ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ ДЛЯ ФОРМИРОВАНИЯ ФАЗОВО-КОНТРАСТНЫХ ИЗОБРАЖЕНИЙ
X-RAY DETECTOR FOR FORMING PHASE-CONTRAST IMAGES

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Изобретение относится к детектору рентгеновского излучения, рентгеновскому устройству, содержащему такой детектор, и способу для анализа картины интенсивностей рентгеновского излучения, в частности для формирования фазово-контрастных рентгеновских изображений объекта.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Несмотря на то, что классическая рентгенография измеряет поглощение рентгеновского излучения, вызванное объектом, формирование фазово-контрастных изображений нацелено на детектирование восприятия рентгеновского излучения с фазовым сдвигом, в то время как оно проходит через объект. Согласно конструкции, которая была описана в литературе (T. Weitkamp et al., «X-ray phase imaging with a grating interferometer», Optics Express 13(16), 2005 (Т. Вейткэмп и другие, «Формирование рентгеновских фазовых изображений с помощью дифракционного интерферометра», Оптикс-экспресс, 13(16), 2005)), фазовая решетка размещена позади объекта для формирования интерференционной картины максимумов и минимумов интенсивности, когда объект облучается (когерентным) рентгеновским излучением. Любой фазовый сдвиг в волнах рентгеновского излучения, который привнесен объектом, вызывает некоторое характеристическое смещение в интерференционной картине. Измерение этих смещений, поэтому, предоставляет возможность реконструировать фазовый сдвиг объекта, которым интересуются.
Проблема описанного подхода состоит в том, что практически осуществимый размер пикселя существующих детекторов рентгеновского излучения является (гораздо) большим, чем расстояние между максимумами и минимумами интерференционной картины. Эти картины, поэтому, не могут быть сразу с пространственным разрешением. Чтобы решить эту проблему, было предложено использовать решетку поглощения непосредственно перед пикселями детектора, таким образом, обозревая всего лишь небольшие подсегменты интерференционной картины пикселями детектора. Сдвиг решетки поглощения по отношению к пикселям предоставляет возможность восстанавливать строение (то есть отклонение от картины по умолчанию без объекта) интерференционной картины. Необходимое перемещение оптических элементов, однако, является нетривиальной механической задачей, особенно если оно должно выполняться быстро и с высокой точностью, как требовалось бы, если формирование фазово-контрастных изображений будет применяться в медицинской среде.
В дополнение, приведение сетки в разные положения требует времени, так что формирование изображений движущегося объекта (например, бьющегося сердца) может страдать от размывания границ, обусловленного артефактами движения.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
На основании этого уровня техники, цель настоящего изобретения состояла в том, чтобы предложить средство для формирования рентгеновских фазово-контрастных изображений объекта, которые, в частности, пригодны для применения в рентгенографии, например, в компьютерной томографии (CT).
Эта цель достигается устройством формирования рентгеновских изображений согласно пункту 1 формулы изобретения и способом согласно пункту 5 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления раскрыты в зависимых пунктах формулы изобретения.
Согласно своему первому аспекту, изобретение относится к детектору рентгеновского излучения, который, в частности (но не исключительно) может использоваться для анализа картины интенсивностей рентгеновского излучения в контексте формирования фазово-контрастных изображений. Детектор содержит следующие компоненты:
a) Матрицу рентгеночувствительных элементов, обычно называемых «пикселями». Термин «матрица» здесь будет обозначать, в самом общем смысле, любую одно-, двух- или трехмерную компоновку объектов. В большинстве случаев, матрица будет одно- или двухмерной компоновкой.
b) По меньшей мере две решетки анализатора, расположенные с разными фазами (то есть, имеющие фазовый сдвиг относительно друг друга) и/или периодичностью, перед двумя разными чувствительными элементами. В этом контексте, термин «решетка анализатора» будет обозначать оптический компонент с некоторым регулярным изменением своих рентгеновских характеристик, например, своего коэффициента поглощения или показателя преломления, при этом упомянутая регулярность может быть описана некоторым периодом повторения.
Описанный детектор рентгеновского излучения обладает преимуществом предоставлять возможность выборки отсчетов картины (интенсивностей) рентгеновского излучения, падающего на него, с помощью по меньшей мере двух решеток анализатора с разными характеристиками. Как будет более подробно описано ниже, такой детектор рентгеновского излучения, в частности, может использоваться для формирования фазово-контрастных рентгеновских изображений объекта без необходимости перемещать два оптических элемента относительно друг друга.
