用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件
阅读说明：本技术 用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件 (Coaxial X-ray focusing optics for manipulating X-rays in medical transmission radiography ) 是由 埃里克·弗雷登伯格 约翰内斯·洛伯格 马特斯·丹尼尔松 于 2019-10-02 设计创作，主要内容包括：提供了一种装置,该装置包括与被配置用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件(15)结合布置的x射线检测器(20),其中,该同轴x射线光学器件(15)包括透镜阵列,其中,这些透镜覆盖部分或整个视场,并且其中,该x射线检测器(20)是光子计数检测器。此外,该x射线检测器(20)是能量分辨检测器,并且该透镜阵列的色差和/或源的有限相干性通过该能量分辨检测器的能量分辨率来补偿,以及/或者,该x射线检测器(20)是深度分辨检测器,并且该透镜阵列的色差和/或该源(10)的有限相干性通过该检测器(20)中的深度分辨率或体积分辨率来补偿。(An apparatus is provided that includes an x-ray detector (20) arranged in conjunction with coaxial x-ray focusing optics (15) configured for manipulating x-rays in medical transmission radiography, wherein the coaxial x-ray optics (15) include an array of lenses, wherein the lenses cover a portion or an entire field of view, and wherein the x-ray detector (20) is a photon counting detector. Furthermore, the x-ray detector (20) is an energy resolving detector and the chromatic aberration of the lens array and/or the finite coherence of the source is compensated by an energy resolution of the energy resolving detector and/or the x-ray detector (20) is a depth resolving detector and the chromatic aberration of the lens array and/or the finite coherence of the source (10) is compensated by a depth resolution or a volume resolution in the detector (20).)
技术领域
所提出的技术总体上涉及医学x射线成像，并且具体地涉及光子计数x射线成像以及用于支持和/或实现这种成像的装置、方法和系统。本发明进一步涉及用于医学诊断的相衬(phase-contrast)和暗场成像方法。
背景技术
临床x射线成像很大程度上基于衰减对比度。透过对象的X射线将根据比尔定律I＝I0exp(-∫μ(z)dz)衰减，其中μ是线性衰减系数且取决于材料的元素分解。体内不同材料之间的相对衰减差异提供了x射线图像中的对比度。体内致密组织与软组织之间的界面提供了极好的对比度，但基于衰减的成像在其区分具有较小相对衰减差异的组织(比如血管与软组织之间)的能力方面存在固有的限制。一个挑战是低对比度成像任务会因对象中的散射而变得复杂。进一步，x射线的衰减基本上是电子密度和原子序数的函数；而无法检测到关于比如分子水平上的其他特性。基于衰减的对比度的这些固有局限性降低了最先进的x射线成像系统检测或表征许多重要病理状况(比如癌症和中风)的能力。
除衰减以外的用于表征对象的材料特性的X射线成像技术正在涌现，比如x射线相衬和暗场成像。这些方法几十年来一直可用于研究目的，但对源相干性的严格要求限制了临床应用。已经证明了对源相干性要求不那么严格的新技术(1)，但临床实施仍面临诸多挑战。(2)
X射线散射
X射线在体内被衰减，要么被吸收、要么被散射。衰减成像的基础是检测到的光子以直线路径穿过对象，而来自对象其他部分的散射x射线违反了这一假设(除非散射角非常小)。散射线-初级射线比(SPR)用于量化检测到的散射光子与初级光子之间的比率。对比度噪声比(CNR)因散射而降低到
医学x射线成像系统通常使用防散射栅来降低SPR并提高CNR。吸收薄片防止入射散射光子在窄的角跨度之外到达检测器。防散射栅的缺点在于一部分初级光子被遮挡，并且几何效率下降，这引入了高效散射抑制与剂量效率之间的折衷。另外，通过增加薄片高度来减小接收角对制造工艺提出了更高的要求，并且需要与源仔细对齐。
相衬成像
相衬已被证明可以增加在传统的基于衰减的成像中表现出非常低对比度的不同软组织的形态学划分。(2)相衬成像基于相干散射，这会引起非随机相变。(3，4)对于小散射角，相干散射优于非相干散射。(5)
X射线在穿过材料界面传播时会发生折射并发生相移。复折射率用于表征不同材料的衰减和相变特性，并被定义为
n＝1-δ+iβ。 (1)
折射率的实部与相移有关。对于诊断范围内的硬x射线，单位δ的减少量非常小，典型地在10-5到10-7的数量级。β与材料的线性衰减有关：μ＝4πβ/λ(6)。
沿正z轴方向传播穿过对象的平面波可以视为三个指数项的乘积：E＝E0exp(ikz)×exp(-ikδz)×exp(-μz/2)，其中第一项描述通过真空的传播，第二项解释相变，并且第三项解释衰减(6)。穿过对象的总相移为(3)：Φ(x，y)＝-2π/λ×∫δ(x，y，z)dz。基于衰减的成像测量出强度：|E|2＝|E0|2×exp(-uz)，因此丢失了相位信息(“相位问题”)。
为了恢复传输波的相位，文献中描述了若干方法，包括基于散斑的跟踪(1)、基于传播的方法(3)、以及基于光栅的方法，比如Talbot-Lau干涉仪(3)。在基于传播的成像中，通过改变检测器到对象的距离来检测相位变化。相位信号可以证明与相位信号的二阶导数成正比，因此在高空间频率下给出强信号(3)。基于传播的方法已用于生物医学应用，但单次投影的采集时间可能是若干分钟，而断层成像可能需要几小时，这对临床应用提出了挑战(3)。
解决相位问题的另一个选择是基于光栅的成像，比如Talbot-Lau干涉仪设置(7)。在Talbot-Lau设置中，相位光栅(G1)和分析仪光栅(G2)被布置成相距的距离等于第一Talbot距离。G1在G2处产生干涉图案，该图案受到对象中的相位梯度的干扰。G2具有高频节距，并用分辨率相对较低的检测器来扫描以分析干涉图案。Talbot-Lau设置可以用源光栅G0来实施，该源光栅的节距被选择为使得空间相干性得到改善，但与单个狭缝相比具有更高的光子经济性(8)。
