用於生成軟組織對比度圖像的裝置和方法

2023-10-11 17:44:54 2

專利名稱：：用於生成軟組織對比度圖像的裝置和方法
技術領域：
：本發明涉及用於生成包括軟組織的檢查對象的感興趣區域的軟組織對比度圖像的裝置和對應的方法。
背景技術：
：計算機斷層攝影(CT)生成骨骼結構和對比劑分布的高質量圖像。然而，CT的弱點之一是對軟組織的辨別力。磁共振成像(MRI)具有優異的軟組織對比度，但並非所有患者都允許由MRI流程成像。例如，當患者有諸如起搏器的一些植入物時，則不能由MRI流程對患者成像。
發明內容本發明的目的是提供生成包括軟組織的諸如患者的檢查對象的感興趣區域的軟組織對比度圖像的裝置和對應的方法，其也可以應用於不能進行MRI流程的患者。根據本發明的一個方面，提出了一種裝置，其包括-X射線源單元，其用於發射一個或多個脈衝筆形X射線射束，-致動器，其用於沿著和/或繞著所述感興趣區域致動所述X射線源單元，以將所述一個或多個筆形射束從各方向弓I導到所述感興趣區域上，-電磁信號接收器，其用於從所述感興趣區域接收源於感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的電磁信號，以及-信號處理器單元，其用於處理所接收的電磁信號並重建感興趣區域的軟組織對比度圖像。根據本發明的另一方面，提出了一種如權利要求15中定義的對應的方法。在從屬權利要求中限定了本發明的優選實施例。應當理解，所主張的方法與所主張的並在從屬權利要求中限定的裝置具有相似和/或相同的優選實施例。本發明基於採用由於X射線脈衝的動量而生成的電流來生成軟組織對比度圖像的構思。康普頓二極體利用了這種效應，它是響應於X射線輻射的入射而生成電流的X射線探測器。物理原理類似於所謂的Askaryan效應，例如，這種效應用於南極洲的粒子探測。Askaryan效應是這樣的現象在緻密輻射透明介質(諸如鹽、冰或月壤)中行進比光快的粒子會產生二次帶電粒子雨，其包含電荷各向異性並從而在電磁譜的無線電或微波部分中發射相干輻射錐。為了利用這種效應，根據本發明提出了生成強筆形X射線射束的短(優選低於1μS，或者甚至低於<IOOns；優選低於1ns，但限制因素是檢查對象的尺寸)脈衝。這一個或多個筆形射束穿透檢查對象。在對象的軟組織中，光子主要被吸收並通過康普頓效應被散射。康普頓效應將光子的動量(部分)轉移到電子。假設ImJ的光子承載動量。在長度為IOcm的吸收器上沉積動量，這在理想情況下將對應於6A的電流。如果吸收器具有11的體積，獲得0.6mA/mm2的電流密度。令筆形射束跨整個表面運動，獲得lmj/l=ImGray的4施加劑量。因此，Imm的筆形射束在IOcm的距離中生成InT的磁場。作為對比，CT中典型的局部劑量為100mJ/l的量級。這種磁場信號被諸如線圈或天線的電磁信號接收器接收，例如，線圈類似於MRI裝置中用於信號接收的RF線圈。然後進一步處理這些信號，並且能夠重建檢查對象的感興趣區域的軟組織對比度圖像。患者生成的噪聲大約<0.lfT/sqrt(Hz)。在Is上求平均，這比X射線生成的磁場低7個數量級。為了估計總的信噪比，必須要估計信號接收器接收的電磁信號的帶寬。人的反共振頻率質量積(qualityproduct)高於100ns，因此電流可以持續超過100ns。這意味著，單次投影的信噪比至少可以為3000。為了形成軟組織圖像，由致動器在檢查對象上掃描一個或多個筆形X射線射束。優選地，像CT中通常做的那樣，針對不同的角度執行這種掃描。一般有不同的效應導致定向電流。除了康普頓效應之外，光電效應也生成磁場。光電效應一般僅生成不定向的快電子，快電子從生成它們的體素汽化，並且然後必須返回成為電流。在均勻介質中，這不會導致可測量場，但患者包括針對快電子分開不同電導率和/或吸收常數的邊緣。由這些邊緣打破了對稱，並生成了也可以由電磁信號接收器測量的外部磁場。根據優選實施例，利用模型重建感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用一個或多個參數作為模型參數，所述參數表徵光子與感興趣區域之內組織的生成電流的交互作用。電磁信號接收器適於所生成電流的頻率範圍，並且頻率範圍使得生成的電流能夠穿透檢查對象。優選地，電磁信號接收器適於接收至少從50到250MHz，尤其從10到400MHz，甚至高達1000MHz(對於更小的對象，諸如四肢或小動物，高達3GHz)的頻率範圍中的電磁信號。在重建中使用模型是圖像重建領域中公知的。模型預測多個測量數據。通過比較模型的預測和實際測量數據，能夠正確地設置模型參數。為此目的，改變模型的參數，直到測量數據和模型參數彼此儘可能相等。為了確定這種均衡，使用誤差測量，例如歐幾裡德範數。根據優選實施例，信號處理器單元適於利用模型重建感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用(復)電導率分布、X射線吸收分布和X射線光子的吸收和散射以及從X射線光子向感興趣區域電子的動量轉移的效率的效率分布作為模型參數。