Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений



Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений
Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений

 


Владельцы патента RU 2467355:

КЭНОН КАБУСИКИ КАЙСЯ (JP)

Изобретение относится к устройству получения рентгеновских изображений и способу получения рентгеновских изображений. Сущность изобретения заключается в том, что устройство получения рентгеновских изображений для получения информации о сдвиге фаз рентгеновского излучения, вызванном объектом, содержит расщепляющий элемент для пространственного расщепления рентгеновского излучения, излучаемого блоком генератора рентгеновского излучения, на рентгеновские пучки; блок аттенюатора, имеющий устройство, состоящее из элементов ослабления, для приема пучков рентгеновского излучения, расщепленного расщепляющим элементом; и блок детектора интенсивности для определения интенсивности пучков рентгеновского излучения, ослабленных блоком аттенюатора; и элемент ослабления, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в зависимости от места падения рентгеновского излучения на элемент. Технический результат - повышение качества изображения объекта с улучшенными краями. 4 н. и 6 з.п. ф-лы, 16 ил.

 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к устройству получения рентгеновских изображений и способу получения рентгеновских изображений.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Неразрушающий контроль с использованием радиационного излучения широко применяется в отраслях промышленности, при лечении в медицине и т.д.

Рентгеновское излучение, например, как некий вид радиационного излучения является электромагнитным излучением, имеющим длину волны в диапазоне от приблизительно 0,01 Å до 10 нм (10-12 - 10-8 м). Рентгеновское излучение с более короткой длиной волны (приблизительно 2 кэВ или выше) называется жестким рентгеновским излучением, а рентгеновское излучение с более длинной длиной волны (приблизительно от 0,1 кэВ до около 2 кэВ) называют мягким рентгеновским излучением.

Способ контрастного поглощения рентгеновского излучения применяется на практике, например, для контроля внутренней трещины в железе и стали или для контроля безопасности багажа, используя разность в поглощаемой мощности рентгеновского излучения, обладающего высокой проникающей способностью.

С другой стороны, для обнаружения объекта, имеющего небольшое отличие плотности от окружающей среды и создающего менее контрастное поглощение рентгеновского излучения, эффективен фазоконтрастный способ получения рентгеновских изображений посредством фазового контраста, при котором обнаруживается фазовый сдвиг рентгеновского излучения, создаваемый объектом. Такой способ фазоконтрастного получения рентгеновских изображений изучается для получения изображения полимерных смесей, для медицинского лечения и т.д.

Из различных способов получения рентгеновских фазоконтрастных изображений способ рефракционного контраста, раскрытый ниже в патентном документе 1, использует эффект рефракции, являющийся результатом фазового сдвига, вызванного объектом. Этот способ рефракционного контраста позволяет захватывать изображение посредством точной фокусировки источника рентгеновского излучения с помощью детектора, расположенного на большом расстоянии от объекта. Этот способ рефракционного контраста позволяет получать изображение, улучшенное на краях объекта за счет эффекта рефракции рентгеновского излучения, создаваемого объектом.

Дополнительно, этот способ рефракционного контраста, использующий эффект рефракции, не обязательно требует рентгеновского излучения высокой когерентности, подобного синхротронному излучению, чем отличается от обычного способа получения рентгеновских изображений.

С другой стороны, патентный документ 2 раскрывает устройство получения изображений, имеющее маску для экранирования рентгеновского излучения на краевых участках пикселей детектора. Размещая маску так, чтобы она частично облучалась рентгеновским излучение в отсутствие объекта, сдвиг положения рентгеновского излучения, вызванный эффектом рефракции объекта, может быть обнаружен как изменение интенсивности рентгеновского излучения.

ДОКУМЕНТЫ, СООТВЕТСТВУЮЩИЕ ПРЕДШЕСТВУЮЩЕМУ УРОВНЮ ТЕХНИКИ

ПАТЕНТНЫЕ ДОКУМЕНТЫ

Патентный документ 1: японская выложенная патентная заявка №2002-102215.

Патентный документ 2: международная выложенная патентная заявка №2008/029107.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Однако в способе рефракционного контраста, раскрытом в патентном документе 1, угол рефракции рентгеновского излучения, вызванной эффектом рефракции объекта, очень мал, так что для получения изображения объекта с улучшенными краями детектор должен располагаться на достаточно большом расстоянии от объекта. Поэтому способ рефракционного контраста неизбежно требует большего размера устройства обнаружения.

Настоящее изобретение предназначено для обеспечения устройства получения рентгеновских изображений и способа получения рентгеновских изображений, позволяющих избавиться от упомянутых выше недостатков способа рефракционного контраста.

Настоящее изобретение относится к устройству получения рентгеновских изображений, чтобы получать информацию о фазовом сдвиге рентгеновского излучения, вызванном объектом, содержащему:

расщепляющий элемент для пространственного расщепления рентгеновского излучения, излучаемого блоком генератора рентгеновского излучения, на рентгеновские пучки;

блок аттенюатора, имеющий устройство, состоящее из элементов ослабления, чтобы принимать рентгеновские пучки, расщепленные расщепляющим элементом; и

блок детектора интенсивности для обнаружения интенсивностей рентгеновских пучков, ослабленных блоком аттенюатора; и

элемент ослабления, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в зависимости от места падения рентгеновского излучения на элемент.

Устройство может иметь вычислительный блок для вычисления дифференциального фазоконтрастного изображения или фазоконтрастного изображения объекта из информации об интенсивности рентгеновского излучения, определяемой блоком детектора интенсивности.

Элемент ослабления может иметь толщину, непрерывно изменяющуюся в направлении, перпендикулярном направлению падения рентгеновскому излучению.

Элемент ослабления может иметь форму треугольной призмы.

Элемент ослабления может иметь плотность, непрерывно изменяющуюся в направлении, перпендикулярном направлению падения рентгеновского излучения.

Элемент ослабления может иметь форму, обеспечивающую положительное дифференциальное значение второго порядка длины оптического пути в элементе ослабления относительно места падения рентгеновского излучения.

Устройство может иметь механизм перемещения для синхронного перемещения блока генератора рентгеновского излучения, расщепляющего элемента, блока аттенюатора и блока детектора интенсивности.

Настоящее изобретение относится к способу получения рентгеновских изображений с помощью устройства для получения рентгеновских изображений, содержащему этапы, на которых:

расщепляют рентгеновский луч пространственно; и

собирают информацию о фазовом сдвиге рентгеновского излучения, вызванном объектом, используя блок аттенюатора, имеющий устройство, состоящее из элементов ослабления, из интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через элементы ослабления; и

элемент ослабления, непрерывно изменяет величину пропускания рентгеновского излучения в соответствии с местом падения рентгеновского излучения на элемент.

Данное изобретение относится к устройству получения рентгеновских изображений, содержащему:

блок генератора рентгеновского излучения для генерации рентгеновского излучения;

блок аттенюатора, имеющий устройство, состоящее из множества элементов ослабления, каждый из которых имеет градиент поглощения мощности, непрерывно изменяющих величину пропускания рентгеновского излучения в соответствии с распределением интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через объект;

и детектор интенсивности рентгеновского излучения для обнаружения интенсивности рентгеновского излучения, ослабленного блоком аттенюатора.

Настоящее изобретение относится к способу получения рентгеновских изображений с помощью устройства получения рентгеновских изображений, использующего блок аттенюатора, имеющий устройство, состоящее из множества элементов ослабления, каждый из которых имеет градиент поглощения мощности, непрерывно изменяющих величину проходящей мощности рентгеновского излучения в соответствии с распределением интенсивности рентгеновского излучения, которое прошло через объект, чтобы обнаружить изменение в распределении интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через элемент ослабления.

Настоящее изобретение обеспечивает устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений, который может решить проблемы, существующие в стандартном способе рефракционного контраста.

Дополнительные признаки настоящего изобретения станут очевидны из последующего описания примеров вариантов осуществления со ссылкой на приложенные чертежи.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 - структура устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего варианту 1 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.2 - схематичное представление части блока аттенюатора, соответствующего варианту 1 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.3 - структура устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего варианту 2 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.4A и 4B - часть блока аттенюатора, соответствующего варианту 2 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.5 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса вычислений в соответствии с вариантом 2 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.6 - схематичное представление структуры, соответствующей варианту 3 осуществления, использующей другой типа блока аттенюатора вместо блока аттенюатора, соответствующего варианту 2 осуществления.