US 2017/0219503涉及一种x射线相衬成像设备及其操作方法。该设备使x射线源生成的x射线依次通过源光栅、感兴趣的对象、相位光栅和分析仪光栅。x射线源、源光栅、相位光栅和分析仪光栅作为单个实体相对于感兴趣的对象移动。相位光栅和分析仪光栅相对于彼此保持固定的相对位置和固定的相对取向。检测到的x射线被转换成电信号的时间序列(32)。
暗场成像
Talbot-Lau设置中检测到的信号允许在单次采集中测量相衬和衰减，而且还可以采集暗场图像。暗场成像中的对比度由小角度散射提供(5，8)，这取决于对象的分子结构。暗场成像可以改善微结构的对比度，比如纤维、骨骼的精细结构、微钙化(9)以及肺中微米级的肺泡破坏和致密化(2，10，11)等微结构。
小角度散射是若干不同物理现象的总称。描述非相干康普顿散射的Klein-Nishina公式高估了前向峰值散射分量(12，13)，并且小角度散射已被证明以相干散射(14，15)为主，相干散射是强烈的前向峰值。采用参考文献(4)中的形式，小角度散射的总贡献可以被视为对于窄散射角具有近似高斯的角分布。穿过非吸收性对象切片的光束会产生散射强度：
其中σ取决于材料和结构。从N个堆叠的对象切片中加宽则可以被描述为卷积A(θ)＝A1(θ)*A2(θ)*...*AN(θ)，并且该分布的宽度由给出。该加宽可以用线性扩散系数(ε)来描述，根据σ定义为：
σ2＝∫ε(z)dz。 (3)
可以通过ε的反投影来重建断层图像。
基于光栅的成像与迄今为止阻碍临床引入的若干挑战相关联。G2的机械平移严重影响了采集时间，对于大型(32×35cm2)视场设置中的单个投影，采集时间可能长达40s(10)。例如由于呼吸，在临床环境中，如此长的曝光时间会导致严重的运动伪影。另外，光栅中的吸收会降低光子经济性和剂量效率，这会导致更高的剂量和更长的曝光时间或更高的管负载，就像没有光栅的情况一样。进一步，尽管G0可以改善空间相干性，但时间相干性仍然受到多色源的限制。
X射线光学器件
通过使用x射线光学器件来操纵x射线束，可以减轻在基于吸收的、相衬和暗场配置中遇到的一些挑战。X射线光学器件基于复折射率n，如等式(1)中所定义。n的实部的单位(δ)的减少量决定了折射角，并且对于x射线而言接近于零。进一步，δ取决于材料成分并与原子散射因子(其中，E是光子能量)的实部、原子密度成正比，并与光子能量的平方成反比。一般而言，逐渐减小到材料的原子序数，并且对于高于20keV的光子能量而言近似恒定(6)。
弱折射是设计x射线光学器件的主要挑战之一。基于掠入射的光学器件(比如Wolter类型1光学器件)替代地通过一系列分层反射镜来利用临界角(近似等于)进行全外反射。反射镜放置成与入射光束几乎平行，因此多次反射会聚焦光束。这些类型的光学器件具有长焦距，并受到严格的工程公差、小视场和狭窄的功能能量范围的限制。
基于折射的透镜允许在硬x射线能量下具有更短的焦距；双凹透镜的焦距为f＝R/2δ，其中R是半径(两侧相等)。所谓的复合折射透镜促进了制造(增加了R)，其中，N个单独的透镜沿光轴线堆叠，以将焦距减小N倍(16)。例如，已经针对硬x射线测试了一系列复合透镜，其中每个透镜的半径对应于特定能量(范围从10keV到80keV，增量为5keV)下10cm的焦距。在每个能量区间，在半最大处的焦斑宽度小于200nm(17)。所有折射光学器件的一个缺点在于透射率朝向凹透镜的外围迅速降低，并且优选使用低Z材料(比如硅或铍)来增加透射率。
增加透射率的另一个途径是去除与2π整数步长相移相对应的透镜材料，从而产生基于衍射的光学器件，比如菲涅耳波带板和菲涅耳透镜(6)。然而，因为精细的结构和高纵横比，这些透镜的制造具有挑战性。因此，这些光学器件的焦距典型地在若干米的范围内，并且在医学成像中的使用是不切实际的。
所谓的多棱镜包括两排与光轴线成一定角度的棱镜(18)。这种装置的投影近似抛物线，因此用作折射透镜，但与传统凹透镜相比，制造起来更容易。对于所有折射透镜，高斯透射率分布限制了可用孔径，并且基于衍射的版本(所谓的棱镜阵列透镜)可以通过将每个棱镜更换为一列较小的棱镜来实现(19)。因此，可以使孔径显著更大。因为相对简单的结构(棱镜)，复杂性低于菲涅耳透镜的情况，这在实践中可以实现更短的焦距。棱镜型透镜最初是一维的，但已经演变成二维装置(20)。最新的棱镜型透镜是堆叠式棱镜，其被证明易于大规模生产(21，22，23)。图1a)示出了透镜的3D渲染，其中朝向外围具有越来越多棱镜的盘堆叠实现了期望的聚焦效果。图1b)示出了具有嵌入式圆形棱镜环的一个盘的截面。由折射并因此聚焦x射线的相同棱镜组成的堆叠式棱镜的原理如图1c)中所示。图1中的符号：d是两个相邻棱镜列之间的位移，h是棱镜高度，b是棱镜底，并且θ是棱镜高度所对的角度，即tan-1(h/b)。透镜在二维上聚焦，并且焦距可以小于0.1m。这种类型的透镜已被研究用于x射线望远镜，并且可以部署在尺寸非常灵活且焦距小于10cm的阵列中(23)。
现有技术中有几个基于x射线光学器件的医学x射线成像应用的示例。一维棱镜型透镜已被研究用于光谱整形作为x射线光谱衰减滤光的替代方案(18，19)、以及用于高效准直(24)。这些类型的扇形光束装置非常适合于本质上是一维的但对于二维系统是次优的一些扫描x射线成像系统。
US 2015/0055744 A1描述了一种设置在相位光栅与x射线检测器之间的、用于基于光栅的相衬成像的x射线透镜光栅，(25)。这种装置可以提高光子经济性，但并不能解决基于平移光栅的系统所固有的长采集时间和剂量效率损失的问题。
WO 2014/187588 A1描述了一种相衬成像配置，其中同轴透镜阵列位于检测器的上游(26)。JP 2008200357 A描述了一种在目的和执行方面相似的配置(27)。对象中相位梯度的扰动可以用Shack-Hartmann波前传感器对光波长进行模拟测量，这将允许同时采集衰减和相衬图像。然而，WO 2014/187588 A1和JP 2008200357 A都没有描述任何用于测量对象的暗场信号的方法。进一步，WO 2014/187588 A1或JP 2008200357 A中的方法也没有解决现实医学x射线成像配置的有限相干性。换句话说，x射线光学器件的色差会模糊多色x射线光谱的焦点，有限的源尺寸也会使其模糊。
光子计数检测器
光子计数检测器(PCD)记录检测器中的单个光子相互作用，并且可以消除电子噪声，从而在维持信噪比的同时允许使用更小的检测器元件。PCD还可以通过测量对应的脉冲高度来提供有关光子相互作用的光谱信息。最后，可以制作光子计数硅条检测器来定位材料中的相互作用深度(28)。
发明内容
总体目的是支持和/或实现光子计数x射线成像。
具体目的是提供一种改进的装置，该装置包括与被配置用于操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件结合布置的x射线检测器。
另一个目的是提供一种包括这种装置的x射线成像系统和/或用于医学x射线成像的系统。
这些和其他目的通过所提出的技术的实施例得以满足。
