用于X线暗场射线摄影的骨小梁指数的制作方法

本发明总体涉及X射线成像，并且更具体而言涉及用于量化骨小梁的暗场X射线成像方法和使用该方法的X射线成像系统。

背景技术

诸如骨质疏松症等骨病症的诊断通常基于常规的X射线成像方法。已经针对手开发了若干定性风险指标，但是在临床例行实践中仍然在很大程度上缺少针对其的定量测量。

外围定量CT(pQCT)是一种新兴的高分辨率X射线成像方法，其由于所获得的对已知受许多骨病症影响的骨的小梁结构的了解而有望于骨病症的更好诊断。然而，pQCT目前仅可用于CT扫描容易访问的外围肢体。在高分辨率pQCT中涉及的相对高的X射线暴露是该方法的另一个缺点。

旨在获得与骨的小梁结构相关的更多信息的另一种方法依赖于X射线暗场成像技术和系统的领域的最新发展。Potdevin等人的“X-ray vector radiography for bone micro-architecture diagnostics”，Phys.Med.Biol.57,第3451–3461页(2012年)描述了称为X射线矢量射线摄影(XVR)的X射线暗场成像技术，并将它应用于获得关于手骨和关节中的小梁网络的结构信息。他们展示，甚至可以根据不能分辨小梁网络的小特征的低分辨率X射线暗场射线照片可靠地获得骨小梁的平均取向。Jud等人的“Trabecular bone anisotropy imaging with a compact laser-undulator synchrotron x-ray source”，Scientific Reports,第7卷,文章号14477了(2017年11月)进一步开发了XVR技术来生成骨小梁各向异性测量结果。然而，这些方向性矢量技术需要在许多不同的骨取向上采集多幅射线照片，以产生骨小梁的平均取向的准确结果。与骨中的小梁结构的小特征相关的其他定量风险指标(其结合平均均值取向将改进骨相关疾病的诊断)没有被描述，但是从医学领域的从业者的角度来看是期望的。

技术实现要素：

本发明的实施例的目的是提供对来自具有一分辨率的X射线暗场图像的骨小梁量的了解，所述分辨率被孤立地考虑，不分辨小梁网络的小特征。

上述目的通过根据本发明的方法和设备来实现。

根据本发明的一个方面，一种用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的方法包括采集具有小梁网络的扫描骨的X射线暗场图像。所述采集利用X射线暗场成像装置，所述X射线暗场成像装置以不能分辨扫描骨的小梁网络的图像分辨率提供所采集的扫描骨的X射线暗场图像。关于所述扫描骨的定位的信息相对于用于采集的所述X射线暗场成像装置的预定取向来确定。所述扫描骨的所述X射线暗场图像中的信号被转换成对应的小梁量，其中，所述转换取决于关于所述扫描骨的所述定位的所确定的信息并且取决于针对样本骨的多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值。针对样本骨的所述多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值通过校准流程来获得。确定关于所述定位的信息可以是确定关于X射线束中的骨相对于例如所述采集装置的光轴和光栅干涉仪的定位的信息。确定关于所述定位的信息还可以包括确定关于所述扫描骨相对于用于采集的所述X射线暗场成像装置的预定取向的取向的信息。

可以以扫描骨的相同取向和/或以不同取向采集扫描骨的多幅X射线暗场图像。将扫描骨的至少一幅X射线暗场图像中的信号转换成对应的小梁量的步骤可以包括在针对样本骨的至少两个生成的X射线暗场图像信号归一化值之间进行内插。此外，所述方法任选地包括以下另外的步骤：确定所述扫描骨相对于所述X射线暗场成像装置的光轴的位置，以及重新缩放所采集的扫描骨的(一幅或多幅)X射线暗场图像中的信号，所述重新缩放取决于所确定的位置并且在将重新缩放的X射线暗场图像信号转换为对应的小梁量之前执行。