Фиг.7A и 7B - чертежи для описания блока аттенюатора и элемента ослабления, соответствующих варианту 4 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.8 - график сравнения изменений длины оптического пути для функции экспоненциального типа и функции линейного типа.

Фиг.9A и 9B - графики сравнения изменений длины оптического пути для функции экспоненциального типа и функции линейного типа.

Фиг.10 - чертеж для описания блока аттенюатора, соответствующего варианту 4 осуществления.

Фиг.11 - схематичное представление структуры для компьютерной томографии (СТ) в соответствии с вариантом 5 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.12 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса вычислений в соответствии с вариантом 5 осуществления настоящего изобретения.

Фиг.13 - структура устройства получения рентгеновских изображений в соответствии с примером 1 настоящего изобретения.

Фиг.14 - структура устройства получения рентгеновских изображений в соответствии с примером 2 настоящего изобретения.

Фиг.15 иллюстрирует рефракцию рентгеновского излучения за счет вещества.

Фиг.16А и 16В - чертежи для описания проблемы, существующей в патентном документе 2.

НАИЛУЧШИЙ РЕЖИМ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В вариантах осуществления настоящего изобретения блок аттенюатора, образованный устройством, состоящим из многочисленных элементов ослабления, имеющих, соответственно, градиент поглощения мощности (или градиент коэффициента пропускания), используется для получения информации об изменении распределения интенсивности рентгеновского излучения или о позиционном сдвиге рентгеновского луча за счет эффекта рефракции.

Элемент ослабления, имеющий градиент поглощения мощности (или градиент коэффициента пропускания), здесь означает элемент, в котором величина поглощения (или величина пропускания) рентгеновского излучения непрерывно изменяется в зависимости от распределения интенсивности рентгеновского излучения или места падения рентгеновского излучения. Такой элемент ослабления может быть выполнен посредством изменения формы, плавного или ступенчатого. В другом случае, элементы ослабления могут быть выполнены с помощью изменения величины поглощения (или пропускания) рентгеновского излучения на единицу объема. В этой связи, слово "непрерывно" в описании настоящей заявки может содержать смысл слова "ступенчато".

Устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений, соответствующие настоящему изобретению, описываются ниже со ссылкой на конкретные варианты осуществления.

Вариант 1 осуществления

Вариант 1 осуществления описывает структуру устройства получения рентгеновских изображений для получения изображения объекта на основе фазового сдвига рентгеновского излучения.

На Фиг.15 схематично показана рефракция луча рентгеновского излучения при прохождении через вещество. Здесь, показатель рефракции вещества для рентгеновского излучения немного ниже 1.

Таким образом, в случае, показанном на Фиг.15, пучок 1507 рентгеновского излучения преломляется при выходе из вещества 1502 после прохождения через вещество 1502 (пучок 1507 рентгеновского излучения на Фиг.15 преломляется вверх).

Пучок рентгеновского излучения, прошедшего через вещество 1502, проходит таким образом, чтобы пересечься с пучком 1501 рентгеновского излучения, прошедшим вдоль внешней стороны вещества 1502, и увеличить интенсивность рентгеновского излучения в месте пересечения, тогда как на воображаемой продленной линии пучка 1507 рентгеновского излучения, который должен преломляться в месте падения на вещество, интенсивность пучка рентгеновского излучения будет ниже. Следовательно, распределение 1503 интенсивности прошедшего пучка рентгеновского излучения на краю вещества 1502 увеличивается, как показано на Фиг.15.

Так как угол θ рефракции пучка рентгеновского излучения очень мал, расстояние между веществом и детектором должно делаться достаточно длинным, чтобы получить линию профиля с улучшенным краем с учетом пиксельного размера детектора. Поэтому в способе рефракционной контрастности, описанном в упомянутом выше патентном документе 1, устройство неизбежно обладает большими размерами вследствие необходимости иметь большое расстояние между объектом и детектором, чтобы получить увеличение изображения.

Когда детектор располагается на меньшем расстоянии от объекта, размер одного пикселя 1505 детектора 1504 будет больше, чем образец интенсивности в распределении 1503 интенсивностей проходящего рентгеновского излучения, чтобы уничтожить друг друга для униформизации интенсивности в пределах одного пикселя. Это делает невозможным получение изображения вещества с улучшенным краем.

Поэтому этот вариант осуществления характеризуется блоком аттенюатора, имеющим градиент поглощения мощности соответствующих элементов ослабления, для определения структуры интенсивности рентгеновского излучения при малом расстоянии между объектом и детектором.

На Фиг.1 представлена структура устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего настоящему варианту осуществления.

Пучок рентгеновского излучения, генерированного источником 101 рентгеновского излучения в виде блока генератора рентгеновского излучения, имеет фазовый сдвиг, созданный объектом 104, так что он должен приходить преломленным. Преломленный пучок рентгеновского излучения поступает в блок 105 аттенюатора. Пучок рентгеновского излучения, прошедший через блок 105 аттенюатора, обнаруживается детектором 106, действующим в качестве блока детектора интенсивности. Информация, полученная детектором 106, выводится на дисплейный блок 108 типа монитора.

К объекту 104 относятся человеческие тела и другие материалы, такие как неорганические материалы и неорганические-органические композитные материалы. В этой связи может дополнительно обеспечиваться механизм перемещения (не показан в чертеже), чтобы перемещать объект 104. Перемещая должным образом объект 104, могут быть получены изображения заданных участков объекта 104.

В качестве детектора 106 могут использоваться различные типы детекторов рентгеновского излучения, в том числе детекторы прямого типа и детекторы косвенного типа, такие как плоский панельный детектор рентгеновского излучения, рентгеновская камера на приборах с зарядовой связью и двумерный рентгеновский детектор с прямым преобразованием.

Детектор 106 может быть помещен около блока 105 аттенюатора или на определенном расстоянии от него. Блок 105 аттенюатора может быть интегрирован в детектор 106.

Для использования монохроматического луча рентгеновского излучения между источником 101 рентгеновского излучения и объектом 104 может обеспечиваться блок 102 монохроматора. Блок 102 монохроматора содержит комбинацию щелей и многослойное рентгеновское зеркало.

Далее будет более подробно описан блок 105 аттенюатора. На Фиг.2 схематично показана часть блока 105 аттенюатора. На этом чертеже блок 203 аттенюатора образуется элементами 204 ослабления, имеющими, соответственно, форму треугольной призмы с толщиной, изменяющейся в направлении, перпендикулярном направлению падения рентгеновского излучения.

В такой структуре длина оптического пути, проходимого пучком рентгеновского излучения в элементе 204 ослабления, меняется в направлении X. Таким образом, элемент 204 ослабления имеет градиент поглощения мощности, благодаря которому поглощение (или пропускание) различается в зависимости от распределения интенсивности рентгеновского излучения или места падения рентгеновского излучения. Элементы 204 ослабления могут формироваться при работе элемента в форме пластины.

На Фиг.2 ссылочная позиция 201 обозначает распределение интенсивности опорного рентгеновского излучения, поступающего к элементу 204 ослабления в отсутствие объекта 104, а позиция 202 обозначает распределение интенсивности опорного рентгеновского излучения, измененного рефракцией с помощью объекта 104 и поступающего к элементу 204 ослабления.

Интенсивность рентгеновского излучения, обнаруженного одним пикселем детектора, является интегрированной интенсивностью в пределах одного пикселя, независимо от распределения интенсивности рентгеновского излучения, поступающего на один пиксель. Однако элементы 204 ослабления, которые будут непрерывно изменять интенсивность проходящего рентгеновского излучения в направлении X, позволяют преобразование изменения интенсивности проходящего рентгеновского излучения, вызванного рефракцией объектом 104, в изменение интенсивности проходящего рентгеновского излучения.

Например, на Фиг.2 показан с увеличением сдвиг вверх положения 202 на чертеже, который увеличивает интенсивность проходящего рентгеновского излучения, тогда как сдвиг вниз положения 202 на чертеже с увеличением уменьшает интенсивность проходящего рентгеновского излучения. Поэтому мгновенный эффект рефракции может быть обнаружен по распределению интенсивности рентгеновского излучения, сравнивая интенсивность рентгеновского излучения, определенную в отсутствие объекта 104, с интенсивностью рентгеновского излучения, определенной в присутствии объекта 104.

Такая структура содержит определение мгновенного изменения распределения интенсивности в пределах одного пикселя детектора 106. Это делает ненужным помещать детектор 106 на большом расстоянии от объекта 104 и позволяет уменьшить размеры устройства. Дополнительно, в такой структуре более точное изменение распределения интенсивности за счет рефракции может определяться, помещая детектор 106 на большем расстоянии от объекта 104.