Несмотря на то, что изобретение содержит случай, в котором присутствуют только две решетки анализатора, предпочтительно, чтобы одна решетка анализатора располагалась перед каждым чувствительным элементом. Решетки анализатора, в этом случае, будут составлять матрицу, соответствующую матрице чувствительных элементов, при этом по меньшей мере две решетки анализатора этой матрицы имеют разную фазу и/или периодичность. Вообще, набор всех решеток анализатора может быть разложен на два подмножества решеток анализатора, имеющих между друг другом одинаковую фазу и периодичность, при этом каждые две решетки анализатора, произвольно выбранные из разных подмножеств, будут иметь разную фазу и/или периодичность. В предпочтительных вариантах осуществления, подмножества будут иметь приблизительно одинаковое количество элементов, и элементы (решетки анализатора) каждого подмножества по существу равномерно распределены по всей матрице решеток анализатора. Для каждого подмножества и любого положения в матрице, поэтому, поблизости от упомянутого положения можно будет находить решетку анализатора из упомянутого подмножества.
В предпочтительном варианте осуществления детектора рентгеновского излучения, решетки анализатора реализованы в качестве сеток поглощения, в частности сеток линий, состоящих из множества параллельных линий поглощения рентгеновского излучения, повторяющихся с некоторым периодом (шагом) и включающих в себя прозрачные полосы между ними.
Согласно еще одному предпочтительному варианту осуществления детектора рентгеновского излучения, матрица чувствительных элементов содержит по меньшей мере один ансамбль из нескольких чувствительных элементов, который в последующем будет называться «макропикселем», при этом упомянутые чувствительные элементы имеют решетки анализатора перед ними, которые имеют взаимно разную фазу и/или периодичность. Таким образом, чувствительные элементы макропикселя принимают рентгеновское излучение, которое прошло через разные виды предварительной обработки, и макропиксель, как одно целое, выдает параллельно множество сигналов датчика с разным информационным содержимым. Макропиксель предпочтительно создает связанную структуру, в частности, с компактной формой, подобной таковой у прямоугольника или круга.
Более того, предпочтительно, чтобы вся матрица чувствительных элементов была организована такими макропикселями, которые могут иметь разные строения (например, разные количества чувствительных элементов и/или по-разному сконструированные решетки анализатора) или все могут иметь одинаковую конструкцию.
В дальнейшем развитии вариантов осуществления с макропикселями, решетки анализатора макропикселя имеют одинаковый период, но взаимные фазовые сдвиги, которые равномерно распределены по одному периоду структуры решетки. Таким образом, длина одного периода подвергается однородной выборке отсчетов/обработке решетками анализатора макропикселя.
Изобретение дополнительно относится к рентгеновскому устройству для формирования фазово-контрастных изображений объекта, то есть изображений, в которых значение точек изображения является зависящим от фазового сдвига, который привнесен в пропускаемое рентгеновское излучение объектом, наряду с тем, что положение точек изображения является пространственно зависящим от объекта (например, через проекционное или секционное отображение). Рентгеновское устройство содержит следующие компоненты:
- рентгеновский источник для формирования рентгеновского излучения. Чтобы предоставить возможность для формирования интерференционных картин, формируемое рентгеновское излучение должно иметь достаточно большую пространственную и временную когерентность;
- дифракционный оптический элемент, который будет кратко обозначаться «DOE» в последующем. DOE подвергается воздействию рентгеновского источника, то есть он расположен из условия, чтобы он подвергался попаданию излучения рентгеновского источника, если последний активен;
- детектор рентгеновского излучения разновидности, описанной выше, то есть с матрицей рентгеночувствительных элементов и по меньшей мере двумя решетками анализатора с разной фазой и/или периодичностью перед двумя разными чувствительными элементами (должно быть отмечено, что фаза решетки анализатора является иной переменной, чем фаза рентгеновского излучения).
Описанный рентгеновский источник обладает преимуществом для обработки картины интенсивностей, которая формируется посредством DOE одновременно с решетками анализатора разных характеристик. Таким образом, потребность относительного перемещения между DOE и (глобальной) решеткой анализатора перед чувствительными элементами может избегаться.
