本申請(qǐng)要求于2014年5月8日提交的題為“Two-Color Radiography System and Method with Laser-Compton X-Ray Sources”的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)61/990642的權(quán)益，該申請(qǐng)通過引用并入本文。這是2014年5月9日提交的題為“Modulated Method for Efficient,Narrow-Bandwidth,Laser Compton X-Ray and Gamma-Ray Sources,”的美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)14/274348的部分延續(xù)申請(qǐng)，美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)14/274348通過引用并入本文。美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)14/274,348要求于2013年5月10日提交的題為“Modulated,Long-Pulse Method for Efficient,Narrow-Bandwidth,Laser Compton X-Ray and Gamma-Ray Sources,”的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)第61/821,813號(hào)的權(quán)益，美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)第61/821,813號(hào)通過引用并入本文。美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)14/274,348要求2014年5月8日提交的題為“Ultralow-Dose,Feedback Imaging System and Method Using Laser-Compton X-Ray or Gamma-Ray Source”的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)61/990,637的權(quán)益，美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)61/990,637通過引用并入本文。美國(guó)專利申請(qǐng)序列號(hào)14/274,348要求于2014年5月8日提交的題為“Two-Color Radiography System and Method with Laser-Compton X-Ray Sources”的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)61/990,642的權(quán)益，美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)61/990,642通過引用并入本文。

關(guān)于聯(lián)邦資助研究或開發(fā)的聲明

根據(jù)美國(guó)能源部與勞倫斯利弗莫爾國(guó)家安全有限責(zé)任公司之間的用于勞倫斯利弗莫爾國(guó)家實(shí)驗(yàn)室運(yùn)作的合同號(hào)DE-AC52-07NA27344，美國(guó)政府享有本發(fā)明的權(quán)利。

技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明涉及經(jīng)由激光康普頓散射產(chǎn)生X射線和伽瑪射線，并且更具體地，涉及利用激光康普頓X射線源的減影射線成像。

背景技術(shù)：

在常規(guī)的2D的X射線/伽瑪射線成像中，使用平的X射線或伽瑪射線場(chǎng)來(lái)照射患者或?qū)ο?，并且所發(fā)射的信號(hào)被記錄在2D膜或檢測(cè)器的陣列上。對(duì)象內(nèi)的材料密度的變化引起用于貫穿輻射的射束傳輸?shù)淖兓?，并且這些變化顯示為膜或檢測(cè)器陣列上的陰影。這種成像技術(shù)的動(dòng)態(tài)范圍由檢測(cè)器系統(tǒng)的響應(yīng)函數(shù)以及對(duì)象的厚度和對(duì)象的次級(jí)X射線散射來(lái)確定。此外，該對(duì)象的所有部分經(jīng)受相同的輸入通量(每單位面積的光子)，并且撞擊到對(duì)象上的總劑量按照對(duì)象的面積以及貫穿對(duì)象的最密集的區(qū)域所需的通量(即分辨對(duì)象內(nèi)關(guān)注的結(jié)構(gòu)所需的通量)來(lái)設(shè)置。在該成像模式中，整個(gè)對(duì)象經(jīng)受高劑量。

對(duì)于其中期望的對(duì)象為小密度或低密度的一些成像過程，注射或攝入更高原子序數(shù)的造影劑，以提供關(guān)于目標(biāo)結(jié)構(gòu)的特定信息。例如在冠狀動(dòng)脈造影術(shù)中，目標(biāo)是對(duì)血管成像，特別是定位血管孔減小或阻塞的區(qū)域。因?yàn)檠汉脱苁擒浗M織并且尺寸小，與它們存在的背景基質(zhì)相比，它們的總X射線衰減小，因此在常規(guī)的全身X射線圖像中很難(如果不是不可能的話)充分地分辨它們。為了克服該問題，將通常比周圍生物材料更高原子序數(shù)的致密材料注入血流中，以增加關(guān)注區(qū)域中的X射線衰減，并且通過這樣做來(lái)提高對(duì)比度。用于人體成像任務(wù)的造影劑當(dāng)然必須被證明是生物惰性的或至少相對(duì)地生物惰性。對(duì)于冠狀動(dòng)脈造影術(shù)，含碘化合物已經(jīng)用作造影劑。應(yīng)當(dāng)注意，盡管該過程的確改善了對(duì)比度并提供了所需的空間信息，但是患者接收的劑量可能非常高。一些冠狀動(dòng)脈造影術(shù)可使患者暴露于全年允許的劑量。

