一次曝光的硬X射线光栅干涉仪的成像方法与流程

本发明涉及硬X射线成像物理和方法领域，具体的说是一种一次曝光的硬X射线光栅干涉仪的成像方法。

背景技术：

近一百多年来，X射线成像方法和技术在成像物理机制、数据采集方案、断层重建算法等方面不断取得新的进展，目前已经发展成为材料科学、临床医学、考古科学、公共安全等领域不可或缺的重要工具。特别是在临床医学领域，X射线成像方法和装置，包括X射线投影成像术(X-ray Radiography)和X射线计算机断层成像技术(X-ray Computed Tomography)，对现代人类健康、社会发展做出了无可替代的重大贡献。

从成像物理机制来讲，现有X射线成像方法和技术是基于X射线穿透物体后的光强衰减差异的。对金属、骨骼等重元素组成的物体，X射线穿透后会有明显的光强衰减。因此，在对这些强吸收物体成像时，能够获得很高的图像衬度，使得清晰地观察到内部结构。但是，临床医学成像中的人体软组织、材料科学中的聚合物等物体，主要由碳、氢、氧等低原子序数的轻元素组成。由于这些轻元素对X射线的衰减非常弱，利用现有X成像技术无法有效观察到由轻元素组成的这些物体。因此，有必要发展新的X射线成像方法和技术来克服现有X射线成像方法的局限性。

重温X射线与物质的相互作用，发现在硬X射线波段(10-100keV)，作为软组织、聚合物等弱吸收物体的主要成分，碳、氢、氧等元素的折射率实部(即相移项)是折射率虚部(即吸收项)的1000多倍。因此，测量X射线穿过物体时的相移信息要比检测光强衰减信息更加有效。X射线相位衬度成像技术正是通过记录X射线穿过物体后的相移来形成图像衬度的。与现有的吸收衬度成像技术相比，在对弱吸收物体成像时，X射线相位衬度成像技术能够获得更高的图像衬度、更高的测量灵敏度、更低的辐射剂量。上世纪90年代以来，陆续提出并发展了四种硬X射线相位衬度成像方法：晶体干涉仪、相位传播成像、衍射增强成像、光栅干涉仪。其中，硬X射线光栅干涉仪尽管是2002年以后逐渐发展起来的，但目前被认为是最具应用前景的X射线相位衬度成像方法之一。与其他成像方法相比，硬X射线光栅干涉仪是目前唯一能够直接利用常规X射线源获得相位衬度的方法，因而在临床医学诊疗、材料科学、公共安全检测等领域具有广阔的应用前景。硬X射线光栅干涉仪具有很高的测量灵敏度，能够从一组投影数据中同时获得物体的吸收、相移和散射图像。三种不同的物体图像互为补充，从不同角度反映了物体的内部结构信息。这些优点使得硬X射线光栅干涉仪成为近年来X射线成像领域的研究热点之一。

在硬X射线光栅干涉仪中，探测器记录的物体投影图像同时包含了物体的吸收、相移和散射信号，即图像衬度来自于物体吸收信号、相移信号、散射信号的混合贡献。而在实际应用中，如定量分析和研究物体内部结构、投影图像识别、计算机三维断层重建等，都要求获取独立、纯粹的物体吸收、相移和散射信号。因此，如何从物体投影图像中快速、准确提取纯粹的吸收、相移和散射信号是近年来的研究热点之一。目前，硬X射线光栅干涉仪普遍采用相位步进法进行实验数据采集和物体信息提取。这种方法要求复杂的横向步进扫描光栅，导致很长的数据采集时间，降低了实验效率；要求采集多幅物体投影图像(实验上不少于4张)，增加了物体的辐射剂量和辐射损伤风险。这些局限性阻碍了硬X射线光栅干涉仪在临床医学诊断等领域的推广应用。因此，发展新的成像方法，克服相位步进法光栅步进扫描、多次物体曝光的局限性，已经发展成为硬X射线光栅干涉仪实用化进程中必须解决的瓶颈问题之一。