通過利用所接收的電磁信號優化模型參數，能夠重建示出電導率分布、X射線吸收分布和/或效率分布的感興趣區域的一個或多個軟組織對比度圖像。如上文簡述，所述電磁信號接收器優選包括一個或多個線圈、電極和/或偶極子天線，用於在操作期間布置在檢查對象緊鄰處或檢查對象處。優選地，為了接收信號，使用線圈和電極(例如，附著於檢查對象)。電極可以類似於用於ECG的電極，而線圈類似於MRI中使用的RF接收線圈。然而，在兩種情況下信號放大器都是寬帶頻率放大器，至少高達250MHz，優選高達IGHz。根據另一優選實施例，提供X射線探測單元，尤其是每個筆形X射線射束至少一個X射線探測器，用於探測來自通過所述檢查對象的感興趣區域透射的X射線輻射的X射線信號。因此，根據本實施例，不僅獨立接收到電磁信號，而且獨立接收到X射線信號。X射線信號不僅能夠用於生成獨立的X射線圖像，而且還能夠用於優化從電磁信號重建軟組織圖像，尤其是通過改善或調整優選用於重建軟組織圖像的模型。具體而言，可以使用從所測量的X射線信號獲得的信息在從電磁信號重建軟組織圖像之前通過所述一個或多個模型參數改善所述模型。如其他從屬權利要求中定義的那樣，這種優化存在各種選擇。例如，在實施例中，從探測的X射線信號獲得感興趣區域之內X射線吸收分布的信息，而根據另一實施例，從探測的X射線信號獲得關於檢查對象的位置的信息。優選通過將檢查對象外部的電導率分布、X射線吸收分布和效率分布設置為零，在模型中使用後一種信息，這樣大大減少了重建軟組織圖像的計算工作。根據另一實施例，生成電磁信號接收器相對於感興趣區域的位置的信息，尤其是信號接收器元件相對於感興趣區域的位置的信息，並在模型中使用。所有這些實施例最終導致計算時間減少以及軟組織對比度圖像的信號質量的改善。由於掃描一般是像常規CT中那樣做的，所以能夠從探測的X射線信號生成CT圖像。從這一CT圖像，可以例如利用包括一個或多個能量分辨X射線探測器的X射線探測單元估計或重建吸收的康普頓部分。因此，初始電流源分布是已知的。如果組織中的電導率分布是已知的，則能夠在電磁信號接收器處計算信號。另一方面，儘管逆問題不是線性的，並且因此需要高的計算能力，但可以從所測量的電磁信號開始計算電導率分布。最後，可以生成高解析度的組織電導率圖像，因為電流源很小並且位於被成像區域之內。為了從X射線探測單元接收的X射線信號導出與康普頓效應相關的X射線信號，作為使用一個或多個能量分辨χ射線探測器的補充或備選，也可以使用在至少兩個不同能量水平交替發射χ射線脈衝的多能量(至少雙能量)χ射線源。康普頓效應和光子效應具有不同的能量相關性。因此，可以利用能量分辨X射線探測器和/或多能量X射線源確定與康普頓效應相關的X射線信號。從與康普頓效應相關的X射線信號，可以生成感興趣區域之內吸收和散射X射線光子的效率的效率分布的信息，並將其用於重建感興趣區域軟組織對比度圖像的模型中。所述X射線源單元優選包括用於發射脈衝X射線輻射的脈衝X射線源和布置於所述X射線源和所述檢查對象之間、用於將所述X射線輻射轉換成所述一個或多個脈衝筆形射束的準直器單元。通常，如果X射線源能夠發射一個或多個筆形射束，也可以在無準直器的情況下使用X射線源，諸如X射線雷射器。分離筆形射束的空間距離應當儘可能大。如果提供了X射線探測單元，優選提供單個探測元件，用於探測X射線輻射，從而能夠重建高解析度的CT圖像，優選解析度高於從接收的電磁信號重建的軟組織對比度圖像的解析度。作為X射線源，優選使用閃爍X射線源，諸如從下文獲知的X射線源「Portablehardχ-raysourcefornondestructivetestingandmedicalimaging",Boyer等人，Rev.Sci.Instr.，Vol.69，No.6,M2524-2530頁，1998年6月。但也可以使用雷射來生成能夠用於生成強定向X射線脈衝的電子。優選地，對X射線源單元進行電磁屏蔽，以避免將來自X射線源單元的HF脈衝直接耦合到電磁信號接收器中。根據另一優選實施例，其中，X射線源單元包括脈衝X射線源和準直器單元，準直器單元包括一個或多個可控準直器元件和準直器控制單元，提供所述準直器元件中的每個用於在第一控制狀態中允許筆形射束通過，並在第二控制狀態中阻擋入射的筆形射束，準直器控制單元用於控制所述可控準直器元件。通常，根據本發明，一個或多個筆形射束，即小數量的筆形射束，同時入射在檢查對象上。然而，這樣有缺點，即遮擋了常規X射線源生成的大量X射線輻射。然而，為了實現適當的信噪比，必須要針對每個X射線脈衝向檢查對象中引入一定的閾值能量。因此，根據本優選實施例，不僅使用單個或低數量的筆形射束，而且使大數量的筆形射束同時入射到檢查對象上。例如，只要單個筆形射束(ImmXlmm)入射到檢查對象上，就需要每個脈衝的電子束脈衝能量大約為100J。由於必須要在大約10_8S之內釋放脈衝的能量，所以陽極受到很大加熱。然而，如果大量筆形射束同時入射到檢查對象上，則必須向陽極上沉積小得多的能量，從而僅受到較少加熱。然而，從電磁信號基本獲得了來自所有電流的概要信息。因此，優選由準直器控制單元控制準直器單元的準直器元件的切換。