При таком способе нет необходимости использовать рентгеновское излучение с повышенной когерентностью, поскольку фазовый сдвиг определяется посредством эффекта рефракции рентгеновского излучения.

В приведенном выше описании элемент ослабления имеет однородный эффективный коэффициент поглощения и непрерывно изменяющуюся форму. Однако от элемента ослабления требуется иметь только такой градиент поглощения мощности, чтобы величина поглощения (величину пропускания) мощности рентгеновского излучения изменялась в определенном направлении. Например, элемент ослабления, имеющий плотность, непрерывно изменяющуюся в направлении, перпендикулярном направлению падающего рентгеновского излучения, как показано на Фиг.4А и 4В, как будет описано позже, также полезен для устройства получения рентгеновских изображений в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

Дополнительно, градиент поглощения мощности элемента ослабления не обязательно должен быть постепенным, как показано на Фиг.2, а величина поглощения (пропускания) может изменяться и ступенчато. Например, ступенчато может изменяться форма элемента или ступенчато может изменяться плотность элемента.

Для получения изменения распределения интенсивности рентгеновского излучения градиент поглощения мощности в элементе ослабления может быть сформирован в двух или более направлениях. Например, градиент поглощения мощности может быть сформирован в направлении Х и в направлении Y в пределах одного элемента ослабления, чтобы измерять фазовые градиенты в двух направлениях. Для измерения в двух или более направлениях элемент может иметь форму пирамиды или конуса.

Градиент поглощения мощности не ограничивается тем, чтобы быть однородным среди элементов ослабления. Первый тип элементов ослабления, имеющих градиент в направлении X, и второй тип элементов ослабления, имеющих градиент в направлении Y, могут поочередно располагаться на плоскости, чтобы измерять фазовый градиент в двух направлениях.

В другом случае, элементы ослабления, имеющие градиент в направлении Х и имеющие градиент в направлении Y, могут быть располагаться слоями. То есть первый слой может быть сформирован из первого блока аттенюатора, имеющего градиент поглощения мощности в направлении Х, и второй слой может быть сформирован из второго блока аттенюатора, имеющего градиент поглощения мощности в направлении Y.

Чтобы предотвратить размывание изображения рассеянным рентгеновским излучением от блока 105 аттенюатора, между блоком 105 аттенюатора и детектором 106 может быть помещена сетка, подобная той, которая традиционно используется при получении рентгеновских изображений.

Вариант 2 осуществления: структура, использующая расщепляющий элемент

Этот вариант 2 осуществления описывает устройство получения рентгеновских изображений и способ получения рентгеновских изображений, чтобы иметь фазоконтрастные изображения в качестве информации о фазовом сдвиге рентгеновского излучения. Этот вариант осуществления отличается от варианта 1 осуществления тем, что используется элемент для расщепления рентгеновского излучения.

Устройство получения изображений, раскрытое в упомянутом выше патентном документе 2, использует оптический элемент для расщепления рентгеновского излучения и маску для экранирования рентгеновского излучения на краевых участках элементов детектора. Фиг.16A и 16B показывают пример части детектора, описанного в патентном документе 2. На Фиг.16A показан вид части детектора со стороны прихода рентгеновского излучения, а на Фиг.16B показан вид, полученный с боковой стороны, перпендикулярной направлению прихода рентгеновского излучения.

Маска 1602 обеспечивается для экранирования пучков рентгеновского излучения на краевых участках соответствующих пикселей 1601 детектора. Спроецированные пучки 1603 рентгеновского излучения попадают на соответствующие пиксели с частями пучков рентгеновского излучения, экранированными масками 1602. При такой конструкции падающие пучки 1603 рентгеновского излучения отклоняются, чтобы изменить место падения на пиксел 1601 за счет эффекта рефракции. Это отклонение изменяет интенсивности пучков рентгеновского излучения, попадающих на пиксели за счет экранирования масками 1602. Эффект рефракции может измеряться, обнаруживая изменение интенсивности рентгеновского излучения.

В способе, раскрытом в патентном документе 2, маска 1602 используется для экранирования рентгеновского излучения. Поэтому, когда область облучения рентгеновским излучением 1603 находится полностью на маске 1602, отклонение рентгеновского излучения, к сожалению, не может быть обнаружено. Дополнительно, не может быть обнаружено отклонение падающего рентгеновского излучения 1603 внутри области маски 1602. То есть способ, соответствующий патентному документу 2, имеет проблему области нечувствительности.

Поэтому этот вариант 2 осуществления описывает устройство и способ, которые позволяют получить меньший размер устройства по сравнению со способом рефракционного контраста и которые имеют меньшую область нечувствительности по сравнению со способом, описанным в патентном документе 2.

На Фиг.3 представлена структура устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего настоящему варианту осуществления.

Рентгеновское излучение, излучаемое источником 301 рентгеновского источника, таким как блок генератора рентгеновского излучения, пространственно расщепляется расщепляющим элементом 303 на пучки рентгеновского излучения. То есть рентгеновское излучение функционирует как маска выборки, имеющая апертуры, как описано в патентном документе 2. Рентгеновское излучение, проходящее через расщепляющий элемент 303, формирует пучок рентгеновского излучения. Расщепляющий элемент 303 может иметь форму линейно-пространственной щелевой матрицы или иметь форму двумерного устройства с отверстиями.

Для щели в расщепляющем элементе 303 нет необходимости проходить насквозь через основную пластину, поскольку рентгеновское излучение может проходить через щель. Расщепляющий элемент 303 изготавливается из материала, имеющего высокое поглощение мощности рентгеновского излучения, в том числе, из платины, золота, свинца, тантала и вольфрама и соединений, содержащих такие элементы.

Шаг линейно-пространственной щели для рентгеновского излучения, расщепленного расщепляющим элементом 303 в месте расположения детектора 306, является не меньшим, чем размер пикселя детектора 306. То есть размер пикселя, из которых состоит блок детектора рентгеновского излучения, не превышает пространственного шага щели для рентгеновского излучения, расщепленного расщепляющим элементом 303.

Пучки рентгеновского излучения, пространственно расщепленные расщепляющим элементом 303, преломляются объектом 304. Соответствующие пучки рентгеновского излучения проходят в блок 305 аттенюатора. Пучки рентгеновского излучения, которые прошли через блок 305 аттенюатора, подвергаются измерению интенсивности рентгеновского излучения детектором 306. Информация о рентгеновском излучении, полученная детектором 306, обрабатывается арифметически с помощью вычислительного блока 307 и выводится на блок 308 дисплея типа монитора.

Блок 302 монохроматора, объект 304, механизм перемещения для перемещения объекта 304, детектор 306, сетка и т.д. могут быть такими же, как те, которые используются в варианте 1 осуществления.

Блок 305 аттенюатора описывается более конкретно. На Фиг.4A схематично представлена часть блока аттенюатора 305.

Опорный пучок 401 рентгеновского излучения является рентгеновским излучением, расщепленным в отсутствие объекта 304, и предпочтительно поступает в центр элемента 404 ослабления рентгеновского излучения в направлении Х. Пучок 402 рентгеновского излучения обозначает пучок рентгеновского излучения, преломленный за счет присутствия объекта 304. Блок 403 аттенюатора состоит из множества элементов 404 ослабления.

Как показано на Фиг.4B, элемент 404 ослабления имеет плотность, плавно распределенную в направлении Х (перпендикулярном к направлению падения пучка рентгеновского излучения). Изменение плотности элемента 404 ослабления на Фиг.4А и 4В изменяет степень поглощения (коэффициент пропускания) рентгеновского излучения, участок с более высокой плотностью позволяет меньшее прохождение рентгеновское излучения. То есть элемент 404 ослабления имеет градиент поглощения мощности, чтобы непрерывно изменять поглощение (прохождение) рентгеновского излучения в зависимости от места падения рентгеновского излучения.

Интенсивность опорного рентгеновского излучения 401, которое прошло через элемент 404 ослабления, представляется ниже уравнением 1:

В приведенном выше уравнении I0 обозначает интенсивность рентгеновского излучения, которое было расщеплено пространственно расщепляющим элементом 303; µ/ρ обозначает эффективный массовый коэффициент поглощения элемента 404 ослабления; ρ0 обозначает удельную плотность элемента 404 ослабления на участке, где опорный пучок 401 рентгеновского излучения проходит через элемент 404 ослабления; и L обозначает толщину элемента 404 ослабления.