根据第一方面，提供了一种装置，该装置包括与被配置用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件结合布置的x射线检测器，其中，该同轴x射线光学器件包括透镜阵列，其中，这些透镜覆盖部分或整个视场，并且其中，该x射线检测器是光子计数检测器。此外，该x射线检测器是能量分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或源的有限相干性通过该能量分辨检测器的能量分辨率来补偿，以及/或者，该x射线检测器是深度分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或该源的有限相干性通过该检测器中的深度分辨率或体积分辨率来补偿。
根据第二方面，提供了一种包括根据第一方面的装置的x射线成像系统和/或用于医学x射线成像的系统。
以这种方式，可以改进医学x射线成像中的检测和诊断，例如通过增强相衬信息、增强暗场信息、和/或高效地去除康普顿散射光子，
当阅读本发明的非限制性实施例的以下详细描述时，将理解其他优点。
附图说明
通过参考以下结合附图的描述，可以最好地理解实施例及其进一步的目的和优点，在附图中：
图1是展示了折射x射线透镜的示例的示意图，可以布置多个折射x射线透镜以形成透镜阵列。
图2是展示了同轴透镜阵列相对源、对象和检测器的布置的一个实施例的示意图。
图3是展示了与检测器同轴放置的单个透镜中的色差效应以及由此产生的焦斑模糊的示意图。
图4是展示了其中可以利用深度分辨检测器和能量分辨检测器与射线追踪的组合来恢复在用透镜聚焦时已经损失的横向空间分辨率的示例的示意图。
图5是展示了可以如何用透镜阵列区分初级光子和散射光子以及与栅相关联的几何效率可以如何从上游透镜阵列的使用中受益的示例的示意图。
图6是展示了波前扰动可以如何表现自身并由与同轴透镜阵列组合的检测器测量的示例的示意图。
图7是展示了如何从焦点的强度、空间偏移和模糊中获得用于重建图像的信号的示例的示意图。
图8是展示了可以如何利用位于源前面的针孔来改善空间相干性以便每个透镜对若干个光斑进行成像的示例的示意图。
图9是展示了对于若干能量在恒定深度处的焦斑宽度的示例的示意图，其中叠加有在x射线成像中使用的代表性光谱强度。
图10是展示了可以如何在检测器中的任何深度处确定焦斑质心的示例的示意图。
图11是从模拟设置获得的图像，演示了根据质心来检测焦斑平移。
图12是演示了由于模拟的乳腺成像几何结构中的成像对象中的折射而导致的检测到的焦点的平移的代表性曲线图。
图13是演示了由于模拟的计算机断层摄影几何结构中的成像对象中的折射而导致的检测到的焦点的平移的代表性曲线图。
图14是示意性的x射线成像系统。可以注意到，透镜阵列可以放置在对象与检测器之间，也可以放置在源与对象之间。
图15展示了用于实现如本文所述的计算和/或方法和/或过程或其部分的示意性计算机实施方式的示例。
具体实施方式
基本上，本发明涉及一种x射线成像设置，其中使用同轴透镜阵列来操纵和转移入射在光子计数x射线检测器上的光子的入射通量。
在下文中，将提及一种装置，该装置应被看作是可配置用于x射线检测和/或成像目的的任何物理装置、设备或系统。
根据第一方面，所提出的技术提供了一种装置，该装置包括与被配置用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件结合布置的x射线检测器，其中，该同轴x射线光学器件(in-line x-ray optics)包括透镜阵列，其中，这些透镜覆盖部分或整个视场，并且其中，该x射线检测器是光子计数检测器。此外，该x射线检测器是能量分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或源的有限相干性通过该能量分辨检测器的能量分辨率来补偿，以及/或者，该x射线检测器是深度分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或该源的有限相干性通过该x射线检测器中的深度分辨率或体积分辨率来补偿。
例如，该光子计数检测器的能量和/或深度分辨率可以用于将光子分类到多个类别中，取决于相互作用的能量和/或深度对这些类别进行不同处理。在示例配置中，可以应用光子的(最优)加权，使得与携带较少信息的光子相比，携带更多信息的光子被赋予更高的权重。这里所指的信息可以例如是对比度信息；如果期望增加由光电效应(其能量依赖性(energy dependence)与能量三次方大致成反比(E-3))引起的对比度，则可以为较低的x射线能量赋予相对较高的权重，而如果期望增加由任何其他相互作用效应(比如具有近似恒定的能量依赖性(E0)的康普顿散射或具有与能量平方大致成反比(E-2)的能量依赖性的相移)引起的对比度，则可以应用另一种加权方案。尽管如此，光子携带的信息也可以具有由除相互作用效应以外的现象(比如成像设置的技术或物理约束)引起的能量依赖性。例如，如果成像设置被设计为在某个x射线能量或x射线能量区间下具有最优性能，则这些能量的光子可以被赋予相对较高的权重。同样的推理也适用于相互作用的深度；如果成像设置是为光子在检测器中的某个深度或深度区间相互作用而设计的，则在这些深度相互作用的光子可以被赋予相对较高的权重。
换句话说，该装置或系统可以被配置为通过使用光子计数检测器的能量和/或深度分辨率、并且取决于相互作用的能量和/或深度不同地处理光子来对光子进行分类。举例来说，该装置或系统可以被配置为向携带更多信息的光子赋予更高的权重并且向携带较少信息的光子赋予相对较低的权重。这对于后续的(多个)图像处理和/或重建过程可能非常有用。在该上下文中，应当理解，可以使用和配置合适的处理电路(比如模拟和/或数字处理电路和/或处理器-存储器实施方式)来执行光子的分类和/或加权。
对于能量分辨光子计数检测器，每个计数都与入射光子能量有关。另外，光子计数检测器可以实现体积分辨率，使得每个计数都与入射光子的相互作用的深度有关。
举例来说，在透镜的最优能量附近，焦斑外的相对计数数量可能很低，因此可能需要低水平的电子噪声来提取信号，这可以由本发明中的光子计数检测器来实现。此外，光子计数检测器的能量和深度分辨率可以用于在一定的检测器深度处区分最优能量之外的初级(非散射)光子。如果没有能量或深度分辨能力，小角度散射引起的焦斑模糊可能会被非聚焦的初级光子污染。
在特定的非限制性示例中，该装置可以被配置为将初级光子与散射光子分离，使得平行或接近平行的初级光子集中到焦点，而具有更宽角分布的散射光子不集中到焦点。
例如，x射线检测器可以是像素化检测器，并且初级光子与散射光子之间的分离可以用像素化检测器进行，所述检测器具有覆盖透镜阵列中的每个透镜的两个或更多个像素。
举例来说，除了透镜阵列之外，还可以通过防散射栅来阻挡散射光子。
可替代地，可以通过x射线检测器上游的针孔或狭缝来阻挡散射光子。
可选地，该装置可以被配置用于与结合x射线检测器中的能量和/或深度分辨率使用的射线追踪方法一起操作以提高该装置的空间分辨率。
在特定示例中，该装置可以被配置为根据检测到的焦斑相对于透镜的光轴线的位置来在每个透镜处估计或使得能够估计成像对象在一个维度或两个维度上的局部相位梯度。
可替代地、或作为补充，该装置可以被配置为根据焦斑的加宽或根据焦斑峰值之外的总信号来获得或使得能够获得关于对象中的小角度散射的信息。