優選地，在每個潛在的筆形射束路徑中，準直器元件被設置為允許沿這條射束路徑的輻射通過或被阻擋。為此目的，例如，可以使用可切換吸收器作為準直器元件，諸如可以引入到射束路徑中或從其中取出的由鎢製造的吸收器元件。然後切換準直器元件，使得對於X射線源發射的每個脈衝X射線射束，超過一個，優選(少於全部)準直器元件，例如所述準直器元件的50%處於遮擋相應入射筆形射束的第二控制狀態。於是，根據本實施例，筆形射束的發射受到某種編碼。如果使用模型(如下文更詳細解釋的)進行重建，如果如上所述切換準直器元件，則無需對重建進行任何特別改變。然而，也能夠計算回單個X射線。為此目的，形成單次投影電壓的加權和。必須選擇權重，使得除了一個X射線之外，計算的所有X射線的X射線強度彼此抵消。例如，如果給出X射線分布00和01，如果從第一信號減去第二信號，可以生成右側的X射線。還可能導出對模式的假設，尤其是它們充分正交，從而能夠找到針對每個X射線的加權和。否則，該模式不適於成像和提供高解析度。電導率重建問題一般不是局部的。這意味著優選知道成像平面或體積外部的組織電導率。因此，根據另一實施例，掃描比診斷一般所需更大的檢查對象軸向截面。由於那裡需要的解析度低，所以這僅對施加的X射線劑量有微小貢獻。如果使用多個電磁信號接收器，諸如多個接收線圈(例如在磁感應斷層攝影模式中，這是一種類似於電阻抗斷層成像的技術)，則可以實現劑量的進一步減少。如果使用多個電磁信號接收器，例如，能夠使用一個接收器元件作為發送器，而使用其他接收器元件作為接收器。在這種模式中，可以重建電導率的粗略圖像，以在重建軟組織對比度圖像中進一步使用。為了沿著和/或繞感興趣區域致動X射線源單元，存在各種選擇。例如，致動器可以包括掃描架，其用於像常規CT設備中那樣繞著檢查對象旋轉X射線源單元。致動器還可以包括平移和樞軸運動模塊，例如像在常規合成X射線斷層攝影設備中那樣，使X射線源單元沿檢查對象進行平移運動和使所述X射線源單元繞樞軸運動。然而，可以想到其他結構布置以執行致動器的預期功能。根據另一優選實施例，根據本發明的裝置還包括聲信號接收器，尤其是一個或多個傳聲器，在操作期間布置在檢查對象緊鄰處或檢查對象處，用於接收聲信號，其中，所述信號處理器單元適於處理所接收的聲信號，利用模型重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用X射線吸收分布、熱膨脹、壓縮率、密度、聲速和/或聲吸收作為模型參數。脈衝X射線筆形射束還生成能夠被探測的聲波。計算表明可實現的信噪比稍低於電探測。雖然如此，這樣還是生成了一些信號並向組織參數增加了補充信息。優選地，在檢查對象周圍布置寬帶傳聲器。除那之外，重建類似於從電磁信號重建軟組織圖像。重建提供了源強度(X射線吸收乘以熱膨脹除以體積相關的熱容量)和組織聲學特徵、聲速、聲吸收和密度的圖像。根據本發明的方法的成像速度可能低於常規CT，但仍然適當。假設從每個X射線脈衝釋放10到100J的能量，那麼每秒鐘Ie4個脈衝似乎是適當的。來自每個信號接收器元件的信號是很多樣本的時間系列。由於信噪比高，所以可以從其中提取獨立的若干條信息。例如，總共可以記錄每秒鐘160千體素，這已經比MRI實現的速度高了。如果X射線源可以發射每秒鐘Ie6個脈衝，可以實現甚至更高的速度(只要需要每脈衝IOOmJ的能量，一般是可能的)。然後，可以記錄高達每秒鐘16兆體素。CT圖像的解析度可以高於軟組織圖像，因為可以利用若干探測器記錄筆形射束的X射線光子。一般還可以加寬X射線射束並在快速圖像採集的常規CT模式下使用根據本發明的裝置。對信號進行像筆形射束的採集允許實際上進行CT採集而沒有因散射輻射導致的模糊。此外，可以記錄散射的強度，增加關於組織的信息，即光子和康普頓效應的量化。因此，本發明的主要優點是可以生成更高解析度的軟組織對比度圖像，這對檢查僅增加微不足道的額外輻射。不需要對比劑。也可以使用該裝置提供高質量的經典CT圖像。本發明的這些和其他方面將從下文描述的實施例變得顯而易見並參考其加以闡述。在附圖中圖1示出了根據本發明的裝置的第一實施例；圖2示出了根據本發明的裝置的第二實施例；圖3示出了根據本發明的裝置的第三實施例；以及圖4示出了根據本發明的裝置的第四實施例。具體實施例方式圖1示出了根據本發明的裝置的第一實施例。在這一實施例中，機械布局類似於常規CT成像裝置。該裝置包括掃描架1，其能夠繞著平行於Z方向延伸的旋轉軸R旋轉。在掃描架1上安裝包括諸如X射線管的X射線源2的輻射源單元。X射線源單元還包括準直器單元3，準直器單元3從X射線源2發射的輻射束形成一束筆形射束4(至少一個筆形射束)。筆形射束貫穿圓柱形檢查區域6之內的感興趣區域中的(象徵性示出的)對象5，諸如患者。在貫穿檢查區域6之後，筆形射束的X射線輻射4'中未被對象5吸收的部分入射在X射線探測器單元7上，在這一實施例中，X射線探測器單元7即二維能量分辨探測器，其也安裝在掃描架1上。這樣的能量分辨X射線探測器例如基於統計入射光子的原理工作，並輸出信號，示出特定能量區域中每單位能量的光子數目。例如，在Llopart，X.