Интенсивность пучка 402 рентгеновского излучения, который был преломлен объектом 304 и прошел через элемент 404 ослабления, представлена ниже уравнением 2:

В приведенном выше уравнении А обозначает коэффициент пропускания рентгеновского излучения через объект 304; ρ' обозначает удельную плотность элемента 404 ослабления на участке, где пучок 402 рентгеновского излучения проходит через элемент 404 ослабления. Из приведенных выше уравнений 1 и 2 разность между плотностью участка, где опорный пучок 401 рентгеновского излучения, проходит через элемент 404 ослабления, и плотностью участка, где смещенный пучок 402 рентгеновского излучения проходит через элемент 404 ослабления, представляется ниже уравнением 3:

(Уравнение 3)

Для объекта 304, который крайне мало поглощает рентгеновское излучение, коэффициент пропускания A приблизительно равен 1. Для объекта, имеющего эффект поглощения, которым нельзя пренебречь, коэффициент пропускания A может быть получен при получении изображений в отсутствие элемента 305 ослабления.

С другой стороны, так как распределение плотности в теле, поглощающем рентгеновское излучение, известно, позиционный сдвиг (d) на блоке 305 аттенюатора может быть получен из разности плотностей, указанной приведенным выше уравнением 3.

То есть точный позиционный сдвиг, вызванный рефракцией с помощью объекта 304, может быть оценен по соотношению между обнаруженными интенсивностями опорного рентгеновского излучения 401 и рентгеновского излучения 402.

Ниже описывается арифметическая обработка, соответствующая этому варианту осуществления.

На Фиг.5 представлена блок-схема последовательности выполнения операций арифметической обработки.

Сначала, на первом этапе S100 получают информацию об интенсивностях соответствующих пучков рентгеновского излучения, которые прошли через блок 305 аттенюатора.

На втором этапе S101 блок 307 процессора вычисляет позиционный сдвиг d соответствующих пучков рентгеновского излучения относительно опорного рентгеновского излучения 401 по информации об интенсивностях в соответствующих пикселях в направлении, перпендикулярном направлению шага щели.

Позиционный сдвиг (d) может быть оценен уравнением 3. Так как распределение плотности в теле, поглощающем рентгеновское излучение, известно, позиционный сдвиг (d) на блоке 305 аттенюатора может быть оценен по разности плотностей, представленной уравнением 3.

В противном случае, таблица соотношения соответствия между интенсивностью проходящего рентгеновского излучения и позиционным сдвигом (d) хранится в блоке 307 процессора и т.п., и позиционный сдвиг (d) может быть оценен из измеренной интенсивности путем ссылки на таблицу данных. Эта таблица данных может быть подготовлена для соответствующих элементов 404 ослабления посредством перемещения блока 305 аттенюатора или расщепляющего элемента 303 и обнаружения интенсивности проходящего рентгеновского излучения в каждом из местоположений. При подготовке таблицы данных вместо перемещения расщепляющего элемента 303 может использоваться одиночная щель, имеющая ту же самую ширину щели, что и расщепляющий элемент 303, и интенсивность проходящего рентгеновского излучения обнаруживается в соответствующих положениях элементов 404 ослабления.

На третьем этапе S102 вычисляются углы (Δθ) рефракции соответствующих пучков рентгеновского излучения. Угол (Δθ) рефракции соответствующих пучков рентгеновского излучения вычисляется по позиционному сдвигу (d) и расстоянию (Z) между объектом 304 и блоком 305 аттенюатора согласно приведенному ниже уравнению 4:

(Уравнение 4)

Угол (Δθ)рефракции и дифференциальная фаза (dφ/dx) определяются соотношением, соответствующим уравнению 5.

(Уравнение 5)

В уравнениях λ обозначает длину волны рентгеновского излучения. Когда рентгеновское излучение является непрерывной волной, λ обозначает эффективную длину волны.

Далее, на четвертом этапе S103 дифференциальная фаза (dφ/dx) вычисляется для соответствующих пикселей в направлении, перпендикулярном направлению шага щели, в соответствии с приведенным выше уравнением 5, чтобы получить информацию о дифференциальной фазе.

Затем, на пятом этапе S104 каждая из дифференциальных фаз (dφ/dx), полученных согласно упомянутому выше вычислению, интегрируется в направлении Х, чтобы получить информацию о фазе φ. На этапе S105 вычисленное дифференциальное фазоконтрастное изображение и фазоконтрастное изображение могут быть выведены на блок 108 дисплея.

Для описанной выше структуры может определяться мгновенный позиционный сдвиг рентгеновского излучения, позволяющий получить более короткое расстояние между объектом 304 и детектором 306. Таким образом, устройство может быть уменьшено в размерах по сравнению с устройством, соответствующим способу рефракционного контраста, раскрытому в патентном документе 1. Дополнительно, использование расщепляющего элемента 303 позволяет осуществлять квантификацию величины дифференциальной фазы и величины фазы. Дополнительно, эта структура не имеет области нечувствительности свойственной блоку 305 аттенюатора проходящего типа, который не имеет области экранирования рентгеновского излучения.

Для описанной выше структуры, имеющей большее расстояние между объектом 304 и детектором 306, позиционный сдвиг рентгеновского излучения может быть обнаружен более точно.

Дополнительно, так как фазовый сдвиг обнаруживается, используя эффект рефракции рентгеновского излучения, не требуется, чтобы рентгеновское излучение обладало высокой когерентностью.

Вариант 3 осуществления

Этот вариант 3 осуществления описывает структуру устройства получения рентгеновских изображений, использующего блок аттенюатора, отличающийся от блока аттенюатора, соответствующего варианту 2 осуществления. Базовая структура устройства в этом варианте осуществления является той же самой, что и та, которая показана на Фиг.3 для описания варианта 2 осуществления. На Фиг.6 схематично представлена структура, соответствующая варианту 3 осуществления.

Ссылочная позиция 601 обозначает пучок рентгеновского излучения, который расщепляется в отсутствие объекта 304. Это опорное рентгеновское излучение 601 предпочтительно попадает в центр элемента 604 ослабления в направлении X. Ссылочная позиция 602 обозначает пучок рентгеновского излучения, преломляемый объектом 304.

Как показано на Фиг.6, блок 603 аттенюатора представляет собой устройство, состоящее из элементов 604 ослабления, каждый из которых имеет форму треугольной призмы. Этот элемент 604 ослабления имеет однородный эффективный коэффициент поглощения излучения и обладает толщиной, непрерывно изменяющейся в направлении, перпендикулярном направлению падающего рентгеновского излучения.

Так как элемент 604 ослабления имеет форму треугольной призмы, длина оптического пути проходящего рентгеновского излучения изменяется внутри элемента 604 ослабления в направлении X, который изменяет величину поглощения (пропускания) рентгеновского излучения в зависимости от места падения рентгеновского излучения в направлении X.

Интенсивность опорного рентгеновского излучения 601, которое прошло через элемент 604 ослабления, представлена ниже уравнением 6

В приведенном выше уравнении символ I0 обозначает интенсивность пучка рентгеновского излучения, пространственно расщепленного расщепляющим элементом 303, символ µ обозначает эффективный коэффициент линейного поглощения элемента 604 ослабления, и символ l0 обозначает длину оптического пути прохождения опорного пучка 601 рентгеновского излучения через элемент 604 ослабления.

С другой стороны, интенсивность пучка 602 рентгеновского излучения, который был преломлен объектом 304 и прошел через элемент 604 ослабления, представляется ниже уравнением 7

(Уравнение 7)

В приведенном выше уравнении символ A обозначает коэффициент пропускания рентгеновского излучения через объект 304, символ l обозначает длину оптического пути пучка 602 рентгеновского излучения через элемент 604 ослабления.

Из уравнения 6, уравнения 7 и угла при вершине α элемента 604 ослабления созданный объектом позиционный сдвиг d пучка рентгеновского излучения на блоке 305 аттенюатора представляется ниже уравнением 8

(Уравнение 8)

Когда эффект поглощения рентгеновского излучения объекта 304 чрезвычайно мал, значение A равно 1, а когда эффект поглощения не является пренебрежимо малым, значение A можно найти при получении изображений в отсутствие блока 305 аттенюатора.

То есть мгновенное позиционное изменение d, вызванное рефракцией объектом 304, может быть получено из соотношения между обнаруженными интенсивностями опорного пучка 601 рентгеновского излучения 601 и преломленного пучка 602 рентгеновского излучения.