Периодичность решеток анализатора в детекторе рентгеновского излучения предпочтительно соответствует периодичности интерференционной картины, которая формируется от DOE во время использования рентгеновского устройства в положении решеток анализатора. По существу, интерференционная картина обычно является зависящей от периодичности DOE, это требование, во многих случаях, равноценно высказыванию, что периодичности решеток анализатора и DOE связаны (например, идентичны или являются целыми кратными числами друг друга). Так как периодичность решетки анализатора соответствует периодичности интерференционной картины, упомянутая картина может подвергаться выборке отсчетов в характеристических точках (например, в своих минимумах, максимумах и/или заданном положении между ними) с помощью чувствительных элементов, которые имеют гораздо большую протяженность, чем период интерференционной картины.
Рентгеновское устройство предпочтительно дополнительно содержит блок оценки для определения фазового сдвига в рентгеновском излучении, вызванного объектом, который расположен на пути рентгеновского излучения между рентгеновским источником и DOE. Блок оценки, по выбору, может быть реализован специализированными электронными аппаратными средствами, аппаратными средствами цифровой обработки данных с ассоциативно связанным программным обеспечением или смесью обоих. Блок оценки пользуется тем обстоятельством, что есть вполне определенная зависимость между фазовым сдвигом, привнесенным объектом и результирующими изменениями интерференционной картины, которая может наблюдаться за DOE; инвертирование этой зависимости предоставляет возможность рассчитывать требуемое фазово-контрастное изображение объекта.
В дальнейшем развитии вышеупомянутого варианта осуществления блок оценки дополнительно содержит модуль реконструкции для реконструкции фазово-контрастных изображений поперечных разрезов объекта по фазово-контрастным проекциям упомянутого объекта, которые были взяты с разных направлений. Модуль реконструкции может применять алгоритмы компьютерной томографии (CT), которые хорошо известны специалисту в данной области техники абсорбционной рентгенографии.
Детектор рентгеновского излучения и/или рентгеновский источник, по выбору, могут быть установлены на каком-нибудь несущем элементе таким образом, чтобы они могли (по кругу и/или спиралеобразно) вращаться по отношению к неподвижному объекту, например пациенту, который должен исследоваться рентгеновскими лучами. Детектор рентгеновского излучения и рентгеновский источник, в частности, может быть присоединен к общему несущему элементу для синхронного вращения. Этим способом может быть создана система CT, как в основном известная.
Уже было упомянуто, что рентгеновский источник должен иметь временную и пространственную когерентность, которая необходима для формирования интерференционной картины за DOE. Рентгеновский источник, по выбору, может содержать пространственно вытянутый излучатель, который расположен перед решеткой, при этом термин «перед» указывает ссылкой на направление испускания рентгеновского источника (то есть испускаемое рентгеновское излучение проходит через решетку). Вытянутый излучатель может быть типовым анодом, как используется в традиционных рентгеновских источниках, и может быть пространственно когерентным сам по себе. С помощью решеток излучатель, в сущности, делится на некоторое количество линейных излучателей, каждый из которых является пространственно когерентным (в направлении, перпендикулярном своей длине). Рентгеновский источник, по выбору, может содержать по меньшей мер один фильтр, например, фильтр, который подавляет определенную полосу рентгеновского спектра, испускаемого рентгеновским источником. Части рентгеновского спектра, которые бесполезны для требуемого формирования фазово-контрастных изображений или которые даже мешают такому формированию изображений, таким образом, могут отфильтровываться. Это помогает минимизировать подвергание объекта воздействию рентгеновского излучения, что особенно важно в медицинских применениях.
Изобретение дополнительно относится к способу для анализа картины интенсивностей рентгеновского излучения, в частности, по существу периодической картины, упомянутый способ содержит осуществление локальной выборки отсчетов картины интенсивностей с помощью по меньшей мере двух решеток анализатора взаимно разной фазы и/или периода.
Способ предоставляет возможность обрабатывать картины интенсивностей локально одновременно разными способами, то есть с помощью решеток анализатора разных характеристик. Как было описано выше, это особенно полезно при формировании рентгеновских фазово-контрастных изображений объекта, во время которого упомянутый объект облучается рентгеновским излучением, и интерференционная картина формируется с помощью DOE, расположенного позади объекта.
Рентгеновское устройство (или, более точно, ассоциативно связанные блоки управления и оценки) типично будет программируемым, например, оно может включать в себя микропроцессор или FPGA (программируемую пользователем вентильную матрицу). Соответственно, настоящее изобретение дополнительно включает в себя компьютерный программный продукт, который предусматривает функциональные возможности любого из способов согласно настоящему изобретению, когда выполняется на вычислительном устройстве.
