專利名稱：：用于生成軟組織對比度圖像的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明涉及用于生成包括軟組織的檢查對象的感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像的裝置和對應(yīng)的方法。
背景技術(shù)：
：計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)生成骨骼結(jié)構(gòu)和對比劑分布的高質(zhì)量圖像。然而，CT的弱點(diǎn)之一是對軟組織的辨別力。磁共振成像(MRI)具有優(yōu)異的軟組織對比度，但并非所有患者都允許由MRI流程成像。例如，當(dāng)患者有諸如起搏器的一些植入物時(shí)，則不能由MRI流程對患者成像。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)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(qū)域的軟組織對比度圖像的裝置和對應(yīng)的方法，其也可以應(yīng)用于不能進(jìn)行MRI流程的患者。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，提出了一種裝置，其包括-X射線源單元，其用于發(fā)射一個(gè)或多個(gè)脈沖筆形X射線射束，-致動(dòng)器，其用于沿著和/或繞著所述感興趣區(qū)域致動(dòng)所述X射線源單元，以將所述一個(gè)或多個(gè)筆形射束從各方向弓I導(dǎo)到所述感興趣區(qū)域上，-電磁信號(hào)接收器，其用于從所述感興趣區(qū)域接收源于感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射的電磁信號(hào)，以及-信號(hào)處理器單元，其用于處理所接收的電磁信號(hào)并重建感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提出了一種如權(quán)利要求15中定義的對應(yīng)的方法。在從屬權(quán)利要求中限定了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。應(yīng)當(dāng)理解，所主張的方法與所主張的并在從屬權(quán)利要求中限定的裝置具有相似和/或相同的優(yōu)選實(shí)施例。本發(fā)明基于采用由于X射線脈沖的動(dòng)量而生成的電流來生成軟組織對比度圖像的構(gòu)思?？灯疹D二極管利用了這種效應(yīng)，它是響應(yīng)于X射線輻射的入射而生成電流的X射線探測器。物理原理類似于所謂的Askaryan效應(yīng)，例如，這種效應(yīng)用于南極洲的粒子探測。Askaryan效應(yīng)是這樣的現(xiàn)象在致密輻射透明介質(zhì)(諸如鹽、冰或月壤)中行進(jìn)比光快的粒子會(huì)產(chǎn)生二次帶電粒子雨，其包含電荷各向異性并從而在電磁譜的無線電或微波部分中發(fā)射相干輻射錐。為了利用這種效應(yīng)，根據(jù)本發(fā)明提出了生成強(qiáng)筆形X射線射束的短(優(yōu)選低于1μS，或者甚至低于<IOOns；優(yōu)選低于1ns，但限制因素是檢查對象的尺寸)脈沖。這一個(gè)或多個(gè)筆形射束穿透檢查對象。在對象的軟組織中，光子主要被吸收并通過康普頓效應(yīng)被散射?？灯疹D效應(yīng)將光子的動(dòng)量(部分)轉(zhuǎn)移到電子。假設(shè)ImJ的光子承載動(dòng)量。在長度為IOcm的吸收器上沉積動(dòng)量，這在理想情況下將對應(yīng)于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(gè)表面運(yùn)動(dòng)，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(jí)。這種磁場信號(hào)被諸如線圈或天線的電磁信號(hào)接收器接收，例如，線圈類似于MRI裝置中用于信號(hào)接收的RF線圈。然后進(jìn)一步處理這些信號(hào)，并且能夠重建檢查對象的感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像?；颊呱傻脑肼暣蠹s<0.lfT/sqrt(Hz)。在Is上求平均，這比X射線生成的磁場低7個(gè)數(shù)量級(jí)。為了估計(jì)總的信噪比，必須要估計(jì)信號(hào)接收器接收的電磁信號(hào)的帶寬。人的反共振頻率質(zhì)量積(qualityproduct)高于100ns，因此電流可以持續(xù)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(dòng)器在檢查對象上掃描一個(gè)或多個(gè)筆形X射線射束。優(yōu)選地，像CT中通常做的那樣，針對不同的角度執(zhí)行這種掃描。一般有不同的效應(yīng)導(dǎo)致定向電流。除了康普頓效應(yīng)之外，光電效應(yīng)也生成磁場。光電效應(yīng)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，并且然后必須返回成為電流。在均勻介質(zhì)中，這不會(huì)導(dǎo)致可測量場，但患者包括針對快電子分開不同電導(dǎo)率和/或吸收常數(shù)的邊緣。由這些邊緣打破了對稱，并生成了也可以由電磁信號(hào)接收器測量的外部磁場。根據(jù)優(yōu)選實(shí)施例，利用模型重建感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像，所述模型使用一個(gè)或多個(gè)參數(shù)作為模型參數(shù)，所述參數(shù)表征光子與感興趣區(qū)域之內(nèi)組織的生成電流的交互作用。電磁信號(hào)接收器適于所生成電流的頻率范圍，并且頻率范圍使得生成的電流能夠穿透檢查對象。優(yōu)選地，電磁信號(hào)接收器適于接收至少從50到250MHz，尤其從10到400MHz，甚至高達(dá)1000MHz(對于更小的對象，諸如四肢或小動(dòng)物，高達(dá)3GHz)的頻率范圍中的電磁信號(hào)。在重建中使用模型是圖像重建領(lǐng)域中公知的。模型預(yù)測多個(gè)測量數(shù)據(jù)。通過比較模型的預(yù)測和實(shí)際測量數(shù)據(jù)，能夠正確地設(shè)置模型參數(shù)。為此目的，改變模型的參數(shù)，直到測量數(shù)據(jù)和模型參數(shù)彼此盡可能相等。為了確定這種均衡，使用誤差測量，例如歐幾里德范數(shù)。