為了提高對(duì)比度以及/或者降低在所期望的對(duì)比度水平下圖像所需劑量，已經(jīng)建議并證明2色減影成像。在該模式下，用可調(diào)的準(zhǔn)單能X射線源照射患者兩次。在一種情況下，X射線源的能量設(shè)置稍微高于造影劑的k殼吸收邊緣，而在另一種情況下，其設(shè)置為略低于造影劑的k殼吸收邊緣。如圖1所示，對(duì)比材料的吸收橫截面圍繞k殼吸收區(qū)域顯著地變化，而周圍材料的吸收橫截面可以相對(duì)不變。如果兩個(gè)圖像被歸一化為在不包含造影劑的區(qū)域中具有相同的信號(hào)，則歸一化圖像的減影將是其內(nèi)容主要由造影劑引起的圖像。

雖然使用來(lái)自同步加速器X射線源的濾波光進(jìn)行的早期實(shí)驗(yàn)證明該過程可以顯著地增加圖像對(duì)比度以及/或者減少至患者的劑量，但是由于缺乏臨床兼容性的準(zhǔn)單能X射線源，其在真實(shí)世界的臨床環(huán)境中的實(shí)施相對(duì)受限。同步加速器源昂貴(>1億美元)、較大(直徑>100m)并且相對(duì)不常見。此外，同步加速器源的輸出是恒定的，并且不能快速調(diào)整，也不容易橫跨對(duì)象進(jìn)行掃描。

還應(yīng)當(dāng)注意，一些人已經(jīng)嘗試通過改變撞擊在旋轉(zhuǎn)陽(yáng)極式上的電子束的端點(diǎn)能量來(lái)將常規(guī)的韌致輻射源用于k邊緣成像，使得最高能量光子高于或略低于期望的k邊緣吸收。然而，在實(shí)踐中，這不能很好地工作，因?yàn)轫g致輻射源的總X射線含量從電子束的端點(diǎn)能量延伸至DC，因此高于k邊緣的射束譜的部分與總X射線產(chǎn)生相比相對(duì)小，因此圖像由背景吸收來(lái)控制。在該模式下，患者的劑量也較高，因?yàn)樗饕獊?lái)自源的韌致輻射光譜的低能量尾部。在某種程度上，這個(gè)問題可以通過用低原子序數(shù)材料使射束衰減來(lái)最小化，所述低原子序數(shù)材料優(yōu)先地使光譜的相對(duì)于高能部分的低能量部分減少，但這當(dāng)然減少了可用于成像的總X射線通量，增加了照射X射線束內(nèi)的圖像劣化散射X射線含量的比例，并且需要更高電流的陽(yáng)極裝置，以在對(duì)象處產(chǎn)生相同數(shù)量的有用的高于和低于k邊緣的光子。

注意，k殼邊緣而不是外殼吸收邊緣(即L和M通常用于2色臨床成像)，因?yàn)槿コ齥殼電子所需的X射線能量通常落在臨床射線成像的關(guān)注的X射線區(qū)域中，而外殼吸收發(fā)生在較低的X射線能量處。然而，如果對(duì)象和源是兼容的，則可以使用外殼吸收邊緣在較低能量處實(shí)現(xiàn)相同的2色圖像減影方案。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

描述了一種用于通過激光康普頓X射線源的掃描照射來(lái)創(chuàng)建對(duì)象的高對(duì)比度減影X射線圖像的新方法。本發(fā)明利用激光康普頓散射過程的光譜角相關(guān)性和特別設(shè)計(jì)的孔和/或檢測(cè)器來(lái)產(chǎn)生/記錄X射線的窄射束，X射線的窄射束的光譜含量包括由具有略微較低能量的X射線的區(qū)域圍繞的高能X射線的同軸區(qū)域。激光康普頓源的端點(diǎn)能量被設(shè)置成使得高能量X射線區(qū)域包含高于要成像的對(duì)象內(nèi)的特定的造影劑或特定材料的k殼吸收邊緣(k邊緣)的光子，而外部區(qū)域包括其能量低于相同造影劑或特定材料的k邊緣的光子。通過該射束照射對(duì)象將同時(shí)記錄由射束的相應(yīng)部分照射的區(qū)域的對(duì)象的高于k邊緣吸收響應(yīng)和低于k邊緣吸收響應(yīng)。通過掃描射束或相對(duì)于射束掃描對(duì)象，可以建立對(duì)象的全高于和低于k邊緣空間響應(yīng)。這些空間響應(yīng)在被適當(dāng)?shù)貧w一化和相互減影時(shí)產(chǎn)生對(duì)對(duì)象內(nèi)特定造影劑或特定材料的存在或不存在的敏感的圖，并且因而減影圖像表示對(duì)對(duì)象內(nèi)存在的造影劑或特定材料的高對(duì)比度射線成像。