例如，该装置可以被配置为通过扫描x射线检测器前面的光栅或多个针孔来确定或使得能够确定每个透镜的焦斑的位置和/或尺寸。
举例来说，该x射线检测器可以是高分辨率检测器并且该装置可以被配置为通过用该高分辨率检测器检测信号来确定或使得能够确定每个透镜的焦斑的位置和/或尺寸，所述检测器的分辨率高于焦斑与其标称尺寸和位置的偏差。
作为示例，该装置可以被配置为确定或使得能够确定焦斑的位置和/或尺寸达到比该x射线检测器更高的分辨率，其中，该x射线检测器的两个或更多个检测器元件对到达该x射线检测器的聚焦光子的分布进行采样。
例如，该装置可以包括放置在源前面的光栅或多个针孔，使得透镜阵列中的每个透镜可操作用于对多个光斑进行成像。
出于说明的目的，应当理解，该装置可以被配置用于乳腺成像、计算机断层摄影和/或荧光透视成像。
可选地，该装置可以被配置为同时采集至少两个(可能全部)透射图像、相衬图像和暗场图像。
作为示例，透镜阵列可以被配置用于在一个维度上聚焦，使得焦点是一条线。
可替代地，透镜阵列可以被配置用于在两个维度上聚焦，使得焦点是光斑。
举例来说，透镜阵列可以放置在对象与x射线检测器之间。可替代地，透镜阵列可以放置在源与对象之间。
根据第二方面，提供了一种包括根据第一方面的装置的x射线成像系统和/或用于医学x射线成像的系统。
举例来说，x射线检测器可以是能量分辨检测器并且该系统可以被配置为将焦点分解成能量分辨分量。
可替代地、或作为补充，x射线检测器可以是深度分辨检测器，并且该系统可以被配置为通过使用该x射线检测器的深度分辨率或体积分辨率独立地或结合该x射线检测器的能量分辨率来补偿色差。
可选地，该系统被配置用于结合x射线检测器中的能量和/或深度分辨率来执行射线追踪，从而提高空间分辨率。
在示例性方面，本发明中提出的方法和配置旨在使用与光子计数检测器结合的同轴x射线光学器件的新颖应用来改进医学x射线成像系统，特别是乳腺摄影和x射线计算机断层摄影系统。如上所提及，示例性实施例实现了透射图像、相衬图像和暗场图像中的两种或更多种图像的同时采集。
举例来说，该设置能够将初级光子与散射光子分离，以提高散射线-初级射线比，从而提高对比度。该设置进一步实现了相衬和暗场成像，而没有现有技术的许多缺点。
在下文中，将参考非限制性示例来描述所提出的技术。
图2中示意性地示出了同轴x射线光学器件或透镜阵列15的主要定位。在这种几何结构中，光子靠近z方向传播，而同轴透镜阵列被布置成与z轴正交。在该示例中，透镜阵列15由小透镜(lenslets)组成，每个小透镜在适合临床成像的能量范围内聚焦x射线。图2示出了放置在对象30与x射线检测器20之间的透镜阵列15，但是也可以构思到将其放置在对象的上游，即，在源10与对象30之间。透镜阵列15优选地包括棱镜型透镜或另一类型的折射透镜，其在一个维度或两个维度上聚焦入射光子，即聚焦到线焦点或光斑焦点。如下所述，与透镜阵列15结合使用的光子计数x射线检测器20补偿x射线透镜中存在的色度行为并使设置更高效。能够补偿透镜阵列的色度行为的光子计数检测器20的基本特征包括以下一项或若干项：
·能量分辨能力。
·体积空间分辨率，即x射线检测器可以在三个维度上分辨光子相互作用的位置。
·横向平面中的高空间分辨率，小于每个单独的小透镜的孔径。
·可忽略的或不存在的读出噪声。
理想情况下，透镜的入射x射线波前将聚焦到一个焦点。然而，对于多色x射线光谱，比如当今临床环境中使用的x射线光谱，由于折射透镜的色度行为(chromaticbehavior)，焦点的尺寸将是有限的，并且焦点将沿着光轴拖尾。如图3a)中所展示的，传统的x射线检测器将检测光谱中所有能量的所有焦斑的叠加，并且将不能分辨焦斑的准确位置，其中，入射多色x射线根据它们的能量被聚焦。较短的波长被描绘为间距更近的线，并且与更长的波长(被描绘为线之间的间距更长)相比，具有更长的焦距。
为了准确分辨焦斑并表征透镜的聚焦，本发明使用光子计数检测器的能量分辨率来将拖尾焦斑分解成其光谱分量；通过将每个检测到的光子计数与其能量相关，可以将拖尾焦斑分解为其光谱分量并减少模糊效应。本发明还提供了一种通过使用检测器的体积分辨率独立地或结合检测器的能量分辨率来进一步补偿色差的方式。如主要在图3b)中示出的，透镜的焦距随光子能量而变化(对于折射透镜，近似为E2)，并且对于多色光束，透镜的焦距与检测器中的特定平面不重合。通过检测相互作用的深度，本发明能够根据光子能量将焦斑准确定位到检测器中的任何地方。检测器在图3中被划分为深度段，表示沿光束方向的像素大小。
所描述的设置能够将初级光子与散射光子分离，以提高x射线成像的对比度。入射到透镜阵列上的初级光子平行或接近平行，因此将朝向检测器上的高强度光斑聚焦。另一方面，散射光子可以来自对象体积中的任何地方，因此将表现出宽的角分布。因此，散射光子不会聚焦到检测器上的任何一个光斑，而是将以低强度散布在检测器表面上。传统检测器通常在空间分辨率方面受到限制，但高分辨率光子计数检测器可以检测到高强度焦斑，并将焦斑外的低强度区域作为散射抑制。如图4a)中示意性展示的，在这种设置中，空间分辨率将主要受透镜孔径的尺寸而不是受检测器像素尺寸的限制。在此说明性示例中，所有到达透镜的入射光子都聚焦到一个点，使得最终图像的分辨率受透镜孔径而不是受像素尺寸的限制。
然而，如图4b)中进一步展示的，可以通过射线追踪方法来提高空间分辨率，这些方法对于具有体积分辨率和能量分辨率两者的光子计数检测器是可行的。在图像的左图中，光子通过相互作用的坐标及其能量被检测和识别。光轴和该能量的标称焦斑被示为穿过透镜的中心。在图4b)的右图中，使用射线追踪来定位光子被透镜聚焦之前的坐标。如果检测到撞击光子的能量，则可以例如根据先前的校准测量或根据已经执行质心计算之后的相同测量来确定透镜的对应标称焦距。检测到的光子的三个空间坐标可以用来估计光子通过透镜的轨迹。对于理想的薄透镜，可以通过简单的几何模型来追踪光子路径，其中可以假设光子已经通过检测到的相互作用点与估计的焦点之间的路径。此路径可以通过透镜向后进行射线追踪，以提供有关光子原始轨迹的空间信息。
所描述的透镜阵列与光子计数检测器相结合以抑制对象散射的应用比传统的防散射栅更高效，因为几何效率不受检测器元件之间的任何薄片的限制并且因此可以更高。然而，应当认识到，如图5中所展示的，本发明可以与透镜下游的传统防散射栅结合使用；透镜将聚焦原本会被栅吸收的初级光子，由此提高几何效率。相反，可以在维持几何效率的情况下使用阻挡更多散射光子的更激进的栅。
所描述的设置进一步实现了对象的衰减图像、相衬图像和暗场图像的同时采集，这为临床成像提供了关于对象形态的补充信息。
相衬图像的采集如图6和图7所展示的。在图6中，透镜阵列位于检测器的上游并且透镜将初级光子聚焦到检测器上的焦斑阵列。对象中任何一点的相位梯度都会使对应焦斑的位置偏移，从而能够重建差分相衬图像。如果透镜阵列在两个维度上聚焦，则焦斑将在两个方向上移动，并且可以重建二维相位梯度图像。在图6中，焦斑的标称位置用白色描绘，而观察到的光斑是灰色的。与折射率的实部(δ)有关的总相移可以通过相位梯度的积分来恢复。如果从围绕对象的某个角度范围采集投影，则可以重建折射率的实部(δ(x，y，z))的三维图像。在图7中，更详细地研究了来自一个透镜的单个焦斑。如图7a)中所示，观察到的光斑的空间偏移指示入射波前的相位梯度。图7b)给出了如何采集暗场图像信号的代表性示例，其中光斑的扩展与暗场信号有关。与光束的相移相关偏差相反，在对象中经历小角度散射的光子是不相关的。因此，散射光子不会聚焦，但会产生焦斑的扩散加宽，这可以使用高分辨率检测器来表征以重建暗场图像。表征焦斑加宽的合适的参数可以是半高全宽(FWHM)，或者，如果使用传统的防散射滤线栅来阻挡宽角度散射，则参数为总背景信号。