Треугольная призма элемента 604 ослабления позволяет производить оценку позиционного сдвига d, основываясь на отношении опорного рентгеновского излучения 601 к преломленному рентгеновскому излучению 602 в любом положении элемента 604 ослабления.

Рентгеновское излучение, прошедшее через блок 305 аттенюатора, определяется детектором 306. Из полученных данных вычислительный блок 307 определяет дифференциальную фазу (dφ/dx) и фазу (φ) рентгеновского излучения в соответствующих элементах в направлении, перпендикулярном направлению шага щели, подобно тому, как они используются в варианте 2 осуществления. Дифференциальное фазоконтрастное изображение и фазоконтрастное изображение отображаются на блоке 308 дисплея.

Без уравнения 8 позиционный сдвиг d может быть оценен из информации об интенсивности, полученной при практическом измерении со ссылкой на таблицу данных, подготовленную отдельно, касающуюся связи обнаруженной интенсивности с позиционным сдвигом d. Эта таблица данных может быть подготовлена, определяя интенсивность проходящего пучка рентгеновского излучения при перемещении блока 305 аттенюатора или расщепляющего элемента 303 для каждого из элементов 604 ослабления. При подготовке таблицы данных вместо перемещения расщепляющего элемента 303 для определения интенсивности проходящего рентгеновского излучения в местах расположения элементов 604 ослабления может использоваться одиночная щель, имеющая ту же самую ширину, что и расщепляющий элемент 303.

Такая структура позволяет обнаруживать исключительно малый позиционный сдвиг пучка рентгеновского излучения, делая ненужным большое расстояние между объектом 304 и детектором 306, и дает возможность уменьшить размеры устройства получения изображений. Дополнительно, в такой структуре блок 305 аттенюатора, который является блоком проходящего типа, не содержащим области экранирования рентгеновского излучения, не имеет области нечувствительности.

В такой структуре более мелкий позиционный сдвиг пучка рентгеновского излучения за счет рефракции может определяться, удлиняя расстояние между объектом 304 и детектором 306.

Дополнительно, так как фазовый сдвиг определяется посредством эффекта рефракции пучка рентгеновского излучения, нет необходимости, чтобы рентгеновское излучение обладало высокой когерентностью.

Вариант 4 осуществления: элемент ослабления изогнутой формы

Этот вариант 4 осуществления описывает элемент ослабления, отличающийся по форме от такого же элемента в варианте 3 осуществления.

На Фиг.7А представлена структура блока аттенюатора, соответствующего варианту 4 осуществления. На Фиг.7В представлена структура элемента ослабления блока аттенюатора.

Элемент ослабления, имеющий форму, непрерывно изменяющуюся в зависимости от позиционного сдвига преломленного пучка 702 рентгеновского излучения относительно положения опорного пучка 701 рентгеновского излучения, пригоден для определения детектором 305 позиционного сдвига как изменения интенсивности рентгеновского излучения. Однако, когда при изменении длины оптического пути линейно относительно позиционного сдвига преломляемого рентгеновского излучения, определенная интенсивность рентгеновского излучения изменяется явно по экспоненте относительно позиционного сдвига и эффективное определение позиционного сдвига может быть проведено только в ограниченном узком диапазоне. Поэтому в этом варианте осуществления изменение длины оптического пути нелинейно относительно позиционного сдвига преломляемого пучка рентгеновского излучения, но в форме, дающей положительное значение его дифференциала второго порядка.

На Фиг.7B схематично представлен увеличенный вид элемента 703 ослабления. На Фиг.7B направление позиционного сдвига за счет рефракции отсчитывается в направлении оси X, и оптический путь пучка рентгеновского излучения, перпендикулярного ему, отсчитывается в направлении оси Y.

Пучок рентгеновского излучения, который прошел через объект, сдвигается на Δx (ссылочная позиция 704) от опорного пучка рентгеновского излучения 709 к преломленному пучку 705 рентгеновского излучения. Элемент 703 ослабления имеет форму, дающую положительный дифференциал второго порядка длины оптического пути 706 t(x) преломленного пучка рентгеновского излучения, прошедшего через элемент 703 ослабления, относительно места падения пучка рентгеновского излучения, d2t(x)/dx2. В частности, когда изменение длины оптического пути 706 экспоненциально, длина оптического пути t(x) представляется приведенным ниже уравнением 9

t(x)=AR·s[1-ln(X+1)/ln(s+1)], (Уравнение 9)

в котором символ s обозначает длину элемента 703 ослабления в направлении оси X, AR обозначает коэффициент пропорциональности элемента 703 ослабления. Символ s в приведенном выше уравнении обозначается на Фиг.7B ссылочной позицией 707. Коэффициент пропорциональности AR представлен ниже уравнением 10

AR=L/s (Уравнение 10)

где L обозначает длину в направлении оси Y, обозначенную ссылочной позицией 708. Символ s (ссылочная позиция 707) является целочисленным множителем разрешающей способности блока детектора рентгеновского излучения, когда блок аттенюатора и блок детектора рентгеновского излучения размещаются близко друг к другу, тогда как, когда они не близки друг к другу, значение s регулируется так, чтобы проекция элемента 703 ослабления на поверхность обнаружения была целочисленным множителем разрешающей способности блока детектора рентгеновского излучения. Когда изменение длины 706 оптического пути линейно, длина оптического пути t(x) представляется приведенным ниже уравнением 11

t(x)=AR(s-x) (Уравнение 11)

Дифференциал второго порядка этой длины оптического пути t(x) равен нулю.

Интенсивность I(x) рентгеновского излучения, измеренная детектором, представлена уравнением 12 с учетом динамического диапазона DR детектора:

I(x)=DR exp(-t(x)/lex, (Уравнение 12)

в котором lex обозначает длину затухания материала элемента 703 ослабления для рентгеновского излучения. С другой стороны, когда изменение длины оптического пути в элементе 703 ослабления происходит экспоненциально, интенсивность I(x) рентгеновского излучения, обнаруженного детектором, представляется приведенным ниже уравнением 13

I(x)=DR·exp[-AR s{1-ln(x+1)/ln(s+l)}/lex]=
=DR·e-a(x+1)b,
(Уравнение 13)

в котором a и b представляются соответственно уравнением 14 и уравнением 15

a=AR s/lex, (Уравнение 14)
b=a/ln(s+1)=AR s/(lex ln(s+1)) (Уравнение 15)

Регулируя значение b, чтобы оно было близко к 1, выбирая для этого коэффициент пропорциональности и материал элемента 703 ослабления, изменение определяемой интенсивности становится линейным. Корректируя изменение интенсивности так, чтобы оно было линейным, изменение определяемой интенсивности может делаться постепенным по сравнению с быстрым экспоненциальным изменением интенсивности.

Затем экспоненциальное изменение длины 706 оптического пути в элементе 703 ослабления (изменение интенсивности, являющимся линейным) сравнивается с линейным изменением длины оптического пути (изменением интенсивности, являющимся экспоненциальным).

При описанном ниже вычислении рентгеновское излучение, излучаемое блоком генератора рентгеновского излучения, является характерным рентгеновским излучением молибдена. Длина s (ссылочная позиция 707) в направлении оси X и динамический диапазон DR элемента 703 ослабления соответственно зависят от разрешающей способности и динамического диапазона детектора 306. В настоящем варианте осуществления используемый детектор является плоским панельным детектором рентгеновского излучения и s=100 мкм, DR=5000 символов/с и время интегрирования при определении равно одной секунде.

Для элемента 703 ослабления изменение интенсивности с коэффициентом порядка 100 между обоими концами элемента пригодно для достаточного изменения интенсивности при сдвиге места падения, а AR выбирается так, чтобы приблизительно равнялся 1 для обеспечения возможности его использования. То есть длина lex поглощающего материала, приблизительно равная 22 мкм, выбирается в соответствии с уравнением lex=-ln(1/100)/(AR s). Примером такого материала для элемента ослабления является медь, для которой lex=22,8 мкм.

Здесь эффективный диапазон определения для определения интенсивности I(x) является диапазоном, в котором дифференциал I(x) больше, чем корень квадратный из I(x), который является статистической ошибкой. Отношение эффективного диапазона определения к длине s в направлении оси X представляется как "eff". Поэтому, когда определение позиционного сдвига эффективно во всем диапазоне элементов 703 ослабления, eff=1.

На Фиг.8 линия 81 графика показывает зависимость eff от коэффициента пропорциональности AR для случая, в котором изменение длины 706 оптического пути элемента 703 ослабления является функцией логарифмического типа (уравнение 9), а линия 82 графика показывается для случая, в котором изменение является функцией линейного типа (уравнение 11).

