Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации



Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации
Устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации

 


Владельцы патента RU 2491578:

КЭНОН КАБУСИКИ КАЙСЯ (JP)

Изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей. Представлены устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации для использования в устройстве рентгеновской визуализации. Устройство рентгеновской визуализации включает в себя разделяющий элемент, выполненный с возможностью пространственного разделения рентгеновских лучей, генерируемых блоком генератора рентгеновских лучей, и решетку сцинтилляторов, включающую в себя множество первых сцинтилляторов, расположенных в ней, причем разделенные рентгеновские лучи падают на первые сцинтилляторы. Каждый из первых сцинтилляторов выполнен так, чтобы интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами, варьировалась в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей. Устройство рентгеновской визуализации дополнительно включает в себя детектор, выполненный с возможностью детектирования интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов. Технический результат - повышение точности информации о фазовом сдвиге. 4 н. и 8 з.п. ф-лы, 17 ил.

 

Область техники

[0001] Настоящее изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей.

Уровень техники

[0002] Неразрушающие способы тестирования с использованием рентгеновских лучей широко используются в областях от промышленности до медицины. Рентгеновские лучи представляют собой электромагнитные волны, которые имеют длину волны в диапазоне приблизительно от 1 пм до 10 нм (приблизительно от 10-12 до 10-8 м). Рентгеновские лучи, обладающие короткими длинами волн (приблизительно больше чем 2 кэВ), называются «жесткими рентгеновскими лучами». В отличие от них, рентгеновские лучи, обладающие длинными длинами волн (в диапазоне приблизительно от 0,1 кэВ до 2 кэВ), называются «мягкими рентгеновскими лучами».

[0003] Способ абсорбционного контраста используют, например, для контроля внутренних трещин в стальных материалах, и в применениях для безопасности, например, для проверки багажа. В отличие от этого, для подлежащих проверке объектов, которые обладают низкой плотностью, контраст из-за поглощения рентгеновских лучей ничтожно мал. Таким образом, для таких объектов выгодным является способ рентгеновской фазовой визуализации, в котором детектируют изменения в фазе, вызванные объектом детектирования.

[0004] Один из многих способов рентгеновской фазовой визуализации представляет собой способ рефракционного контраста, описанный в PTL 1. В способе рефракционного контраста используют эффект преломления, обусловленный фазовым сдвигом в рентгеновских лучах, вызванным объектом детектирования. В способе рефракционного контраста используют источник рентгеновских лучей, который имеет микрофокус, а расстояние между объектом детектирования и детектором устанавливают большим. Таким образом, осуществляется захват изображения. В соответствии со способом рефракционного контраста, профиль изображения объекта детектирования улучшают, используя эффект преломления рентгеновских лучей, вызванного объектом детектирования. Кроме того, в отличие от других способов рентгеновской фазовой визуализации, для способа рефракционного контраста не обязательно нужны рентгеновские лучи, обладающие высокими характеристиками интерференции, такие как синхротронное излучение, поскольку в способе рефракционного контраста используется эффект преломления.

Список цитируемой литературы

Патентная литература

[0005] Ptl 1 Японская выложенная заявка № 2002-102215

Раскрытие изобретения

Техническая проблема

[0006] Однако, в способе рефракционного контраста, описанном в PTL 1, угол преломления рентгеновских лучей в эффекте преломления, вызванного объектом детектирования, весьма мал. Таким образом, для того, чтобы получить изображение, обладающее улучшенным профилем, расстояние между объектом детектирования и детектором должно быть достаточно большим. Как результат, когда используют способ, описанный в PTL 1, происходит увеличение размеров устройства.

[0007] Таким образом, настоящее изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации, которые способны решить проблему способа рефракционного контраста.

Решение проблемы

[0008] Согласно одному из вариантов осуществления настоящего варианта осуществления, устройство рентгеновской визуализации включает в себя разделяющий элемент, выполненный с возможностью пространственного разделения рентгеновских лучей, генерируемых блоком генератора рентгеновских лучей, решетку сцинтилляторов, которая включает в себя множество первых сцинтилляторов, расположенных в ней, причем разделенные рентгеновские лучи выполнены падающими на первые сцинтилляторы, и детектор, выполненный с возможностью детектирования интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов. Каждый первый сцинтиллятор выполнен так, чтобы иметь градиент интенсивности излучения флуоресценции, согласно которому интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновским излучением, варьируется в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей.

Полезные эффекты изобретения

[0009] В соответствии с настоящим изобретением могут быть обеспечены устройство рентгеновской визуализации и способ рентгеновской визуализации, которые способны решить проблему способа рефракционного контраста.

Краткое описание чертежей

[0010] На фиг.1 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0011] На фиг.2 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0012] На фиг.3 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации в соответствии со вторым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0013] На фиг.4 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии со вторым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0014] На фиг.5 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления в соответствии со вторым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0015] На фиг.6 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии с третьим вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0016] На фиг.7 проиллюстрирована компьютерная томография (КТ) в соответствии с четвертым вариантом осуществления настоящего варианта осуществления.

[0017] На фиг.8 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления в соответствии с четвертым вариантом осуществления настоящего варианта осуществления.

[0018] На фиг.9 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии с пятым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0019] На фиг.10 представлена схематичная иллюстрация эффекта поглощения объектом детектирования в соответствии с пятым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0020] На фиг.11 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления в соответствии с пятым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0021] На фиг.12 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии с шестым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0022] На фиг.13 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления в соответствии с шестым вариантом осуществления настоящего изобретения.

[0023] На фиг.14 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации в соответствии с первым примером настоящего изобретения.

[0024] На фиг.15 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации в соответствии со вторым примером настоящего изобретения.

[0025] На фиг.16 представлена схематичная иллюстрация части решетки сцинтилляторов в соответствии с третьим примером настоящего изобретения.

[0026] На фиг.17 представлена схематичная иллюстрация преломления рентгеновских лучей, происходящего при прохождении рентгеновских лучей через вещество.

Осуществление изобретения

[0027] В соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения, информацию относительно изменения распределения интенсивности или изменения местоположения, вызванного эффектом преломления, получают посредством использования решетки сцинтилляторов, содержащей множество сцинтилляторов, обладающих градиентом интенсивности излучения флуоресценции. Согласно применению в настоящем документе, термин «сцинтиллятор обладает градиентом интенсивности излучения флуоресценции» относится к сцинтиллятору, у которого непрерывно меняется интенсивность его излучения флуоресценции в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей (первый сцинтиллятор). Такой сцинтиллятор можно изготовить, придавая ему непрерывно или ступенчато меняющуюся форму. Альтернативно, такой сцинтиллятор можно изготовить, делая изменение интенсивности излучения флуоресценции на единицу объема непрерывным или ступенчатым. Следует отметить, что далее в настоящем документе в некоторых случаях термин «непрерывно» включает в себя значение «ступенчато».

[0028] Кроме того, если необходима более точная информация о фазовом сдвиге с учетом поглощения объектом детектирования, можно использовать сцинтиллятор, обладающий постоянной интенсивностью излучения флуоресценции в направлении, в котором двигаются падающие рентгеновские лучи (второй сцинтиллятор). Такой сцинтиллятор описан ниже более подробно в отношении пятого варианта осуществления.

[0029] Альтернативно, если необходима более точная информация о фазовом сдвиге с учетом поглощения объектом детектирования, можно использовать сцинтиллятор, который обладает другим изменением интенсивности излучения флуоресценции или другой тенденцией к повышению или понижению интенсивности излучения флуоресценции в направлении движения падающих рентгеновских лучей (третий сцинтиллятор). Такой сцинтиллятор описан ниже более подробно в отношении шестого варианта осуществления.

[0030] Устройства рентгеновской визуализации и способы рентгеновской визуализации в соответствии с примерными вариантами осуществления настоящего изобретения описаны ниже.

Первый вариант осуществления

[0031] В соответствии с первым вариантом осуществления описана примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации, которое осуществляет захват изображения с использованием фазового сдвига в рентгеновских лучах.

[0032] На фиг.17 представлена схематичная иллюстрация преломления рентгеновских лучей, которое происходит, когда рентгеновские лучи проходят через вещество. Показатель преломления рентгеновских лучей с учетом вещества несколько меньше, чем 1. Таким образом, в случае, представленном на фиг.17, происходит преломление рентгеновского луча 1706, входящего в вещество 1702, на границе между веществом 1702 и пустым пространством, во внешнем направлении от вещества 1702. В этот момент рентгеновский луч 1706, преломляемый на границе вещества, перекрывается с рентгеновским лучом 1701, проходящим за пределами вещества 1702, и на детекторе 1704 возрастает интенсивность рентгеновских лучей. В отличие от этого, интенсивность части преломляемых рентгеновских лучей вдоль распространения падающих рентгеновских лучей снижается. В результате, как показано на фиг.17, получаемое распределение интенсивности проходящих рентгеновских лучей 1703 имеет улучшенный профиль вещества 1702.

[0033] В этом случае, угол преломления θ рентгеновских лучей весьма мал. Таким образом, вследствие малого размера пикселя детектора сложно детектировать улучшение профилей до тех пор, если не задают большое расстояние между веществом и детектор. Следовательно, в способе рефракционного контраста, описанном PTL 1, объект детектирования и детектор размещают так, чтобы расстояние между ними было достаточно велико для того, чтобы детектировать улучшение профилей и увеличить изображение. Следовательно, увеличивается размер устройства.

[0034] То есть, если расстояние между объектом детектирования и детектором мало, то размер пикселя 1705 детектора 1704 больше, чем мощный и слабый паттерн распределения интенсивности проходящих рентгеновских лучей 1703. Таким образом, интенсивности мощного паттерна и слабого паттерна взаимно уничтожаются в пикселе. Следовательно, нельзя получить изображение, которое имеет улучшенный профиль.

[0035] Таким образом, в настоящем варианте осуществления используется сцинтиллятор, который имеет градиент интенсивности излучения флуоресценции, для того, чтобы получить достаточное количество рентгеновской информации о фазовом сдвиге, даже когда устанавливается малое расстояние между объектом детектирования и детектором.