等人的文章「Firsttestmeasurementsofa64kpixelreadoutchipworkinginasinglephotoncountingmode，，,Nucl.Inst,andMeth.A,509(1-3):157—163,2003中禾口Llopart,X.等人的文章「Medipix2:a64_kpixelreadoutchipwith55mumsquareelementsworkinginasinglephotoncountingmode，，，IEEETrans.Nucl.Sci.49(5):2279-2283,2002中描述了這樣的能量分辨探測器。然而，在另一實施例中，X射線探測器單元7可以是一維探測器，並且其未必一定是能量分辨探測器。探測器單元7生成X射線信號，然後能夠處理X射線信號，以例如生成三維圖像數據集和/或生成對象5的預期的X射線圖像，例如切片圖像或投影圖像，如CT領域公知的那樣。由電動機8以優選恆定但可調節的角速度驅動掃描架1。提供另一電動機9以使對象，例如一般布置於檢查區域6中患者臺(未示出)上的患者，平行於旋轉軸R或ζ軸的方向發生位移。這些電動機8、9受到控制單元10的控制，例如，使得X射線源2和準直器單元3相對於檢查區域6，沿著螺旋形軌跡運動。然而優選的是，對象5或檢查區域6不移動，而旋轉X射線源2和準直器3，即X射線源2和準直器3沿著圓形軌跡相對於對象5行進。根據本發明，除了本實施例中所提供的，但一般並不是本發明的必要元件，從而也可以省去或關閉的X射線探測單元7，還提供電磁信號接收器11，圖1中僅示意性示出了該接收器。由這一電磁信號接收器11接收來自感興趣區域的電磁信號，該電磁信號源於X射線輻射筆形射束4貫穿的對象5的區域之內X射線光子的吸收和散射。上文已經更詳細地解釋過，根據康普頓效應，X射線光子的動量被轉移到對象5的軟組織之內的電子，導致可以由電磁信號接收器11測量的電磁信號。電磁信號接收器11一般是適於在相關譜中接收電磁信號的天線，相關譜尤其是從50到250MHz的頻率範圍，尤其是10到400MHz，優選高達1GHz。儘管它也可以適於在更大頻率範圍中接收信號，但一般不會預計在給定頻率範圍之外有實質性信號貢獻。在實踐中，電磁信號接收器11可以包括一個或多個線圈，諸如類似於布置於對象表面或密切接近對象5的MRI中使用的RF接收線圈的線圈，和/或電極，諸如用於附著於對象表面，密切接近感興趣區域的ECG中的電極。如果布置電磁信號接收器11，即一個或多個接收器元件，使得它們可以被X射線輻射命中，則它們應當包括儘可能少的高原子序數的元素。此外，它們應當包括少量的材料(例如，Al膜，而不是Cu的粗杆)。為了X射線探測單元7探測的X射線信號和電磁信號接收器11接收的電磁信號的信號處理，提供信號處理單元12。信號處理單元12可以包括運行處理這些信號的適當軟體的一個或多個處理器、工作站和/或計算機。例如，在實施例中，提供第一處理器13用於處理從電磁信號接收器11接收的電磁信號，提供另一處理器14，用於處理從X射線探測單元7探測的X射線信號。當然，如果在裝置中未提供X射線探測單元7，則也可以省去相應的第二處理器14。從探測的電磁信號，第一處理器13可以重建感興趣區域的軟組織對比度圖像，並且從探測的X射線信號，第二處理器14可以生成X射線圖像。然後可以在顯示單元15上顯示這些圖像，顯示單元15包括一個或多個顯示器和/或顯示區，用於相繼或同時顯示圖像。為了從所接收的電磁信號重建軟組織對比度圖像，信號處理器13優選使用模型。在從接收信號重建圖像的領域中，使用模型是公知的，例如，如應用於CT或MRI中那樣。通常，這裡還應用同樣的重建方法和同樣的方法來定義模型並施加誤差測量以細化模型，並最終重建期望的圖像。因此，由於技術人員非常熟悉從採集的測量數據，例如X射線信號或MR信號重建圖像的模型的一般用途，這裡不再很詳細地解釋利用模型從這種測量數據重建圖像的所有細節。選擇所應用模型的模型參數，使得它們表徵光子與感興趣區域之內組織的生成電流的交互作用。優選的模型參數是電導率分布、X射線吸收分布和X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布以及從X射線光子到感興趣區域之內電子的動量轉移的效率的效率分布。通常，無需可以一開始插入模型以在圖像重建之前細化模型和/或減少重建期間要優化的模型參數數量的更多先驗知識，然後將例如通過應用諸如歐幾裡德範數的誤差測量來優化這些主要模型參數，直到誤差測量低於預定義閾值，或直到已執行預定義次數的迭代。最後，從這種優化可以重建電導率分布、X射線吸收分布和/或感興趣區域之內效率分布的圖像，提供不包括感興趣區域之內軟組織的信息，可能單獨對診斷的目的有用和/或還有其他圖像，諸如從X射線信號獲得的X射線圖像，或者可以對規劃和/或監測對象的醫學介入有用。在下文中將更詳細地解釋所應用的重建的實施例。通常，從各種電磁信號接收器元件(線圈、偶極天線、電極)獲得時間相關性輸出電壓信號Ui(t，……)，其中，i=1……N，為接收器元件的編號。