如图7中所展示的，衰减图像是通过测量检测到的光束的总强度而与相衬图像和暗场图像一起采集的，其中检测到的焦斑之外的计数可以作为衰减图像的散射而被抑制，从而有效地降低散射线-初级射线比。
所描述的透镜阵列与光子计数检测器相结合以同时采集衰减图像、相衬图像和暗场图像的应用与基于光栅的相衬几何结构相比具有若干优点，包括：
·不需要平移检测器光栅，这使得从机械角度来看设置的挑战性较小，并减少了采集时间。
·不需要检测器光栅，这大大提高了剂量效率(典型地，提高两倍)，而透镜阵列中的吸收与基于光栅的设置中的相位光栅相当。
·该设置使得能够直接测量二维相位梯度，因为透镜可以在两个维度上制造，而光栅本质上是一维的。
·如上所述，时间相干性通过检测器的能量分辨率和深度分辨率得到改善。
为了改善空间相干性，如图8中所展示的，可以将用于同时采集衰减图像、相衬图像和暗场图像的装置与放置在源的前面的光栅(针对一维透镜)或针孔阵列(针对二维透镜)结合使用。然后，每个透镜将对光斑阵列进行成像，与光源前面没有光栅/针孔阵列的设置相比，每个光斑具有更高的相干性和更小的尺寸。
本发明可以使用高分辨率检测器来测量焦斑特性。可以制造出具有非常高的分辨率的光子计数检测器，但应该注意到，如果需要，可以通过在检测器前面步进光栅的同时进行若干次连续采集来提高检测器的分辨率。焦斑特性还可以通过例如分布在若干像素上的焦斑峰值的质量中心计算来测量，其精度大于像素节距的尺寸。可以通过结合能量分辨和深度分辨检测器的特性来减小质心估计的方差。在光子受限系统中，质心误差与光斑在横向于光轴的方向上的均方根尺寸成正比。焦斑的标称宽度与检测器中的相互作用深度以及光子的能量有关，并且可以对每个计数进行加权以减小方差(variance)。
所有提及的配置都可以用于任何医学x射线成像模态，比如用于乳腺成像或计算机断层摄影x射线几何结构。
为了更好地理解，现在将参考非限制性示例给出更详细的披露。
色差
在临床x射线成像中使用x射线光学器件的主要挑战是光学器件的色度特性。因为最先进的临床x射线光源发射多色x射线光谱，所以期望解决色度问题。举例来说，理想折射透镜的焦距与能量呈二次方关系，并且对于典型的CTx射线光谱(管电压高于100keV)，焦距的变化可以超过一个数量级。
检测器中深度t处的焦斑宽度遵循(假设几何光学器件和薄透镜)r(t，E)＝r0|1-(t+LDD)/f(E)|＝r0|1-(t+LDD)/(K×E2)|，其中，r0是透镜半径，LDD是透镜到检测器的距离，f(E)是透镜焦距，并且E是光子能量。该近似用于具有二次方能量依赖性的折射x射线透镜，并且然后K是常数。在平面t上，光斑聚焦仅在最优能量下发生，而具有更低和更高能量的光子不会聚焦在此平面上。在图9中展示了在非最优能量下焦斑的加宽(虚线)，叠加在用于乳腺摄影(图9，上图)和CT(图9，下图)成像的典型x射线光谱(实线)上。透镜孔径表示为r0。乳腺摄影图(图9，上图)的最优能量E*为27.5keV，而CT图(图9，下图)的最优能量E*为60keV。对于低于最优能量E*的能量，在焦斑位于检测器上游的情况下，光束区域在检测器平面上迅速发散，而对于高于最优能量E*的能量，光束的宽度收敛于透镜孔径半径。一些x射线光学器件(特别是衍射x射线光学器件)只能在有限的能量范围内完全运行，并且作为能量的函数的模糊可能甚至更强。
本发明结合x射线光学器件来使用光子计数检测器。如所提及的，对于能量分辨光子计数检测器，每个计数都与入射光子能量有关。由此，可以清楚地分辨E*附近的能量的聚焦效果，并且可以更准确地估计从光轴的离位。另外，光子计数检测器可以实现体积分辨率，使得每个计数都与入射光子的相互作用的深度有关。深度坐标可以用于标识不等于E*的能量的聚点，由此扩大有用的光子能量跨度并提高效率。进一步，光子计数检测器具有非常低的电子噪声水平，这使得即使在非常低的剂量水平下也能实现高空间分辨率(小检测器元件)和检测。
相衬成像
如图6和图7中所展示的，可以使用堆叠式棱镜或另一聚焦透镜通过测量透射光束的折射角来估计对象的差分相移，从而提供相衬信息。透镜根据入射x射线的入射角来对入射x射线聚焦。对象中的初级射线的折射表现为标称焦斑沿焦平面的平移。可以用检测器元件尺寸小于透镜孔径的检测器来检测平移。使用在两个维度上聚焦的透镜，可以在两个维度上测量折射，使得采集到两个独立的正交差分相衬图像。然后，相位信号与 成正比，这例如具有改善肿瘤可视化的潜力(3，29)。在一个维度或两个维度上对差分相衬信号进行积分允许估计对象中的总相移Φ(x，y)。利用旋转机架和足够的采样角度，然后可以通过反投影采集δ。
由于折射角很小，因此可以使用高分辨率检测器来检测焦斑的平移，这可以由本发明中的光子计数检测器来实现。此外，光子计数检测器的能量和深度分辨率可以用于光子的最优加权，特别是在一定的检测器深度处找到最优能量的光子，由此补偿透镜色度和源的有限相干性。在没有能量或深度分辨能力的情况下，如图9中所展示的，焦斑平移可能被其他能量的非聚焦光子遮挡，从而导致相衬信号的估计效率较低。
差分相衬信号由焦斑与其标称位置的偏差提供。减少量δ随能量的增加而减小，近似为E-2，因此对于高能光子，偏差更加不易察觉。对于Shack-Hartmann波前传感器，已证明简单质心是确定焦斑质量中心的最准确的方法，前提是没有读出噪声(30)。光子计数检测器没有读出噪声或具有可忽略的读出噪声，在信号处理和图像形成期间利用了这一点。
对于在主光束上具有高斯分布的焦斑，质心测量误差σerr的光子噪声极限(前提是没有读出噪声)给出为其中，σ是焦斑的均方根(rms)尺寸，并且N是光子的数量。焦斑的rms在空间上作为光子能量的函数而变化。每个记录的计数都可以与光子的能量和相互作用的深度有关，使得此深度和能量下的标称rms是已知的。然后可以通过例如标称rms焦斑宽度的倒数来对每个光子计数进行加权以减少质心误差。在焦斑小于像素尺寸并且在任何深度和/或能量下仅被一个像素采样(即，焦斑仅与单个像素重叠)的情况下，需要适当考虑，因为在这种情况下质心计算受像素尺寸限制。
在现实剂量水平下，每个小检测器元件、深度段和能量仓中的计数量可能为低，因此可能需要低水平的电子噪声来提取信号。
检测器上的焦斑实质上是x射线源的图像，因此在焦平面中具有一定的标称宽度，该标称宽度由源尺寸以及源到透镜的距离与透镜到检测器的距离之间的关系确定。如果标称宽度太大，可能难以检测到焦斑的微小平移。然而，为了改善空间相干性，如图8中所展示的，可以将用于相衬成像的装置与放置在源前面的光栅(针对一维透镜)或针孔阵列(针对二维透镜)结合使用。然后，每个透镜将对光斑阵列进行成像，与源前面没有光栅/针孔阵列的设置相比，每个光斑具有更小的尺寸。