用于获得针对样本骨的多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值的优选单元是通过校准流程，在所述校准流程期间执行至少以下步骤。在一个步骤中，以使得小梁网络可以被分辨的分辨率提供样本骨的图像，所述分辨率因此分辨样本骨的小梁网络。在另一步骤中，提供所述样本骨的多幅X射线暗场图像，所述样本骨的每幅X射线暗场图像对应于多个不同样本骨取向中的一个，其中所述样本骨的所述多幅X射线暗场图像以使得所述小梁网络在其中未被分辨的图像分辨率来提供。接下来，使用图像处理单元来执行以使得小梁网络被分辨的分辨率提供的图像与样本骨的多幅提供的X射线暗场图像中的每幅之间的图像配准，从而生成以小梁网络被分辨的分辨率的图像的所选图像区域与样本骨的X射线暗场图像中的每幅之间的对应性。最终，针对所述多个不同样本骨取向中的每个，利用小梁量对表示所选图像区域的X射线暗场图像信号进行归一化，以生成多幅X射线暗场图像信号归一化值。该小梁量通过图像处理单元以小梁网络被分辨的分辨率从图像中的对应图像区域获得。

例如，可以通过利用微CT或外围CT扫描器以小梁网络被分辨的分辨率采集X射线图像来提供以小梁网络被分辨的分辨率的样本骨的图像。备选地或与其组合，可以通过包括小梁网络的样本骨的计算机模拟来提供以小梁网络被分辨的分辨率的样本骨的图像，并且针对相对于X射线暗场成像装置的建模的光栅干涉仪的对应的多个不同计算机模拟的样本骨取向来执行针对计算机模拟的样本骨的多个数值X射线散射模拟。对于这样的计算机模拟，计算机模拟的样本骨的多幅X射线暗场图像以使得小梁网络未被分辨的图像分辨率被数值地记录。

为了校准，可以针对所述样本骨相对于X射线暗场成像装置的光轴的不同位置提供与单个样本骨取向相对应的所述样本骨的所述多幅X射线暗场图像中的每幅。因此，可以沿着光轴采集处于多个样本骨取向和多个样本骨位置的样本骨的X射线暗场图像，使得在每个样本骨位置处重复样本骨取向。

在另一方面中，本发明涉及一种包括指令的计算机程序，当该程序被计算机运行时，该指令使所述计算机至少执行上述方法的信号转换，并且优选地还执行信号重新缩放。

根据又一方面，一种用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的系统包括采集装置，所述采集装置用于采集具有小梁网络的骨材料的X射线暗场图像。所述骨材料的所述X射线暗场图像以使得所述小梁网络未被分辨的图像分辨率被采集。所述系统还包括跟踪单元，所述跟踪单元用于跟踪所述X射线束中的所述骨相对于所述采集装置的位置，例如，用于跟踪所述骨材料相对于所述采集装置的预定取向的取向。所述系统的至少一个处理单元可操作地连接到所述跟踪单元和所述采集装置，以分别从其接收针对所述骨材料的跟踪信号和所述骨材料的所述X射线暗场图像作为输入。另外，所述至少一个处理单元被配置用于：从所接收的跟踪信号提取关于所述骨材料的定位的信息；接收针对相对于所述采集装置处于不同样本骨取向的样本骨的多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值；并且将所接收的、所采集的所述骨材料的X射线暗场图像中的信号转换成对应的小梁量。由所述至少一个处理单元对信号的这种转换使用所提取的所述骨材料的取向和所接收的多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值作为用于转换的输入变量。针对样本骨的所述多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值通过校准流程来获得。

所述采集装置包括X射线成像装置，所述X射线成像装置包括X射线源、光栅干涉仪和X射线探测器，并且所述跟踪单元在由所述X射线成像装置进行成像时跟踪所述骨材料的取向。所跟踪的取向是相对于所述光栅干涉仪的取向的。另外，所述跟踪单元还可以跟踪所述骨材料相对于所述采集装置的光轴的位置。所述跟踪单元可以包括以下中的一个或多个：用于在三个维度上进行跟踪的跟踪相机、卷尺(tape measure)、用于从所采集的X射线图像中的参考结构提取取向和/或位置信息的图像处理单元、以及当由所述采集装置进行成像时生成预定X射线暗场信号的骨支撑结构。所述跟踪单元可以主动地确定骨材料的取向和/或位置，并将它传输到至少一个处理单元以直接使用，或者所述跟踪单元可以以替代或附加的方式通过执行间接测量而间接地跟踪骨材料的取向和/或位置，例如，通过记录骨材料和参考的图像，并将测量信息传输到至少一个处理单元。然后，后者可以通过明确定义的预处理步骤(例如，图像预处理)来提取或确定骨材料的取向和/或位置。所述至少一个处理单元还可以适于在将所采集的X射线暗场图像中的信号转换为对应的小梁量之前对所述信号进行重新缩放。重新缩放的程度通过由所述跟踪单元跟踪的所述骨材料相对于所述采集装置的光轴的位置来确定。