電壓信號不僅取決於時間t，而且還取決於其他將要描述的試驗條件。首先，插入電磁模型，從而將電壓信號描述為Ui(LKt=O),Φ4)。變量為J(t=0)是X射線輻射一開始實現的電流分布。由於光的速度有限，所以在時間0沒有導致電流分布，但接下來沿著X射線有分布，為簡單起見，這裡應當忽略。在以上方程的離散版本中，J是矢量，其分量例如對應於要重建的體素位置(儘管也可能使用另一網格)。Φ是復電導率的分布。在這裡的語境中，只要提到電導率，一般是表示復電導率。在檢查對象的外部，一般不將電導率設置為零(而是設置為真空中的值，其中電導率僅具有虛部)。Φ也是值對應於體素的矢量。Si是電磁信號接收器的靈敏度。從電流密度和關聯的電場獲得的是傳遞函數。靈敏度尤其是由信號接收器的特徵和位置確定的。計算Ui相對複雜。然而，一般有一些已知進行這種計算的方法和電腦程式(例如FEK0)可用。必須要建立J(t=0)的模型。為此目的，觀察特定的離散體素位置j。然後，Ji(t=0)=Djχ&成立。Dj是按體積的吸收劑量。在這裡的特殊情況下，D—般是三維矢量，因為從哪個方向接收被吸收光子是重要的。因此，D包含已經吸收了來自哪個平均方向的多少劑量的信息。這不僅是入射X射線的方向，而且是對象之內散射輻射的方向。Ej是相應位置處的轉換效率。此外，必須要建立針對各種光子能量的方程。E是可能承載有用軟組織對比度的模型參數。因此，在誤差最小化期間確定E。也可以在同一過程中確定D，然而，這似乎沒有用處，因為能夠從其他更容易訪問的參數，尤其是X射線流量h和吸收常數Ayl^=。χAj來確定。在這裡，Fj也是三維矢量。通常，衰減是指數式的，但要素(element)j太小，可以進行線性化。如果組織之內已知所有吸收常數A，可以計算F」。這是某種簡化，因為一般還需要散射的可能性，對於這種可能性，除了假設的其與其轉換效率E的相關性之外，吸收中的康普頓部分是重要的。如果已知入射X射線輻射的角分布和強度分布，就能夠從吸收常數A計算參數D。例如，一般也可以從常常使用適當模擬程序的CT獲知這樣的計算。在數據採集期間，優選使用k種不同的X射線激勵，以具有充分多數據來重建圖像。可以使用不同的筆形射束位置和方向，並且也可以使用多個筆形射束的不同圖案和方向。下文將更詳細地解釋這種情況。為了重建，現在針對下式應用最小化*所有i求和，所有k求和(Ui(計算值)-Ui(測量值))+規則化條件*。規則化條件可以有點像平滑化假定，例如，相鄰值是否差異過大。通過這種方式，可以重建預期的軟組織對比度圖像。以上對重建的解釋使得技術人員能夠執行重建。關於重建的總體以及模型使用和誤差最小化的應用的更多細節是現有技術中公知的，這裡將不再提供。圖2中示意性圖示了根據本發明的裝置的另一實施例。根據本實施例，機械布局再次類似於CT裝置的布局，即，X射線源2和準直器3布置於掃描架1上，並且可以由電動機8繞著對象5旋轉，對象例如是躺在患者臺上的患者。然而，在這一實施例中，未提供X射線探測單元，而僅提供了電磁信號接收器11，在本實施例中，其可以包括布置於對象5下方並密切接近對象5的單個身體線圈17以及附著於對象表面的若干電極18。如上所述，向信號處理單元12，尤其是電磁信號處理器(這裡未示出)提供由線圈17和電極18接收的電磁信號，以供進行信號處理，尤其是圖像重建。還可以有從信號處理單元12到控制器10的反饋，例如，以向控制器10提供從哪些區域和/或投影角需要額外數據的信息，使得控制器10可以相應地控制電動機8。優選地，在重建中，分別來自線圈17和電極18的數據被共同用作額外測量數據。如果通過這種方式「混合」這些元件的數據，還可以基於更少的投影進行重建，對於對象的完整重建一般需要這樣。例如，如在K.Prussmann等人的各種出版物中所論述的，一般從所謂的SENSE(靈敏度編碼)應用中的MR獲知用於重建的這種技術。當然，一般還可以從每個單一接收器元件獲得的數據重建圖像，然後疊加圖像。然而，這通常會導致較差的結果。準直器3可以簡單地是具有若干孔的元件(它可以依據第一實施例)，諸如板，每個孔允許來自X射線源2的入射X射線輻射的筆形射束4通過。根據這一第二實施例，準直器3包括若干準直器元件3a、3b、3c……，它們可以獨立地或成組地受準直器控制單元16的控制，準直器控制單元16—般還在控制器10的控制下。準直器元件3a、3b、3c……可以是可切換元件，可以在允許筆形射束通過的第一切換狀態和遮擋入射輻射的第二切換狀態之間切換。為此目的，例如，可以使用能夠(以電子和/或機械方式)打開和關閉的可切換吸收器元件。根據實施例，可以使用可旋轉的吸收器元件。如果沿縱向排列吸收器元件，X射線輻射能夠相當好地通過，而如果吸收器元件處於和輻射方向正交的位置，則被遮擋。可以快速地旋轉那些吸收元件，其中，頻率必須稍有不同。如果正確設置了頻率，接下來掃過所有期望的編碼模式(見下文)。通過這種方式，應當能夠獲得每秒鐘IO5種不同模式。根據另一實施例，可以應用兩個吸收器梳，它們彼此對準(與輻射方向正交)。例如，在PfeifferF.