技术实现要素：

本发明为避免现有成像方法的不足之处，提出一种一次曝光的硬X射线光栅干涉仪的成像方法，以期能彻底摒弃繁琐的光栅步进扫描，简化硬X射线光栅干涉仪的数据采集流程，并提高成像效率，减少曝光时间，降低辐射剂量和辐射损伤风险，从而为实现快速、低辐射剂量的硬X射线相位衬度成像提供新途径。

为达到上述发明目的，本发明采用如下技术方案：

本发明一种一次曝光的硬X射线光栅干涉仪的成像方法，所述硬X射线光栅干涉仪包括：X射线源、源光栅、相位光栅、分析光栅、探测器；在所述X射线源和相位光栅之间设置有所述源光栅和被成像物体；所述源光栅紧贴所述X射线源设置；所述被成像物体紧贴所述相位光栅的内侧设置；在所述相位光栅的外侧设置有所述分析光栅；所述分析光栅与所述相位光栅之间的轴向距离为d；所述探测器紧贴在所述分析光栅的外侧；其特点是，所述成像方法按如下步骤进行：

步骤1、固定所述源光栅、相位光栅和分析光栅中任意两个光栅，并沿着移动方向将第三个光栅移动自身四分之一的光栅周期，使得所述硬X射线光栅干涉仪的工作点固定在光强曲线的左半腰或右半腰位置处；所述移动方向为同时垂直于光轴和光栅栅条的方向；

步骤2、启动所述X射线源和探测器，设置曝光时间为t；

利用所述探测器按照所述曝光时间t获取背景投影图像I₀后，关闭所述X射线源；

步骤3、将所述被成像物体放置到所述相位光栅的视场中央，启动所述X射线源，并利用所述探测器按照所述曝光时间t获取所述被成像物体的投影图像I_D后，关闭所述X射线源；

步骤4、对所述被成像物体的投影图像I_D进行背景归一化处理，得到归一化的投影图像I′_D，其中I′_D＝I_D/I₀；

步骤5、对归一化的投影图像I′_D进行取对数处理，得到处理结果ln(I′_D)；

步骤6、对表达式K₁-ln(I′_D)作一维傅里叶变换，得到变换结果F₁；K₁为常数，且满足K₁＝lnS(p₂/4)或K₁＝lnS(-p₂/4)，其中p₂是所述分析光栅的周期；S(p₂/4)为所述硬X射线光栅干涉仪的光强曲线在p₂/4处的数值；

步骤7、根据变换结果F₁，利用式(1)得到所述被成像物体的相移信号的一维傅里叶变换结果F₂：

F₂＝F₁/(1/γ+iK₂λu/M) (1)

式(1)中，γ是所述被成像物体的折射率实部与虚部的比值；i表示虚数单位，i²＝-1；K₂为常数，且满足或其中S′(p₂/4)为所述硬X射线光栅干涉仪的光强曲线的一阶导数在p₂/4处的数值，d是所述相位光栅到所述分析光栅的轴向距离；λ是所述X射线源的有效波长；u是空间频率；M是所述硬X射线光栅干涉仪的几何放大率；

步骤8、利用式(2)提取所述被成像物体的吸收信号T：

式(2)中，表示一维逆傅里叶变换；

步骤9、利用式(3)提取所述被成像物体的相移信号Φ：

以所述被成像物体的吸收信号T和相移信号Φ作为所述成像方法的结果。

与已有技术相比，本发明的有益效果是：

1、本发明利用了硬X射线波段，生物软组织等的折射率实部与虚部近似成正比的特性，基于光强曲线在半腰位置的线性近似，提出了一次曝光成像新方法，解决了单次曝光下物体吸收、相移信息的定量提取问题，克服了现有相位步进法的光栅步进扫描、多次曝光的局限性，简化了数据采集流程，避免了高辐射剂量，实现了快速、低辐射剂量的硬X射线相位衬度成像；

2、与现有的相位步进法相比，本发明在获取物体图像时，通过将硬X射线光栅干涉仪固定在光强曲线的左半腰或右半腰位置处，摒弃了繁琐的光栅步进扫描，极大地简化了数据采集流程，提高了实验效率；