Из графика, когда изменение длины оптического пути имеет тип логарифмической функции, eff=1 может быть достигнуто, регулируя коэффициент пропорциональности AR в диапазоне приблизительно от 1,5 до 2,5, тогда как когда изменение оптического пути имеет тип линейной функции, повышение eff ограничивается приблизительно eff=0,5, даже если коэффициент пропорциональности AR регулируется.

На Фиг.9A линия 91 графика показывает изменение измеренной интенсивности для изменения длины 706 оптического пути как логарифмическую функцию при коэффициенте пропорциональности 1,5, а линия 92 графика показывает изменение длины 706 оптического пути как линейное изменение при коэффициенте пропорциональности 0,85.

На Фиг.9B показаны дифференциалы и квадратные корни (статистическая ошибка) изменения интенсивности, показанного на Фиг.9A. Линия 93 графика показывает дифференциал изменения интенсивности для функции логарифмического типа, и линии 95 графика показывает его статистическую ошибку. Линия 94 графика показывает дифференциал изменения интенсивности как функцию линейного типа и линия 96 показывает ее статистическую ошибку.

Как показано на приведенных выше графиках, измеренное изменение интенсивности при коэффициенте пропорциональности логарифмического типа является постепенным по сравнению с коэффициентом пропорциональности линейного типа, и дифференциал измеренного изменения интенсивности больше, чем статистическая ошибка, во всем диапазоне элемента, то есть eff=1.

Когда изменение длины оптического пути является функцией логарифмического типа, даже когда коэффициент пропорциональности AR постоянно равен 1, eff=l может быть достигнуто, регулируя длину затухания lex, чтобы она приблизительно была равна 1,4.

Длина затухания lex может быть отрегулирована с помощью чистого металла типа меди, но может корректироваться также сплавом или смесью металлов. Сплав поэтому предпочтительно является твердым раствором. Однако полезен и материал, обладающий микроструктурой, достаточно малой на длине в направлении оси Х и по сравнению с поперечным сечением пучка рентгеновского излучения. Чистый металл, сплав или смесь металлов могут изменять плотность, изменяющуюся за счет пористой структуры, чтобы регулировать длину затухания lex. Пористая структура предпочтительно имеет размер пор, достаточно малый относительно длины s (ссылочная позиция 707) и поперечное сечение преломленного пучка 702 рентгеновского излучения.

Элементы ослабления могут быть образованы противостоящими друг другу цилиндрическими поверхностями, как показано на Фиг.10. Например, аттенюаторные части 1001 для ослабления рентгеновского излучения, изготовленные из меди, поддерживаются опорными пластинами 1002. Опорные пластины 1002 могут быть изготовлены из смолы, имеющей толщину, которая фактически не будет вызывать поглощения рентгеновского излучения. В блоке аттенюатора, показанном на Фиг.10, между соседними элементами ослабления позиционные сдвиги преломленных пучков рентгеновского излучения относительно опорного пучка 1003 рентгеновского излучения в одном и том же направлении, определяются как изменения интенсивности в обратном смысле. Для этих элементов ослабления дифференциал второго порядка изменения оптического пути является положительным.

Вариант 5 осуществления: компьютерная томография

Этот вариант 5 осуществления описывает структуру устройства для получения трехмерного фазового распределения, основываясь на принципе компьютерной томографии (СТ).

На Фиг.11 схематично представлена структура устройства СТ для этого варианта осуществления.

На Фиг.11 ссылочные позиции обозначают следующие элементы: 1101 - источник рентгеновского излучения; 1103 - расщепляющий элемент; 1104 - объект; 1105 - блок аттенюатора; 1106 - детектор рентгеновского излучения; 1107 - вычислительный блок; и 1108 - блок дисплея.

В устройстве СТ, соответствующем этому варианту осуществления, источник 1101 рентгеновского излучения, расщепляющий элемент 1103, блок 1105 аттенюатора и детектор 1106 пучка рентгеновского излучения могут синхронно перемещаться вокруг объекта 1104 с помощью механизма перемещения. Пучки рентгеновского излучения, расщепленные пространственно расщепляющим элементом 1103, проецируются на объект 1104, и прошедшие пучки рентгеновского излучения поступают в блок 1105 аттенюатора.

Блок 1105 аттенюатора определяет мгновенный позиционный сдвиг расщепленного рентгеновского излучения, вызываемый рефракцией объектом 1104. Рентгеновское излучение, прошедшее через блок 1105 аттенюатора, обнаруживается детектором 1106 рентгеновского излучения.

Проекционные данные объекта 1104 собираются при синхронном движении источника 1101 рентгеновского излучения, расщепляющего элемента 1103, блока 1105 аттенюатора 1105 и детектора 1106 рентгеновского излучения вокруг объекта. В другом случае, при сборе проекционных данных объект 1104 вращается, тогда как источник 1101 рентгеновского излучения, расщепляющий элемент 1103, блок 1105 аттенюатора 1105 и детектор 1106 рентгеновского излучения неподвижны.

Далее описывается процесс вычислений в этом варианте осуществления.

На Фиг.12 представлена блок-схема последовательности выполнения операций в процессе вычислений.

На первом этапе S200 собирается информация об интенсивностях пучков рентгеновского излучения, которые прошли через блок 1105 аттенюатора.

На втором этапе S201 позиционные сдвиги (d) пучков рентгеновского излучения относительно опорных пучков рентгеновского излучения вычисляются из интенсивностей соответствующих пучков рентгеновского излучения.

На третьем этапе S202 из позиционных сдвигов (d) и расстояние (Z) между объектом 1104 и блоком 1105 аттенюатора получают углы (Δθ) преломления пучков рентгеновского излучения.

На четвертом этапе S203 из углов (Δθ) преломления вычисляют дифференциальные фазы (dφ/dx) соответствующих пучков рентгеновского излучения.

На пятом этапе S204 фаза (φ) вычисляется интегрированием дифференциальных фаз (dφ/dx) в направлении X.

Указанные выше последовательности операций от S201 до S204 повторяются для всех проекционных данных.

Затем на шестом этапе S205 томографическое изображение получается из фазоконтрастных изображений всех проекционных данных способом реконструкции изображения (например, способом обратной проекции фильтра), используемым в компьютерной томографии.

На этапе S206 томографическое изображение отображается блоком 1108 дисплея.

Такая структура позволяет уменьшить размеры устройства и, используя эффект рефракции, устраняет необходимость использования рентгеновского излучения с высокой когерентностью. Это устройство компьютерной томографии позволяет формировать трехмерное изображение объекта без его разрушения.

ПРИМЕРЫ

Ниже описываются примеры настоящего изобретения.

Пример 1

Пример 1 описывает структуру устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего настоящему изобретению.

На Фиг.13 схематично представлена структура этого примера.

На Фиг.13 ссылочные позиции обозначают следующие элементы: 1301 - источник рентгеновского излучения; 1302 - монохроматор; 1303 - расщепляющий элемент; 1304 - объект; 1305 - блок аттенюатора; 1306 - детектор рентгеновского излучения; 1307 - процессор; 1308 - блок дисплея.

В этом примере источником рентгеновского излучения 1301 является молибденовая мишень типа вращающегося антикатода устройства генерации рентгеновского излучения.

Для получения монохроматического рентгеновского излучения используется монохроматор 1302 из высокоориентированного пиролитического графита (HOPG) и характерная для молибдена доля рентгеновского излучения удаляется.

Монохроматическое рентгеновское излучение после монохроматора 1302 пространственно расщепляется расщепляющим элементом 1303, помещенным на расстоянии 100 см от источника рентгеновского излучения.

Этот расщепляющий элемент 1303 является конструкцией из щелей шириной 40 мкм в вольфраме и толщиной 100 мкм при шаге щелей 150 мкм в блоке 1305 аттенюатора. Вместо вольфрама в качестве материала для расщепляющего элемента могут использоваться золото, свинец, тантал, платина и т.п.

Пучки рентгеновского излучения после прохождения расщепляющего элемента 1303 проецируются на объект 1304. Затем пучки рентгеновского излучения, прошедшие через объект 1304, поступают в блок 1305 аттенюатора, расположенный на расстоянии 50 см от объекта 1304.

Блок 1305 аттенюатора имеет конструкцию, в которой треугольные призмы из никеля высотой 75 мкм располагаются с шагом 150 мкм на углеродистой подложке толщиной 1 мм.

Блок аттенюатора располагается так, что пучки рентгеновского излучения, расщепленные расщепляющим элементом 1303, проходят к центру треугольной призмы в направлении шага.