[0036] На фиг.1 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

[0037] Источник 101 рентгеновских лучей генерирует рентгеновские лучи. Фаза рентгеновских лучей меняется объект 104 детектирования. В результате происходит преломление рентгеновских лучей. Преломленные рентгеновские лучи падают на решетку 105 сцинтилляторов. Решетка 105 сцинтилляторов генерирует флуоресценцию из-за падающих рентгеновских лучей. Детектор 106 детектирует интенсивность флуоресценции, излучаемой каждым сцинтиллятором решетки 105 сцинтилляторов. Информация относительно рентгеновских лучей, полученная детектором 106, выводится на блок 108 отображения, такой как монитор.

[0038] Примеры объекта 104 детектирования включают в себя человеческое тело, неорганическое вещество и композитное неорганическое/органическое вещество. Следует отметить, что можно дополнительно предоставить перемещающий блок (не показан), чтобы перемещать объект 104 детектирования. Поскольку объект 104 детектирования можно соответствующим образом перемещать посредством перемещающего блока, то можно получить изображение желаемой части объекта 104 детектирования.

[0039] В качестве детектора 106 можно использовать различные фотодетекторы. Например, для ультрафиолетового света или видимого света выбирают твердотельный элемент формирования изображения, такой как CCD датчик изображения или CMOS датчик изображения с использованием Si. Кроме того, для инфракрасного света выбирают твердотельный элемент формирования изображения с использованием сложного полупроводника, такого как InSb или CdHgTe. Детектор 106 можно расположить так, чтобы он был близко к решетке 105 сцинтилляторов. Альтернативно, детектор 106 можно расположить так, чтобы он находился на предварительно определяемом расстоянии от решетки 105 сцинтилляторов. Кроме того, альтернативно, решетку 105 сцинтилляторов можно встроить в детектор 106.

[0040] Следует отметить, что когда используются монохроматические рентгеновские лучи, монохроматический блок 102 можно расположить между источником 101 рентгеновских лучей и объектом 104 детектирования. В качестве монохроматического блока 102 можно использовать монохроматор, комбинированный со щелью или рентгеновским многослойным зеркалом.

[0041] Далее описана решетка 105 сцинтилляторов. На фиг.2 представлена схематичная иллюстрация части решетки 105 сцинтилляторов. Решетка 105 сцинтилляторов включает в себя множество расположенных в нем сцинтилляторов 204. Каждый из множества сцинтилляторов 204 имеет форму треугольного столбца, который имеет толщину, увеличивающуюся в направлении, перпендикулярном падающим рентгеновским лучами (направление -X). Такая структура сцинтиллятора 204 обеспечивает градиент интенсивности излучения флуоресценции, который вызывает изменение интенсивности излучения флуоресценции в направлении X в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей. Следует отметить, что решетку 105 сцинтилляторов можно получить посредством трансформации плоского сцинтиллятора в упорядоченную структуру сцинтилляторов 204.

[0042] На фиг.2 представлено опорное распределение 201 интенсивности рентгеновских лучей. Опорное распределение 201 интенсивности рентгеновских лучей представляет собой распределение интенсивности рентгеновских лучей, которые падают на сцинтиллятор 204, когда объект 104 детектирования не установлен. Кроме того, представлено распределение 202 интенсивности рентгеновских лучей. Распределение 202 интенсивности рентгеновских лучей представляет собой распределение интенсивностей рентгеновских лучей, которые варьируются вследствие преломления, т.е. интенсивностей рентгеновских лучей, которые падают на сцинтиллятор 204, когда объект 104 детектирования установлен.

[0043] Детектируемые интенсивности излучения флуоресценции являются одинаковыми, независимо от распределения интенсивности рентгеновских лучей, падающих на любой пиксель детектора, при условии, что суммарная интенсивность одинакова. Однако, при размещении сцинтиллятора 204, обладающего интенсивностью излучения флуоресценции, которая варьируется в направлении X в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей, изменение распределения интенсивности рентгеновских лучей вследствие преломления рентгеновских лучей, обусловленного объектом 104 детектирования, можно преобразовать в изменение распределения интенсивности излучения флуоресценции. Например, на фиг.2, если часть распределения 202 интенсивности рентгеновских лучей, обладающих повышенной интенсивностью, сместить вверх, интенсивность флуоресценции снижается. В отличие от этого, если часть распределения 202 интенсивности рентгеновских лучей, обладающих повышенной интенсивностью, смещается вниз, интенсивность флуоресценции повышается. Таким образом, посредством сравнения интенсивности флуоресценции, детектируемой, когда объект 104 детектирования не установлен, с тем, что детектируется, когда объект 104 детектирования установлен, можно детектировать даже слабый эффект преломления.

[0044] Поскольку, используя такую конфигурацию, можно детектировать даже слабое изменение распределения интенсивности излучения флуоресценции в пикселе детектора 106, расстояние между объектом 104 детектирования и детектором 106 может быть малым. Таким образом, можно выполнить устройство компактных размеров. Кроме того, если используется конфигурация, в которой расстояние между объектом 104 детектирования и детектором 106 велико, можно детектировать изменение распределения интенсивности излучения флуоресценции, обусловленное более слабым эффектом преломления. Кроме того, поскольку в этом способе используют эффект преломления рентгеновских лучей для того, чтобы детектировать фазовый сдвиг, можно устранить потребность в рентгеновских лучах, обладающих высокой когерентностью.

[0045] Несмотря на то, что указанная выше конфигурация описана в отношении сцинтилляторов, каждый из которых имеет одинаковую эффективную интенсивность излучения флуоресценции и обладает формой, которая варьируется непрерывно, можно использовать любой сцинтиллятор, который имеет такой градиент интенсивности излучения флуоресценции, что интенсивность излучения флуоресценции, обусловленная рентгеновскими лучами, варьируется вдоль заданного направления. Например, как показано на фиг.4, сцинтиллятор, который имеет распределение интенсивности излучения флуоресценции, которое меняется на единицу площади (интенсивность излучения флуоресценции, возникающая при излучении одинакового количества рентгеновских лучей), можно использовать в устройстве рентгеновской визуализации в соответствии с настоящим вариантом осуществления. Такое распределение интенсивности излучения флуоресценции можно получить, меняя плотность распределения сцинтиллятора или плотность распределения легирующей добавки в сцинтилляторе. Следует отметить, что распределение интенсивности излучения флуоресценции в направлении X, как показано на фиг.2, также называется «распределением интенсивности излучения флуоресценции в направлении, перпендикулярном падающим рентгеновским лучам».

[0046] Градиент интенсивности излучения флуоресценции не должен быть непрерывным, как показано на фиг.2, но может меняться постепенно. Например, постепенно можно менять форму сцинтиллятора или постепенно можно менять распределение интенсивности излучения флуоресценции сцинтиллятора.

[0047] Кроме того, градиент интенсивности излучения флуоресценции сцинтиллятора может иметь множество направлений. Например, если в одном сцинтилляторе предоставлены градиент интенсивности излучения флуоресценции в направлении X и градиент интенсивности излучения флуоресценции в направлении Y, можно измерять фазовый градиент в направлениях двух измерений. Примеры такой формы включают в себя пирамиду и круглый конус.

[0048] Альтернативно, фазовые градиенты в направлениях двух измерений можно измерять, используя решетку сцинтилляторов, в котором на его плоскости поочередно расположены сцинтиллятор, обладающий градиентом в направлении X, и сцинтиллятор, обладающий градиентом в направлении Y.

[0049] Кроме того, альтернативно можно использовать решетку сцинтилляторов, в котором сцинтиллятор, обладающий градиентом в направлении Y, уложен на сцинтиллятор, обладающий градиентом в направлении X. То есть, решетка сцинтилляторов, обладающая градиентом в направлении X, может быть размещена в первом слое, а сцинтиллятор, обладающий градиентом в направлении Y, может быть расположен во втором слое. Кроме того, альтернативно, чтобы предотвратить снижение четкости изображения вследствие рассеивания рентгеновских лучей, выходящих из объекта 104 детектирования, между решеткой 105 сцинтилляторов и детектором 106 можно предусмотреть сетку, используемую в рентгеновских аппаратах.

Второй вариант осуществления (пример конфигурации, содержащей разделяющий элемент)

[0050] Во втором варианте осуществления настоящего изобретения описаны устройство рентгеновской визуализации и способ, посредством которых получают фазовое изображение из фазового сдвига в рентгеновских лучах. Второй вариант осуществления отличается от первого варианта осуществления тем, что второй вариант осуществления содержит элемент, который разделяет рентгеновские лучи.

[0051] На фиг.3 проиллюстрировано устройство рентгеновской визуализации в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

[0052] Рентгеновские лучи, излучаемые источником рентгеновских лучей 301, пространственно разделяются разделяющим элементом 303. То есть, рентгеновские лучи, прошедшие через разделяющий элемент 303, формируют пучок рентгеновских лучей. Разделяющий элемент 303 может иметь форму щелевой решетки, которая имеет линию и промежуток или отверстия, расположенные двухмерно. Кроме того, не требуется, чтобы щель, сформированная в разделяющем элементе 303, полностью проходила через подложку. Материал разделяющего элемента 303 может быть выбран из Pt, Au, Pb, Та и W, которые обладают высоким коэффициентом поглощения рентгеновских лучей. Альтернативно, можно использовать сплав любых из этих материалов.

[0053] Период линии и промежутка рентгеновских лучей, разделенных разделяющим элементом 303, больше или равен размеру пикселя детектора 306. То есть, размер пикселя детектора 306, который детектирует интенсивность флуоресценции, излучаемой за счет рентгеновских лучей, меньше или равен периоду рентгеновских лучей, разделенных разделяющим элементом 303.