Кроме того, настоящее изобретение включает в себя носитель данных, например гибкий магнитный диск, жесткий диск или компакт-диск (CD-ROM), который хранит компьютерный продукт в машиночитаемой форме, и который выполняет по меньшей мере один из способов изобретения, когда программа, хранимая на носителе данных, выполняется на вычислительном устройстве.
В наши дни, такое программное обеспечение часто предлагается в сети Интернет или внутрикорпоративной сети интранет для загрузки, отсюда, изобретение также включает в себя передачу компьютерного продукта согласно настоящему изобретению через локальную или глобальную сеть. Вычислительное устройство может включать в себя персональный компьютер или рабочую станцию. Вычислительное устройство может включать в себя одно из микропроцессора и FPGA.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны из и разъяснены со ссылкой на вариант(ы) осуществления, описанный в дальнейшем. Эти варианты осуществления будут описаны в качестве примера с помощью прилагаемых чертежей, на которых:
фиг.1 схематически иллюстрирует рентгеновское устройство согласно настоящему изобретению для формирования фазово-контрастных изображений объекта;
фиг.2 схематично показывает вид сверху на один макропиксель детектора по фиг.1;
фиг.3 иллюстрирует выборку отсчетов картины интенсивностей с помощью макропикселей разновидности, показанной на фиг.2.
Одинаковые номера ссылок на фигурах указывают ссылкой на идентичные или подобные компоненты.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ
Касательно рентгеновского пучка в качестве электромагнитной волны с малой длиной волны, действие материала на прохождение рентгеновских лучей может быть описано комплексным показателем преломления n=1-δ-iβ. Обычно, рентгенография опирается на мнимую часть iβ показателя преломления, то есть рассматривается затухание интегральной плотности потока рентгеновского излучения из-за объекта, находящегося в процессе исследования.
Однако, рентгенография фазового сдвига δ также возможна. Фактически, воздействие биологической ткани на фазовый сдвиг δ является гораздо более высоким, чем на составляющую затухания. Это делает формирование изображений мягких тканей привлекательным применением формирования фазово-контрастных изображений (PCI). Также важно учитывать, что контраст не соотносится с поглощенной дозой рентгеновского излучения. Это могло бы сделать рентгенографию способом воздействия с низкой дозой, который особенно важен для рентгеновской CT.
За годы PCI было изучено только в научных исследованиях. Затем, была показана простая реализация PCI (чтобы быть более точным «дифференциальное PCI»), которая также могла бы применяться для медицинской рентгенографии (Т. Вейткэмп и другие, приведенное выше). Установка состоит из когерентного рентгеновского источника, который вырабатывает пучок, который проходит через объект. За объектом помещена решетка светоделителя. Получающаяся в результате интерференционная картина, которая известна в качестве эффекта Тальбота, содержит в себе требуемую информацию о фазовом сдвиге пучка в относительных положениях своих минимумов и максимумов (типично, порядка нескольких мкм). Поскольку обычный детектор рентгеновского излучения (типичное разрешение порядка 150 мкм) не способен разрешать такие мелкие структуры, интерференция подвергается выборке отсчетов с помощью решетки анализатора фазы (или «решетки поглотителя»), которая проявляет признаки периодической картины полос пропускания и поглощения с периодичностью, подобной таковой у интерференционной картины. Подобная периодичность создает муаровую картину за решеткой с гораздо большей периодичностью, которая является обнаруживаемой обычными детекторами рентгеновского излучения. Термин «выборка отсчетов» (или «пошаговое измерение фазы») в этом подходе указывает ссылкой на пошаговое измерение решетки анализатора долями шага p решетки (типично, порядка 1 мкм). Фазовый сдвиг может получаться из конкретной муаровой картины, измеренной для каждого положения сетки выборки отсчетов (например, 8 отсчетов).
Важно упомянуть, что когерентный рентгеновский источник (микрофокусная трубка или синхротрон), которые представляются предпосылкой для PCI в прошлом, может быть заменен рентгеновской трубкой и дополнительной решеткой источника, которая обеспечивает когерентность благодаря небольших отверстий. Более того, компьютерная томография фазового сдвига жестким рентгеновским излучением также была описана в литературе (F. Pfeiffer et al. (Пфайффер и другие), Phys. Rev. Lett. 98, 108105 (2007)).