本发明的实施例的优点是，X射线暗场图像和显示小梁量的图像可以结合普通吸收X射线射线照片并且还结合差分相衬射线照片来获得。可以通过软组织信号贡献的不存在来实现改善的对比度。

本发明的实施例的优点是，可以使用常规X射线管。本发明的实施例的优点是，还可以通过对所使用的电压差进行归一化来应用校准技术。应当注意，电压与暗场信号之间的依赖性不是线性的，因为使电压加倍不使平均能量加倍。在一些实施例中，因此可以针对多个电压执行归一化，并且因此可以在应用归一化时考虑所使用的电压。

本发明的实施例的优点是，大视场可以被成像，根据小梁量进行评价并显示，例如对象手的大部分或全部可以被可视化。

本发明的实施例的优点是，适应了对象的各种扫描骨姿势，这有益于移动性受限的老年人。

本发明的实施例的优点是，扫描骨的取向和/或位置跟踪允许对X射线的更少暴露，从而减少总吸收剂量。

本发明的实施例的优点是，样本骨的取向和/或位置跟踪允许根据小梁量对所采集的X射线暗场图像信号进行准确校准。

本发明的实施例的优点是，容易地提供了用于帮助医疗保健专业人员诊断骨病症的定量风险指标。定量风险指标可以与可以具有定量或定性性质的其他形态风险指标组合。

本发明的实施例的优点是，可以评价身体区域中的骨中的小梁量，所述身体区域不是外围的并且更难以借助于紧凑的pQCT扫描器进行扫描。

本发明的实施例的优点是，可以定期测量骨中的小梁量，从而实现小梁量的时变变化的研究。

本发明的实施例的优点是，可以通过模拟来数值地提供和研究良好的参考小梁骨结构。与物理参考骨和X射线暗场成像系统相比，这允许要求更低的设备。它还允许在模拟模型中添加或移除实验限制的非常灵活的方式。

本发明的特定和优选方面在所附独立和从属权利要求中阐述。从属权利要求的特征可以与独立权利要求的特征和其他从属权利要求的特征适当地组合，而不仅仅是如权利要求中明确阐述的。

为了概述本发明和相对于现有技术所达成的优点的目的，已经在这里和前文中描述本发明的某些目的和优点。当然，应理解到，并且不一定根据本发明的任何的特定的实施例来达成所有的这些目的或优点。因此，例如，本领域技术人员将认识到，可以以达到或优化如在本文中教导的一个优点或一组优点的方式来体现或实现本发明，而不一定地达到如本文中教导或建议的其他的目的或优点。

参考下文描述的(一个或多个)实施例，本发明的以上和其他方面将是显而易见的并且得以阐明。

附图说明

本发明现在将会以范例的方式参考附图来进一步描述，其中：

图1是根据本发明的实施例的涉及用于生成多幅X射线暗场图像信号归一化值的校准方法的流程图。

图2是图示根据本发明的实施例的用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的方法步骤的流程图。

图3示意性地图示了适于执行用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的方法步骤的系统的实施例。

图4示意性地示出了包括小梁网络的骨。

附图仅是示意性的而非限制性的。在附图中，为了说明的目的，元件中的一些的大小能够被夸大并且未按比例绘制。尺寸和相对尺寸不一定对应于本发明的实践的实际减少。

权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。

具体实施方式

将参考特定实施例并且参考某些附图来描述本发明，但是本发明不限于此，而仅由权利要求限定。

要注意的是，权利要求书中使用的术语“包括”不应被解释为限于此后列出的模块；它不排除其他元件或步骤。因此，它被解释为指明所提及的所述特征、整数、步骤或部件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤或部件或其组的存在或添加。因此，表述“包含模块A和B的设备”的范围不应限于仅由组件A和B组成的设备。这意味着对于本发明，设备的仅重要的部件是A和B。