[0054] Объект 304 детектирования преломляет рентгеновские лучи, пространственно разделенные разделяющим элементом 303. Каждый преломленный рентгеновский луч падает на решетку сцинтилляторов 305. Решетка сцинтилляторов 305 преобразует рентгеновские лучи в флуоресценцию, причем интенсивность каждой флуоресценции детектируется посредством детектора 306. Информацию относительно флуоресценции, полученную посредством детектора 306, подвергают математической обработке посредством вычислительного блока 307, и результат отображают в блоке 308 отображения, таком как монитор.

[0055] Кроме того, желательно, чтобы детектор 306 был соединен с решеткой 305 сцинтилляторов с использованием оптических компонентов, таких как линза и отражающее зеркало. Комбинируя такие оптические компоненты с решеткой 305 сцинтилляторов и детектором 306, можно предотвратить попадание на детектор 306 рентгеновских лучей, которые проходят через решетку 305 сцинтилляторов, и рассеянных рентгеновских лучей. Таким образом, можно повысить отношение сигнал/шум (S/N) для данных детектирования. Следует отметить, что для того, чтобы точно измерить изменение местоположения рентгеновских лучей, обусловленное присутствием объекта 304 детектирования, сцинтиллятор и детектор можно интегрировать вместе, используя волоконную пластину.

[0056] Кроме того, перемещающие блоки 309, 310 и 311 для перемещения разделяющего элемента 303, объекта 304 детектирования и решетки 305 сцинтилляторов, соответственно, выполняют, например, из шаговых двигателей. Таким образом, при необходимости можно перемещать объект 304 детектирования. Таким образом, можно осуществить захват изображения конкретной части объекта 304 детектирования. Следует отметить, что монохроматический блок 302, объект 304 детектирования, решетку сцинтилляторов 305, детектор 306 и сетку можно сформировать из тех элементов, что использовались в первом варианте осуществления.

[0057] Решетка 305 сцинтилляторов описана более подробно ниже.

[0058] На фиг.4 проиллюстрирована решетка сцинтилляторов в соответствии с настоящим вариантом осуществления. На фиг.4 показан оптический путь опорных рентгеновских лучей 401 (рентгеновских лучей, которые проходят, когда объект 304 детектирования не установлен) и оптический путь рентгеновских лучей 402, преломляемых объектом 304 детектирования. Кроме того, показана решетка 403 сцинтилляторов, сцинтиллятор 404 и флуоресценция 405, излучаемая сцинтиллятором 404 из-за рентгеновских лучей.

[0059] Сцинтиллятор 404 сформирован из материала, который излучает флуоресценцию 405, когда сцинтиллятор 404 облучается рентгеновскими лучами. Сцинтиллятор 404 имеет распределение интенсивности излучения флуоресценции для флуоресценции 405, которое непрерывно меняется в направлении X в элементе, представленном на фиг.4. Правая часть на фиг.4 показывает, что сцинтилляторы 404 имеют непрерывное распределение интенсивности излучения флуоресценции в направлении X.

[0060] Например, NaI (легированный Tl), CsI (легированный Tl или Na), LSO (легированный Ce), YAP (легированный Ce) или GSO (легированный Ce) можно использовать в качестве светоизлучающего материала. Меняя плотность излучающего флуоресценцию материала в сцинтилляторе 404, можно предоставить распределение интенсивности излучения флуоресценции, обладающее градиентом. Альтернативно, меняя количество легирующей добавки, который вносит вклад в эмиссию флуоресценции, можно предоставить градиент интенсивности излучения флуоресценции. Таким образом, можно сформировать такую интенсивность излучения флуоресценции для флуоресценции 405 (J(X)) в зависимости от местоположения падения рентгеновских лучей, как показано на фиг.4.

[0061] Если известен градиент интенсивности излучения флуоресценции сцинтиллятора 404, изменение местоположения рентгеновских лучей (ΔX), обусловленное преломлением, можно вычислить с использованием зависимости между интенсивностями флуоресценции, связанными с опорными рентгеновскими лучами 401 и рентгеновскими лучами 402.

[0062] Для того чтобы вычислить изменение местоположения (ΔX), в вычислительном блоке 307 или в запоминающем блоке можно предварительно сохранить таблицу данных, которая показывает соответствие между местоположением падения (X) рентгеновских лучен на сцинтиллятор 404 и интенсивностью излучения флуоресценции (J(X)). После этого изменение местоположения (ΔX) можно вычислить с использованием измеренной интенсивности флуоресценции. Такую таблицу данных можно сформировать из данных, полученных сканированием разделяющего элемента 303 или решетки 305 сцинтилляторов, когда объект 304 детектирования не установлен. То есть, изменяя местоположения рентгеновских лучей, падающих на сцинтиллятор 404. При генерации таблицы данных, интенсивность излучения флуоресценции в каждом положении сцинтиллятора 404 можно определять, вместо перемещения разделяющего элемента 303, используя одну щель, которая имеет такую же ширину, как ширина щели разделяющего элемента 303.

[0063] Далее описан примерный способ использования в вычислении, осуществляемом посредством вычислительного блока 307 в соответствии с настоящим вариантом осуществления. На фиг.5 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления.

[0064] Сначала на этапе S100 получают информацию об интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов 305.

[0065] Затем на этапе S101 изменение местоположения (ΔX) каждого рентгеновского луча относительно опорных рентгеновских лучей 401 вычисляют с использованием информации об интенсивности флуоресценции, излучаемой из-за каждого рентгеновского луча. Например, изменение местоположения (ΔX) вычисляют, обращаясь к предварительно генерируемой базе данных об интенсивности излучения флуоресценции (J(X)) в каждом положении сцинтиллятора 404 и фактически измеренной информации об интенсивности.

[0066] На этапе S102 вычисляют угол преломления (Δθ) каждого рентгеновского луча. Угол преломления (Δθ) каждого рентгеновского луча можно выразить, используя изменение местоположения (ΔХ) и расстояние Z между объектом 304 детектирования и решеткой 305 сцинтилляторов, следующим образом:

[0067] [Мат. 1]

(1)

[0068] Кроме того, зависимость между углом преломления (Δθ) и дифференциальной фазой (dφ/dx) выражают следующим образом:

[0069]

[Мат. 2]

(2)

где λ обозначает длину волны рентгеновского луча (эффективную длину волны, когда используют непрерывные рентгеновские лучи).

[0070] На этапе S103 вычисляют дифференциальную фазу (dφ/dx) каждого рентгеновского луча, используя уравнение (2). Таким образом, можно получить информацию о дифференциальной фазе.

[0071] На этапе S104 полученную дифференциальную фазу (dφ/dx) интегрируют по направлению X. Таким образом, получают фазовую информацию (φ). Следует отметить, что на этапе S105 можно отображать дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение, полученные таким образом, в блоке 308 отображения.

[0072] В соответствии с описанной выше конфигурацией, можно детектировать даже небольшое изменение местоположения рентгеновского луча и, следовательно, расстояние между объектом 304 детектирования и детектором 306 можно уменьшить. То есть, можно выполнить устройство компактных размеров по сравнению с устройством, в котором используют способ рефракционного контраста, который описан в PTL 1.

[0073] Кроме того, используя разделяющий элемент 303, можно количественно определить величину дифференциальной фазы и величину фазы. В противоположность этому, в случае конфигурации, в которой расстояние между объектом 304 детектирования и детектором 306 велико, можно измерять изменение местоположения рентгеновского луча, обусловленное значительно меньшим преломлением. Кроме того, поскольку в этом способе используют эффект преломления рентгеновских лучей для того, чтобы обнаруживать фазовый сдвиг, можно устранить необходимость рентгеновских лучей, обладающих высокой когерентностью.

Третий вариант осуществления

[0074] В третьем варианте осуществления настоящего изобретения описано устройство рентгеновской визуализации, в котором используется решетка сцинтилляторов, которая отличается от используемой во втором варианте осуществления. Однако в соответствии с третьим вариантом осуществления, основная конфигурация устройства рентгеновской визуализации аналогична конфигурации согласно второму варианту осуществления, который представлен на фиг.3.

[0075] На фиг.6 проиллюстрирована часть решетки 305 сцинтилляторов, представленного на фиг.3. Решетка 305 сцинтилляторов отличается от решетки 403 сцинтилляторов, представленной на фиг.4.

[0076] На фиг.6 показан оптический путь опорных рентгеновских лучей 601 (рентгеновских лучей, проходящих в отсутствие объекта 304 детектирования), и оптический путь рентгеновских лучей 602, преломляемых объектом 304 детектирования. Решетка 603 сцинтилляторов содержит сцинтилляторы 604, каждый из которых имеет форму треугольного столбца, упорядоченного в решетке. Сцинтилляторы 604 выполнены из материала, который излучает флуоресценцию 605 при облучении рентгеновскими лучами.

[0077] Желательно, чтобы максимальная толщина каждого сцинтиллятора 604 могла определяться так, чтобы используемые рентгеновские лучи могли успешно проходить через сцинтиллятор 604. Это обусловлено тем, что если проходящие рентгеновские лучи останавливаются в середине сцинтиллятора, зависимость между интенсивностью падающих рентгеновских лучей и интенсивностью флуоресценции не сможет сохраняться, и, следовательно, могут возникать ошибки. Таким образом, чтобы предотвратить непосредственное попадание рентгеновских лучей на детектор 306, между сцинтиллятором 604 и детектором 306 желательно расположить экранирующий рентгеновские лучи материал, который позволяет флуоресценции проходить через него (см. фиг.3). Например, в качестве экранирующего рентгеновские лучи материала можно использовать оптоволоконную пластину. Поскольку сцинтиллятор 604 имеет форму треугольного столбца, интенсивность излучения флуоресценции меняется в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей на сцинтиллятор 604. Когда опорные рентгеновские лучи 601 падают на сцинтиллятор 604, интенсивность J флуоресценции 605 выражают следующим образом:

(3)

где I0 обозначает интенсивность рентгеновских лучей, пространственно разделенных разделяющим элементом 203, μen обозначает эффективный линейный коэффициент поглощения энергии материала сцинтиллятора 604, I0 обозначает длину оптического пути опорных рентгеновских лучей 601 в сцинтилляторе 604, а k обозначает коэффициент. То есть, уравнение (3) указывает на то, что рентгеновские лучи, отличные от тех, что прошли через сцинтиллятор 604, преобразуются во флуоресценцию.