等人的如下文獻中描述了這樣的光柵幹涉儀「x_rayphasecontrastimagingusingagratinginterferometer",EurophysicsNews,No.5,vol.37,第13-15頁，2006。通過彼此堆疊地布置兩個所述光柵並移動它們，例如僅以彼此相對lm/s的速度，在MHz範圍內實現了調製。例如，可以利用壓電元件、磁致伸縮材料和其他類型的電動機實現光柵的相對運動。根據另一實施例，準直器元件3a、3b、3c……可以由吸收器元件實現，例如由鎢製成，其可以被移進移出相應的孔以遮擋入射輻射或讓其通過。然而，通常，可以將至少能夠提供這兩種切換狀態的任何元件用作準直器元件。在簡單實施例中，同時控制所有可控準直器元件3a、3b、3c……，使得它們同時打開和關閉，以讓一束筆形X射線射束4通過或完全遮擋入射輻射。然而，在更精細的實施例中，準直器控制單元16適於獨立地或成組地控制準直器元件3a、3b、3c……。利用後一種能力，準直器控制單元16可以根據預定控制模式控制準直器元件3a、3b,3c……，調整控制模式，使得在任何時候都不控制所有準直器元件處於允許輻射通過的控制狀態，而是使超過一個準直器元件進入這樣的控制狀態。例如，預定控制模式可以是，在所有時間都打開50%的準直器元件，而關掉另外50%的準直器元件。僅僅為了舉例，假設有八個準直器元件，那麼可能的控制模式可以是(0表示輻射能夠通過，1表示輻射被遮擋)11110000001111000000111111000011110011000110011000110011100110011010101001010101這樣的控制模式確保了X射線源，尤其是X射線陽極，受到較少加熱。最終測量的電磁信號一般是在對象5之內更大區域(不僅僅是小斑狀的區域)中生成的電磁信號的和信號。例如，利用結構上固定的僅具有相應數量孔的準直器，只要有針對每個X射線脈衝的單個或小數量的筆形射束入射到對象5上，必須要由這種低數量脈衝「輸送」到對象中的能量相當高(因為大部分能量已經在其達到對象之前被吸收)，這可能導致陽極過熱。因此，使用大得多數量的被允許通過準直器3並命中對象5的筆形射束(可以通過圖2所示的這種可控準直器單元3實現)能夠大大減少每個筆形射束中必須要「輸送」到對象5中的能量，從而還可以減少每個脈衝的X射線源2必須生成的總能量，使得陽極發熱減少。例如，121000到5000個筆形射束的總數可能是有用的，其他數量也可能是有用的，這也取決於對象和/或感興趣區域的尺寸。圖3示出了根據本發明的裝置的第三實施例。根據本實施例，裝置的機械布局類似於用於斷層合成的X射線裝置的布局。該裝置包括C臂20，其末端容納X射線源2和X射線探測器7。C臂20通過支點22從L臂21懸掛，從而能夠繞著水平的螺旋軸23旋轉。L臂21通過另一支點25從可位移託架M懸掛。所述託架M從天花板沈懸掛。支點25實現關於垂直軸27的旋轉。L臂21可以通過託架M沿著水平方向發生位移。象徵性示出的要檢查對象5布置於桌臺觀上，桌臺安裝在基底四上，其高度可以調節，並且可以沿水平方向30位移。為了採集電磁信號，提供了電磁信號接收器11。如上所述，裝置受到控制器10的控制，對所採集信號(電磁信號和X射線信號)的處理由信號處理單元12執行。根據本實施例，因此能夠沿著平移方向，即沿著平行於桌臺觀的方向，相對於對象5移動X射線源2和X射線探測器7。此外，還實現了X射線源2和X射線探測單元7相對於對象5繞樞軸的旋轉，從而可以使脈衝X射線筆形射束以各種入射角入射在對象5上。於是可以將電磁信號接收器11做得足夠大，以從輻照對象5之內感興趣區域的任何方向接收從對象5出射的充分多的電磁信號。或者，不僅單個電磁接收器元件，而且多個電磁信號接收器元件可以位於對象5上或附近，或者可以使得電磁信號接收器11可移動，使其沿相同方向類似於X射線源2和X射線探測器7移動(例如，通過將電磁信號接收器11機械耦合到X射線探測器7)。此外，根據本實施例，可以使用閃爍X射線源或雷射X射線源，其可以發射X射線筆形射束，從而可以省去將(寬)x射線輻射射束轉換成一個或多個筆形射束的額外準直器。當然，也可以在其他實施例中採用這樣的X射線源，取代這裡的X射線源和準直器單元。類似地，也可以在圖3中所示的這個實施例中使用相對於其他實施例解釋的X射線源和準如果根據本發明的裝置除了電磁信號接收器11之外還包括X射線探測單元7，如圖1和3中所示實施例中示出的那樣(一般也可以在圖2中所示的實施例中額外提供)，可以獲得一些額外的先驗信息，通過這些信息可以分別細化或改進優選用於從接收的電磁信號重建軟組織對比度圖像的模式。例如，如果在第一步驟中採集X射線信號(優選僅利用低X射線劑量，因為僅需要大致低解析度的X射線數據集)，則可以獲得關於檢查區域6之內對象5的位置的信息。可以在將該模型實際用於重建之前使用這種信息將用於重建對象5外部的軟組織對比度圖像的模型參數設置為零。此外，可以從X射線探測器接收的X射線信號導出與康普頓效應相關的X射線信號，尤其是如果X射線探測器是能量分辨X射線探測器和/或如果X射線源是用於在至少兩個不同能量水平上交替發射X射線脈衝的多能量X射線源的時候。