該技術(shù)可以用于各種X射線成像任務(wù)，以在對(duì)對(duì)象的固定X射線劑量下增加圖像對(duì)比度或者減少獲得期望對(duì)比度的X射線圖像所需的X射線劑量。特別值得注意的是，該方法獲得對(duì)象的高于和低于k邊緣圖二者，而不需要對(duì)X射線源的端點(diǎn)能量或X射線源的任何整體射束濾波的任何調(diào)整，因此可以在不使用通常存在于常規(guī)旋轉(zhuǎn)陽(yáng)極式X射線源的較低能量的非穿透性X射線照射該對(duì)象的情況下這樣做?？赡艿膽?yīng)用包括但不限于：冠狀動(dòng)脈血管造影術(shù)，其中血液摻雜有碘作為造影劑并用于提供動(dòng)脈阻塞的圖像；或低劑量乳腺成像，其中乳房注射有基于釓的造影劑，并且用于對(duì)與癌前病變材料相關(guān)聯(lián)的血管形成進(jìn)行成像。在這兩種情況下，造影劑的減影X射線圖像可以提供至關(guān)重要的信息，并且以與常規(guī)X射線成像相同或更好的圖像質(zhì)量和/或顯著更低的劑量來(lái)這樣做。

本發(fā)明具有多種用途，包括高對(duì)比度X射線成像、醫(yī)學(xué)X射線成像例如血管造影和乳腺成像、對(duì)象或患者中的特定原子物質(zhì)的減影X射線成像以及使用X射線對(duì)多成分部位的非破壞性評(píng)估，例如計(jì)算機(jī)芯片和部件的元件特定射線成像。

附圖說明

被合并入本公開內(nèi)容并構(gòu)成本公開內(nèi)容的一部分的附圖連同用于說明本發(fā)明的原理的說明書一起示出了本發(fā)明的實(shí)施方式。

圖1示出了各種元件的k邊緣吸收系數(shù)與能量。

圖2A示出了來(lái)自有孔激光康普頓X射線源的射束的寬孔寬帶寬光譜。

圖2B示出了來(lái)自有孔激光康普頓X射線源的射束的同軸高能量窄帶光譜。

圖2C示出了來(lái)自有孔激光康普頓X射線源的射束的環(huán)繞同軸光譜的窄帶較低能量光譜。

圖2D示出了來(lái)自圖2A至圖2C的孔射束的角度相關(guān)譜。

圖3A示出了用于對(duì)高于k邊緣激光康普頓X射線源成像的配置。

圖3B示出了用于對(duì)低于k邊緣激光康普頓X射線源成像的配置。

圖4A示出了本發(fā)明的兩像素模式的實(shí)施方式。

圖4B示出了用于圖4A的兩像素模式的兩像素檢測(cè)器的實(shí)施方式。

圖5A示出了本發(fā)明的“多像素”模式的實(shí)施方式。

圖5B示出了用于圖5A的實(shí)施方式的檢測(cè)器，其中，檢測(cè)器由對(duì)向射束的高能量部分和低能量部分二者的2D像素陣列組成。

圖6A示出了本發(fā)明的“等空間維度(equal spatial dimension)”模式的實(shí)施方式，其中，射束穿過狹縫，使得射束部的水平或垂直維度相等。

圖6B示出了用于圖6A的實(shí)施方式的檢測(cè)器。

圖7A示出了本發(fā)明的“不連續(xù)環(huán)形射束”模式的實(shí)施方式。

圖7A示出了本發(fā)明的“不連續(xù)環(huán)形射束”模式的實(shí)施方式，其中，射束是產(chǎn)生具有高能量和低能量X射線含量的不同環(huán)形射束的一組孔/束塊。

圖7B示出了用于圖7A的實(shí)施方式的檢測(cè)器。

圖7C示出了位于X射線束中的環(huán)形射束塊90的放大圖。

圖8A示出了根據(jù)本發(fā)明的“抖動(dòng)檢測(cè)器”模式。

圖8B至圖8D示出了圖8A的實(shí)施方式的檢測(cè)器在射束中的不同位置。

圖9A和圖9B示出了根據(jù)本發(fā)明的“抖動(dòng)孔”模式。

具體實(shí)施方式

在本發(fā)明中，激光康普頓散射過程用于產(chǎn)生由具有兩個(gè)不同的X射線譜的兩個(gè)不同的空間區(qū)域組成的X射線束；一個(gè)軸上區(qū)域具有較高能量的光子，而圍繞它的另一個(gè)區(qū)域具有較低能量的光子。然后將該射束用于掃描成像模式中，以產(chǎn)生對(duì)象的2色減影X射線圖像。對(duì)于激光康普頓X射線束能量的適當(dāng)設(shè)置，該減影圖像將僅對(duì)射線成像對(duì)象內(nèi)的特定材料的存在高度敏感。在不調(diào)整激光康普頓X射線源端點(diǎn)能量的情況下(即不調(diào)節(jié)X射線源)獲得這種高對(duì)比度低劑量圖像。