在本说明书全文中对“一个实施例”或“实施例”的提及意味着结合实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一个实施例中。因此，贯穿本说明书的多个地方的短语“在一个实施例中”或“在实施例中”的出现不一定但可以指代相同的实施例。此外，可以以任何适合的方式在一个或多个实施例中组合特定的特征、结构或特性，如依据本公开内容对于本领域普通技术人员显而易见的。

类似地，应当理解，在本发明的示范性实施例的描述中，为了简化本公开内容并有助于理解各种创新方面的一个或多个，本发明的各种特征有时被一起分组在单个实施例、附图或其描述中。然而，本公开内容的方法不应被解释为反映所要求保护的发明需要比每个权利要求中明确叙述的更多特征的意图。相反，如以下权利要求所反映的，创新方面在于比单个前述公开实施例的所有特征更少。因此，详细描述后的权利要求由此明确地并入本详细描述中，其中，每个权利要求独立地作为本发明的单独实施例。

在本文提供的描述中，阐述了许多具体细节。然而，应当理解，可以在没有这些具体细节的情况下实施本发明的实施例。在其他情况下，没有详细示出公知的方法、结构和技术，以避免遮蔽该描述。

参考图1，首先描述了用于生成针对样本骨的多个X射线暗场图像信号归一化值的示范性校准方法100。这些信号归一化值用作针对在后续骨扫描期间的信号转换步骤的输入，针对所述后续骨扫描，寻求将所采集的X射线暗场图像中的信号转换成小梁量。校准方法100可以以在第一步骤101中提供样本骨开始。例如，该样本骨可以是物理的人类或动物骨(例如，尸体手、股骨)或模拟天然骨形状和材料的合成骨，并且包括小梁网络。

简要参考图4，示意性地图示了天然或人造骨44的一部分。通常，骨44具有较硬、较致密的外层，也称为皮质骨，其提供骨44的支撑和保护功能。内部较不致密的组织(也称为松质骨)包括数十至数百微米量级的长度尺度(例如，约40μm至约200μm的小梁厚度和约300μm至约800μm的小梁间距)的多孔网络——小梁网络41。小梁网络的几何形状和密度直接影响骨的弹性模量和刚度，并且因此对于骨44承受负荷和抵抗应力引起的断裂的能力是极度重要的。因此，与小梁骨量损失相关联的松质骨中的小梁网络结构41的侵蚀(例如，由于构成小梁网络41的支柱和/或板的变薄、它们在其中的消失或破裂)是临床相关的过程，因为它可能引起骨质减少或甚至骨质疏松症。后两种骨病症极大地增加了对象的骨折风险。因此，以小梁量为单位的骨小梁的正确量化是骨折风险评价和/或骨疾病、病症或异常(诸如骨质减少、骨质疏松症、骨关节炎、骨赘等)的诊断的临床相关因素。也可以考虑其他定量或定性因素以使医学从业者的诊断舒适。例如，在风湿病学的临床领域中，一直致力于朝着普遍公认的用于对手和脚中的软骨下骨和关节空间的常规射线照片进行评分的参考方法的持续、长期的努力(软骨下小梁骨在关节附近占优势，并且与收集骨关节炎的证据相关)。其中之一是由D.van der Heijde的\"How to read radiographs according to the Sharp/van der Heijde method\"(Journal of Rheumatology 2000；27:261-3)提出的Sharp/van der Heijde方法或在van der Heijde等人的“Reliability and sensitivity to change of a simplification of the Sharp/van der Heijde radiological assessment in rheumatoid arthritis”(Rheumatology(Oxford)1999；38:941-7)中描述的其简化的替代方案Simple Erosion Narrowing Score(SENS)方法。这些方法需要适当的训练以最小化阅读者分岐，并且易受观察者间/观察者内变化的影响。他们还将离散的分数分配给连续的关节损害。这表明仍然需要相称和更不主观性评价方法。以小梁量为单位来表达手或脚的射线照相图像作为客观测量的定量指标意识到这种需要，并且提供了解决方案。目前可用的定量成像技术(诸如活体内面积或体积双能X射线吸收测定法(DEXA))在用于获得骨矿物质密度(BMD)值时通常受到大的不确定性的影响，这使得基于定量DEXA测量的可靠诊断具有挑战性。该困难与正确的骨宽度估计有关，并且另一方面由于各种骨内/骨外X射线吸收效应进一步复杂化。例如，在生物中骨小梁的空间通常填充有骨髓，其确切组成通常是未知的。磁共振成像(MRI)给予了对骨髓组成和体积的更多了解，但是通常不可获得或获得起来昂贵。骨髓和小梁骨之间缺乏对比度以及小梁网络的固有小长度尺度是阻碍采用测量小梁量的障碍。例如，小梁网络结构在常规计算机断层射线摄影(CT)扫描器中通常是不可分辨的，这阻止它们获得对小梁量的直接了解。微CT扫描或高亮度的同步加速器X射线源可以用于分辨这些小长度尺度，但是与暴露于高剂量的电离辐射和减小的视场相关联。外围定量CT(pQCT)提供了改善的视场，但是仍然需要对应于不同投影视图的多次暴露，并且限于肢体的扫描。因此，提供骨的X射线暗场图像的本发明的实施例的优点是获得对小梁量的了解，而不依赖于以小梁网络被分辨的分辨率操作的扫描方法。因此，这使小梁量作为临床风险因子进入使用低亮度、多色源的临床成像技术的所及范围。大视场是可用的，这有益于患者，因为可以在不需要对组合地提供更大视场的更小视场进行重复成像的情况下对更大的感兴趣区域进行成像。