根據(jù)優(yōu)選實(shí)施例，信號(hào)處理器單元適于利用模型重建感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像，所述模型使用(復(fù))電導(dǎo)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(qū)域電子的動(dòng)量轉(zhuǎn)移的效率的效率分布作為模型參數(shù)。通過利用所接收的電磁信號(hào)優(yōu)化模型參數(shù)，能夠重建示出電導(dǎo)率分布、X射線吸收分布和/或效率分布的感興趣區(qū)域的一個(gè)或多個(gè)軟組織對比度圖像。如上文簡述，所述電磁信號(hào)接收器優(yōu)選包括一個(gè)或多個(gè)線圈、電極和/或偶極子天線，用于在操作期間布置在檢查對象緊鄰處或檢查對象處。優(yōu)選地，為了接收信號(hào)，使用線圈和電極(例如，附著于檢查對象)。電極可以類似于用于ECG的電極，而線圈類似于MRI中使用的RF接收線圈。然而，在兩種情況下信號(hào)放大器都是寬帶頻率放大器，至少高達(dá)250MHz，優(yōu)選高達(dá)IGHz。根據(jù)另一優(yōu)選實(shí)施例，提供X射線探測單元，尤其是每個(gè)筆形X射線射束至少一個(gè)X射線探測器，用于探測來自通過所述檢查對象的感興趣區(qū)域透射的X射線輻射的X射線信號(hào)。因此，根據(jù)本實(shí)施例，不僅獨(dú)立接收到電磁信號(hào)，而且獨(dú)立接收到X射線信號(hào)。X射線信號(hào)不僅能夠用于生成獨(dú)立的X射線圖像，而且還能夠用于優(yōu)化從電磁信號(hào)重建軟組織圖像，尤其是通過改善或調(diào)整優(yōu)選用于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(hào)獲得的信息在從電磁信號(hào)重建軟組織圖像之前通過所述一個(gè)或多個(gè)模型參數(shù)改善所述模型。如其他從屬權(quán)利要求中定義的那樣，這種優(yōu)化存在各種選擇。例如，在實(shí)施例中，從探測的X射線信號(hào)獲得感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線吸收分布的信息，而根據(jù)另一實(shí)施例，從探測的X射線信號(hào)獲得關(guān)于檢查對象的位置的信息。優(yōu)選通過將檢查對象外部的電導(dǎo)率分布、X射線吸收分布和效率分布設(shè)置為零，在模型中使用后一種信息，這樣大大減少了重建軟組織圖像的計(jì)算工作。根據(jù)另一實(shí)施例，生成電磁信號(hào)接收器相對于感興趣區(qū)域的位置的信息，尤其是信號(hào)接收器元件相對于感興趣區(qū)域的位置的信息，并在模型中使用。所有這些實(shí)施例最終導(dǎo)致計(jì)算時(shí)間減少以及軟組織對比度圖像的信號(hào)質(zhì)量的改善。由于掃描一般是像常規(guī)CT中那樣做的，所以能夠從探測的X射線信號(hào)生成CT圖像。從這一CT圖像，可以例如利用包括一個(gè)或多個(gè)能量分辨X射線探測器的X射線探測單元估計(jì)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(dǎo)率分布是已知的，則能夠在電磁信號(hào)接收器處計(jì)算信號(hào)。另一方面，盡管逆問題不是線性的，并且因此需要高的計(jì)算能力，但可以從所測量的電磁信號(hào)開始計(jì)算電導(dǎo)率分布。最后，可以生成高分辨率的組織電導(dǎo)率圖像，因?yàn)殡娏髟春苄〔⑶椅挥诒怀上駞^(qū)域之內(nèi)。為了從X射線探測單元接收的X射線信號(hào)導(dǎo)出與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，作為使用一個(gè)或多個(gè)能量分辨χ射線探測器的補(bǔ)充或備選，也可以使用在至少兩個(gè)不同能量水平交替發(fā)射χ射線脈沖的多能量(至少雙能量)χ射線源。康普頓效應(yīng)和光子效應(yīng)具有不同的能量相關(guān)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(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)。從與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，可以生成感興趣區(qū)域之內(nèi)吸收和散射X射線光子的效率的效率分布的信息，并將其用于重建感興趣區(qū)域軟組織對比度圖像的模型中。所述X射線源單元優(yōu)選包括用于發(fā)射脈沖X射線輻射的脈沖X射線源和布置于所述X射線源和所述檢查對象之間、用于將所述X射線輻射轉(zhuǎn)換成所述一個(gè)或多個(gè)脈沖筆形射束的準(zhǔn)直器單元。通常，如果X射線源能夠發(fā)射一個(gè)或多個(gè)筆形射束，也可以在無準(zhǔn)直器的情況下使用X射線源，諸如X射線激光器。分離筆形射束的空間距離應(yīng)當(dāng)盡可能大。如果提供了X射線探測單元，優(yōu)選提供單個(gè)探測元件，用于探測X射線輻射，從而能夠重建高分辨率的CT圖像，優(yōu)選分辨率高于從接收的電磁信號(hào)重建的軟組織對比度圖像的分辨率。作為X射線源，優(yōu)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。但也可以使用激光來生成能夠用于生成強(qiáng)定向X射線脈沖的電子。優(yōu)選地，對X射線源單元進(jìn)行電磁屏蔽，以避免將來自X射線源單元的HF脈沖直接耦合到電磁信號(hào)接收器中。根據(jù)另一優(yōu)選實(shí)施例，其中，X射線源單元包括脈沖X射線源和準(zhǔn)直器單元，準(zhǔn)直器單元包括一個(gè)或多個(gè)可控準(zhǔn)直器元件和準(zhǔn)直器控制單元，提供所述準(zhǔn)直器元件中的每個(gè)用于在第一控制狀態(tài)中允許筆形射束通過，并在第二控制狀態(tài)中阻擋入射的筆形射束，準(zhǔn)直器控制單元用于控制所述可控準(zhǔn)直器元件。通常，根據(jù)本發(fā)明，一個(gè)或多個(gè)筆形射束，即小數(shù)量的筆形射束，同時(shí)入射在檢查對象上。然而，這樣有缺點(diǎn)，即遮擋了常規(guī)X射線源生成的大量X射線輻射。然而，為了實(shí)現(xiàn)適當(dāng)?shù)男旁氡龋仨氁槍γ總€(gè)X射線脈沖向檢查對象中引入一定的閾值能量。因此，根據(jù)本優(yōu)選實(shí)施例，不僅使用單個(gè)或低數(shù)量的筆形射束，而且使大數(shù)量的筆形射束同時(shí)入射到檢查對象上。例如，只要單個(gè)筆形射束(ImmXlmm)入射到檢查對象上，就需要每個(gè)脈沖的電子束脈沖能量大約為100J。由于必須要在大約10_8S之內(nèi)釋放脈沖的能量，所以陽極受到很大加熱。