[0078] В отличие от этого, когда рентгеновские лучи 602 облучают сцинтиллятор 604, интенсивность света J' сцинтиллятора 604 выражают следующим образом:

(4)

где l обозначает длину оптического пути рентгеновских лучей 602.

Изменение местоположения (ΔX) в решетке сцинтилляторов 305 можно выразить, используя уравнения (3) и (4) и угол при вершине сцинтиллятора 604 (a), следующим образом:

[0079]

(5)

[0080] Если эффект поглощения не ничтожно мал, то пропускание рентгеновских лучей, когда они проходят через объект 304 детектирования, можно вычислить, используя сцинтиллятор, который не меняет интенсивность флуоресценции в соответствии с изменением местоположения рентгеновских лучей. Например, можно изменить форму сцинтиллятора 604 с треугольного столбца на квадратный столбец и осуществить захват изображения. Таким образом, можно получить пропускание рентгеновских лучей. Кроме того, поскольку известен линейный коэффициент поглощения энергии μen сцинтиллятора 604, kI0 можно вычислить, используя измерение интенсивности излучения флуоресценции J и уравнение (3). Альтернативно, эффективный kI0 и μen можно вычислить посредством сканирования решетки 603 сцинтилляторов в направлении X, получая интенсивность излучения флуоресценции в зависимости от изменения местоположения рентгеновских лучей, и аппроксимируя уравнение (3) к интенсивности излучения флуоресценции.

[0081] То есть, даже небольшое изменение местоположения, обусловленное преломлением в объекте 304 детектирования, можно вычислить, используя зависимость между интенсивностями флуоресценции опорных рентгеновских лучей 601 и преломляемых рентгеновских лучей 602. Альтернативно, подобно второму варианту осуществления, в соответствии с настоящим вариантом осуществления изменение местоположения рентгеновских лучей (ΔX) можно вычислить, используя интенсивность излучения флуоресценции для флуоресценции 605 и таблицу данных, которая предварительно генерируется посредством измерения интенсивности излучения флуоресценции для флуоресценции 605 (J(X)).

[0082] Дифференциальную фазу (dφ/dx) и фазу (φ) можно вычислить, осуществляя вычисления с использованием данных, полученных описанным выше образом в соответствии с блок-схемой последовательности операций, представленной на фиг.5. После этого, дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение можно отобразить в блоке 308 отображения.

[0083] Посредством такой конфигурации можно детектировать даже небольшое изменение местоположения рентгеновских лучей. Таким образом, большое расстояние между объектом 304 детектирования и детектором 306 не является необходимым. В результате, можно изготовить устройство компактных размеров. Кроме того, используя разделяющий элемент 303, можно количественно определять величину дифференциальной фазы и величину фазы. В противоположность этому, в конфигурации, в которой расстояние между объектом 304 детектирования и детектором 306 велико, можно измерять изменение местоположения рентгеновских лучей, обусловленное значительно меньшим преломлением. Кроме того, поскольку в этом способе используют эффект преломления рентгеновских лучей для того, чтобы детектировать фазовый сдвиг, можно устранить необходимость в рентгеновских лучах, обладающих высокой когерентностью.

Четвертый вариант осуществления (компьютерная томография)

[0084] В четвертом варианте осуществления настоящего изобретения описана примерная конфигурация устройства, в которой используют способ компьютерной томографии (КТ) и получают трехмерное фазовое распределение.

[0085] На фиг.7 проиллюстрирована примерная конфигурация устройства КТ в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

[0086] Как показано на фиг.7, устройство КТ включает в себя источник 701 рентгеновских лучей, разделяющий элемент 703, объект 704 детектирования, решетку 705 сцинтилляторов, детектор 706, вычислительный блок 707 и блок 708 отображения.

[0087] В устройстве КТ, в соответствии с настоящим вариантом осуществления, каждый элемент из источника 701 рентгеновских лучей, разделяющего элемента 703, решетки 705 сцинтилляторов и детектора 706 можно перемещать посредством перемещающего блока. Таким образом, источник 701 рентгеновских лучей, разделяющий элемент 703, решетку 705 сцинтилляторов и детектор 706 можно синхронно перемещать вокруг объекта 704 детектирования.

[0088] Рентгеновские лучи пространственно разделяются посредством разделяющего элемента 703. Разделенные рентгеновские лучи излучаются на объект 704 детектирования. Прошедшие рентгеновские лучи падают на решетку 705 сцинтилляторов. Используя решетку 705 сцинтилляторов, можно определить небольшое изменение местоположения разделенных рентгеновских лучей, обусловленное преломлением в объекте 704 детектирования. Решетка 705 сцинтилляторов преобразует рентгеновские лучи во флуоресценцию. Флуоресценцию, излучаемую решеткой 705 сцинтилляторов, детектируют посредством детектора 706. Захват изображения флуоресценции осуществляется при синхронном перемещении разделяющего элемента 703, решетки 705 сцинтилляторов и детектора 706 вокруг объекта 704 детектирования. Таким образом, можно получить проекционные данные об объекте 704 детектирования. Альтернативно, разделяющий элемент 703, решетку 705 сцинтилляторов и детектор 706 можно фиксировать и можно вращать объект 704 детектирования. Таким образом, можно получить проекционные данные.

[0089] Далее описан способ осуществления вычисления в соответствии с настоящим вариантом осуществления. На фиг.8 представлена блок-схема последовательности операций процесса вычисления. Сначала на этапе S200 получают информацию об интенсивности излучения флуоресценции решетки 705 сцинтилляторов. Затем на этапе S201 вычисляют изменение местоположения (ΔХ) каждого рентгеновского луча относительно опорных рентгеновских лучей 401. На этапе S202 вычисляют угол преломления (Δθ) каждого рентгеновского луча, используя изменение местоположения (ΔX) и расстояние Z между объектом 704 детектирования и решеткой 705 сцинтилляторов. После этого, на этапе S203 вычисляют дифференциальную фазу (dφ/dx) каждого рентгеновского луча, используя угол преломления (Δθ). На этапе S204 полученную дифференциальную фазу (dφ/dx) интегрируют по направлению X. Таким образом, получают фазовую информацию (φ). Этапы с S201 до S204 повторяют для всех элементов проекционных данных. Наконец, на этапе S205 вычисляют изображение в поперечном сечении для фазы (φ) по фазовым изображениям по всем элементам проекционных данных с использованием способа восстановления изображения для компьютерной томографии (например, способ рирпроекции с фильтром). Следует отметить, что на этапе S206 изображение в поперечном сечении фазового изображения можно отобразить в блоке 708 отображения.

[0090] Посредством такой конфигурации можно изготовить устройство компактных размеров. Кроме того, поскольку в этом устройстве используют эффект преломления рентгеновских лучей, можно устранить необходимость рентгеновских лучей, обладающих высокой когерентностью. Таким образом, используя данное устройство КТ, можно получать трехмерное изображение объекта детектирования неразрушающим образом.

Пятый вариант осуществления (решетка А сцинтилляторов для получения информации о поглощении)

[0091] В пятом варианте осуществления настоящего изобретения описаны устройство и способ получения корректного дифференциального фазового изображения и корректного фазового изображения объекта детектирования, обладающего высоким поглощением рентгеновских лучей. В соответствии с настоящим вариантом осуществления основная конфигурация устройства рентгеновской визуализации аналогична таковой по второму варианту осуществления, которая представлена на фиг.3.

[0092] В соответствии с настоящим вариантом осуществления, решетка сцинтилляторов содержит сцинтиллятор для детектирования изменения местоположения рентгеновских лучей, обусловленного эффектом преломления (первый сцинтиллятор), и сцинтиллятор для детектирования интенсивности проходящих рентгеновских лучей, обусловленной эффектом поглощения объекта детектирования (второй сцинтиллятор). Интенсивность излучения флуоресценции второго сцинтиллятора является постоянной независимо от местоположения падения рентгеновских лучей. Здесь информацию о поглощении, относящуюся к объекту детектирования, можно получить, используя интенсивность излучения флуоресценции, которая по существу постоянна, независимо от местоположения падения. То есть, интенсивность излучения флуоресценции не должна быть строго постоянной. Определяя интенсивность излучения флуоресценции для флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов, можно получить изображение поглощения, дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение. Упомянутые устройство и способ описаны более подробно ниже.

[0093] На фиг.9 проиллюстрирована решетка сцинтилляторов в соответствии с настоящим вариантом осуществления. На фиг.9 показан оптический путь опорных рентгеновских лучей 901 (рентгеновских лучей, проходящих в отсутствие объекта 304 детектирования) и оптический путь рентгеновских лучей 902, преломляемых объектом 304 детектирования. Кроме того, решетка 903 сцинтилляторов содержит сцинтилляторы 904 и 905 для преобразования изменения местоположения рентгеновских лучей в интенсивность излучения флуоресценции. Сцинтилляторы 904 и 905 размещены через предварительно определенные интервалы на плоскости. Сцинтиллятор 904 имеет распределение интенсивности излучения флуоресценции, которое меняется непрерывно в направлении X. Однако сцинтиллятор 905 имеет распределение интенсивности излучения флуоресценции, которое не меняется в направлении X. Сцинтиллятор 904 излучает флуоресценцию 906 из-за рентгеновских лучей. В правой части фиг.9 показано, что сцинтилляторы 904 имеют непрерывное распределение интенсивности излучения флуоресценции в направлении X. Таким образом, сцинтиллятор 904 излучает флуоресценцию, которая имеет интенсивность в соответствии с изменением местоположения рентгеновских лучей, преломляемых в объекте 304 детектирования, и интенсивностью поглощенных рентгеновских лучей. Следует отметить, что, в качестве примера, сцинтиллятор 904 в правой части фиг.9 имеет линейное распределение интенсивности излучения флуоресценции. Кроме того, как и во втором варианте осуществления, можно предварительно измерить распределение интенсивности излучения флуоресценции (J(X)) сцинтиллятора 904 относительно изменения местоположения падения (X) рентгеновских лучей.