再次参考图1，在另一步骤108中提供样本骨的图像。所提供的图像的图像分辨率使得样本骨的小梁网络41被分辨。以小梁网络被分辨的分辨率获得样本骨的图像的一种方式是执行样本骨的微CT扫描(例如扇形束或锥形束)或外围CT扫描。可用的微CT扫描器分辨低于100微米的空间特征，并且甚至可以分辨亚微米特征。由于校准是针对样本骨执行的，因此在使用在校准结束的时候获得的多幅X射线暗场图像信号归一化值的稍后对象骨扫描期间，暴露于更高剂量对于对象(例如，患者)来说不是安全风险。也可以通过利用高度准直的单能量同步加速器X射线源的X射线成像来获得或补充以小梁网络被分辨的分辨率的样本骨的图像，其用作校准标准。在又一步骤中，例如通过借助于X射线暗场成像装置采集多幅X射线投影图像来提供104样本骨的多幅X射线暗场图像。以不在空间上分辨样本骨的小梁网络41的图像分辨率提供样本骨的多幅X射线暗场图像。这可以在扫描之前、之后或甚至与扫描同时发生。同时执行多幅X射线暗场图像的扫描和采集的实施例的示例可以是具有不同分辨率设置和/或以给定分辨率对图像进行平均或下采样以降低图像分辨率的可能性的多模态X射线成像装置。在一些实施例中，多幅提供的X射线暗场图像104中的每幅对应于特定样本骨取向和/或特定样本骨位置。可以独立于样本骨位置102的设置或更新来设置或更新103样本骨取向。例如，只要不满足条件C1，就重复采集X射线暗场图像。在每个新的X射线暗场图像采集之前，可以调整样本骨取向103和/或样本骨位置102。也可能的是在不调整样本骨取向和/或位置的情况下重复地采集X射线暗场图像，例如，为了对多次采集进行平均以减少噪声的目的。如果满足条件C1，例如，如果已经设置103了不同样本骨取向的预定列表中的所有样本骨取向，如果已经设置102不同样本骨位置的预定列表中的所有样本骨位置，或者两者，则停止多幅X射线暗场图像的采集。

现在参考图3更详细地描述骨的X射线暗场图像的采集(通常包括样本骨和扫描骨(患者骨，例如手或脚)的X射线暗场图像的采集)，其中，示意性地示出了用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的系统20的实施例。系统20包括采集装置30，采集装置30可以是包括X射线源31、X射线探测器33和光栅干涉仪32a-c的X射线成像装置。光栅干涉仪32a-c的存在允许采集X射线暗场图像，例如，通过仅考虑散射的X射线光子的X射线投影获得的图像。类似于相衬X射线成像，暗场X射线成像是相位敏感的，即，对X射线辐射的折射率的实部的变化(例如，电子密度的变化)敏感，而不是对与吸收有关的虚部敏感。这具有以下优点：与涉及前向光束中的吸收的研究的常规X射线吸收射线摄影相比，在X射线暗场图像中增强了界面和边缘的可见对比度，引起X射线的更明显的反射和衍射。因此，骨周围的弱吸收软组织(诸如皮肤、肌肉、韧带、肌腱等)引起更强的信号。这有助于例如软组织-骨边界的定义，这在基于(边界)边缘的图像配准步骤中也是有利的。此外，诸如骨小梁的多孔网络的微观不均匀性正在生成通过暗场成像检测的(超)小角度散射X射线信号。因此，与常规吸收成像相比，X射线暗场成像揭示了超出探测器的分辨率极限的结构信息，例如子像素结构信息。