然而，如果大量筆形射束同時(shí)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(hào)基本獲得了來自所有電流的概要信息。因此，優(yōu)選由準(zhǔn)直器控制單元控制準(zhǔn)直器單元的準(zhǔn)直器元件的切換。優(yōu)選地，在每個(gè)潛在的筆形射束路徑中，準(zhǔn)直器元件被設(shè)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(zhǔn)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制造的吸收器元件。然后切換準(zhǔn)直器元件，使得對于X射線源發(fā)射的每個(gè)脈沖X射線射束，超過一個(gè)，優(yōu)選(少于全部)準(zhǔn)直器元件，例如所述準(zhǔn)直器元件的50%處于遮擋相應(yīng)入射筆形射束的第二控制狀態(tài)。于是，根據(jù)本實(shí)施例，筆形射束的發(fā)射受到某種編碼。如果使用模型(如下文更詳細(xì)解釋的)進(jìn)行重建，如果如上所述切換準(zhǔn)直器元件，則無需對重建進(jìn)行任何特別改變。然而，也能夠計(jì)算回單個(gè)X射線。為此目的，形成單次投影電壓的加權(quán)和。必須選擇權(quán)重，使得除了一個(gè)X射線之外，計(jì)算的所有X射線的X射線強(qiáng)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(hào)減去第二信號(hào)，可以生成右側(cè)的X射線。還可能導(dǎo)出對模式的假設(shè)，尤其是它們充分正交，從而能夠找到針對每個(gè)X射線的加權(quán)和。否則，該模式不適于成像和提供高分辨率。電導(dǎo)率重建問題一般不是局部的。這意味著優(yōu)選知道成像平面或體積外部的組織電導(dǎo)率。因此，根據(jù)另一實(shí)施例，掃描比診斷一般所需更大的檢查對象軸向截面。由于那里需要的分辨率低，所以這僅對施加的X射線劑量有微小貢獻(xiàn)。如果使用多個(gè)電磁信號(hào)接收器，諸如多個(gè)接收線圈(例如在磁感應(yīng)斷層攝影模式中，這是一種類似于電阻抗斷層成像的技術(shù))，則可以實(shí)現(xiàn)劑量的進(jìn)一步減少。如果使用多個(gè)電磁信號(hào)接收器，例如，能夠使用一個(gè)接收器元件作為發(fā)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(dǎo)率的粗略圖像，以在重建軟組織對比度圖像中進(jìn)一步使用。為了沿著和/或繞感興趣區(qū)域致動(dòng)X射線源單元，存在各種選擇。例如，致動(dòng)器可以包括掃描架，其用于像常規(guī)CT設(shè)備中那樣繞著檢查對象旋轉(zhuǎn)X射線源單元。致動(dòng)器還可以包括平移和樞軸運(yùn)動(dòng)模塊，例如像在常規(guī)合成X射線斷層攝影設(shè)備中那樣，使X射線源單元沿檢查對象進(jìn)行平移運(yùn)動(dòng)和使所述X射線源單元繞樞軸運(yùn)動(dòng)。然而，可以想到其他結(jié)構(gòu)布置以執(zhí)行致動(dòng)器的預(yù)期功能。根據(jù)另一優(yōu)選實(shí)施例，根據(jù)本發(fā)明的裝置還包括聲信號(hào)接收器，尤其是一個(gè)或多個(gè)傳聲器，在操作期間布置在檢查對象緊鄰處或檢查對象處，用于接收聲信號(hào)，其中，所述信號(hào)處理器單元適于處理所接收的聲信號(hào)，利用模型重建所述感興趣區(qū)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(shù)。脈沖X射線筆形射束還生成能夠被探測的聲波。計(jì)算表明可實(shí)現(xiàn)的信噪比稍低于電探測。雖然如此，這樣還是生成了一些信號(hào)并向組織參數(shù)增加了補(bǔ)充信息。優(yōu)選地，在檢查對象周圍布置寬帶傳聲器。除那之外，重建類似于從電磁信號(hào)重建軟組織圖像。重建提供了源強(qiáng)度(X射線吸收乘以熱膨脹除以體積相關(guān)的熱容量)和組織聲學(xué)特征、聲速、聲吸收和密度的圖像。根據(jù)本發(fā)明的方法的成像速度可能低于常規(guī)CT，但仍然適當(dāng)。假設(shè)從每個(gè)X射線脈沖釋放10到100J的能量，那么每秒鐘Ie4個(gè)脈沖似乎是適當(dāng)?shù)摹碜悦總€(gè)信號(hào)接收器元件的信號(hào)是很多樣本的時(shí)間系列。由于信噪比高，所以可以從其中提取獨(dú)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(jīng)比MRI實(shí)現(xiàn)的速度高了。如果X射線源可以發(fā)射每秒鐘Ie6個(gè)脈沖，可以實(shí)現(xiàn)甚至更高的速度(只要需要每脈沖IOOmJ的能量，一般是可能的)。然后，可以記錄高達(dá)每秒鐘16兆體素。CT圖像的分辨率可以高于軟組織圖像，因?yàn)榭梢岳萌舾商綔y器記錄筆形射束的X射線光子。一般還可以加寬X射線射束并在快速圖像采集的常規(guī)CT模式下使用根據(jù)本發(fā)明的裝置。對信號(hào)進(jìn)行像筆形射束的采集允許實(shí)際上進(jìn)行CT采集而沒有因散射輻射導(dǎo)致的模糊。此外，可以記錄散射的強(qiáng)度，增加關(guān)于組織的信息，即光子和康普頓效應(yīng)的量化。因此，本發(fā)明的主要優(yōu)點(diǎn)是可以生成更高分辨率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(zhì)量的經(jīng)典CT圖像。本發(fā)明的這些和其他方面將從下文描述的實(shí)施例變得顯而易見并參考其加以闡述。在附圖中圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第一實(shí)施例；圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第二實(shí)施例；圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第三實(shí)施例；以及圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第四實(shí)施例。具體實(shí)施例方式圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第一實(shí)施例。在這一實(shí)施例中，機(jī)械布局類似于常規(guī)CT成像裝置。該裝置包括掃描架1，其能夠繞著平行于Z方向延伸的旋轉(zhuǎn)軸R旋轉(zhuǎn)。