Хотя новейшие технологии, описанные выше, означают большой скачок по направлению к PCI с небольшим дополнительным усилием по сравнению с традиционной рентгенографией, способ пошагового измерения фазы рассматривается в качестве главного препятствия для медицинских применений. Главным образом, есть две причины:
- одна измерительная точка для фазового сдвига (вида одиночной проекции) рассчитывается по нескольким следующим друг за другом кадрам сбора. Многие медицинские применения не предусматривают длительного времени сбора, например, вследствие сердечного сокращения или дыхания пациента;
- требования к механической геометрической выверке довольно высоки, поскольку относительные положения должны фиксироваться в пределах подмикронного диапазона. Это является большой проблемой для устройств формирования томографических изображений, где рентгеновский источник и детектор установлены на вращающемся портале или C-образной дуге. В PCI, к тому же, две решетки должны быть включены в механическую установку. Кроме того, механика устройства формирования изображений должна предусматривать поступательное движение решетки анализатора для пошагового измерения фазы.
0
Фиг.1 иллюстрирует (не определяя масштаба!) конструкцию рентгеновского устройства 100, в котором решены вышеприведенные проблемы. Рентгеновское устройство 100 содержит рентгеновский источник 10 для выработки рентгеновского излучения. Рентгеновский источник 10 содержит в корпусе пространственно протяженный излучатель 11, например, который может быть реализован фокусом (анодом) стандартного рентгеновского источника, и который типично имеет протяженность нескольких миллиметров, перпендикулярно оптической оси (оси z). Решетка G расположена перед излучателем 11 для подразделения излучения на линии, каждая из которых пространственно когерентна в поперечном (-x) направлении. Большие подробности об этом подходе могут быть найдены в литературе (например, Пфайффер и другие, приведенные выше).
Для целей ясности, только одна цилиндрическая волна, распространяющаяся в направлении z, за одной щелью решетки Go, проиллюстрирована на фигуре. Цилиндрическая волна проходит через объект 1, например тело пациента, который будет изображаться устройством 100. Материал объекта 1 привносит фазовый сдвиг в волну рентгеновского излучения, давая в результате видоизмененный (возмущенный) фронт волны за объектом 1. Для каждого положения x, перпендикулярно оптической оси, фазовый сдвиг Ф(x), таким образом, ассоциативно связан с фронтом волны, который является характеристикой свойств материала вдоль соответствующего пути рентгеновского излучения. Полная функция Ф является фазово-контрастным изображением проекции объекта 1, в котором заинтересованы.
1
Для того чтобы определить функцию Ф фазового сдвига, дифракционный оптический элемент (DOE) расположен позади объекта 1. В показанном примере, этот DOE реализован фазовой решеткой G, тянущейся перпендикулярно оптической оси (со своими щелями, параллельными геометрии щелей, то есть в пространстве, находящемся напротив стороны объекта). Эта интерференционная картина может, в неподвижных координатах y и z (и пренебрегая зависимостью от длины волны рентгеновского излучения), характеризоваться функцией
I=I(x, Ф(x)).
1
На заданном расстоянии от решетки G DOE, интерференционная картина будет соответствовать периодической картине максимумов и минимумов интенсивности, как схематически проиллюстрировано на фигуре. Измерение этой интерференционной картины с помощью детектора 30 рентгеновского излучения, в таком случае, будет предоставлять возможность выводить фазовые сдвиги Ф(x), которые были привнесены объектом 1.