另外，折射角与能量相关，并且利用光子计数检测器测量折射与能量的关系可以潜在地用于定量地确定对象的材料成分。进一步，相位相关分量δ与能量的平方成反比，这会引起对比度噪声比(CNR)随能量变化。因此，可以通过根据能量对检测到的光子进行最优加权来增大总CNR。
使用本发明的差分相衬成像的两个示例配置已经用几何光学器件(射线追踪)进行了评估，并将在以下部分中进行描述。
在第一配置中，模拟了乳腺成像几何结构，其中源到检测器的距离为600mm，并且单个透镜放置在检测器上游100mm处。透镜的焦距在20keV时为标称100mm，具有二次方能量依赖性。检测器是光子计数硅检测器，厚度为60mm，并且在横向平面中具有方形50×50μm2的del尺寸。钨靶x射线源的尺寸为0.2×0.2mm2，并在32kV的管电压下运行。透镜直径为200μm。对象被放置在源与检测器两者的中间，并在单个平面中引起小的折射。每次采集都模拟了400个透射光子的现实通量。检测器具有有限的光谱分辨率，具有为15keV和25keV的两个能量阈值，这些阈值将检测到的光子分到两个仓中。检测器中的所有计数沿z轴相加，由此在该模拟中没有利用深度信息。
在第二配置中，模拟了代表性CT设置，其中源到检测器的距离为1010mm，并且单个透镜放置在检测器上游100mm处，透镜的最优能量为40keV。管电压为80kV。检测器是光子计数硅检测器，厚度为60mm，并且在横向平面中具有方形100×100μm2的del尺寸。透镜直径为500μm。每次采集都模拟了10,000个光子。在所有其他方面，模拟参数与乳腺成像几何结构相同。
透镜被对齐，使得光轴线与4个相邻像素之间的交点重合，以最大化对焦斑位移的灵敏度。通过质心计算，可以以比检测器像素更高的分辨率来测量焦斑与其标称位置的偏差。光子计数检测器实现的低水平电子噪声使得此计算仅受光子统计的限制，因此是最优的。对于尺寸为σ的高斯焦斑，质心测量误差的下限是其中，N是计数数量(30)。此方法的简单实施方式的示例在图10中给出。图像的左侧部分显示了平行于z轴的光轴线，并且深度分辨率由检测器的分段提供。聚焦与光轴偏移。该图的右侧部分示出了检测器某一深度处的截面。质心的精度大于像素分辨率，并且可以针对检测器中的所有深度和能量进行独立计算。计数可以按照它们的信息内容来加权，例如，如果每个深度和能量的标称尺寸已知，则按由高斯焦斑产生的质心测量的预期方差的倒数来加权。光轴理想地位于四个相邻像素之间的交点处，以便对焦斑的微小平移具有最大灵敏度。
模拟的结果在图11、图12、图13中示出。在图11中，示出了乳腺成像设置中从透镜检测器元件检测到的计数，其中源到检测器的距离为60cm，管电压为32kV，并且像素尺寸为50μm。白色圆圈指示透镜在x-y平面中的光轴，并且红色星指示在x-y平面中检测到的强度分布的计算质量中心。y方向的偏差是由对象折射引起的。对对象中的20个不同折射角重复模拟20次，在图12中示出了乳腺成像几何结构的结果，并且在图13中示出了CT几何结构的结果。标准偏差在曲线图中用误差条示出。焦斑的位移与折射角呈线性关系(对于图12中的30keV的曲线图，R2＝0.9992)。每个能量仓可以准确地测量出小于0.0027度的折射角(变异系数0.343)。在实践中，每个透镜检测器单元优选地通过平场采集来校准以确定透镜的光轴和标称点扩散函数。然后将采集的图像与此校准进行比较，使得检测到的焦点相对于校准的偏差相当于采样
与现有的Talbot-Lau方法相比，这种对波前相位畸变进行采样的方法的主要优点包括设置的机械简单性和预期的低采集时间。Talbot-Lau干涉仪通常需要平移分析仪光栅。用Talbot-Lau干涉仪对猪进行腹部投影要40秒的扫描时间来采集单个投影(10)。在这种情况下，仅用90个投影角(与最先进的CT相比，这个数字非常低)在旋转CT机架中充分地采样波前以进行断层扫描重建将需要一个小时。相比之下，当今最先进的CT中的机架可以每秒旋转若干圈。原则上，我们提出的透镜阵列配置可以用于以与当今临床使用的最先进的CT相同的采样频率在旋转机架中采集相衬图像和暗场图像。
当今临床使用的X射线源具有有限的带宽和有限的焦斑。后者导致空间相干性受到损害。对于提出的利用透镜阵列的成像技术，一些成像任务可能有利地使用空间滤光来增加空间相干性。这可以通过在源的下游放置光栅或针孔来实现。孔径半径为a的非相干照明针孔显示了由Cittert-Zemike定理描述为的归一化相干程度，其中，k是波数，并且J1是一阶第一类贝塞尔函数，并且θ是与z轴的夹角(6)。针孔/光栅孔径之间的间距、以及孔径的尺寸可以变化以适应配置和成像任务。透镜阵列中的二维透镜可以优选使用针孔阵列，而光栅可以为一维透镜在相干性与通量之间提供更好的折衷。
透镜阵列中的每个透镜都会对多个光斑进行成像，与没有空间滤光的情况相比，每个光斑都表现出更大的空间相干性和更小的尺寸，如果该多个光斑由高分辨率光子计数检测器单独地分辨，将提供更密集的相位梯度采样。空间相干性与光子通量之间的折衷需要针对每个成像任务进行评估，并且可能取决于许多因素，比如设置的几何结构、管电压、检测器分辨率和正在研究的病理的特性。
为了分辨透镜成像的焦斑，可以使用高分辨率检测器。然而，一些折射过程可能会超过检测器的灵敏度，并且可以通过在检测器前面放置吸收光栅来提高分辨率。光栅周期可以根据成像任务进行调整。光栅可以在整个光栅周期内逐步平移跨越检测器，类似于GBI设置中的相位步进。这里的折衷将在提高的分辨率与有限的光子通量和增加的采集时间之间进行。
暗场成像
对象中的小角度散射将导致焦斑加宽，因为散射光子的入射角将具有随机分量，并且因此不会一致地朝向一个点聚焦。与光束的相移相关偏差相反，在对象中经历小角度散射的光子是不相关的。因此，散射光子将不会聚焦，但会产生焦斑的扩散加宽，这可以使用高分辨率检测器来表征。
一种量化焦斑的加宽的方法是测量半高全宽(FWHM)。另一种确定暗场信号的方法是测量焦斑外的区域的背景噪声；利用防散射栅去除大部分非相干散射，焦斑外的背景计数指示小角度散射的总幅度。
如所提及的，在透镜的最优能量附近，焦斑外的相对计数数量可能很低，因此可能需要低水平的电子噪声来提取信号，这可以由本发明中的光子计数检测器来实现。此外，光子计数检测器的能量和深度分辨率可以用于在一定的检测器深度处区分最优能量之外的初级(非散射)光子。在没有能量或深度分辨能力的情况下，如图9中所展示的，由小角度散射引起的焦斑模糊将被非聚焦的初级光子污染，从而导致暗场信号的估计效率较低。
对于相衬成像，检测到的焦斑在焦平面中会有一定的标称宽度，该标称宽度由源尺寸以及源到透镜的距离与透镜到检测器的距离之间的关系确定。如果标称宽度太大，可能难以检测到由小角度散射引起的焦斑模糊。然而，如图8中所展示的，光栅(针对一维透镜)或针孔阵列(针对二维透镜)可以放置在源的前面，以改善空间相干性。然后，每个透镜将对光斑阵列进行成像，与源前面没有光栅/针孔阵列的设置相比，每个光斑具有更小的尺寸。
由于若干其他因素(包括透镜的点扩展函数)，检测到的焦斑可能是模糊的，在现实设置中，模糊范围可能从150nm到10μm FWHM。类似于上面针对相衬成像所描述的，因此使用平场采集的校准过程可能是优选的，以便能够用点扩展函数对检测到的信号进行去卷积。