[0094] Кроме того, как показано в правой части фиг.9, сцинтиллятор 905 имеет равномерное распределение интенсивности излучения флуоресценции. Таким образом, можно получить флуоресценцию, соответствующую интенсивности рентгеновских лучей, поглощаемых объектом 304 детектирования. Распределение интенсивности излучения флуоресценции может быть равномерным в элементе. Однако желательно осуществлять управление так, чтобы распределение интенсивности излучения флуоресценции было таким же, как интенсивность излучения флуоресценции в местоположении опорных рентгеновских лучей в сцинтилляторе 904. Кроме того, для того, чтобы предотвратить непосредственное попадание рентгеновских лучей на детектор 306, между детектором 306 и каждым из сцинтилляторов 904 и 905 желательно расположить экранирующий рентгеновские лучи материал, который позволяет флуоресценции проходить через него.

[0095] Изменение местоположения рентгеновских лучей относительно опорных рентгеновских лучей и величину поглощения рентгеновских лучей, когда они проходят через объект детектирования, можно вычислить посредством измерения интенсивностей излучения флуоресценции сцинтилляторов 904 и 905 и сравнения их друг с другом. Этот процесс описан ниже со ссылкой на схематичную иллюстрацию интенсивности излучения флуоресценции сцинтилляторов в направлении X, показанную на фиг.10, и блок-схему последовательности операций процесса вычисления, показанную на фиг.11.

[0096] Когда объект 304 детектирования не поглощает рентгеновские лучи, интенсивность I рентгеновских лучей, которые проходят через объект 304 детектирования, по существу равна интенсивности I0, полученной до прохождения рентгеновскими лучами через объект 304 детектирования (т.е., I=I0). Таким образом, в местоположении изменения местоположения из-за объекта 304 детектирования (ΔX), интенсивность излучения флуоресценции JA получается, как это показано точкой A, представленной на фиг.10. Однако когда объект 304 детектирования поглощает рентгеновские лучи, интенсивность I рентгеновских лучей, которые проходят через объект 304 детектирования, ниже интенсивности I0 (т.е., I<I0). Таким образом, интенсивность излучения флуоресценции JC получается, как это показано точной С, представленной на фиг.10. В таком случае, при использовании предварительно полученного распределения интенсивности излучения флуоресценции J(X), определяется изменение местоположения ΔX'. То есть, определяется некорректная информация. Следовательно, это использует информацию соседнего сцинтиллятора, обладающего равномерным распределением интенсивности излучения флуоресценции (J1=J(0)). Если предварительно измеряется интенсивность излучения флуоресценции JB, полученная в точке В, представленной на фиг.10, когда объект детектирования не установлен, можно вычислить разность между интенсивностями излучения флуоресценции ΔJ(=JB-JD), когда происходит поглощение. Поскольку интенсивность излучения флуоресценции JA=JC+ΔJ, корректное ΔX можно получить, используя J(X). Следует отметить, что разность интенсивностей излучения флуоресценции ΔJ равна количеству рентгеновских лучей, поглощаемых объектом 304 детектирования.

[0097] Далее описан способ осуществления вычислительного процесса со ссылкой на блок-схему последовательности операций, представленную на фиг.11. Сначала на этапе S300 предварительно получают распределение интенсивности излучения флуоресценции J(X) сцинтиллятора, обладающего распределением интенсивности излучения флуоресценции, и интенсивность излучения флуоресценции JB сцинтиллятора, не обладающего распределением интенсивности излучения флуоресценции, когда объект детектирования не установлен. Затем на этапе S301 производят измерения объекта детектирования, чтобы получить интенсивность излучения флуоресценции JC сцинтиллятора, обладающего распределением интенсивности излучения флуоресценции, и интенсивность излучения флуоресценции JD сцинтиллятора, не обладающего распределением интенсивности излучения флуоресценции. После этого на этапе S302 вычисляют разность между интенсивностями излучения флуоресценции ΔJ(=JB-JD), которые представляют собой величину поглощения, поглощаемую объектом детектирования. На этапе S303 вычисляют интенсивность излучения флуоресценции JA(=JC+ΔJ), скорректированную с использованием величины поглощения, поглощенной объектом детектирования. Наконец, на этапе S304 вычисляют ΔX с использованием распределения интенсивности излучения флуоресценции J(X) сцинтиллятора, обладающего распределением интенсивности излучения флуоресценции, и JA, полученного на этапе S303.

[0098] Таким образом, изменение местоположения падения рентгеновских лучей 902 (ΔX) и величина поглощения (разность между интенсивностями излучения флуоресценции ΔJ) получают с использованием интенсивностей излучения флуоресценции сцинтилляторов 904 и 905. После этого можно определить даже небольшое изменение показателя преломления, обусловленное объектом 304 детектирования.

[0099] Следует отметить, что способ вычисления не ограничен описанным выше способом. Например, информацию о поглощении можно получить из интенсивности излучения флуоресценции, полученной с использованием сцинтиллятора 905 и, впоследствии, изменение местоположения можно вычислить, используя эту информацию о поглощении.

[00100] Следует отметить, что когда получают информацию об интенсивностях флуоресценции в областях сцинтилляторов 904 и 905, пространственное разрешение в направлении X снижается на 1/2. Таким образом, в дополнение к описанному выше измерению, перемещая решетку 305 сцинтилляторов в направлении X с использованием перемещающего блока 311, можно повысить пространственное разрешение. Альтернативно, пространственное разрешение можно повысить, перемещая объект 304 детектирования в направлении X с использованием перемещающего блока 310. В описанной выше конфигурации, эффект поглощения и эффект преломления рентгеновских лучей можно получить в виде независимых элементов информации, используя сцинтилляторы 904 и 905.

[00101] Обрабатывая полученные данные описанным выше образом в соответствии с блок-схемой последовательности операций, представленной на фиг.5, вычисляется дифференциальная фаза (dφ/dx) и фаза (φ) и, следовательно, изображение поглощения, дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение можно отобразить в блоке 308 отображения. Следует отметить, что изображение поглощения, дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение можно отобразить на экране одновременно, или по отдельности.

[00102] Описание настоящего варианта осуществления выполнено в отношении случая, в котором контролируется распределение плотности излучающего флуоресценцию материала или распределение количества легирующей добавки. Однако, как описано в описанном ниже примере 3, форма сцинтиллятора для измерения изменения местоположения преломляемых рентгеновских лучей может представлять собой, например, треугольный столбец, и форма сцинтиллятора для измерения поглощения (пропускания) может представлять собой квадратный столбец. То есть, можно использовать сцинтиллятор, обладающий равномерной толщиной в направлении, перпендикулярном падающим рентгеновским лучам.

Шестой вариант осуществления (решетка В сцинтилляторов для получения информации о поглощении)

[00103] Как и в пятом варианте осуществления, в шестом варианте осуществления настоящего изобретения описаны устройство и способ получения корректного дифференциального фазового изображения и корректного фазового изображения объекта детектирования, даже обладающего высоким поглощением рентгеновских лучей. В соответствии с настоящим вариантом осуществления, основная конфигурация устройства рентгеновской визуализации аналогична таковой для второго варианта осуществления, проиллюстрированного на фиг.3.

[00104] Решетка сцинтилляторов в соответствии с настоящим вариантом осуществления отличается тем, что изменение интенсивности излучения флуоресценции, или тенденция к ее повышению или понижению у сцинтиллятора относительно направления движения падающих рентгеновских лучей, отличается от такового у соседнего сцинтиллятора. Например, решетка сцинтилляторов выполняется с возможностью повышения интенсивности излучения флуоресценции первого сцинтиллятора, и при этом с возможностью понижения интенсивности излучения флуоресценции второго сцинтиллятора, когда изменяется местоположение падения рентгеновских лучей. Используя такие сцинтилляторы, информацию о поглощении и фазовую информацию можно получать независимо. После этого, используя полученную информацию о поглощении, можно получать более точное дифференциальное фазовое изображение или фазовое изображение. Упомянутая решетка сцинтилляторов описана более подробно ниже.

[00105] На фиг.12 проиллюстрирована решетка сцинтилляторов в соответствии с настоящим вариантом осуществления. На фиг.12 показаны оптические пути опорных рентгеновских лучей 1201 и 1205 (опорных рентгеновских лучей, когда объект 304 детектирования не установлен), оптические пути рентгеновских лучей 1202 и 1206, преломляемых объектом 304 детектирования, решетку 1203 сцинтилляторов, и сцинтилляторы 1204 и 1207, периодически размещенные в решетке 1203 сцинтилляторов. Каждый из сцинтилляторов 1204 и 1207 имеет форму треугольного столбца. Излучение флуоресценции 1208 сцинтилляторами 1204 и 1207 происходит из-за рентгеновских лучей.

[00106] В правой части фиг.12 схематично показано, что сцинтилляторы 1204 и 1207 имеют градиент интенсивности излучения флуоресценции в направлении X, который перпендикулярен направлению падения рентгеновских лучей.

[00107] Среди сцинтилляторов 1204 и 1207 флуоресценцию излучает тот, что имеет более длинный оптический путь. Кроме того, тенденции изменения распределения интенсивности излучения флуоресценции сцинтилляторов 1204 и 1207 противоположны друг другу. Следует отметить, что экранирующий рентгеновские лучи материал, который может пропускать флуоресценцию через себя, можно расположить между детектором 306 и каждым из сцинтилляторов 1204 и 1207.

