPC图像中减去背景DPC图像以生成减影DPC图像以供重建。
34.如权利要求33所述的方法，其中步骤(a)包括(i)从锥形线束X射线源发射X射线辐射的锥形线束；以及 ( )利用源光栅将锥形线束分成多个X射线线源。
35.如权利要求34所述的方法，其中源光栅包括使来自X射线源的X射线光子无法透过的物质的线模式。
36.如权利要求35所述的方法，其中所述物质包括金或其它高原子序数材料。
37.如权利要求33所述的方法，其中所述X射线源包括微焦X射线源。
38.如权利要求33所述的方法，其中所述X射线源包括用于获取扇形X射线束的准直ο
39.如权利要求33所述的方法，其中光栅系统包括多个分支，其中每一个分支具有相位光栅和分析光栅的光栅集合，其被配置用作错位干涉仪。
40.如权利要求39所述的方法，其中所述光栅系统的每一个分支内的相位光栅和分析光栅之间的相对位移对应着一组连续的相位阶跃。
41.如权利要求39所述的方法，其中所述光栅系统旋转并连续地使每一个分支上的光栅集合与光轴对准以获取多个亮度图像，利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
42.如权利要求33所述的方法，其中所述光栅系统包括一个相位光栅、一个分析光栅以及承载任一光栅以产生多个相位阶跃的线性级，并且在不同的相位阶跃处拍摄亮度图像，利用相位阶跃算法从中计算DPC图像。
43.如权利要求33所述的方法，其中相位光栅和分析光栅间隔一个分数或整数的塔波特距离。
44.如权利要求33所述的方法，其中分析光栅的周期与在所述分数或整数的塔波特距离处的相位光栅产生的条纹周期相等。
45.如权利要求33所述的方法，还包括对物体进行锥形线束计算机X射线断层摄影。
46.如权利要求45所述的方法，其中利用第二X射线源和第二 X射线检测器对物体进行所述锥形线束计算机X射线断层摄影以定位感兴趣体积，并在随后对所述感兴趣体积执行步骤(a)_⑴。
47.如权利要求46所述的方法，其中所述光栅系统是可拆卸的，并且所述锥形线束计算机X射线断层摄影在未安装所述光栅系统的情况下进行。
48.如权利要求33所述的方法，其中所述数据采集几何形状是环状几何形状。
49.如权利要求33所述的方法，其中所述数据采集几何形状是螺旋几何形状。
50.如权利要求33所述的方法，其中所述数据采集几何形状是环状加直线几何形状。
51.如权利要求50所述的方法，其中所述环状加直线几何形状包括单线。
52.如权利要求50所述的方法，其中所述环状加直线几何形状包括多个线。
53.如权利要求33所述的方法，其中所述数据采集几何形状是180°加锥角环状扫描。
54.如权利要求33所述的方法，其中所述数据采集几何形状是360°扫描。
55.如权利要求33所述的方法，其中所述重建算法是经过滤的反投影算法。
56.如权利要求33所述的方法，其中所述重建算法是反投影过滤算法。
57.如权利要求55所述的方法，其中滤波器内核是希尔伯特滤波器。
58.如权利要求33所述的方法，其中背景DPC图像和物体就位的DPC图像利用相位阶跃算法获取。
59.如权利要求58所述的方法，其中所述背景DPC图像在物体未就位的情况下获取并且能够被预存储用于背景校正。
60.如权利要求33所述的方法，其中所述相位阶跃算法包括(i)对每一个像素，将该像素在所有相位阶跃处拍摄的所有亮度图像内的值分组成一数组；( )计算该数组的傅里叶变换；(iii)将第一傅里叶分量的相位作为该相应像素处的DPC值；以及(iv)对每一个像素都重复该过程以生成DPC图像。
61.如权利要求1所述的设备，其中所述光栅系统的源光栅、相位光栅和分析光栅是二维光栅。
62.如权利要求33所述的方法，其中所述光栅系统的源光栅、相位光栅和分析光栅是二维光栅。
全文摘要
一种用于成像物体(如乳房成像)的设备，包括托台架，其上安装有X射线源、源光栅、用于待成像物体的支持物或其它位置、相位光栅、分析光栅和X射线检测器。所述设备通过微分相位对比锥形线束计算机X射线断层摄影术来成像物体。混合系统包括用于常规和微分相位对比计算机X射线断层摄影两者的源和检测器。
文档编号G06T17/00GK102413767SQ201080018703
公开日2012年4月11日 申请日期2010年3月2日 优先权日2009年3月2日
发明者劳拉·宁, 蔡卫兴 申请人:罗切斯特大学