Интенсивности пучков рентгеновского излучения, которые прошли через блок 1305 аттенюатора, определяются детектором 1306 рентгеновского излучения в виде блока детектора, размещенного вблизи блока 1305 аттенюатора.

Детектор 1306 рентгеновского излучения является детектором типа плоской панели, имеющим размер пикселей 50 мкм × 50 мкм. Сумма интенсивностей рентгеновского излучения для трех пикселей в направлении шага призм берется в качестве интенсивности рентгеновского излучения одного элемента ослабления.

Такое же получение изображения проводится в отсутствие объекта 1304. Из изменения интенсивностей пучков рентгеновского излучения при наличии объекта позиционный сдвиг (d) соответствующих пучков рентгеновского излучения вычисляется процессором 1307, основываясь на базе данных предварительно измеренного коэффициента пропускания рентгеновского излучения в различных положениях блока аттенюатора. Из этих данных согласно уравнению 4 вычисляется угол (Δθ) рефракции для каждого из элементов ослабления в направлении, перпендикулярном направлению шага щелей.

Из данных угла рефракции (Δθ) согласно уравнению 5 вычисляется величина дифференциальной фазы и величина дифференциальной фазы интегрируется пространственно, чтобы получить изображение фазового распределения.

Дифференциальное фазоконтрастное рентгеновское изображение и фазоконтрастное рентгеновское изображение, полученные процессором 1307, отображаются на мониторе персонального компьютера, используемого в качестве блока 1308 дисплея.

Пример 2

Этот пример 2 описывает другую структуру устройства получения рентгеновских изображений, соответствующего настоящему изобретению.

На Фиг.14 схематично представлена структура этого примера.

На Фиг.14 ссылочные позиции обозначают следующие элементы: 1401 - источник рентгеновского излучения; 1404 - объект; 1405 - блок аттенюатора; 1406 - детектор рентгеновского излучения; 1408 - блок дисплея.

В этом примере источник 1401 рентгеновского излучения является молибденовой мишенью типа вращающегося антикатода устройства генерации рентгеновского излучения.

Рентгеновское излучение, генерированное источником 1401 рентгеновского излучения, проецируется на объект 1404, расположенный на расстоянии 100 см от источника 1401 рентгеновского излучения. Рентгеновское излучение, прошедшее через объект 1404, поступает на блок 1405 аттенюатора, расположенный на расстоянии 50 см от объекта 1404.

Блок 1405 аттенюатора имеет треугольные призмы, изготовленные из никеля, высотой 75 мкм, расположенные на углеродистой подложке толщиной 1 мм с шагом 150 мкм.

Интенсивности пучков рентгеновского излучения, прошедших через блок 1405 аттенюатора, определяются детектором 1406 рентгеновского излучения, используемым в качестве блока детектора, близко расположенного к блоку 1405 аттенюатора.

Детектор 1306 рентгеновского излучения является детектором типа плоской панели с размером пикселей 50 мкм × 50 мкм.

Изображение объекта получается математической обработкой из изображения, сформированного в отсутствие объекта, тем же самым способом и полученное изображение отображается на мониторе персонального компьютера, используемого в качестве блока 1408 дисплея.

Хотя настоящее изобретение было описано со ссылкой на примеры вариантов осуществления, следует понимать, что изобретение не ограничивается раскрытыми примерами вариантов осуществления. Объем приведенной далее формулы изобретения должен получить самую широкую интерпретацию, чтобы охватить все такие изменения и эквивалентные структуры и функции.

Настоящая заявка обладает преимуществом японских патентных заявок №2008-273859, зарегистрированной 24 октября 2008 года, и №2009-132096, зарегистрированной 1 июня 2009 года, которые настоящим содержатся здесь посредством ссылки во всей их полноте.

1. Устройство получения рентгеновского изображения для получения информации о фазовом сдвиге рентгеновского луча, вызванном объектом, содержащее:
расщепляющий элемент для пространственного расщепления рентгеновского излучения, излучаемого блоком генератора рентгеновского излучения, на рентгеновские пучки;
блок аттенюатора, имеющий устройство элементов ослабления для приема рентгеновских пучков, расщепленных расщепляющим элементом; и
блок детектора интенсивности для определения интенсивности пучков рентгеновского излучения, ослабленных блоком аттенюатора; и
элемент ослабления, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в зависимости от места падения рентгеновского излучения на элемент ослабления.

2. Устройство получения рентгеновского изображения по п.1, в котором устройство имеет вычислительный блок для вычисления дифференциального фазоконтрастного изображения или фазоконтрастного изображения объекта из информации об интенсивности рентгеновского излучения, определяемой блоком детектора интенсивности.

3. Устройство получения рентгеновского изображения по п.1, в котором элемент ослабления имеет толщину, непрерывно изменяющуюся в направлении, перпендикулярном направлению падения рентгеновского излучения.

4. Устройство получения рентгеновского изображения по п.3, в котором элемент ослабления имеет форму треугольной призмы.

5. Устройство получения рентгеновского изображения по п.1, в котором элемент ослабления обладает плотностью, непрерывно изменяющейся в направлении, перпендикулярном направлению падения рентгеновского излучения.

6. Устройство получения рентгеновского изображения по п.1, в котором элемент ослабления имеет форму, которая дает положительное значение дифференциала второго порядка длины оптического пути в элементе ослабления относительно места падения рентгеновского излучения.

7. Устройство получения рентгеновского изображения по п.1, в котором устройство имеет механизм перемещения для синхронного перемещения блока генератора рентгеновского излучения, расщепляющего элемента, блока аттенюатора и блока детектора интенсивности.

8. Способ получения рентгеновских изображений с помощью устройства получения рентгеновских изображений, содержащий этапы, на которых:
расщепляют рентгеновское излучение пространственно; и
собирают информацию в отношении сдвига фаз рентгеновского излучения, вызванного объектом, используя блок аттенюатора, имеющий устройство элементов ослабления, основываясь на интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через элементы ослабления; и элемент ослабления, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в соответствии с местоположением падения рентгеновского излучения в элементе.

9. Устройство получения рентгеновских изображений, содержащее:
блок генератора рентгеновского излучения для генерации рентгеновского излучения;
блок аттенюатора, имеющий устройство из множества элементов ослабления, каждый из которых имеет градиент поглощения мощности, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в соответствии с распределением интенсивности рентгеновского излучения, которое прошло через объект; и
детектор интенсивности рентгеновского излучения для определения интенсивности рентгеновского излучения, которое было ослаблено блоком аттенюатора.

10. Способ получения рентгеновских изображений с помощью устройства получения рентгеновских изображений, использующего блок аттенюатора, имеющий устройство из множества элементов ослабления, каждый из которых имеет градиент поглощения мощности, непрерывно изменяющий величину прохождения рентгеновского излучения в соответствии с распределением интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через объект, чтобы определить изменение в распределении интенсивности рентгеновского излучения, прошедшего через элемент ослабления.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области регистрации радиоактивного излучения в присутствии интенсивного мешающего излучения. .

Изобретение относится к области обеспечения защиты войск, действующих в условиях воздействия радиационных поражающих факторов. .

Изобретение относится к области измерений параметров пучков заряженных частиц в ускорительной технике. .

Изобретение относится к детектору излучения (200), в частности детектору рентгеновского излучения, который содержит, по меньшей мере, один чувствительный слой (212) для конверсии падающих фотонов (X) в электрические сигналы.

Изобретение относится к системе визуализации, способу визуализации и компьютерной программе для визуализации объекта. .

Изобретение относится к позитронной эмиссионной томографии (PET), в частности к обнаружению совпадающих событий в процессе времяпролетной (TOF) PHT. .

Изобретение относится к средствам для детектирования ионизирующего излучения, а именно к конструкции детектирующего узла для получения распределения интенсивности принимаемого ионизирующего излучения по пространственной или угловой координате.

Изобретение относится к позитронной визуализации и, в частности, к времяпролетной (TOF) позитронно-эмиссионной томографии (PET). .

Изобретение относится к дискретизации данных, назначению временных меток и связанным областям техники. .