激光康普頓散射(有時(shí)也稱為反康普頓散射)是能量激光脈沖從相對(duì)論電子的短持續(xù)時(shí)間束散射的過程。該方法已被認(rèn)為是用于產(chǎn)生準(zhǔn)單能X射線和伽瑪射線輻射的短持續(xù)時(shí)間脈沖的方便的方法。當(dāng)與電子相互作用時(shí)，入射激光引起束內(nèi)電子的橫向運(yùn)動(dòng)。當(dāng)在實(shí)驗(yàn)室的其余幀中觀察時(shí)，來(lái)自該運(yùn)動(dòng)的輻射看起來(lái)是高能量光子的向前定向的多普勒加速束。對(duì)于碰撞頭，激光康普頓源的全光譜從DC延伸至4伽瑪平方與入射激光能量的乘積，其中，伽瑪是電子束的歸一化能量，即，當(dāng)電子能量＝511keV時(shí)，伽瑪＝1?？梢酝ㄟ^改變電子束的能量和/或激光光子的能量來(lái)調(diào)節(jié)激光康普頓源的端點(diǎn)能量。通過該過程已產(chǎn)生了范圍從幾keV至大于MeV的高能輻射束，并且被廣泛應(yīng)用。

輻射的康普頓光的光譜是關(guān)于電子束的傳播方向是高角度關(guān)聯(lián)的，其中，電子束具有僅沿正向方向發(fā)射的最高能量光子。參見圖2。利用設(shè)置在激光康普頓射束的路徑中的適當(dāng)設(shè)計(jì)的孔，可以容易地產(chǎn)生其帶寬(DE/E)通常為10％或更小的準(zhǔn)單能X射線或伽馬射線束。

激光康普頓X射線源還高度準(zhǔn)直，特別是與常規(guī)旋轉(zhuǎn)陽(yáng)極式X射線或伽瑪射線韌致輻射源相比。用于發(fā)射激光康普頓源的半帶寬光譜的錐角對(duì)于伽瑪大約為1弧度或具有毫弧度的量級(jí)，而對(duì)于最窄帶寬的錐角，光譜的同軸部分可以具有10微弧度的量級(jí)。典型的旋轉(zhuǎn)陽(yáng)極式源具有約0.5弧度的射束發(fā)散度。這種高度的準(zhǔn)直使得激光康普頓X射線源理想地適合于逐像素的成像模式。

此外，來(lái)自激光康普頓X射線源的輸出取決于在碰撞點(diǎn)(相互作用點(diǎn))處同時(shí)存在激光光子和電子。去除或完全消除了源的輸出，從而使得容易快速打開或關(guān)閉X射線或伽馬射線輸出。

如圖2A至圖2D所示，本發(fā)明利用激光康普頓X射線束的角度相關(guān)光譜輸出的兩個(gè)區(qū)域；射束的包含最高能量光子的同軸部分和緊密圍繞射束的包含較低能量的光子的該部分的區(qū)域。周圍區(qū)域的范圍、周圍區(qū)域的光譜含量和周圍區(qū)域中的相對(duì)于射束的同軸部分的光子的總數(shù)可以通過使整個(gè)射束通過固定大小的適當(dāng)?shù)目缀?或束塊來(lái)容易地設(shè)置。通過使用固定的激光脈沖能量和固定的電子束電荷來(lái)操作激光康普頓X射線源，激光康普頓X射線源的總輸出以及兩個(gè)關(guān)注區(qū)域中的總X射線光子的比率可以保持不變和恒定。