3、与现有的相位步进法相比，本发明利用被成像物体的折射率实部与虚部的比值γ保持不变的特性，和光强曲线在半腰位置的线性近似，简化了成像方程，从而只需对物体进行一次曝光并获取1张物体投影图像，就能够定量提取物体的吸收和相移信号，避免了对物体的多次曝光并获取多张投影图像，有效减少了辐射剂量，降低了辐射损伤风险；同时减少了实验时间，提高了实验效率；

4、本发明摒弃了繁琐的光栅步进扫描，每个投影角度下只需要获取1张物体投影图像，使得能够与计算机断层扫描技术直接结合，实现物体的线性吸收系数、相移系数的快速三维断层重建；

5、与传统X射线成像方法相比，本发明通过获取物体的相移信号，能够更加清晰地观察人体软组织等的精细结构，更加准确区别正常与病变组织；

6、本发明提出的成像新方法同样适用于二维硬X射线光栅干涉仪、中子光栅干涉仪，应用广泛，适用性强。

附图说明

图1为现有技术中一维硬X射线光栅干涉仪示意图；

图2为现有技术中硬X射线光栅干涉仪的光强曲线图；

图3为现有技术中有机玻璃的折射率实部与虚部比值图；

图4为本发明中被成像物体6吸收信号的提取结果图；

图5为本发明中被成像物体6相移信号的提取结果图；

图中标号：1X射线源；2源光栅；3相位光栅；4分析光栅；5探测器；6被成像物体。

具体实施方式

如图1所示，硬X射线光栅干涉仪包括：X射线源1、源光栅2、相位光栅3、分析光栅4、探测器5；在X射线源1和相位光栅3之间设置有源光栅2和被成像物体6；源光栅2紧贴X射线源1设置；被成像物体6紧贴相位光栅3的内侧设置；在相位光栅3的外侧设置有分析光栅4；分析光栅4与相位光栅3之间的轴向距离为d；探测器5紧贴在分析光栅4的外侧；本实施例中，一次曝光的硬X射线光栅干涉仪的成像方法是按如下步骤进行：

步骤1、固定源光栅2、相位光栅3和分析光栅4中任意两个光栅，并沿着移动方向将第三个光栅移动自身四分之一的光栅周期，使得硬X射线光栅干涉仪的工作点固定在光强曲线的左半腰或右半腰位置处(图2中箭头指示位置)；移动方向为同时垂直于光轴和光栅栅条的方向；

硬X射线光栅干涉仪固定在光强曲线的左半腰或右半腰位置处，不仅摒弃了繁琐的光栅步进扫描，而且使得被成像物体6的相移信号的测量灵敏度达到最大，从而更加准确地提取被成像物体6的吸收和相移信号。

步骤2、启动X射线源1和探测器5，设置曝光时间为t；

利用探测器5按照曝光时间t获取背景投影图像I₀后，用于被成像物体6的投影图像的归一化处理，关闭X射线源1；

步骤3、将被成像物体6放置到相位光栅3的视场中央，启动X射线源1，并利用探测器5按照曝光时间t获取被成像物体6的投影图像I_D后，关闭X射线源1；

以硬X射线光栅干涉仪工作在右半腰位置p₂/4为例。探测器5获取的被成像物体6投影图像I_D满足：

式(3.1)中，T是被成像物体6的吸收信号；S()是硬X射线光栅干涉仪的光强曲线(图2所示)；p₂是分析光栅4的周期；λ是X射线源1的有效波长；d是相位光栅3到分析光栅4的轴向距离；M是硬X射线光栅干涉仪的几何放大率；表示一阶微分运算；Φ是被成像物体6的相移信号。