根据等式(3)，小角度散射引起的光束加宽通过线积分与线性扩散系数有关。这种关系允许从一定角度范围的投影对线性扩散系数进行体积重建，适用于断层合成和CT应用。某些晶体材料(比如某些骨骼)可能具有取决于入射光束的取向的散射不对称性，在断层扫描重建时可能必须予以考虑。这种角度依赖性不一定是缺点，因为定向暗场成像可以用于确定骨骼的局部角度和取向度(11)。
对于相衬成像，小角度散射的截面与能量相关，并且利用光子计数检测器测量暗场信号与能量的关系可以潜在地用于定量地确定对象的材料成分。进一步，对于水，相干散射的截面相对于康普顿(非相干)截面以与E-1.6大致成正比的速率减小；在约13keV时，对总截面的相对贡献相等，而在100keV时，相干散射的相对贡献仅约3％(31)。这种关系引起对比度噪声比(CNR)随能量变化，并且可以通过根据能量对检测到的光子进行最优加权来增大总CNR。
防散射
与本发明检测小角度散射的能力类似，它还可以用于抑制大角度康普顿散射，该大角度康普顿散射会使x射线成像的CNR降级。
初级(非散射和前向散射)光子在到达检测器时几乎平行，与x射线源的尺寸和对象的小折射角只有很小的偏差。与经历康普顿散射的光子(其表现出较宽的角分布)相比，经历小角度散射的光子也几乎平行。因此，初级光子和经历小角度散射的光子被x射线透镜阵列聚焦到相对小的焦斑，这可以与康普顿散射光子的较大散布区分开来。
举例来说，如果配置使得透镜孔径跨越至少三个检测器像素，则初级光子和小角度散射光子朝向中心像素聚焦，而康普顿散射光子覆盖多于一个像素，因此可以被分离。如果初级光子透射通过透镜而没有发生折射，则这些散射光子将无法被分离。这个基本构思可以很容易地扩展到更高级的分离方案，比如更精确的焦斑宽度测量，该焦斑宽度例如通过针对上述暗场配置的FWHM来量化。这种配置的高检测器分辨率是由光子计数检测器实现的，并且这种类型的检测器中的低电子噪声水平有助于将焦斑峰值与背景分离。对于相衬成像和暗场成像，检测器的能量和深度分辨率可以通过补偿透镜的色度行为来大大提高性能。另外，康普顿散射的相对量与能量相关，并且可以在康普顿散射占主导地位的能量区域应用更严格的分离。
透镜阵列也可以与传统的防散射栅一起实施，以将初级光子与散射光子分离。防散射栅必须具有横向于主光束轴的一定宽度，因此会遮挡部分检测器区域并因此降低几何效率。如果透镜阵列被放置在防散射栅的上游，那么原本会被栅遮挡的初级光子被聚焦以穿过栅薄片。这种配置在图5中进行了演示；图5a)示出了初级光子撞击网格，并且图5b)展示了可以如何将光子聚焦以撞击检测器。通过比较图5b)和图5a)来演示散射抑制；平行光子聚焦到光斑，而具有广泛入射角分布的散射光子不会聚焦。在图5b)中，与检测器相互作用的散射光子可以被抑制，因为它没有在焦斑位置被检测到。
图5c)演示了可以如何通过允许在与初级光子正交的方向上具有更宽基底的更激进的防散射栅设计、在维持几何效率的情况下提高散射线-初级射线比。类似地，防散射栅的制造公差可以变得不那么严格，例如，如果栅不遮挡检测器，栅的直线度就变得不那么重要，并且在维持几何效率的情况下，栅可以在平行于光子的方向上做得更长。
所描述的用于散射抑制的配置的空间分辨率受阵列中每个透镜的孔径的限制，而不是受检测器元件(其通常更小)的限制。如图4中示意性地示出的，聚焦越窄，分辨率损失越大，分辨光子的原始横向位置的能力也相应降低。然而，具有能量和深度分辨率两者的光子计数检测器支持用于恢复空间信息(即，初级光子进入透镜孔径的位置)的射线追踪方法。对于给定的记录能量，透镜的焦距是已知的，并且可以计算标称焦斑位置。在三个维度上绘制的穿过记录的计数位置和标称焦斑位置的线与光子进入透镜孔径的点相交。这种方法在图4中进行了展示。在实践中，将优选采用更复杂的统计方法。空间分辨率的增益受到多种因素的限制，比如源尺寸、透镜的不完美聚焦、检测器的有限能量和空间分辨率、以及对象中初级光子的折射。
图14是展示了x射线成像系统的示例的示意图。在该非限制性示例中，x射线成像系统100基本上包括x射线源10、比如透镜阵列15等x射线光学器件、x射线检测器20以及相关联的处理装置30。通常，x射线检测器系统20被配置用于记录来自x射线源10的辐射，该辐射已经穿过对象或受试者或其一部分并且被透镜阵列15光学器件聚焦。如所指示的，透镜阵列15可以放置在对象与检测器之间，但它也可以放置在源与对象之间。x射线检测器20可经由合适的模拟处理和读出电子器件(其可以集成在x射线检测器系统20中)连接到图像处理装置30，以使得能够通过处理装置30进行计算、后处理和/或预处理、和/或图像处理和/或图像重建。应当理解，本文描述的方法和装置可以以各种方式组合和重新布置。
例如，特定功能可以在硬件中实施，或者在软件中实施以由合适的处理电路系统来执行，或者其组合。
本文描述的步骤、功能、过程、模块和/或块可以使用任何传统技术以硬件来实施，比如半导体技术、离散电路或集成电路技术，包括通用电子电路和专用电路两者。
特定示例包括一个或多个适当配置的数字信号处理器和互连以执行特殊功能的其他已知的电子电路(例如，离散逻辑门)或专用集成电路(ASIC)。
可替代地，本文描述的步骤、功能、过程、模块和/或块中的至少一些可以在比如计算机程序等软件中实施，以由合适的处理电路(比如一个或多个处理器或处理单元)来执行。
处理电路的示例包括但不限于一个或多个微处理器、一个或多个数字信号处理器(DSP)、一个或多个中央处理单元(CPU)、视频加速硬件、和/或任何合适的可编程逻辑电路系统，比如一个或多个现场可编程门阵列(FPGA)或一个或多个可编程逻辑控制器(PLC)。
还应当理解，可以重新使用实施所提出的技术的任何常规装置或单元的一般处理能力。也可以重新使用现有的软件，例如通过对现有软件进行重新编程，或者通过添加新的软件部件。
举例来说，该装置和/或整个x射线成像系统可以包括被配置为执行本文描述的信号和/或数据处理功能的处理电路。
图15是展示了根据实施例的计算机实施方式的示例的示意图。在该特定示例中，系统200包括处理器210和存储器220，该存储器包括可由该处理器执行的指令，由此该处理器可操作以执行本文描述的步骤和/或动作。指令典型地被组织为计算机程序225；235，该计算机程序可以预先配置在存储器220中或从外部存储器装置230下载。可选地，系统200包括输入/输出接口240，该输入/输出接口可以互连到(多个)处理器210和/或存储器220，以实现比如(多个)输入参数和/或得出的(多个)输出参数等相关数据的输入和/或输出。
术语“处理器”应当在一般意义上解释为能够执行程序代码或计算机程序指令以便执行特定处理、确定或计算任务的任何系统或装置。
包括一个或多个处理器的处理电路系统因此被配置为在执行计算机程序时执行比如本文描述的那些明确定义的处理任务。
处理电路不必专用于仅执行上述步骤、功能、过程和/或块，而是还可以执行其他任务。
所提出的技术还提供了一种计算机程序产品，包括其上存储有这样的计算机程序的计算机可读介质220；230。