具體地，圖2A示出了來(lái)自激光康普頓X射線源的發(fā)散輸出射束10的橫截面?zhèn)纫晥D。在頁(yè)面的平面中穿過射束10的中心截取橫截面。在下面的討論中，術(shù)語(yǔ)“軸”是指射束10在其上傳播的中心光軸。射束10的能量在中心同軸區(qū)域12中最高，并且隨著射束相對(duì)于中心軸線的徑向距離而下降。因此，區(qū)域14具有比區(qū)域12更少的能量，并且區(qū)域16具有比區(qū)域14更少的能量。盡管圖2A、2B和2C所示的區(qū)域具有彼此不同的分離線，實(shí)際上，存在從在正中心處的最高能量束到在外半徑處的最低能量的連續(xù)的能量變化。該圖包括圓形孔20的橫截面圖。在圖2A中，孔20具有以下開口直徑：允許區(qū)域12和14通過，并且雖然允許區(qū)域16的小部分通過但阻擋區(qū)域16的大部分。圖2D的曲線40下面的區(qū)域是射束區(qū)域12、14和16的部分的能量的組合的光的寬孔寬帶寬光譜(X射線能量)。圖2B示出了窄直徑孔22的使用。圖2D的曲線42下面的區(qū)域表示僅射束區(qū)域12的同軸高能量窄帶光譜。圖2C示出了孔24的使用，孔24具有允許射束區(qū)域12和14通過而不允許區(qū)域16通過的直徑。束塊26被定位成阻擋射束區(qū)域12，因此僅區(qū)域14可以朝向目標(biāo)傳播。注意，在側(cè)視圖中示出了射束14，因此射束在沒有能量的中心區(qū)域?qū)嶋H上是圓形，因?yàn)樯涫鴧^(qū)域12已經(jīng)被孔26阻擋。因此，圖2D的曲線44下面的區(qū)域表示僅射束區(qū)域14的窄帶低能量光譜。注意，本文所述的許多示例性實(shí)施方式使用圓形孔，但是本發(fā)明不限于特定的孔形狀。精確的透射光譜將取決于孔和/或束塊的形狀和尺寸以及激光器的偏振。

為了產(chǎn)生2色減影X射線圖像，窄發(fā)散激光器康普頓X射線束跨對(duì)象進(jìn)行掃描，或者相對(duì)于固定射束或者掃描射束和對(duì)象的結(jié)合對(duì)對(duì)象進(jìn)行光柵掃描。為了說明性目的(參見圖3A和3B)，假設(shè)射束是固定的并且在z方向上傳播，并且在x-y平面中對(duì)對(duì)象進(jìn)行光柵掃描。2色減影圖像的目的是在該對(duì)象內(nèi)檢測(cè)特定原子材料的存在，該特定原子材料或者自然地發(fā)生或已被人工地添加作為造影劑。選擇用于激光康普頓源的射束能量，使得同軸高能量X射線束光子高于原子材料/造影劑的k殼吸收邊緣，并且外側(cè)周圍的低能量X射線束光子低于k殼吸收閾值。對(duì)于掃描中的每個(gè)位置，透射的X射線束撞擊在與X射線束對(duì)準(zhǔn)并且相對(duì)于X射線束在空間中保持固定的電子X射線敏感檢測(cè)器上。檢測(cè)器單獨(dú)記錄從X射線束的內(nèi)部和外部撞擊在其上的彈道光子的數(shù)量。在完全掃描對(duì)象之后，射束的內(nèi)部和外部都將暴露出對(duì)象的全部2維范圍。由檢測(cè)器根據(jù)射束內(nèi)部部分的位置記錄的X射線光子數(shù)表示對(duì)象對(duì)高于造影劑的k邊緣的光子的衰減，而檢測(cè)器針對(duì)射束的外部部分記錄的X射線光子數(shù)量表示對(duì)象對(duì)由低于造影劑的k邊緣的光子的衰減。對(duì)于對(duì)象的內(nèi)由不同于造影劑的吸收原子的原子組成的材料，包含在X射線束的兩個(gè)區(qū)域中的光子的相對(duì)衰減基本上相同。因此，通過掃描獲得的適當(dāng)歸一化的數(shù)字減影的兩個(gè)圖像將在除了造影劑存在的地方之外的所有地方處于第一階零。該技術(shù)提供用于對(duì)象內(nèi)的造影劑或特定原子材料的成像的高靈敏度和低劑量模式，只要它們?cè)谠又亓可吓c對(duì)象的整個(gè)基質(zhì)顯著不同。