步骤4、对被成像物体6的投影图像I_D进行背景归一化处理，得到归一化的投影图像I′_D，其中I′_D＝I_D/I₀；

步骤5、对归一化的投影图像I′_D进行取对数处理，得到处理结果ln(I′_D)；

以硬X射线光栅干涉仪工作在右半腰位置p₂/4为例。根据式(3.1)，归一化的投影图像I′_D的对数处理结果ln(I′_D)满足：

在临床医学成像等应用领域，生物软组织等对硬X射线的折射信号是非常小的，通常满足步骤1将硬X射线光栅干涉仪工作在光强曲线的左半腰或右半腰位置处，对于小折射信号，能够合理地对光强曲线作一阶线性近似，将非线性成像方程简化为线性成像方程，

式(5.2)代入式(5.1)可得到，

式(5.3)中K₁为常数，且满足K₁＝lnS(p₂/4)，其中p₂是分析光栅4的周期；S(p₂/4)为硬X射线光栅干涉仪的光强曲线在p₂/4处的数值；K₂为常数，且满足其中S′(p₂/4)为硬X射线光栅干涉仪的光强曲线的一阶导数在p₂/4处的数值，d是相位光栅3到分析光栅4的轴向距离；λ是X射线源1的有效波长；表示一阶微分运算。

T是待提取的被成像物体6的吸收信号，正比于物体折射率的虚部；Φ是待提取的被成像物体6的相移信号，正比于物体折射率的实部。对于临床医学成像领域的软组织等物体，其折射率实部与虚部近似成正比关系。以人体软组织的等效替代物—有机玻璃为例，如图3所示，在硬X射线在能量范围27-41keV，其折射率实部与虚部的比值γ基本保持不变，比值γ的均值为2469，波动幅度不超过3％。于是被成像物体6的相移信号Φ和吸收信号T近似满足正比关系，

式(5.4)代入式(5.3)可得到，

步骤6、对表达式K₁-ln(I′_D)作一维傅里叶变换，得到变换结果F₁；K₁为常数，且满足K₁＝lnS(p₂/4)或K₁＝lnS(-p₂/4)，其中p₂是分析光栅4的周期；S(p₂/4)为硬X射线光栅干涉仪的光强曲线在p₂/4处的数值；

对式(5.5)作一维傅里叶变换，得到变换结果F₁：

式(6.1)中，表示一维傅里叶变换；F₂是被成像物体6的相移信号的一维傅里叶变换结果；i表示虚数单位，i²＝-1；u是空间频率。

步骤7、根据式(6.1)所示的变换结果F₁，利用式(1)得到被成像物体6的相移信号的一维傅里叶变换结果F₂：

F₂＝F₁/(1/γ+iK₂λu/M) (1)

式(1)中，γ是被成像物体6的折射率实部与虚部的比值；i表示虚数单位，i²＝-1；K₂为常数，且满足或其中S′(p₂/4)为硬X射线光栅干涉仪的光强曲线的一阶导数在p₂/4处的数值，d是相位光栅3到分析光栅4的轴向距离；λ是X射线源1的有效波长；u是空间频率；M是硬X射线光栅干涉仪的几何放大率；

步骤8、根据式(5.4)，被成像物体6的吸收信号的一维傅里叶变换结果F_T满足：

式(1)代入式(8.1)得到，

对式(8.2)作一维逆傅里叶变换，从而利用式(2)提取被成像物体6的吸收信号T：

式(2)中，表示一维逆傅里叶变换；

图4为被成像物体6的吸收信号的提取结果图。被成像物体6是直径4毫米的有机玻璃棒；X射线源1的有效能量为35keV。根据图4，利用式(2)提取的吸收信号与理论值吻合的很好，证实了本发明能够定量提取被成像物体6的吸收信号。

步骤9、对式(1)作一维逆傅里叶变换，从而利用式(3)提取被成像物体6的相移信号Φ：

图5为被成像物体6的相移信号的提取结果图，被成像物体6是直径4毫米的有机玻璃棒；X射线源1的有效能量为35keV。根据图5，利用式(3)提取的相移信号很好地吻合了理论值，证实了本发明能够定量提取被成像物体6的相移信号。

以被成像物体6的吸收信号T和相移信号Φ作为成像方法的结果。