[00108] Пусть ΔX1 обозначает изменение местоположения преломляемых рентгеновских лучей в сцинтилляторе 1204, J'1 обозначает интенсивность излучения флуоресценции сцинтиллятора 1204, ΔX2 обозначает изменение местоположения преломляемых рентгеновских лучей в сцинтилляторе 1207, а J'2 обозначает интенсивность излучения флуоресценции сцинтиллятора 1207. В этом случае, поскольку каждое из распределений интенсивности излучения флуоресценции (J(X)) соседних сцинтилляторов является симметричным, изменения положений рентгеновских лучей для интенсивности излучения флуоресценции имеют следующую зависимость:

ΔХ1=-ΔХ2 (6)

Кроме того, J'1 и J'2 можно выразить, используя пропускание A в объекте 304 детектирования в уравнении (4), следующим образом:

J1=k×I0A(1-ехр(-μenl) (7)

Кроме того, изменение местоположения ΔX можно выразить, используя уравнение (7), следующим образом:

[00109]

(8)

[00110] Подставляя J'1 и J'2 в ΔХ1 и ΔХ2 в уравнении (8) и используя уравнение (6), A можно вычислять следующим образом:

[00111]

(9)

где n=kI0.

[00112] Здесь, поскольку известен линейный коэффициент поглощения энергии μen сцинтиллятора, можно вычислить n (т.е., kI0) посредством измерения интенсивности излучения флуоресценции J для опорных рентгеновских лучей и использования уравнения (3). Альтернативно, сканируя решетку 1203 сцинтилляторов в направлении X, получая интенсивность излучения флуоресценции в зависимости от изменения местоположения рентгеновских лучей и аппроксимируя уравнение (3) к интенсивности излучения флуоресценции, можно вычислить эффективные kI0 и μen.

[00113] Таким образом, пропускание A можно вычислить, используя интенсивность излучения флуоресценции J, полученную при падении опорных рентгеновских лучей 1201 на сцинтиллятор, интенсивность излучения флуоресценции J'1 для флуоресценции сцинтиллятора 1204, интенсивность излучения флуоресценции J'2 для флуоресценции сцинтиллятора 1207 и kI0.

[00114] Кроме того, подставляя предварительно определенные α и μen и kI0, A, J' и J, полученные посредством измерения, в уравнение (8), можно вычислить изменение местоположения (ΔX).

[00115] Несмотря на то, что настоящий вариант осуществления описан в отношении распределений интенсивности излучения флуоресценции сцинтилляторов 1204 и 1207, которые являются симметричными, распределения интенсивности излучения флуоресценции не обязательно должны быть симметричными. Как отражено в уравнении (6), если известна зависимость градиента интенсивности излучения флуоресценции между двумя сцинтилляторами, можно вычислить пропускание и изменение местоположения рентгеновских лучей. То есть, можно использовать любые соседние сцинтилляторы, обладающие различными измерениями интенсивности излучения флуоресценции в направлении движения рентгеновских лучей. В соответствии с таким способом, изменение местоположения определяется после вычисления пропускания по двум сцинтилляторам. Следовательно, дифференциальное фазовое изображение или фазовое изображение высокой точности можно получить даже для объекта детектирования, который поглощает существенное количество рентгеновских лучей.

[00116] Далее описан вычислительный процесс со ссылкой на блок-схему последовательности операций, представленную на фиг.13. Сначала, на этапе S400 получают данные об интенсивности излучения флуоресценции J' для решетки сцинтилляторов. Затем на этапе S401 вычисляют пропускание A с использованием интенсивности излучения флуоресценции J'1 и J'2 соседних сцинтилляторов, полученной на этапе S400 и kI0, полученного предварительно, когда объект детектирования не был установлен. Затем на этапе S402 вычисляют изменение местоположения (ΔХ), подставляя в уравнение (8) J', полученное на этапе S400, пропускание A, полученное на этапе S401, μen, kI0 и J, полученные предварительно, когда объект детектирования не был установлен, и α. На этапе S403 угол преломления (Δθ) каждого рентгеновского луча вычисляют, подставляя изменение местоположения (ΔX) и расстояние между объектом детектирования и решеткой (Z) сцинтилляторов в уравнение (1). На этапе S404 дифференциальную фазу (dφ/dx) каждого рентгеновского луча вычисляют, подставляя Δθ, вычисленный на этапе S403, в уравнение (2). После этого, на этапе S405 вычисляют фазовую информацию (φ) посредством интегрирования дифференциальной фазы (dφ/dx), вычисленной на этапе S404, по направлению X. Следует отметить, что на этапе S406, при необходимости, в блоке 308 отображения можно отобразить изображение поглощения, дифференциальное фазовое изображение и фазовое изображение, получаемые таким образом.

[00117] Следует отметить, что когда получают информацию об интенсивностях флуоресценции сцинтилляторов 1204 и 1207, пространственное разрешение в направлении X снижается на 1/2. Таким образом, в дополнение к описанному выше измерению, посредством перемещения решетки 1203 сцинтилляторов в направлении X с использованием перемещающего блока 311, представленного на фиг.3, можно повысить пространственное разрешение. Альтернативно, пространственное разрешение можно повысить посредством перемещения объекта 304 детектирования в направлении X с использованием перемещающего блока 310.

[00118] Как описано выше, эффект поглощения и эффект преломления рентгеновских лучей можно независимо получать, используя сцинтилляторы 1204 и 1207. Кроме того, можно детектировать даже изменение местоположения рентгеновских лучей, которое равно размеру пикселя детектора 306 или меньше его. Таким образом, расстояние между объектом детектирования и детектором можно уменьшить и, следовательно, можно изготовить устройство компактных размеров.

[00119] Настоящее изобретение описано более подробно со ссылкой на примеры. Однако настоящее изобретение не ограничено ими. Можно использовать решетку сцинтилляторов любого типа, сцинтиллятор любой формы и любую интенсивность излучения флуоресценции сцинтиллятора, которые способны преобразовывать изменение местоположения рентгеновских луче вследствие преломления во флуоресценцию.

ПРИМЕРЫ

[00120] Примеры настоящего изобретения описаны ниже.

Пример 1

[00121] Далее описана примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации по примеру 1 в соответствии с настоящим изобретением. Этот пример соответствует описанному выше второму варианту осуществления.

[00122] На фиг.14 проиллюстрирована примерная конфигурация согласно настоящему примеру. На фиг.14 показаны источник 1401 рентгеновских лучей, монохроматор 1402, разделяющий элемент 1403, объект 1404 детектирования, решетка 1405 сцинтилляторов, детектор 1406, вычислительный блок 1407 и блок 1408 отображения. Следует отметить, что разделяющий элемент 1403, объект 1404 детектирования и решетку 1405 сцинтилляторов можно перемещать посредством перемещающих блоков 1409, 1410 и 1411, соответственно. Каждый перемещающий блок 1409, 1410 и 1411 содержит шаговый двигатель.

[00123] Блок генератора рентгеновских лучей с вращающимся анодом и молибденовой мишенью, показанный в качестве источника 1401 рентгеновских лучей, используют в качестве блока генератора рентгеновских лучей. Монохроматор 1402 из высоко упорядоченного пиролитического графита (HOPG) используется в качестве монохроматора рентгеновских лучей. Монохроматор 1402 выделяет характеристические рентгеновские лучи молибдена. Рентгеновские лучи, преобразованные в монохроматические посредством монохроматора 1402, пространственно разделяют посредством разделяющего элемента 1403, который располагают в местоположении, удаленном от источника 1401 рентгеновских лучей приблизительно на 100 см.

[00124] Разделяющий элемент 1403 выполнен из W и имеет толщину 100 мкм. Разделяющий элемент 1403 имеет расположенные в нем щели, каждая имеет ширину щели 40 мкм. Период щелей составляет 150 мкм на решетке 1405 сцинтилляторов. Следует отметить, что вместо W в качестве материала используют Au, Pb, Та или Pt.

[00125] Рентгеновскими лучами, разделенными посредством разделяющего элемента 1403, облучают объект 1404 детектирования. Рентгеновские лучи проходят через объект 1404 детектирования и падают на решетку 1405 сцинтилляторов, расположенный в местоположении, удаленном от объекта 1404 детектирования на 50 см.

[00126] Решетка 1405 сцинтилляторов имеет структуру, в которой расположены CsI (легированный Tl) сцинтилляторы, каждый имеет форму треугольного столбца с углом при вершине приблизительно 80°. Период в направлении X составляет 150 мкм. Решетка 1405 сцинтилляторов и детектор 1406 с размером пикселя 25 мкм, в котором используют CCD, соединяются оптоволоконной пластиной. Устройство, содержащее интегральную решетку 1405 сцинтилляторов и детектор 1406, детектирует интенсивность излучения флуоресценции.

[00127] Рентгеновские лучи, разделенные разделяющим элементом 1403, падают на среднюю точку треугольного столбца в периодическом направлении. Следует отметить, что в этом примере для одного рентгеновского луча, разделенного разделяющим элементом 1403, суммируются значения интенсивности излучения флуоресценции шести пикселей в периодическом направление треугольного столбца. Сумма определяется как интенсивность излучения флуоресценции одного сцинтиллятора.

[00128] Изменение местоположения (ΔX) получают из таблицы данных, содержащей зависимость между определяемой интенсивностью и изменением местоположения (ΔX), с использованием вычислительного блока 1407. После этого показатель преломления (Δθ) вычисляют, используя уравнение (2). Дифференциальную фазу вычисляют, используя показатель преломления (Δθ) и уравнение (3). Затем получают изображение фазового распределения, интегрируя полученную дифференциальную фазу. Дифференциальное фазовое изображение или фазовое изображение, получаемое посредством вычислительного блока 1407, отображаются в блоке 1408 отображения, который выполняет функцию монитора ПК.

Пример 2

[00129] Далее описана примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации согласно примеру 2, в соответствии с настоящим изобретением. Этот пример соответствует описанному выше первому варианту осуществления.

[00130] На фиг.15 проиллюстрирована примерная конфигурация по настоящему примеру. На фиг.15 показаны источник 1501 рентгеновских лучей, объект 1504 детектирования, решетка 1505 сцинтилляторов, детектор 1506 рентгеновских лучей и блок 1508 отображения.