更具體地，圖3A示出了由圖2B的系統(tǒng)提供的射束區(qū)域12。激光康普頓X射線源被配置為使得射束區(qū)域12具有高于對(duì)象50中關(guān)注的材料的k邊緣的能量。注意，示例對(duì)象50可以是人體組織，但是當(dāng)然其它對(duì)象可以放置在射束中。射束區(qū)域12在z方向上傳播通過對(duì)象50并到達(dá)X射線檢測(cè)器52上。這樣的檢測(cè)器在本領(lǐng)域中是已知的。而且，圖中將對(duì)象描繪成人。在這種情況下，人可以攝取或被注射含有關(guān)注的材料的造影劑。可以在x-y平面中對(duì)人或?qū)ο筮M(jìn)行光柵掃描，以收集和獲得未被造影劑吸收的高于k邊緣的X射線光子的圖像。圖3B示出了由圖2C的系統(tǒng)提供的射束14。在該情況下，僅射束區(qū)域14被允許傳播通過對(duì)象50并且到達(dá)X射線檢測(cè)器52上?？梢栽趚-y平面中對(duì)人或?qū)ο筮M(jìn)行光柵掃描，以收集和獲得穿過對(duì)象的低于K邊緣的光子的圖像。如本文所討論的，通過掃描獲得的適當(dāng)歸一化的數(shù)字減影的兩個(gè)圖像在除了造影劑存在的地方之外的所有地方處于第一階零。

一個(gè)具體示例是血管造影術(shù)，其中，將含碘造影劑注射到血流中。碘是原子序數(shù)53，并且具有33.2keV的k邊緣吸收能量。周圍組織通常由較低原子重量的原子例如碳、氧、氫等組成。這些原子在碘的33.2keV k邊緣處或附近處其衰減不顯著變化。因此，具有調(diào)節(jié)到碘k邊緣的激光康普頓X射線束的2色減影圖像將產(chǎn)生碘的位置的高對(duì)比度圖，因此產(chǎn)生包含碘的血管的高對(duì)比度圖像。

以下是使用激光康普頓X射線源的2色減影成像的一些示例性變型。本發(fā)明不限于這些示例。

1.圖4A示出了本發(fā)明的兩像素模式的實(shí)施方式。圖4B示出了用于圖4A的兩像素模式的兩像素檢測(cè)器的實(shí)施方式。在該實(shí)例中，檢測(cè)器僅包含兩個(gè)檢測(cè)區(qū)域；一個(gè)對(duì)著射束的同軸高能量區(qū)域(射束區(qū)域12)，而另一個(gè)對(duì)著射束的期望的周圍的低能量區(qū)域(射束區(qū)域14)。這種檢測(cè)器可以由用于產(chǎn)生硅X射線二極管的相同的微制造技術(shù)來(lái)構(gòu)造。替選地，如果檢測(cè)器的像素被放進(jìn)與兩個(gè)區(qū)域相關(guān)聯(lián)的兩個(gè)組中，則可以使用諸如X射線CCD的2D檢測(cè)器。這種模式的優(yōu)點(diǎn)是檢測(cè)器的潛在簡(jiǎn)單性和數(shù)據(jù)減少。然而，圖像的空間分辨率將限于兩個(gè)區(qū)域中的射束的空間范圍。圖4A包括在對(duì)象50和兩個(gè)像素X射線檢測(cè)器56之間的高Z管70。高Z管70與射束的直徑匹配，以防止散射的X射線到達(dá)檢測(cè)器54。圖4B示出了兩個(gè)像素X射線檢測(cè)器54的面。內(nèi)部圓形像素區(qū)域64記錄“高于”k邊緣光子，而外部環(huán)形像素區(qū)域66記錄“低于”k邊緣光子。

2.圖5A示出了本發(fā)明的“多像素”模式的實(shí)施方式。圖5B示出了用于圖5A的實(shí)施方式的示例性檢測(cè)器的面，其中，檢測(cè)器由對(duì)著射束的高能量部分和低能量部分二者的2D像素陣列組成。圖5A的元件與圖4A的元件相同，并且以等同地標(biāo)記這樣的元件，不同之處在于，該實(shí)施方式使用2D X射線檢測(cè)器陣列56。在該實(shí)例中，檢測(cè)器是高分辨率2D檢測(cè)器，例如(但不限于)2D X射線CCD檢測(cè)器。圖像的空間分辨率將由CCD元件的間距和激光康普頓X射線源的源尺寸來(lái)確定。圖像的數(shù)值配準(zhǔn)和減影將需要比上述變型1更多的計(jì)算。在利用陣列類型的檢測(cè)器的實(shí)施方式中，僅使用完全在高能量區(qū)域內(nèi)的像素來(lái)計(jì)算該區(qū)域的能級(jí)。低能量區(qū)域也是如此。僅使用完全在用于檢測(cè)較低能量束區(qū)域的陣列區(qū)域內(nèi)的像素來(lái)計(jì)算較低束能級(jí)。在計(jì)算中丟棄不完全在相應(yīng)射束區(qū)域內(nèi)的像素。圖5B示出了檢測(cè)器陣列的面。內(nèi)部像素區(qū)域74記錄“高于”k邊緣光子，而外部像素區(qū)域76記錄“低于”k邊緣光子。