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(zhǔn)直器單元3，準(zhǔn)直器單元3從X射線源2發(fā)射的輻射束形成一束筆形射束4(至少一個(gè)筆形射束)。筆形射束貫穿圓柱形檢查區(qū)域6之內(nèi)的感興趣區(qū)域中的(象征性示出的)對象5，諸如患者。在貫穿檢查區(qū)域6之后，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(shí)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射線探測器例如基于統(tǒng)計(jì)入射光子的原理工作，并輸出信號(hào)，示出特定能量區(qū)域中每單位能量的光子數(shù)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(shí)施例中，X射線探測器單元7可以是一維探測器，并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(hào)，然后能夠處理X射線信號(hào)，以例如生成三維圖像數(shù)據(jù)集和/或生成對象5的預(yù)期的X射線圖像，例如切片圖像或投影圖像，如CT領(lǐng)域公知的那樣。由電動(dòng)機(jī)8以優(yōu)選恒定但可調(diào)節(jié)的角速度驅(qū)動(dòng)掃描架1。提供另一電動(dòng)機(jī)9以使對象，例如一般布置于檢查區(qū)域6中患者臺(tái)(未示出)上的患者，平行于旋轉(zhuǎn)軸R或ζ軸的方向發(fā)生位移。這些電動(dòng)機(jī)8、9受到控制單元10的控制，例如，使得X射線源2和準(zhǔn)直器單元3相對于檢查區(qū)域6，沿著螺旋形軌跡運(yùn)動(dòng)。然而優(yōu)選的是，對象5或檢查區(qū)域6不移動(dòng)，而旋轉(zhuǎn)X射線源2和準(zhǔn)直器3，即X射線源2和準(zhǔn)直器3沿著圓形軌跡相對于對象5行進(jìn)。根據(jù)本發(fā)明，除了本實(shí)施例中所提供的，但一般并不是本發(fā)明的必要元件，從而也可以省去或關(guān)閉的X射線探測單元7，還提供電磁信號(hào)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(hào)接收器11接收來自感興趣區(qū)域的電磁信號(hào)，該電磁信號(hào)源于X射線輻射筆形射束4貫穿的對象5的區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射。上文已經(jīng)更詳細(xì)地解釋過，根據(jù)康普頓效應(yīng)，X射線光子的動(dòng)量被轉(zhuǎn)移到對象5的軟組織之內(nèi)的電子，導(dǎo)致可以由電磁信號(hào)接收器11測量的電磁信號(hào)。電磁信號(hào)接收器11一般是適于在相關(guān)譜中接收電磁信號(hào)的天線，相關(guān)譜尤其是從50到250MHz的頻率范圍，尤其是10到400MHz，優(yōu)選高達(dá)1GHz。盡管它也可以適于在更大頻率范圍中接收信號(hào)，但一般不會(huì)預(yù)計(jì)在給定頻率范圍之外有實(shí)質(zhì)性信號(hào)貢獻(xiàn)。在實(shí)踐中，電磁信號(hào)接收器11可以包括一個(gè)或多個(gè)線圈，諸如類似于布置于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，諸如用于附著于對象表面，密切接近感興趣區(qū)域的ECG中的電極。如果布置電磁信號(hào)接收器11，即一個(gè)或多個(gè)接收器元件，使得它們可以被X射線輻射命中，則它們應(yīng)當(dāng)包括盡可能少的高原子序數(shù)的元素。此外，它們應(yīng)當(dāng)包括少量的材料(例如，Al膜，而不是Cu的粗桿)。為了X射線探測單元7探測的X射線信號(hào)和電磁信號(hào)接收器11接收的電磁信號(hào)的信號(hào)處理，提供信號(hào)處理單元12。信號(hào)處理單元12可以包括運(yùn)行處理這些信號(hào)的適當(dāng)軟件的一個(gè)或多個(gè)處理器、工作站和/或計(jì)算機(jī)。例如，在實(shí)施例中，提供第一處理器13用于處理從電磁信號(hào)接收器11接收的電磁信號(hào)，提供另一處理器14，用于處理從X射線探測單元7探測的X射線信號(hào)。當(dāng)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(yīng)的第二處理器14。從探測的電磁信號(hào)，第一處理器13可以重建感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像，并且從探測的X射線信號(hào)，第二處理器14可以生成X射線圖像。然后可以在顯示單元15上顯示這些圖像，顯示單元15包括一個(gè)或多個(gè)顯示器和/或顯示區(qū)，用于相繼或同時(shí)顯示圖像。為了從所接收的電磁信號(hào)重建軟組織對比度圖像，信號(hào)處理器13優(yōu)選使用模型。在從接收信號(hào)重建圖像的領(lǐng)域中，使用模型是公知的，例如，如應(yīng)用于CT或MRI中那樣。通常，這里還應(yīng)用同樣的重建方法和同樣的方法來定義模型并施加誤差測量以細(xì)化模型，并最終重建期望的圖像。因此，由于技術(shù)人員非常熟悉從采集的測量數(shù)據(jù)，例如X射線信號(hào)或MR信號(hào)重建圖像的模型的一般用途，這里不再很詳細(xì)地解釋利用模型從這種測量數(shù)據(jù)重建圖像的所有細(xì)節(jié)。選擇所應(yīng)用模型的模型參數(shù)，使得它們表征光子與感興趣區(qū)域之內(nèi)組織的生成電流的交互作用。優(yōu)選的模型參數(shù)是電導(dǎo)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(qū)域之內(nèi)電子的動(dòng)量轉(zhuǎn)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(xì)化模型和/或減少重建期間要優(yōu)化的模型參數(shù)數(shù)量的更多先驗(yàn)知識(shí)，然后將例如通過應(yīng)用諸如歐幾里德范數(shù)的誤差測量來優(yōu)化這些主要模型參數(shù)，直到誤差測量低于預(yù)定義閾值，或直到已執(zhí)行預(yù)定義次數(shù)的迭代。最后，從這種優(yōu)化可以重建電導(dǎo)率分布、X射線吸收分布和/或感興趣區(qū)域之內(nèi)效率分布的圖像，提供不包括感興趣區(qū)域之內(nèi)軟組織的信息，可能單獨(dú)對診斷的目的有用和/或還有其他圖像，諸如從X射線信號(hào)獲得的X射線圖像，或者可以對規(guī)劃和/或監(jiān)測對象的醫(yī)學(xué)介入有用。