1
1
(i-1)a
(i-1)b
ia
ib
(i+i)a
(i+1)b
2a
2b
2a
(i-1)
ia
(i+1)a
2b
(i-1)b
ib
(i+1)b
2a
2b
ab
(i-1)a
ia
(i+1)a
(i-1)b
ib
(i+1)b
(i-1)a
(i-1)b
ia
ib
(i+1)a
(i+1)b
i-1
i
i+1
На практике, измерение интерференционной картины I за решеткой G, однако, является нетривиальной задачей, так как требуемое пространственное разрешение, определяемое расстоянием между двумя соседними максимумами или минимумами, гораздо меньше, чем размер чувствительных элементов или пикселей обычных детекторов рентгеновского излучения. Как уже пояснено выше, в литературе было предложено располагать решетку поглощения перед пикселями детектора, упомянутая решетка имеет по существу такую же периодичность, как сетка G позади объекта. Такая решетка поглощения обладает эффектом для обеспечения небольших окон, через которые детектор «смотрит» на соответствующие подсекции периодической интерференционной картины I, например, на небольшие области вокруг максимумов, таким образом, эффективно измеряя интенсивность этих подсекций. Посредством сдвига такой решетки поглощения в направлении x, интерференционная картина может подвергаться выборке отсчетов в нескольких положениях, что позволяет полностью ее реконструировать. Проблема этого подхода пошагового измерения сетки состоит в том, что он требует сложного и прецизионного механизма. Более того, пошаговое измерение подразумевает, что измерения делаются одно за другим, в разные моменты времени, что является неблагоприятным, если объект движется, или если вращающаяся установка будет использоваться для реконструкций компьютерной томографии (CT). Для того чтобы избежать этих проблем, здесь предложено заменить выборку отсчетов во временной области (то есть пошаговое измерение сетки) выборкой отсчетов в пространственной области. Это может достигаться конструкцией детектора, подобной проиллюстрированной на фиг.1. Детектор 30 содержит матрицу (типично нескольких тысяч) чувствительных элементов или пикселей,…, P, P, P, P, P, P,…, которые вырабатывают электрический сигнал, соответствующий интенсивности рентгеновского излучения, попадающего на них. Каждый из пикселей расположен за соответствующей локальной решеткой анализатора. Для целей иллюстрации фиг.1 показывает, в этом отношении, две «глобальных» решетки G, G, которые расположены параллельно друг другу перед всей матрицей пикселей. Первая решетка G имеет линии поглощения только перед каждым вторым пикселем P, P, P, наряду с тем, что вторая решетка G имеет линии поглощения только перед оставшимися пикселями P, P, P. Более того, две решетки G, G имеют одинаковую периодичность или шаг (то есть расстояние между своими линиями поглощения), но их схемы линий, сдвинуты относительно друг друга на расстояние d. Пиксели P, P, P поэтому осуществляют выборку отсчетов иных относительных местоположений картины I интенсивностей, нежели пиксели P, P, P. В комбинации каждая пара [P и P], [P и P] и [P и P] соседних пикселей составляет «макропиксель» Π, Π, Π, которые обеспечивают одновременный анализ локальной картины I интенсивностей в разных точках выборки отсчетов.
(i-1)a
i
ia
ib
ic
id
ia
id
ia
ib
ic
id
iY
iX
XY
iX
iY
ia
На фиг.1 может быть видна только линейная компоновка пикселей P,… Вообще, матрица пикселей, однако, будет двухмерной. Это проиллюстрировано на фиг.2, на виде сверху на примерную матрицу пикселей, показывающую один макропиксель Π, который состоит из четырех соседних (под) пикселей P, P, P, P. Перед каждым из пикселей P-P, расположена соответствующая решетка G, G, G, G анализатора. Решетки анализатора имеют одинаковый шаг p (то есть периодичность). Схема линий решетки G анализатора, однако, смещена относительно схемы линий решетки G анализатора на ненулевом расстоянии d (с X, Y, выбранными из индексов a, b, c, d, и с расстояниями, являющимися определенными от левого края произвольно выбранной полосы поглощения решетки G до левого края произвольно выбранной полосы поглощения другой решетки G). Сдвиги будут приводить к следующим «действующим» относительным сдвигам относительно решетки G:
ab
ab
r = d MOD p
ac
ac
r = d MOD p
ad
ad
r = d MOD p,
ab
ac
ad
ab
ac
ad
где «x MOD y» указывает ссылкой на функцию по модулю, то есть является остатком, когда x делится на y, где x, y - действительные числа. d, d, d - выбираются из условия, чтобы r, r, r были равномерно распределены по шагу p, то есть выборка отсчетов равномерно распределена по 2π.
i
i+i
i
i+i
Это проиллюстрировано на фиг.3, которая показывает два примерных периода картины I интенсивностей. Показанные периоды расположены в разных положениях x над двумя разными макропикселями Π, Π. Как описано выше, эти два макропикселя каждый содержит четыре (под) пикселя, который осуществляет выборку отсчетов четырех разных положений a, b, c, d картины интенсивностей (должно быть отмечено, что фигура показывает выборку отсчетов только в одном периоде картины интенсивностей, наряду с тем, что каждый пиксель, фактически, осуществляет выборку отсчетов соответствующих положений во многих периодах). По точкам выборки отсчетов локальная картина I интенсивностей может быть реконструирована для каждого макропикселя, как известно из предшествующего уровня техники касательно формирования фазово-контрастных изображений с помощью пошагового измерения фазы, таким образом, обнаруживая возможные (фазовые) сдвиги в картине I интенсивностей между положениями рассматриваемых макропикселей Π, Π. Как известно из уровня техники, требуемое фазово-контрастное изображение, в заключение может логически выводиться из этих (фазовых) сдвигов в картине интенсивностей.