Изобретение относится к области техники детекторов излучения и, в частности, к детектору излучения, который содержит сцинтиллятор

Изобретение относится к детектору излучений и способу изготовления детектора излучений. Детектор излучений (10), содержащий массив пикселей (1), в котором каждый пиксель (1) содержит конверсионный слой из полупроводникового материала (4) для преобразования падающего излучения в электрические сигналы и в котором каждый пиксель (1) окружен канавкой (3), которая, по меньшей мере, частично заполнена барьерным материалом, который поглощает, по меньшей мере, часть фотонов, генерируемых падающим излучением, причем коэффициент заполнения канавки (3) барьерным материалом программируемо изменяется поперек детектора (10). Технический результат - снижение перекрестных наводок между детекторами излучений и пикселями каждого детектора излучений. 4 н. и 7 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к средствам диагностики нейродегенеративных заболеваний. Установка содержит модуль получения изображений, получающий визуальные данные о состоянии головного мозга пациента, и анализатор изображений, выполненный с возможностью определения на основании визуальных данных с использованием вероятностной маски для определения исследуемых областей на изображении, заданном визуальными данными, количественного показателя, указывающего на степень развития нейродегенеративной болезни мозга пациента. Способ клинической оценки включает этапы получения визуальных данных и их анализа для определения количественного показателя, который позволяет оценить степень развития нейродегенеративной болезни мозга пациента с использованием вероятностной маски. Носитель компьютерного программного продукта содержит компьютерную программу, настройки устройства обработки данных для выполнения им по меньшей мере одного из этапов способа. Изобретение облегчает раннюю диагностику и контроль нейродегенеративных заболеваний, например болезни Альцгеймера. 3 н. и 22 з.п. ф-лы, 8 ил.

Использование: в способе обнаружения объектов ядерных технологий радиозондированием. Сущность: в способе обнаружения объектов ядерных технологий радиозондированием, включающем регистрацию излучения, измерение превышения регистрируемого излучения над фоном и выдачу сигнала о наличии объекта, производят радиочастотное сканирование окрестности наблюдаемого объекта, фиксируют техническими средствами наличие отраженного сигнала на частоте сканирования, измеряют его величину, определяют максимальное значение от частоты и при его превышении над фоном принимают решение о принадлежности наблюдаемого объекта к объектам ядерных технологий. Технический результат: повышение дальности обнаружения ОЯТ, повышение скрытности и независимость применения средств обнаружения, сокращение времени поиска.

Изобретение относится к комбинации отсеивающего растра, катода и держателя для детектора фотонов, используемого при получении изображений в спектральной компьютерной томографии. Детектор фотонов содержит катод, имеющий, по меньшей мере, одну проходящую наружу пластину и, по меньшей мере, одну пластину основания, подложку, имеющую, по меньшей мере, один анод, и материал преобразователя, например теллурид кадмия-цинка (CZT) или теллурид кадмия. По меньшей мере, одна проходящая наружу пластина катода может проходить выше других элементов детектора, чтобы служить в качестве отсеивающего растра для детектора. Кроме того, по меньшей мере, одна проходящая наружу пластина катода может проходить ниже других элементов детектора и быть прикрепленной к упомянутой, по меньшей мере, одной пластине основания детектора. Материал преобразователя может быть прикреплен, по меньшей мере, к одной стороне упомянутой, по меньшей мере, одной проходящей наружу пластины катода. Технический результат - повышение устойчивости конструкции системы. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 2 ил.

Использование: для формирования рентгеновского изображения. Сущность заключается в том, что устройство формирования рентгеновского изображения содержит разделяющий элемент, выполненный с возможностью пространственного разделения рентгеновского излучения, излучаемого из источника рентгеновского излучения, сцинтиллятор, выполненный с возможностью излучения света, когда разделенный пучок рентгеновского излучения, разделенный на разделяющем элементе, падает на сцинтиллятор, блок ограничения светопропускания, выполненный с возможностью ограничения степени пропускания света, излучаемого сцинтиллятором, и множество световых детекторов, каждый из которых выполнен с возможностью детектирования количества света, прошедшего через блок ограничения светопропускания, причем блок ограничения светопропускания выполнен так, что интенсивность света, детектируемая на каждом из световых детекторов, изменяется в соответствии с изменением позиции падения пучка рентгеновского излучения. Технический результат: обеспечение возможности получения дифференциального фазоконтрастного изображения объекта без использования экранирующей маски для рентгеновского излучения. 4 н. и 12 з.п. ф-лы, 13 ил.

Изобретение относится к области проведения испытаний дозиметрических приборов по определению энергетической зависимости чувствительности при измерениях мощности дозы (дозы) гамма-излучения. Для получения гамма-излучения с энергиями в актуальном диапазоне величин предложено использовать комптоновское рассеяние на металлическом экране узкого пучка моноэнергетических гамма-квантов одного радионуклидного источника. Наибольший выход рассеянных гамма-квантов в области низких энергий достигается за счет использования экрана из легких металлов. Получение пучка, содержащего гамма-кванты практически одинаковой энергии, отличной от энергии первичного излучения, осуществляется за счет применения коллиматора. Изменение энергии гамма-квантов в пучке достигается за счет изменения положения коллиматора относительно рассеивающего экрана. При проведении измерений осуществляется аттестация контрольных точек как по энергиям гамма-излучения с использованием спектрометра, так и по мощности дозы с использованием образцового измерителя мощности дозы гамма-излучения. Предлагаемое техническое решение позволяет повысить точность определения энергетической зависимости чувствительности и снизить стоимость необходимого для проведения испытаний оборудования и материалов. Следствием этого является повышение достоверности результатов контроля радиационной обстановки и обоснованности принимаемых решений по обеспечению радиационной безопасности. 3 ил.

Изобретение относится к способам и устройствам определения положения и интенсивности пучка заряженных частиц. Устройство для мониторинга параметров пучка ионов содержит сцинтиллятор, установленный перпендикулярно направлению пучка ионов, фотоприемники, расположенные равномерно по периметру сцинтиллятора, схему регистрации и обработки сигналов с фотоприемников, при этом сцинтиллятор выполнен в виде дискообразной светонепроницаемой камеры, а фотоприемники установлены в отверстиях, выполненных в ее боковой стенке, и снабжены светофильтрами, прозрачными для инфракрасного излучения, при этом сцинтиллятор вместе с фотоприемниками заключен в герметичную оболочку с отверстиями для впуска и выпуска сцинтиллирующего газа. Технический результат - повышение точности определения координат пучка и быстродействие системы мониторинга. 1 ил.

Изобретение относится к области визуализации и, в частности, к корректировке рассеяния фотонов во времяпролетных позитронно-эмиссионных томографах (PET). Сущность изобретения заключается в том, что способ корректировки данных времяпролетной визуализации PET, приобретенных детекторами фотонов в томографе (200) PET, чтобы учитывать рассеяние фотонов, где поле зрения (230) томографа (200) PET делится на базисные функции (232) и выявляется одна или несколько точек (S) рассеяния, чтобы применить имитационную модель рассеяния, причем способ содержит этапы, на которых задают, для каждой точки (S) рассеяния фотона, траекторию (ASB) рассеяния, соединяющую точку (S) рассеяния фотона по меньшей мере с одной парой детекторов (А, В) фотонов, и вычисляют вклад рассеяния в данные визуализации PET, записанные по меньшей мере одной парой детекторов (А, В) фотонов, от каждой базисной функции (232) в наборе (PS) базисных функций (р), расположенных вдоль траектории (ASB) рассеяния, и где вклад рассеяния от любой базисной функции (р) вычислен независимо от вклада рассеяния от других базисных функций (р). Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к области формирования ядерных изображений, а также находит применение при изучении поглощения совместно с формированием изображений посредством позитронно-эмиссионной томографии (PET). Система формирования ядерных изображений содержит: сканер (8), который обнаруживает излучение индикатора, загрязненного радиоизотопом, введенного в субъект, причем этот индикатор включает в себя по меньшей мере один первичный радиоизотопный компонент и один или более компонентов радиоизотопа загрязнения; процессор (28) реконструкции, который реконструирует обнаруженное излучение в представления изображения; по меньшей мере один из (1) процессора (50) коррекции поглощения, который корректирует реконструированные изображения и обнаруженное излучение в соответствии с кривой затухания индикатора, загрязненного радиоизотопом, и/или (2) процессора (16), который определяет кривую затухания индикатора, загрязненного радиоизотопом; и дисплей (14), который отображает по меньшей мере одно из (1) реконструированного представления изображения, скорректированного с учетом кривой затухания индикатора, загрязненного радиоизотопом, и/или (2) реконструированного изображения без коррекции и кривой затухания индикатора, чтобы обеспечить возможность для диагноста скорректировать нескорректированные изображения во время анализа. Технический результат - повышение качества изображения объекта. 4 н. и 10 з.п. ф-лы, 4 ил.
Наверх