在下文中將更詳細(xì)地解釋所應(yīng)用的重建的實(shí)施例。通常，從各種電磁信號(hào)接收器元件(線圈、偶極天線、電極)獲得時(shí)間相關(guān)性輸出電壓信號(hào)Ui(t，……)，其中，i=1……N，為接收器元件的編號(hào)。電壓信號(hào)不僅取決于時(shí)間t，而且還取決于其他將要描述的試驗(yàn)條件。首先，插入電磁模型，從而將電壓信號(hào)描述為Ui(LKt=O),Φ4)。變量為J(t=0)是X射線輻射一開始實(shí)現(xiàn)的電流分布。由于光的速度有限，所以在時(shí)間0沒有導(dǎo)致電流分布，但接下來沿著X射線有分布，為簡單起見，這里應(yīng)當(dāng)忽略。在以上方程的離散版本中，J是矢量，其分量例如對應(yīng)于要重建的體素位置(盡管也可能使用另一網(wǎng)格)。Φ是復(fù)電導(dǎo)率的分布。在這里的語境中，只要提到電導(dǎo)率，一般是表示復(fù)電導(dǎo)率。在檢查對象的外部，一般不將電導(dǎo)率設(shè)置為零(而是設(shè)置為真空中的值，其中電導(dǎo)率僅具有虛部)。Φ也是值對應(yīng)于體素的矢量。Si是電磁信號(hào)接收器的靈敏度。從電流密度和關(guān)聯(lián)的電場獲得的是傳遞函數(shù)。靈敏度尤其是由信號(hào)接收器的特征和位置確定的。計(jì)算Ui相對復(fù)雜。然而，一般有一些已知進(jìn)行這種計(jì)算的方法和計(jì)算機(jī)程序(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。然后，Ji(t=0)=Djχ&成立。Dj是按體積的吸收劑量。在這里的特殊情況下，D—般是三維矢量，因?yàn)閺哪膫€(gè)方向接收被吸收光子是重要的。因此，D包含已經(jīng)吸收了來自哪個(gè)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(nèi)散射輻射的方向。Ej是相應(yīng)位置處的轉(zhuǎn)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(shù)。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?yàn)槟軌驈钠渌菀自L問的參數(shù)，尤其是X射線流量h和吸收常數(shù)Ayl^=。χAj來確定。在這里，F(xiàn)j也是三維矢量。通常，衰減是指數(shù)式的，但要素(element)j太小，可以進(jìn)行線性化。如果組織之內(nèi)已知所有吸收常數(shù)A，可以計(jì)算F」。這是某種簡化，因?yàn)橐话氵€需要散射的可能性，對于這種可能性，除了假設(shè)的其與其轉(zhuǎn)換效率E的相關(guān)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(qiáng)度分布，就能夠從吸收常數(shù)A計(jì)算參數(shù)D。例如，一般也可以從常常使用適當(dāng)模擬程序的CT獲知這樣的計(jì)算。在數(shù)據(jù)采集期間，優(yōu)選使用k種不同的X射線激勵(lì)，以具有充分多數(shù)據(jù)來重建圖像?？梢允褂貌煌墓P形射束位置和方向，并且也可以使用多個(gè)筆形射束的不同圖案和方向。下文將更詳細(xì)地解釋這種情況。為了重建，現(xiàn)在針對下式應(yīng)用最小化*所有i求和，所有k求和(Ui(計(jì)算值)-Ui(測量值))+規(guī)則化條件*。規(guī)則化條件可以有點(diǎn)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(yù)期的軟組織對比度圖像。以上對重建的解釋使得技術(shù)人員能夠執(zhí)行重建。關(guān)于重建的總體以及模型使用和誤差最小化的應(yīng)用的更多細(xì)節(jié)是現(xiàn)有技術(shù)中公知的，這里將不再提供。圖2中示意性圖示了根據(jù)本發(fā)明的裝置的另一實(shí)施例。根據(jù)本實(shí)施例，機(jī)械布局再次類似于CT裝置的布局，即，X射線源2和準(zhǔn)直器3布置于掃描架1上，并且可以由電動(dòng)機(jī)8繞著對象5旋轉(zhuǎn)，對象例如是躺在患者臺(tái)上的患者。然而，在這一實(shí)施例中，未提供X射線探測單元，而僅提供了電磁信號(hào)接收器11，在本實(shí)施例中，其可以包括布置于對象5下方并密切接近對象5的單個(gè)身體線圈17以及附著于對象表面的若干電極18。如上所述，向信號(hào)處理單元12，尤其是電磁信號(hào)處理器(這里未示出)提供由線圈17和電極18接收的電磁信號(hào)，以供進(jìn)行信號(hào)處理，尤其是圖像重建。還可以有從信號(hào)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(qū)域和/或投影角需要額外數(shù)據(jù)的信息，使得控制器10可以相應(yīng)地控制電動(dòng)機(jī)8。優(yōu)選地，在重建中，分別來自線圈17和電極18的數(shù)據(jù)被共同用作額外測量數(shù)據(jù)。如果通過這種方式“混合”這些元件的數(shù)據(jù)，還可以基于更少的投影進(jìn)行重建，對于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(yīng)用中的MR獲知用于重建的這種技術(shù)。當(dāng)然，一般還可以從每個(gè)單一接收器元件獲得的數(shù)據(jù)重建圖像，然后疊加圖像。然而，這通常會(huì)導(dǎo)致較差的結(jié)果。準(zhǔn)直器3可以簡單地是具有若干孔的元件(它可以依據(jù)第一實(shí)施例)，諸如板，每個(gè)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(jù)這一第二實(shí)施例，準(zhǔn)直器3包括若干準(zhǔn)直器元件3a、3b、3c……，它們可以獨(dú)立地或成組地受準(zhǔn)直器控制單元16的控制，準(zhǔn)直器控制單元16—般還在控制器10的控制下。準(zhǔn)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(tài)和遮擋入射輻射的第二切換狀態(tài)之間切換。為此目的，例如，可以使用能夠(以電子和/或機(jī)械方式)打開和關(guān)閉的可切換吸收器元件。根據(jù)實(shí)施例，可以使用可旋轉(zhuǎn)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(dāng)好地通過，而如果吸收器元件處于和輻射方向正交的位置，則被遮擋?？梢钥焖俚匦D(zhuǎn)那些吸收元件，其中，頻率必須稍有不同。