[00131] В этом примере блок генератора рентгеновских лучей с вращающимся анодом и молибденовой мишенью, показанный в качестве источника 1501 рентгеновских лучей, используется в качестве блока генератора рентгеновских лучей. Рентгеновскими лучами, генерируемыми источником 1501 рентгеновских лучей, облучают объект 1504 детектирования, установленный в местоположении, удаленном от источника 1501 рентгеновских лучей на 100 см. Рентгеновские лучи проходят через объект 1504 детектирования и падают на решетку 1505 сцинтилляторов, расположенный в местоположении, удаленном от объекта 1504 детектирования на 65 см.

[00132] Решетка 1505 сцинтилляторов имеет структуру, в которой размещены CsI (легированный Tl) сцинтилляторы, каждый из которых имеет форму треугольного столбца с углом при вершине приблизительно 80°. Период в направлении X составляет 150 мкм. Решетка 1505 сцинтилляторов и детектор 1506 с размером пикселя 25 мкм, в котором используются CCD, соединены оптоволоконной пластиной. Устройство, содержащее интегральную решетку 1505 сцинтилляторов и детектор 1506, детектирует интенсивность излучения флуоресценции. Рассчитанное изображение, полученное из изображения, захваченного, когда объект 1504 детектирования не был установлен, отображается в блоке 1508 отображения, выполняющем функцию монитора ПК.

Пример 3

[00133] Далее описана примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации по примеру 3 в соответствии с настоящим изобретением. Этот пример соответствует описанному выше пятому варианту осуществления.

[00134] Основная структура в этом примере аналогична таковой согласно примеру 1, представленному на фиг.14. Однако конфигурации решетки 1405 сцинтилляторов и вычислительного блока 1407 отличаются от таковых по примеру 1.

[00135] То есть, решетку 1405 сцинтилляторов по примеру 3 получают посредством обработки CsI (легированного Tl), сформированного на оптоволоконной пластине так, чтобы в нем поочередно разместить, как показано на фиг.16, стержень в форме треугольного столбца и стержень в форме квадратного столбца. Период сцинтиллятора 1604 в форме треугольного столбца и сцинтиллятора 1605 в форме квадратного столбца составляет 150 мкм. Угол при вершине треугольного столбца сцинтиллятора 1604 составляет приблизительно 80°. Максимальная толщина треугольного столбца составляет приблизительно 13 мкм. Оптоволоконная пластина, содержащая сформированные на ней сцинтилляторы 1604 и 1605, и детектор 1406 с размером пикселя 25 мкм, содержащий CCD, интегрированы вместе. Устройство, содержащее интегральную решетку 1405 сцинтилляторов и детектор 1406, детектирует интенсивность излучения флуоресценции.

[00136] Рентгеновские лучи, разделяемые посредством разделяющего элемента 1403, падают в среднюю точку соответствующего сцинтиллятора в периодическом направлении.

[00137] Детектор 1406, служащий детектором, расположенным непосредственно далее по ходу относительно решетки 1405 сцинтилляторов, детектирует интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами. Следует отметить, что в этом примере для одного рентгеновского луча, разделенного разделяющим элементом 1403, суммируются значения интенсивности излучения флуоресценции шести пикселей в периодическом направление треугольного столбца. Эта сумма определяется как интенсивность излучения флуоресценции одного сцинтиллятора. После этого решетку 1405 сцинтилляторов перемещают в периодическом направлении треугольного столбца и квадратного столбца на 150 мкм (один период), используя перемещающий блок 1411. Затем измерения осуществляются аналогичным образом. Посредством двух измерений можно получить интенсивность излучения флуоресценции сцинтиллятора, содержащего треугольный столбец и квадратный столбец, которая вызвана рентгеновскими лучами, которые прошли через объект 704 детектирования.

[00138] Используя вычислительный блок 1407, получают величину поглощения (ΔJ) и изменение местоположения (ΔХ) исходя из таблицы предварительно измеренных данных об интенсивности излучения флуоресценции (J(X)) и изменении местоположения (ΔХ) для треугольного столбца. После этого вычисляют показатель преломления (Δθ), используя изменение местоположения (ΔX) и уравнение (2). Дифференциальную фазу вычисляют, используя показатель преломления (Δθ) и уравнение (3). Затем получают фазовое изображение посредством интегрирования полученной дифференциальной фазы.

[00139] При необходимости, рентгеновское изображение поглощения, рентгеновское дифференциальное фазовое изображение и рентгеновское фазовое изображение, полученные посредством вычислительного блока 1407, отображаются в блоке 1408 отображения, который выполняет функцию монитора ПК.

Пример 4

[00140] Далее описана примерная конфигурация устройства рентгеновской визуализации согласно примеру 4, в соответствии с настоящим изобретением. Этот пример соответствует описанному выше шестому варианту осуществления.

[00141] Основная структура в этом примере аналогична таковой согласно примерам 1 и 3, представленным на фиг.14. Однако конфигурации решетки 1405 сцинтилляторов и вычислительного блока 1407 отличаются от таковых по примерам 1 и 3.

[00142] Как показано на фиг.12, решетку 1405 сцинтилляторов по примеру 4 получают посредством обработки CsI (легированного Tl), сформированного на оптоволоконной пластине так, чтобы поочередно разместить в нем стержни, каждый из которых имеет форму треугольного столбца и наклон, противоположный наклону соседнего стержня. Период сцинтиллятора 1204 и сцинтиллятора 1207 составляет 150 мкм. Угол при вершине треугольного столбца составляет приблизительно 80°. Оптоволоконная пластина, содержащая сформированные на ней сцинтилляторы 1204 и 1207, и детектор 1406 с размером пикселя 25 мкм, который содержит CCD, интегрированы вместе. Устройство, содержащее интегральную решетку 1405 сцинтилляторов и детектор 1406, детектирует интенсивность излучения флуоресценции. Рентгеновские лучи, разделенные посредством разделяющего элемента 1403, падают в среднюю точку соответствующего сцинтиллятора в периодическом направлении. Детектор 1406, служащий детектором, расположенным непосредственно далее по ходу относительно решетки 1405 сцинтилляторов, детектирует интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами. Следует отметить, что в этом примере для одного рентгеновского луча, разделенного посредством разделяющего элемента 1403, суммируются значения интенсивности излучения флуоресценции шести пикселей в периодическом направлении сцинтиллятора. Эта сумма определяется как интенсивность излучения флуоресценции одного сцинтиллятора.

[00143] После этого решетку 1405 сцинтилляторов перемещают в периодическом направлении треугольного столбца на 150 мкм (один период), используя перемещающий блок 1411. Затем измерения осуществляют аналогичным образом. Посредством двух измерений можно получить интенсивность излучения флуоресценции сцинтиллятора, вызванной рентгеновскими лучами, которые прошли через объект 1404 детектирования.

[00144] Используя вычислительный блок 1407, вычисляют изменение местоположения (ΔX) и пропускание A по интенсивности излучения флуоресценции сцинтиллятора, который имеет форму треугольного столбца, и измеренным данным (J(X)), которые получают, когда объект 1404 детектирования не был установлен. После этого, показатель преломления (Δθ) вычисляют, используя уравнение (2). Затем вычисляют дифференциальную фазу, используя показатель преломления (Δθ) и уравнение (3). Фазовое изображение вычисляют, интегрируя полученную дифференциальную фазу.

[00145] При необходимости, рентгеновское изображение поглощения, рентгеновское дифференциальное фазовое изображение и рентгеновское фазовое изображение, полученные посредством вычислительного блока 1407, отображаются в блоке 1408 отображения, который выполняет функцию монитора ПК.

[00146] Хотя настоящее изобретение описано со ссылкой на иллюстративные варианты осуществления, следует понимать, что изобретение не ограничено описанными иллюстративными вариантами осуществления. Объем следующей формулы изобретения должен соответствовать самой широкой ее интерпретации такой, чтобы охватить все возможные модификации и эквивалентные структуры и функции.

[00147] По данной заявке испрашивается приоритет на основании японской патентной заявки № 2009-173452, поданной 24 июля 2009 года, которая настоящим в полном объеме включена в настоящий документ посредством ссылки.

Список ссылочных позиций

[00148]

301 - источник рентгеновских лучей

302 - монохроматический блок

303 - разделяющий элемент

304 - объект детектирования

305 - решетка сцинтилляторов

306 детектор

307 - вычислительный блок

308 - блок отображения

309 - перемещающий блок

310 - перемещающий блок

311 - перемещающий блок

1. Устройство рентгеновской визуализации для получения рентгеновской информации о фазовом сдвиге, обусловленном объектом детектирования, которое содержит:
разделяющий элемент, выполненный с возможностью пространственного разделения рентгеновских лучей, генерируемых блоком генератора рентгеновских лучей;
решетку сцинтилляторов, которая включает в себя множество первых сцинтилляторов, расположенных в ней, причем разделенные рентгеновские лучи падают на первые сцинтилляторы; и
детектор, выполненный с возможностью детектирования интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов;
причем каждый из первых сцинтилляторов выполнен так, чтобы интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами, варьировалась в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей.

2. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, дополнительно содержащее:
вычислительный блок, выполненный с возможностью вычисления одного из дифференциального фазового изображения и фазового изображения объекта детектирования с использованием информации об интенсивности излучения флуоресценции, детектируемой детектором.

3. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, в котором каждый из первых сцинтилляторов имеет толщину, которая непрерывно варьируется вдоль направления, перпендикулярного падающим рентгеновским лучам.

4. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, в котором для каждого из первых сцинтилляторов интенсивность его излучения флуоресценции на единицу объема варьируется непрерывно вдоль направления, перпендикулярного падающим рентгеновским лучам.

5. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, в котором решетка сцинтилляторов включает в себя первые сцинтилляторы и вторые сцинтилляторы в одинаковом направлении в одной плоскости и в котором каждый из вторых сцинтилляторов имеет постоянную интенсивность его излучения флуоресценции независимо от местоположения падения рентгеновских лучей.

6. Устройство рентгеновской визуализации по п.5, в котором каждый из вторых сцинтилляторов имеет равномерную толщину в направлении, перпендикулярном падающим рентгеновским лучам.