3.在利用等面積模式的實(shí)施方式中，兩個(gè)X射線區(qū)域的面積被設(shè)置為相同。這可以通過放置在射束中的孔來(lái)實(shí)現(xiàn)，以限制外部環(huán)繞射束的范圍，或者通過限制由射束的外部區(qū)域所對(duì)著的檢測(cè)器的范圍，使得由射束的該部分照射的區(qū)域與被射束的內(nèi)部部分照射的區(qū)域相等。該模式減少了與圖像重建相關(guān)聯(lián)的計(jì)算開銷，并且確保射束的一部分不會(huì)比另一部分更多地對(duì)對(duì)象進(jìn)行采樣。

4.在使用等通量模式的實(shí)施方式中，設(shè)置周圍區(qū)域的大小，使得該區(qū)域中包含的光子的總數(shù)與同軸區(qū)域的光子的總數(shù)相等。由兩個(gè)區(qū)域記錄的圖像被自然歸一化，從而簡(jiǎn)化了圖像重建。

5.圖6A示出了本發(fā)明的“等空間維度”模式的實(shí)施方式，其中，射束穿過狹縫，使得射束部的水平或垂直維度相等。圖6B示出了用于圖6A的實(shí)施方式的檢測(cè)器56。以等同地標(biāo)記與圖5A的元件相同的元件。在該實(shí)例中，整個(gè)射束通過狹縫孔80，使得周圍區(qū)域在水平或垂直維度上被限制為與同軸高能X射線區(qū)域的寬度相同。這簡(jiǎn)化了掃描和數(shù)據(jù)檢索算法。圖6B示出了檢測(cè)器陣列的面。內(nèi)部像素區(qū)域84記錄“高于”k邊緣光子，而外部像素區(qū)域86記錄“低于”k邊緣光子。

6.圖7A示出了本發(fā)明的“不連續(xù)環(huán)形射束”模式的實(shí)施方式。等同地標(biāo)記與圖5A的元件相同的元件。放置環(huán)形孔90，使得其在射束區(qū)域12'和射束區(qū)域14'之間產(chǎn)生沒有光子的區(qū)域92。圖7B示出了用于圖7A的實(shí)施方式的檢測(cè)器的面。用于線性偏振激光的激光康普頓X射線束輪廓是橢圓形的。在該模式中，圓環(huán)狀遮蔽物被放置在射束中，以產(chǎn)生射束的兩個(gè)不同光譜區(qū)域。這是物理創(chuàng)建單獨(dú)射束區(qū)域的最簡(jiǎn)單的方法。

7.圖8A示出了根據(jù)本發(fā)明的“抖動(dòng)檢測(cè)器”模式。等同地標(biāo)記與圖5A的實(shí)施方式的元件相同的元件。圖8B至圖8D示出了圖8A的實(shí)施方式的射束中的檢測(cè)器的各種位置。在該實(shí)例中，包括X射線二極管和準(zhǔn)直孔/管的單像素檢測(cè)器58對(duì)著與X射線束的高能量部分相等的區(qū)域。在X射線束保持固定的情況下，檢測(cè)器在橫向于激光的傳播方向的平面中抖動(dòng)，使得其交替地截取射束的低能量部分和高能量部分。圖8B示出了處于“靠上”位置的檢測(cè)器58，使得僅在“低于”k邊緣光子14處進(jìn)行截取。圖8C示出了處于“中間”位置的檢測(cè)器，使得僅在“高于”k邊緣光子12處進(jìn)行截取。圖8D示出了處于“靠下”位置的檢測(cè)器，使得僅在“低于”k邊緣光子14處進(jìn)行截取。這種模式使得能夠使用盡可能最快、盡可能最簡(jiǎn)單和/或最不昂貴的檢測(cè)器來(lái)構(gòu)造X射線圖像。然而，這確實(shí)使對(duì)象經(jīng)受的劑量增加2倍。