Подводя итог вышесказанному, устройство и способ, описанные выше, используют разбиение на подпиксели для определения (фазового) сдвига картины интенсивностей. Каждый подпиксель одного макропикселя дает разную выборку отсчетов картины интенсивностей. Это достигается специальной решеткой анализатора, которая имеет постоянное положение относительно пиксельного детектора. Новейшая решетка анализатора имеет такую же форму, как пиксельный детектор, то есть она проявляет признаки подрешеток. Шаг всех подрешеток является таким же, как для традиционной решетки анализатора. Однако, в пределах макропикселя подрешетки слегка смещены относительно друг друга. Смещения между подрешетками одного макропикселя предпочтительно выбираются из условия, чтобы соответствующие точки выборки отсчетов картины интенсивностей покрывали полный интервал 2π. Описанный детектор может измерять сдвиг проекции на одном снимке, устраняя необходимость выполнять следующие друг за другом шаги с сеткой поглощения для одного и того же вида проекции. По существу, выборка отсчетов во временной области заменена выборкой отсчетов в пространственной области.
Хотя обсужденные примеры имеют дело с макропикселем 2×2, конструкция может быть легко расширена для пикселя N×M (N, M≥2). Например, подрешетки макропикселя с подпикселями 3×3 могли бы быть сконструированы для восьми выборок отсчетов, что доказано достаточным у Вейткэмпа и других. Таким образом, один подпиксель давал бы избыточную информацию. С соответствующей обработкой это могло бы улучшать надежность способа.
Изобретение может использовать высоко сегментированные пиксельные детекторы, например детектор, основанный на ASIC режима работы с расчетом выключки строк Medipix2 с пикселями 55 мкм ширины (X. Llopart et al. (Х. Ллопарт и другие), IEEE Trans. Nucl. Sci. 49(5), 2002, 2279-2283).
Формирование фазово-контрастных изображений с помощью детектора режима работы с расчетом выключки строк было сообщено в M. Bech et al., Applied Radiation and Isotopes (М. Беч и другие, Прикладное излучение и изотопы) (2007, doi: 10,1016/j.apradiso.2007.10.003). Что касается применений рентгеновской CT, детекторы счета фотонов с шагами пикселей типично в 300 мкм также были бы пригодны. Шаги пикселей традиционных детекторов часто малы по техническим причинам, и подпиксели пересобираются в большие макропиксели на последней стадии цепи сигнальной обработки.
Структура подпикселей 3×3 согласно настоящему изобретению, например, может быть получена с помощью детектора Medipix вышеупомянутой разновидности посредством группировки в обоих измерениях трех пикселей шага 55 мкм для формирования макропикселя 165 мкм. Должно быть отмечено, что это не соответствует сборке 3×3, как делалась бы в традиционных применениях медицинской рентгенографии для того, чтобы давать пиксели с шагом 165 мкм; подпиксели 55 мкм макропикселя по-прежнему должны считываться независимо.
Производство решетки анализатора возможно таким же образом, как описанный в привлечении электронно-лучевой литографии, глубокого травления на кремнии и нанесения гальванического покрытия золота. Что касается описанного изобретения, этап литографии должен быть модифицирован, то есть литографическая маска должна включать в себя формирование подпикселей.
Рентгеновская радиография, рентгеновская флуороскопия и рентгеновская CT, в частности, будут извлекать пользу из описанного изобретения. По сравнению с традиционной абсорбционной рентгенографией, формирование фазово-контрастных изображений выдает изображения с большим контрастом для областей мягких тканей.
В заключение, обращено внимание, что, в настоящей заявке термин «содержащий» не исключает другие элементы или этапы, что употребление единственного числа не исключает множественности, и что одиночный процессор или другой блок может выполнять функции нескольких средств. Изобретение характеризуется новым отличительным признаком, а также любой комбинацией отличительных признаков. Более того, ссылки в формуле изобретения не должны истолковываться в качестве ограничивающих ее объем.