可以通過生成感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息來利用這些與康普頓效應相關的X射線信號，即反射吸收的康普頓部分的X射線信號部分。然後可以將這種信息用作用於重建軟組織對比度圖像使用的模型中的先驗信息，作為對初始模型的進一步細化或改進。利用這樣的先驗信息，從而能夠改善重建的精確度和計算時間。再者，還可以例如從探測的X射線信號和/或從所述信號接收器的註冊生成電磁信號接收器的位置的信息，然後也可以將該信息用於重建軟組織對比度圖像的模型中。例如，重建中的一個參數是電磁信號接收器的靈敏度。如果確切知道接收器的位置(和/或形狀)，可以利用電磁模型計算其靈敏度，因此，無需向用於重建的模型中引入額外的參數。通常，在模型的初始定義或細化中將使用儘可能多的先驗信息，以節省計算時間並改善軟組織對比度圖像重建的精確度。圖4示意性示出了根據本發明的裝置的第四實施例。除了圖2所示的實施例之外，本實施例還包括聲信號接收器31，尤其是也接近對象5布置的多個傳聲器。這些聲信號接收器31適於從對象5接收聲信號。在X射線輻射入射時，組織被加熱。因此，組織膨脹並發射可以被聲信號接收器31測量到的聲學脈衝。根據本實施例，信號處理機單元12適於還處理所述聲信號並利用適當模型重建對象5之內感興趣區域的獨立軟組織對比度圖像，該模型優選使用X射線吸收分布、熱膨脹、壓縮率、密度、聲速和/或聲吸收作為模型參數。因此，除了從電磁信號獲得的信息(以及X射線信號，如果有的話)之外，還可以獲得除組織參數外的一些額外信息。具體而言，可以獲得額外的獨立軟組織對比度，其中，可以識別出其他可能的異常結構。儘管已經在附圖和前面的描述中詳細例示和描述了本發明，但這樣的例示和描述被認為是例示性或示範性的而非限制性的；本發明不限於公開的實施例。通過研究附圖、公開和所附權利要求，本領域的技術人員在實踐請求保護的本發明時能夠理解和實現所公開實施例的其他變化。在權利要求中，「包括」一詞不排除其他元件或步驟，不定冠詞「一」或「一個」不排除多個。單個元件或其他單元可以完成權利要求中列舉的幾個項目的功能。在互不相同的從屬權利要求中列舉特定手段的簡單事實並不表示不能有利地使用這些手段的組合。權利要求中的任何附圖標記不應被解釋為限制範圍。權利要求1.一種用於生成包括軟組織的檢查對象(5)的感興趣區域的軟組織對比度圖像的裝置，所述裝置包括-X射線源單元0、3)，其用於發射一個或多個脈衝筆形X射線射束0)，-致動器(8、9)，其用於沿著和/或繞著所述感興趣區域致動所述X射線源單元0、3)，以從各方向將所述一個或多個筆形射束(11)引導到所述感興趣區域上，-電磁信號接收器(11)，其用於從所述感興趣區域接收源於所述感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的電磁信號，以及-信號處理器單元(12)，其用於處理所接收的電磁信號並重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像。2.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述信號處理器單元(1適於利用模型重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用一個或多個參數作為模型參數，所述一個或多個參數表徵光子與所述感興趣區域之內組織的生成電流的交互作用。3.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述信號處理器單元(1適於利用模型重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用電導率分布、X射線吸收分布和X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布以及從X射線光子向所述感興趣區域的電子的動量轉移的效率的效率分布作為模型參數。4.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述電磁信號接收器(11)適於至少在從50到250MHz的頻率範圍中，尤其是從10到400MHz或高達1000MHz的頻率範圍中，接收電磁信號。5.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述電磁信號接收器(11)包括一個或多個線圈(17)、電極(18)和/或偶極子天線，用於在操作期間布置在所述檢查對象(5)緊鄰處或所述檢查對象(5)處。6.根據權利要求1所述的裝置，還包括X射線探測單元(7)，尤其是每個筆形X射線射束至少一個X射線探測器，用於探測來自通過所述檢查對象(5)的所述感興趣區域透射的X射線輻射的X射線信號。7.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述信號處理器單元(1適於從所探測的X射線信號生成所述感興趣區域之內的X射線吸收分布的信息，並在用於重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述X射線吸收分布的所述信息。