如果正確設(shè)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(yīng)當(dāng)能夠獲得每秒鐘IO5種不同模式。根據(jù)另一實(shí)施例，可以應(yīng)用兩個(gè)吸收器梳，它們彼此對準(zhǔn)(與輻射方向正交)。例如，在PfeifferF.等人的如下文獻(xiàn)中描述了這樣的光柵干涉儀“x_rayphasecontrastimagingusingagratinginterferometer",EurophysicsNews,No.5,vol.37,第13-15頁，2006。通過彼此堆疊地布置兩個(gè)所述光柵并移動(dòng)它們，例如僅以彼此相對lm/s的速度，在MHz范圍內(nèi)實(shí)現(xiàn)了調(diào)制。例如，可以利用壓電元件、磁致伸縮材料和其他類型的電動(dòng)機(jī)實(shí)現(xiàn)光柵的相對運(yùn)動(dòng)。根據(jù)另一實(shí)施例，準(zhǔn)直器元件3a、3b、3c……可以由吸收器元件實(shí)現(xiàn)，例如由鎢制成，其可以被移進(jìn)移出相應(yīng)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(tài)的任何元件用作準(zhǔn)直器元件。在簡單實(shí)施例中，同時(shí)控制所有可控準(zhǔn)直器元件3a、3b、3c……，使得它們同時(shí)打開和關(guān)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(xì)的實(shí)施例中，準(zhǔn)直器控制單元16適于獨(dú)立地或成組地控制準(zhǔn)直器元件3a、3b、3c……。利用后一種能力，準(zhǔn)直器控制單元16可以根據(jù)預(yù)定控制模式控制準(zhǔn)直器元件3a、3b,3c……，調(diào)整控制模式，使得在任何時(shí)候都不控制所有準(zhǔn)直器元件處于允許輻射通過的控制狀態(tài)，而是使超過一個(gè)準(zhǔn)直器元件進(jìn)入這樣的控制狀態(tài)。例如，預(yù)定控制模式可以是，在所有時(shí)間都打開50%的準(zhǔn)直器元件，而關(guān)掉另外50%的準(zhǔn)直器元件。僅僅為了舉例，假設(shè)有八個(gè)準(zhǔn)直器元件，那么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(hào)一般是在對象5之內(nèi)更大區(qū)域(不僅僅是小斑狀的區(qū)域)中生成的電磁信號(hào)的和信號(hào)。例如，利用結(jié)構(gòu)上固定的僅具有相應(yīng)數(shù)量孔的準(zhǔn)直器，只要有針對每個(gè)X射線脈沖的單個(gè)或小數(shù)量的筆形射束入射到對象5上，必須要由這種低數(shù)量脈沖“輸送”到對象中的能量相當(dāng)高(因?yàn)榇蟛糠帜芰恳呀?jīng)在其達(dá)到對象之前被吸收)，這可能導(dǎo)致陽極過熱。因此，使用大得多數(shù)量的被允許通過準(zhǔn)直器3并命中對象5的筆形射束(可以通過圖2所示的這種可控準(zhǔn)直器單元3實(shí)現(xiàn))能夠大大減少每個(gè)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(gè)脈沖的X射線源2必須生成的總能量，使得陽極發(fā)熱減少。例如，121000到5000個(gè)筆形射束的總數(shù)可能是有用的，其他數(shù)量也可能是有用的，這也取決于對象和/或感興趣區(qū)域的尺寸。圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的第三實(shí)施例。根據(jù)本實(shí)施例，裝置的機(jī)械布局類似于用于斷層合成的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(diǎn)22從L臂21懸掛，從而能夠繞著水平的螺旋軸23旋轉(zhuǎn)。L臂21通過另一支點(diǎn)25從可位移托架M懸掛。所述托架M從天花板沈懸掛。支點(diǎn)25實(shí)現(xiàn)關(guān)于垂直軸27的旋轉(zhuǎn)。L臂21可以通過托架M沿著水平方向發(fā)生位移。象征性示出的要檢查對象5布置于桌臺(tái)觀上，桌臺(tái)安裝在基底四上，其高度可以調(diào)節(jié)，并且可以沿水平方向30位移。為了采集電磁信號(hào)，提供了電磁信號(hào)接收器11。如上所述，裝置受到控制器10的控制，對所采集信號(hào)(電磁信號(hào)和X射線信號(hào))的處理由信號(hào)處理單元12執(zhí)行。根據(jù)本實(shí)施例，因此能夠沿著平移方向，即沿著平行于桌臺(tái)觀的方向，相對于對象5移動(dòng)X射線源2和X射線探測器7。此外，還實(shí)現(xiàn)了X射線源2和X射線探測單元7相對于對象5繞樞軸的旋轉(zhuǎn)，從而可以使脈沖X射線筆形射束以各種入射角入射在對象5上。于是可以將電磁信號(hào)接收器11做得足夠大，以從輻照對象5之內(nèi)感興趣區(qū)域的任何方向接收從對象5出射的充分多的電磁信號(hào)?；蛘撸粌H單個(gè)電磁接收器元件，而且多個(gè)電磁信號(hào)接收器元件可以位于對象5上或附近，或者可以使得電磁信號(hào)接收器11可移動(dòng)，使其沿相同方向類似于X射線源2和X射線探測器7移動(dòng)(例如，通過將電磁信號(hào)接收器11機(jī)械耦合到X射線探測器7)。此外，根據(jù)本實(shí)施例，可以使用閃爍X射線源或激光X射線源，其可以發(fā)射X射線筆形射束，從而可以省去將(寬)x射線輻射射束轉(zhuǎn)換成一個(gè)或多個(gè)筆形射束的額外準(zhǔn)直器。當(dāng)然，也可以在其他實(shí)施例中采用這樣的X射線源，取代這里的X射線源和準(zhǔn)直器單元。類似地，也可以在圖3中所示的這個(gè)實(shí)施例中使用相對于其他實(shí)施例解釋的X射線源和準(zhǔn)如果根據(jù)本發(fā)明的裝置除了電磁信號(hào)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(shí)施例中示出的那樣(一般也可以在圖2中所示的實(shí)施例中額外提供)，可以獲得一些額外的先驗(yàn)信息，通過這些信息可以分別細(xì)化或改進(jìn)優(yōu)選用于從接收的電磁信號(hào)重建軟組織對比度圖像的模式。例如，如果在第一步驟中采集X射線信號(hào)(優(yōu)選僅利用低X射線劑量，因?yàn)閮H需要大致低分辨率的X射線數(shù)據(jù)集)，則可以獲得關(guān)于檢查區(qū)域6之內(nèi)對象5的位置的信息?？