8.圖9A和圖9B示出了根據(jù)本發(fā)明的“抖動(dòng)孔”模式。等同地標(biāo)記與圖5A的實(shí)施方式的元件相同的元件。在該實(shí)例中，使用對(duì)著射束區(qū)域12和14二者的整個(gè)區(qū)域的固定檢測(cè)器60。在產(chǎn)生X射線束的激光電子相互作用點(diǎn)之后并且在對(duì)象之前，將可移動(dòng)的孔或束塊110放置在射束中。該孔的作用是以交替方式阻擋與激光康普頓X射線源的脈沖輸出同步的射束的同軸高能量部分和射束的周圍低能量部分。圖9A示出了處于“中間”位置的孔110，使得僅包括高能量X射線的射束區(qū)域12通過。圖9B示出了處于“靠上”位置的孔110，使得僅包括低能量X射線的射束區(qū)域14通過。該交替束塊可以以多種方式構(gòu)造。例如，通過將高Z材料的適當(dāng)形狀放置在低Z盤上，并且以放置孔的速率使盤在射束中旋轉(zhuǎn)，使得期望的射束部分被阻擋，并且允許期望的射束部分傳輸。該模式交替地記錄對(duì)象的高于k邊緣和低于k邊緣的衰減。該模式使得能夠使用快速、簡(jiǎn)單和/或廉價(jià)的檢測(cè)器來(lái)構(gòu)造X射線圖像，并且不將對(duì)象暴露于比上述實(shí)例1至6更高的劑量。然而，使用這種模式需要2倍的時(shí)間來(lái)積聚圖像。應(yīng)當(dāng)注意，抖動(dòng)檢測(cè)器和抖動(dòng)孔模式二者可以組合，并且這將使得能夠使用更小面積的X射線檢測(cè)器。原則上，本公開內(nèi)容中所示的散射抑制管70也可以與孔和/或檢測(cè)器同步抖動(dòng)，并且這樣做將允許更小的管直徑，并且更好地區(qū)別從被成像對(duì)象的背表面出現(xiàn)的不期望的散射X射線光子。

9.本發(fā)明的實(shí)施方式被稱為雙環(huán)形模式。在該實(shí)例中，不使用射束的同軸部分，而是選擇射束的兩個(gè)環(huán)形部分。因?yàn)樯涫墓庾V含量的能量根據(jù)角度而減小，所以可以選擇包含比外環(huán)更高能量光子的內(nèi)環(huán)。如上所述，這兩個(gè)環(huán)可以用于構(gòu)造2色減影圖像。除了兩個(gè)射束具有類似的形狀因子之外，該方式?jīng)]有固有的優(yōu)點(diǎn)。在該實(shí)施方式中，盡管內(nèi)環(huán)不集中在X射線束的光軸上，但是可以向上調(diào)節(jié)源功率，使得內(nèi)環(huán)具有高于關(guān)注材料的k邊緣的能級(jí)。

10.在另一種實(shí)施方式中，不使用孔來(lái)限制激光康普頓射束的范圍，而是全射束入射在要成像的對(duì)象上。通過從射束路徑移除對(duì)象，可以在下游2D檢測(cè)器上獲得完整激光康普頓射束的輪廓。該檢測(cè)器上的像素位置將與X射線光子能量的特定范圍相關(guān)，然后如上所述可以用于產(chǎn)生2色減影射線成像。該模式適合于以下應(yīng)用，其中，激光康普頓源跨對(duì)象掃描，并且移動(dòng)孔以限制外部射束范圍將是不切實(shí)際的。

11.在另一模式中，使用時(shí)間選通檢測(cè)器來(lái)記錄到達(dá)檢測(cè)器的高于和低于k邊緣光子的彈道光子，并且區(qū)分在探詢下也可能到達(dá)檢測(cè)器位置的由對(duì)象散射的任何光子。檢測(cè)器的選通時(shí)間必須是激光康普頓X射線脈沖的持續(xù)時(shí)間的量級(jí)，即，幾皮秒至幾十皮秒。時(shí)間選通需要與X射線脈沖同步。該模式不僅能夠通過消除來(lái)自圖像的背景散射X射線光子而在固定劑量下實(shí)現(xiàn)更高的對(duì)比度，而且還通過確保僅正確能量的彈道光子存在于相應(yīng)的高于和低于k邊緣圖像中來(lái)改善減影圖像。該模式可以由選通的2D檢測(cè)器或選通的單像素檢測(cè)器來(lái)實(shí)現(xiàn)。

本發(fā)明的上述描述是為了說明和描述的目的而給出的，并且不旨在窮舉或?qū)⒈景l(fā)明限制為所公開的精確形式。鑒于上述教示，許多修改和變型是可能的。所公開的實(shí)施方式僅意在說明本發(fā)明的原理及其實(shí)際應(yīng)用，從而使得本領(lǐng)域的其他技術(shù)人員能夠以各種實(shí)施方式最佳地使用本發(fā)明，并且具有適合于預(yù)期的特定用途的各種修改。本發(fā)明的范圍由所附權(quán)利要求限定。