举例来说，软件或计算机程序225；235可以实现为计算机程序产品，其通常被携带或存储在计算机可读介质220；230上，特别是非易失性介质。计算机可读介质可以包括一个或多个可移除或不可移除存储器装置，包括但不限于只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、光盘(CD)、数字多功能光盘(DVD)、蓝光光盘、通用串行总线(USB)存储器、硬盘驱动器(HDD)存储装置、闪存、磁带或任何其他传统的存储器装置。可以因此将计算机程序加载到计算机或等效处理装置的操作存储器中，以便由其处理电路执行。
当由一个或多个处理器执行时，本文提出的方法流程可以被视为计算机动作流程。对应的装置、系统和/或设备可以被定义为一组功能模块，其中由处理器执行的每个步骤对应于功能模块。在这种情况下，功能模块被实施为在处理器上运行的计算机程序。因此，装置、系统和/或设备可以可替代地被定义为一组功能模块，其中这些功能模块被实施为在至少一个处理器上运行的计算机程序。
可以因此将驻留在存储器中的计算机程序组织为适当的功能模块，这些适当的功能模块被配置为在由处理器执行时执行本文所述的步骤和/或任务的至少一部分。
可替代地，可以主要通过硬件模块或者可替代地通过硬件来实现模块。软件与硬件的范围纯粹是实施方式选择。
这些实施例仅作为示例给出，并且应当理解，所提出的技术不限于此。本领域技术人员将理解，在不脱离所附权利要求限定的本范围的情况下，可以对实施例进行各种修改、组合和改变。具体地，在技术上可能的情况下，可以将不同实施例中的不同部分解决方案在其他配置中组合。
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权利要求书(按照条约第19条的修改)
1.一种装置，该装置包括与被配置用于在医学透射射线照相中操纵x射线的同轴x射线聚焦光学器件(15)结合布置的x射线检测器(20)，其中，该同轴x射线光学器件(15)包括透镜阵列，其中，这些透镜覆盖部分或整个视场，并且其中，该x射线检测器(20)是光子计数检测器，
其中，该x射线检测器(20)是深度分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或源(10)的有限相干性通过该x射线检测器中的深度分辨率或体积分辨率来补偿。
2.根据权利要求1所述的装置，该装置被配置为将初级光子与散射光子分离，使得平行或接近平行的初级光子集中到焦点，而具有更宽角分布的散射光子不集中到焦点。
3.根据权利要求2所述的装置，其中，该x射线检测器(20)是像素化检测器，并且初级光子与散射光子之间的分离是用该像素化检测器进行的，所述检测器具有覆盖该透镜阵列中的每个透镜的两个或更多个像素。
4.根据权利要求2所述的装置，其中，除了该透镜阵列之外，还通过防散射栅来阻挡散射光子。
5.根据权利要求2所述的装置，其中，通过该x射线检测器(20)上游的针孔或狭缝来阻挡散射光子。
6.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中，该装置被配置用于与结合该x射线检测器(20)中的能量和/或深度分辨率使用的射线追踪方法一起操作以提高该装置的空间分辨率。
7.根据权利要求1所述的装置，其中，该装置被配置为根据检测到的焦斑相对于该透镜的光轴线的位置来在每个透镜处估计或使得能够估计成像对象在一个维度或两个维度上的局部相位梯度。
8.根据权利要求1或7所述的装置，其中，该装置被配置为根据焦斑的加宽或根据焦斑峰值之外的总信号来获得或使得能够获得关于该对象中的小角度散射的信息。
9.根据权利要求7或8所述的装置，其中，该装置被配置为通过扫描该x射线检测器(20)前面的光栅或多个针孔来确定或使得能够确定每个透镜的焦斑的位置和/或尺寸。
10.根据权利要求7或8所述的装置，其中，该x射线检测器(20)是高分辨率检测器并且该装置被配置为通过用该高分辨率检测器检测该信号来确定或使得能够确定每个透镜的焦斑的位置和/或尺寸，所述检测器的分辨率高于该焦斑与其标称尺寸和位置的偏差。
11.根据权利要求7或8所述的装置，其中，该装置被配置为确定或使得能够确定该焦斑的位置和/或尺寸达到比该检测器(20)更高的分辨率，其中，该x射线检测器的两个或更多个检测器元件对到达该x射线检测器(20)的聚焦光子的分布进行采样。
12.根据权利要求7至11中任一项所述的装置，其中，该装置包括放置在该源(10)前面的光栅或多个针孔，使得该透镜阵列中的每个透镜能操作用于对多个光斑进行成像。
13.根据前述权利要求中任一项所述的装置，该装置被配置用于乳腺成像。
14.根据前述权利要求中任一项所述的装置，该装置被配置用于计算机断层摄影。
15.根据前述权利要求中任一项所述的装置，该装置被配置用于荧光透视成像。
16.根据前述权利要求中任一项所述的装置，该装置被配置为同时采集透射图像、相衬图像和暗场图像中的至少两种。
17.根据权利要求1至16中任一项所述的装置，其中，该透镜阵列在一个维度上聚焦，使得该焦点是一条线。
18.根据权利要求1至16中任一项所述的装置，其中，该透镜阵列在两个维度上聚焦，使得该焦点是光斑。
19.根据权利要求1至18中任一项所述的装置，其中，该透镜阵列(15)放置在该对象(30)与该x射线检测器(20)之间。
20.根据权利要求1至18中任一项所述的装置，其中，该透镜阵列(15)放置在该源(10)与该对象(30)之间。
21.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中，该光子计数检测器(20)的能量和/或深度分辨率用于将光子分类到多个类别中，取决于相互作用的能量和/或深度对这些类别进行不同处理。
22.根据权利要求21所述的装置，其中，该光子计数检测器(20)的能量和/或深度分辨率用于对光子进行加权，使得与携带较少信息的光子相比，携带更多信息的光子被赋予更高的权重。
23.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中，该装置包括被配置为执行信号和/或数据处理的处理电路。
24.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中，该x射线检测器(20)是能量分辨检测器，并且该透镜阵列的色差和/或该源(10)的有限相干性通过该能量分辨检测器的能量分辨率来补偿。
25.一种x射线成像系统(100)和/或用于医学x射线成像的系统(100)，包括根据前述权利要求中任一项所述的装置。
26.根据权利要求25所述的x射线成像系统，其中，该x射线检测器(20)是能量分辨检测器并且该系统被配置为将焦点分解成能量分辨分量。
27.根据权利要求25或26所述的x射线成像系统，其中，该x射线检测器(20)是深度分辨检测器，并且该x射线成像系统(100)被配置为通过使用该x射线检测器的深度分辨率或体积分辨率独立地或结合该x射线检测器的能量分辨率来补偿色差。
28.根据权利要求25至27中任一项所述的x射线成像系统，其中，该x射线成像系统(100)被配置用于结合该检测器中的能量和/或深度分辨率来执行射线追踪，从而提高空间分辨率。
29.根据权利要求25至28中任一项所述的x射线成像系统，其中，该x射线成像系统(100)包括被配置为执行信号和/或数据处理的处理电路。
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