梢栽趯⒃撃Ｐ蛯?shí)際用于重建之前使用這種信息將用于重建對象5外部的軟組織對比度圖像的模型參數(shù)設(shè)置為零。此外，可以從X射線探測器接收的X射線信號(hào)導(dǎo)出與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，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射線源是用于在至少兩個(gè)不同能量水平上交替發(fā)射X射線脈沖的多能量X射線源的時(shí)候。可以通過生成感興趣區(qū)域之內(nèi)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(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，即反射吸收的康普頓部分的X射線信號(hào)部分。然后可以將這種信息用作用于重建軟組織對比度圖像使用的模型中的先驗(yàn)信息，作為對初始模型的進(jìn)一步細(xì)化或改進(jìn)。利用這樣的先驗(yàn)信息，從而能夠改善重建的精確度和計(jì)算時(shí)間。再者，還可以例如從探測的X射線信號(hào)和/或從所述信號(hào)接收器的注冊生成電磁信號(hào)接收器的位置的信息，然后也可以將該信息用于重建軟組織對比度圖像的模型中。例如，重建中的一個(gè)參數(shù)是電磁信號(hào)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(jì)算其靈敏度，因此，無需向用于重建的模型中引入額外的參數(shù)。通常，在模型的初始定義或細(xì)化中將使用盡可能多的先驗(yàn)信息，以節(jié)省計(jì)算時(shí)間并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(jù)本發(fā)明的裝置的第四實(shí)施例。除了圖2所示的實(shí)施例之外，本實(shí)施例還包括聲信號(hào)接收器31，尤其是也接近對象5布置的多個(gè)傳聲器。這些聲信號(hào)接收器31適于從對象5接收聲信號(hào)。在X射線輻射入射時(shí)，組織被加熱。因此，組織膨脹并發(fā)射可以被聲信號(hào)接收器31測量到的聲學(xué)脈沖。根據(jù)本實(shí)施例，信號(hào)處理機(jī)單元12適于還處理所述聲信號(hào)并利用適當(dāng)模型重建對象5之內(nèi)感興趣區(qū)域的獨(dú)立軟組織對比度圖像，該模型優(yōu)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(shù)。因此，除了從電磁信號(hào)獲得的信息(以及X射線信號(hào)，如果有的話)之外，還可以獲得除組織參數(shù)外的一些額外信息。具體而言，可以獲得額外的獨(dú)立軟組織對比度，其中，可以識(shí)別出其他可能的異常結(jié)構(gòu)。盡管已經(jīng)在附圖和前面的描述中詳細(xì)例示和描述了本發(fā)明，但這樣的例示和描述被認(rèn)為是例示性或示范性的而非限制性的；本發(fā)明不限于公開的實(shí)施例。通過研究附圖、公開和所附權(quán)利要求，本領(lǐng)域的技術(shù)人員在實(shí)踐請求保護(hù)的本發(fā)明時(shí)能夠理解和實(shí)現(xiàn)所公開實(shí)施例的其他變化。在權(quán)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(gè)”不排除多個(gè)。單個(gè)元件或其他單元可以完成權(quán)利要求中列舉的幾個(gè)項(xiàng)目的功能。在互不相同的從屬權(quán)利要求中列舉特定手段的簡單事實(shí)并不表示不能有利地使用這些手段的組合。權(quán)利要求中的任何附圖標(biāo)記不應(yīng)被解釋為限制范圍。權(quán)利要求1.一種用于生成包括軟組織的檢查對象(5)的感興趣區(qū)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)，其用于發(fā)射一個(gè)或多個(gè)脈沖筆形X射線射束0)，-致動(dòng)器(8、9)，其用于沿著和/或繞著所述感興趣區(qū)域致動(dòng)所述X射線源單元0、3)，以從各方向?qū)⑺鲆粋€(gè)或多個(gè)筆形射束(11)引導(dǎo)到所述感興趣區(qū)域上，-電磁信號(hào)接收器(11)，其用于從所述感興趣區(qū)域接收源于所述感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射的電磁信號(hào)，以及-信號(hào)處理器單元(12)，其用于處理所接收的電磁信號(hào)并重建所述感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像。2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于利用模型重建所述感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像，所述模型使用一個(gè)或多個(gè)參數(shù)作為模型參數(shù)，所述一個(gè)或多個(gè)參數(shù)表征光子與所述感興趣區(qū)域之內(nèi)組織的生成電流的交互作用。3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于利用模型重建所述感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像，所述模型使用電導(dǎo)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(qū)域的電子的動(dòng)量轉(zhuǎn)移的效率的效率分布作為模型參數(shù)。4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述電磁信號(hào)接收器(11)適于至少在從50到250MHz的頻率范圍中，尤其是從10到400MHz或高達(dá)1000MHz的頻率范圍中，接收電磁信號(hào)。5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述電磁信號(hào)接收器(11)包括一個(gè)或多個(gè)線圈(17)、電極(18)和/或偶極子天線，用于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(jù)權(quán)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(gè)筆形X射線射束至少一個(gè)X射線探測器，用于探測來自通過所述檢查對象(5)的所述感興趣區(qū)域透射的X射線輻射的X射線信號(hào)。