7. Устройство рентгеновской визуализации по п.5, в котором каждый из вторых сцинтилляторов имеет постоянную интенсивность его излучения флуоресценции на единицу объема вдоль направления, перпендикулярного падающим рентгеновским лучам.

8. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, в котором решетка сцинтилляторов включает в себя первые сцинтилляторы и третьи сцинтилляторы, каждый из которых выполнен так, что интенсивность его излучения флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами, варьируется в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей, и при этом первые сцинтилляторы и третьи сцинтилляторы имеют различное изменение интенсивности излучения флуоресценции или различную тенденцию к повышению и понижению интенсивности излучения флуоресценции, относительно направления движения падающих рентгеновских лучей.

9. Устройство рентгеновской визуализации по п.1, дополнительно содержащее:
перемещающий блок, выполненный с возможностью перемещения решетки сцинтилляторов и детектора синхронным образом.

10. Способ рентгеновской визуализации для использования в устройстве рентгеновской визуализации, содержащий следующие этапы: пространственное разделение рентгеновских лучей и
получение рентгеновской информации о фазовом сдвиге, обусловленном объектом детектирования, из распределения интенсивности излучения флуоресценции с использованием решетки сцинтилляторов, включающей в себя множество сцинтилляторов, расположенных в ней, причем интенсивность излучения флуоресценции каждого из сцинтилляторов, вызванной рентгеновскими лучами, варьируется в соответствии с местоположением падения рентгеновских лучей.

11. Устройство рентгеновской визуализации, содержащее:
решетку сцинтилляторов, включающую в себя множество сцинтилляторов, расположенных в ней, причем у каждого сцинтиллятора варьируется интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами, в соответствии с изменением распределения интенсивности рентгеновских лучей, которое обусловлено прохождением рентгеновских лучей через объект детектирования; и
детектор, выполненный с возможностью детектирования интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов.

12. Способ рентгеновской визуализации для использования в устройстве рентгеновской визуализации, содержащий следующие этапы:
детектирование интенсивности флуоресценции, излучаемой решеткой сцинтилляторов, посредством использования решетки сцинтилляторов, которая включает в себя множество сцинтилляторов, расположенных в ней, причем для каждого сцинтиллятора интенсивность флуоресценции, вызванной рентгеновскими лучами, варьируется в соответствии с изменением распределения интенсивности рентгеновских лучей, когда рентгеновские лучи проходят через объект детектирования.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к позитронно-эмиссионной томографии (PET) и/или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в медицинских приложениях с использованием пикселей разных размеров или подобного.

Изобретение относится к медицинским системам получения изображения, в частности оно касается гамма-камер, содержащих две, три, четыре или более радиационных детекторных головок, и описывается с конкретной ссылкой на них.

Изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (СТ), а также относится к детектированию рентгеновского излучения и другого излучения, где желательно получить информацию относительно интенсивности или энергетического спектра обнаруженного излучения.

Изобретение относится к области детектирования излучения. .

Изобретение относится к детекторам для медицинской визуализирующей техники, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или позитронно-эмиссионной томографии (PET).

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к медицинским диагностическим гамма-камерам, предназначенным для ранней диагностики злокачественных опухолей и других заболеваний человека путем визуализации распределения радиоактивных препаратов, вводимых в организм с диагностической целью.

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Аппарат для диагностической визуализации, содержащий: детекторную матрицу, включающую в себя индивидуальные детекторные элементы (16), для приема событий излучения от области сканирования (18); инициирующий процессор (20) для присвоения метки времени воспринятым потенциальным событиям; процессор (24) верификации событий, который применяет критерии верификации к пикам канала измерительного элемента; процессор (30) преобразования событий, который преобразует воспринятые события и соответствующие линии отклика в пространственно смещенные преобразованные события; буферную память (32) для хранения событий в виде списка для хранения действительных событий, имеющих метку времени; процессор (34) восстановления для реконструирования действительных событий в виде изображения области (18) сканирования; и дополнительно содержащий: процессор (38) анализа изображения, который анализирует изображение, реконструированное процессором (34) восстановления, на предмет артефактов движения и распознает события излучения для преобразования процессором (30) преобразования событий; при этом анализ посредством процессора (38) анализа изображения применяется несколько раз с целью уменьшения артефактов в реконструированном изображении с каждым повтором. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 8 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к устройству формирования гамма-изображения. Устройство формирования гамма-изображения, содержащее гамма-камеру (10) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в гамма-лучах, называемого гамма-изображением, имеющую переднюю сторону (11) и ось обзора (х1'), и вспомогательную камеру (15) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в видимом свете, при этом вспомогательная камера (15) расположена перед передней стороной (11) гамма-камеры (10), которая представляет собой коллиматорную гамма-камеру с точечным отверстием, причем вспомогательная камера (15) имеет оптическую ось (х2'), по существу, совпадающую с осью обзора (х1') гамма-камеры (10), так что изображение в видимом свете и гамма-изображение снимаются, по существу, одновременно с одним и тем же направлением обзора, благодаря чему определяют расположение источников радиации, находящихся на расстоянии от десятков сантиметров до десятков метров от гамма-камеры. Технический результат - повышение качества формирования гамма-изображения. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Спектральный процессор, который обрабатывает сигнал детектора, показывающий полихроматическое излучение, детектированное системой формирования изображений, содержащий: первый канал обработки, который формирует первый спектральный сигнал, полученный из сигнала детектора, при этом первый спектральный сигнал включает в себя первую спектральную информацию о сигнале детектора; и второй канал обработки, который формирует второй спектральный сигнал, полученный из составляющей переменного тока сигнала того же самого сигнала детектора, при этом второй спектральный сигнал включает в себя вторую спектральную информацию о сигнале детектора, при этом первый и второй спектральные сигналы используются для спектрального разложения сигнала детектора. Технический результат - повышение спектрального разрешения. 3 н. и 17 з.п. ф-лы, 7 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 спектральному получению отображения и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (КТ). Система получения отображения содержит матрицу (110) детекторов, включающую в себя матрицу (202) сцинтилляторов, которая принимает излучение и генерирует показывающий это световой сигнал, и матрицу (204) цифровых фотоумножителей, оптически связанных с матрицей (202) сцинтилляторов, которая принимает световой сигнал и генерирует показывающий это цифровой сигнал, препроцессор (118), содержащий канал (212) подсчета фотонов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует первый выходной сигнал, интегрирующий канал (210), который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует второй выходной сигнал, и канал (214) генерирования моментов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует третий выходной сигнал, причем упомянутый канал генерирования моментов содержит фильтр (218), умножитель 220 и интегратор 222, и реконструктор (122), который спектрально разлагает первый, второй и третий выходные сигналы. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к системам формирования ядерного изображений. При детектировании событий сцинтилляции в системе формирования ядерного изображения процесс обработки установки временной метки и стробирования энергии внедряют в автономные детекторные модули (ADM) (14) для уменьшения объема последующей обработки. Каждый ADM (14) съемно установлен на неподвижно закрепленной детали (13) детектора и содержит массив (66) сцинтилляционных кристаллов и ассоциированный(ые) светоприемник(и) (64), такой(ие) как кремниевый фотоумножитель или тому подобное. Светоприемник(и) (64) соединен(ы) с модулем (62) обработки в или на одном из ADM (14), который выполняет стробирование энергии и установку временной метки. Технический результат - уменьшение объема обработки служебных данных. 6 н. и 13 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к области формирования радионуклидных изображений и связанным с ними областям. Способ формирования радионуклидных изображений содержит этапы, на которых сохраняют данные о формировании радионуклидного изображения, содержащие количественные значения энергии событий обнаружения излучения, причем данные о формировании радионуклидного изображения получены посредством формирования радионуклидного изображения объекта; создают энергетическое окно, используемое при фильтрации данных о формировании радионуклидного изображения, основываясь на (i) полученном нерадионуклидном изображении объекта или (ii) первоначальном реконструированном изображении объекта, созданном посредством реконструкции сохраненных данных о формировании радионуклидного изображения; фильтруют сохраненные данные о формировании радионуклидного изображения, соответствующие сохраненным количественным значениям энергии событий обнаружения излучения, используя созданное энергетическое окно, для создания набора отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения и реконструируют набор отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения для создания реконструированного изображения объекта. Технический результат - повышение качества изображения. 4 н. и 7 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к технологиям формирования медицинских изображений. Система детекторов излучения содержит первый и второй слои детекторов, с различными размерами поперечных сечений, расположенные друг под другом. Система формирования изображений, обеспечивающая осуществление способа формирования изображения, содержит гентри, множество систем детекторов, расположенных вокруг области исследования, источник рентгеновского излучения и процессор реконструкции. Комбинированная система формирования изображений в передаваемом и эмиссионном излучении содержит гентри, источник передаваемого излучения, расположенный смежно с областью исследования, и систему детекторов излучения, расположенных вокруг области исследования. Использование изобретения позволяет повысить эффективность сканирования. 4 н. и 15 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к формированию изображений, а конкретнее к чувствительным к вертикальному излучению детекторам одной и/или многих энергий. Матрица чувствительных к вертикальному излучению детекторов включает в себя по меньшей мере одну детекторную пластину. Детекторная пластина включает в себя матрицу сцинтилляторов, включающую в себя, по меньшей мере, верхнюю сторону, которая принимает излучение, нижнюю сторону и заднюю сторону, и монтажную плату фотодатчиков, включающую в себя фоточувствительную область, оптически связанную с задней стороной матрицы сцинтилляторов. Детекторная пластина дополнительно включает в себя обрабатывающую электронику, размещенную под матрицей сцинтилляторов, гибкую монтажную плату, электрически соединяющую фоточувствительную область и обрабатывающую электронику, и экран для защиты от излучения, расположенный под нижней частью матрицы сцинтилляторов между сцинтиллятором и обрабатывающей электроникой, тем самым защищая обрабатывающую электронику от остаточного излучения, проходящего через матрицу сцинтилляторов. Технический результат - повышение качества изображения. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 11 ил.
Наверх