8.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述信號處理器單元(1適於從所探測的X射線信號生成所述檢查對象(5)的位置的信息，並在用於重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述檢查對象(5)的位置的所述信息，這尤其是通過將所述檢查對象(外部的所述電導率分布、所述X射線吸收分布和所述效率分布設置為零進行的。9.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述X射線探測單元(7)包括一個或多個能量分辨X射線探測器，並且其中，所述信號處理器單元(1適於從由所述一個或多個能量分辨X射線探測器接收的所述X射線信號導出與康普頓效應相關的X射線信號，從所探測的與康普頓效應相關的X射線信號生成所述感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，並在用於重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述效率分布的所述信息。10.根據權利要求6或9所述的裝置，其中，所述X射線源單元(2、3)包括用於在至少兩個不同能量水平交替發射X射線脈衝的多能量X射線源O)，並且其中，所述信號處理器單元(1適於從由所述X射線探測單元接收的所述X射線信號導出與康普頓效應相關的X射線信號，從所探測的與康普頓效應相關的X射線信號生成所述感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，並在用於重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述效率分布的所述信息。11.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述信號處理器單元(1適於生成所述電磁信號接收器(11)相對於感興趣區域的位置的信息，尤其是信號接收器元件相對於所述感興趣區域的位置的信息，並在用於重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述電磁信號接收器(11)的位置的所述信息。12.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述X射線源單元包括用於發射脈衝X射線輻射的脈衝X射線源(2)和布置於所述X射線源(和所述檢查對象(之間的用於將所述X射線輻射轉換成所述一個或多個脈衝筆形射束的準直器單元(3)。13.根據權利要求12所述的裝置，其中，所述準直器單元C3)包括一個或多個可控準直器元件(3a、;3b、3C)和用於控制所述可控準直器元件的準直器控制單元(16)，所述準直器元件中的每個被設置為在第一控制狀態中允許筆形射束(4)通過並且在第二控制狀態中阻擋入射筆形射束。14.根據權利要求1所述的裝置，還包括聲信號接收器(31)，尤其是一個或多個傳聲器，用於在操作期間布置在所述檢查對象緊鄰處或所述檢查對象處，以接收聲信號，其中，所述信號處理器單元適於處理所接收的聲信號，以利用模型重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像，所述模型使用X射線吸收分布、熱膨脹、壓縮率、密度、聲速和/或聲吸收作為模型參數。15.一種用於生成包括軟組織的檢查對象(5)的感興趣區域的軟組織對比度圖像的方法，所述方法包括如下步驟-由X射線源單元(2、；3)發射一個或多個脈衝X射線筆形射束(4)，-沿著和/或繞著所述感興趣區域致動所述X射線源單元(2、；3)，以從各方向將所述一個或多個筆形射束引導到所述感興趣區域上，-從所述感興趣區域接收源於所述感興趣區域之內X射線光子的吸收和散射的電磁信號，-處理所接收的電磁信號，以及-重建所述感興趣區域的軟組織對比度圖像。全文摘要本發明涉及用於生成包括軟組織的檢查對象(5)感興趣區域的軟組織對比度圖像的裝置。提出的裝置包括X射線源單元(2、3)，其用於發射一個或多個脈衝X射線筆形射束(4)的；致動器(8、9)，其用於沿著和/或繞著所述感興趣區域致動所述X射線源單元(2、3)，以將所述一個或多個筆形射束(11)從各方向引導到所述感興趣區域上；電磁信號接收器(11)，其用於從所述感興趣區域接收源於感興趣區域之內X射線光子吸收和散射的電磁信號；以及信號處理器單元(12)，其用於處理所接收的電磁信號並重建感興趣區域的軟組織對比度圖像。文檔編號G01N23/20GK102596039SQ201080045972公開日2012年7月18日申請日期2010年10月5日優先權日2009年10月13日發明者B·格萊希申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司