7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的裝置，其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于從所探測的X射線信號(hào)生成所述感興趣區(qū)域之內(nèi)的X射線吸收分布的信息，并在用于重建所述感興趣區(qū)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(jù)權(quán)利要求6所述的裝置，其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于從所探測的X射線信號(hào)生成所述檢查對象(5)的位置的信息，并在用于重建所述感興趣區(qū)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(dǎo)率分布、所述X射線吸收分布和所述效率分布設(shè)置為零進(jìn)行的。9.根據(jù)權(quán)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(gè)或多個(gè)能量分辨X射線探測器，并且其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于從由所述一個(gè)或多個(gè)能量分辨X射線探測器接收的所述X射線信號(hào)導(dǎo)出與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，從所探測的與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)生成所述感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，并在用于重建所述感興趣區(qū)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(jù)權(quán)利要求6或9所述的裝置，其中，所述X射線源單元(2、3)包括用于在至少兩個(gè)不同能量水平交替發(fā)射X射線脈沖的多能量X射線源O)，并且其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于從由所述X射線探測單元接收的所述X射線信號(hào)導(dǎo)出與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)，從所探測的與康普頓效應(yīng)相關(guān)的X射線信號(hào)生成所述感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射的效率的效率分布的信息，并在用于重建所述感興趣區(qū)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(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述信號(hào)處理器單元(1適于生成所述電磁信號(hào)接收器(11)相對于感興趣區(qū)域的位置的信息，尤其是信號(hào)接收器元件相對于所述感興趣區(qū)域的位置的信息，并在用于重建所述感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像的模型中使用所述電磁信號(hào)接收器(11)的位置的所述信息。12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述X射線源單元包括用于發(fā)射脈沖X射線輻射的脈沖X射線源(2)和布置于所述X射線源(和所述檢查對象(之間的用于將所述X射線輻射轉(zhuǎn)換成所述一個(gè)或多個(gè)脈沖筆形射束的準(zhǔn)直器單元(3)。13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的裝置，其中，所述準(zhǔn)直器單元C3)包括一個(gè)或多個(gè)可控準(zhǔn)直器元件(3a、;3b、3C)和用于控制所述可控準(zhǔn)直器元件的準(zhǔn)直器控制單元(16)，所述準(zhǔn)直器元件中的每個(gè)被設(shè)置為在第一控制狀態(tài)中允許筆形射束(4)通過并且在第二控制狀態(tài)中阻擋入射筆形射束。14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，還包括聲信號(hào)接收器(31)，尤其是一個(gè)或多個(gè)傳聲器，用于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(hào)，其中，所述信號(hào)處理器單元適于處理所接收的聲信號(hào)，以利用模型重建所述感興趣區(qū)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(shù)。15.一種用于生成包括軟組織的檢查對象(5)的感興趣區(qū)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(fā)射一個(gè)或多個(gè)脈沖X射線筆形射束(4)，-沿著和/或繞著所述感興趣區(qū)域致動(dòng)所述X射線源單元(2、；3)，以從各方向?qū)⑺鲆粋€(gè)或多個(gè)筆形射束引導(dǎo)到所述感興趣區(qū)域上，-從所述感興趣區(qū)域接收源于所述感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子的吸收和散射的電磁信號(hào)，-處理所接收的電磁信號(hào)，以及-重建所述感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像。全文摘要本發(fā)明涉及用于生成包括軟組織的檢查對象(5)感興趣區(qū)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)，其用于發(fā)射一個(gè)或多個(gè)脈沖X射線筆形射束(4)的；致動(dòng)器(8、9)，其用于沿著和/或繞著所述感興趣區(qū)域致動(dòng)所述X射線源單元(2、3)，以將所述一個(gè)或多個(gè)筆形射束(11)從各方向引導(dǎo)到所述感興趣區(qū)域上；電磁信號(hào)接收器(11)，其用于從所述感興趣區(qū)域接收源于感興趣區(qū)域之內(nèi)X射線光子吸收和散射的電磁信號(hào)；以及信號(hào)處理器單元(12)，其用于處理所接收的電磁信號(hào)并重建感興趣區(qū)域的軟組織對比度圖像。文檔編號(hào)G01N23/20GK102596039SQ201080045972公開日2012年7月18日申請日期2010年10月5日優(yōu)先權(quán)日2009年10月13日發(fā)明者B·格萊希申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司