X射线源31可以是紧凑的、低亮度的、多色的源(例如，在常规CT中使用的X射线源)，并且探测器33可以是Si光电二极管阵列、CCD或CMOS X射线图像传感器、或包括像素阵列的平板探测器。在该特定实施例中，光栅干涉仪32a-c包括三个光栅32a、32b和32c，每个光栅包括多个平行行进的光栅线。第一光栅或源光栅32a被放置在X射线源31的前面，在源31与探测器33之间，并且模拟用于由源31发射并透射通过第一光栅32a的X射线辐射的多个相干X射线狭缝源。因此，如果X射线源31已经满足对空间相干性的要求或如果通过其他单元确保空间相干性，则第一光栅32a是可选的。第一光栅32a可以是包括多个透射光栅线的吸收光栅。透射的X射线辐射的相干性由定位在第一光栅32a与探测器33之间的第二光栅32b利用以生成泰伯层(泰伯carpet)。第二光栅32b可以是包括多个光栅线的弱吸收相位光栅，引起穿过它的相干X射线辐射的强相移。通过第三(分析器)光栅32c分析预定泰伯阶(或分数阶)处的周期性强度图案，第三(分析器)光栅32c定位在距第二光栅32b的轴向距离处，在该轴向距离处发生泰伯阶。这里，相对于系统20的光轴(图3中的点划线)测量距离。第三光栅32c通常是包括多个透射光栅线的吸收光栅，所述多个透射光栅线周期性地布置有与预定泰伯阶的空间周期匹配的空间线周期。在X射线辐射朝向探测器33的传播路径中不存在任何干扰的情况下，探测器33因此检测到强信号，优选地最大信号。如果散射对象(诸如骨34)存在于X射线路径中，例如，在第二光栅32b与第三光栅32c之间或在第一光栅32a与第二光栅32b之间在第二光栅32b的前面，这引起预定泰伯阶的周期性行为中的干扰，例如，引起其侧向移位，使得更少的X射线辐射通过，现在部分地阻挡受干扰的(例如，移位的)X射线强度图案的分析第三光栅32c到达探测器33。因此，在存在散射物体的情况下，探测器33检测到更弱的信号。可以应用相位步进技术，例如，通过步进第三光栅32c的横向位置(例如，在垂直于光轴和光栅线的横向方向上)。这导致针对每个探测器像素元件的周期性探测器信号，而不管散射对象(例如，骨34)存在还是不存在。然后可以例如通过执行离散傅里叶变换将在存在散射物体的情况下的周期性相位步进更弱探测器信号和在不存在任何散射物体的情况下的周期性相位步进更强参考信号扩展为傅里叶级数，以获得分别针对散射物体的存在和不存在的一系列傅里叶系数a0、a1、…和b0、b1、…。平均归一化的第一傅里叶系数的比率(例如V[m,n]＝(a1[m,n]/a0[m,n])/(b1[m,n]/b0[m,n]))提供了针对探测器33的第m行且第n列的每个探测器像素元件的可见性或对比度度量，其可以用于表示X射线暗场图像。应当注意，在该特定实施例中，相位步进意味着由探测器33采集多幅X射线投影图像以采集一幅X射线暗场图像。然而，如果基于在存在散射对象的情况下由探测器33检测到的更弱信号以及在不存在任何散射对象的情况下由探测器33探测到的先前记录并存储的更强参考信号来针对良好对齐的非步进第三光栅32c确定可见性，则从由探测器33采集的单幅投影图像获得X射线暗场图像也是可能的。

三个光栅32a-c中的每个中的光栅线通常具有优选方向(例如线延伸的方向)，但是在实践中也可以使用具有沿着两个正交方向取向的线的网格状孔。由于光栅线的优选取向，光栅干涉仪32a-c整体上对垂直于光栅线的优选取向的散射最敏感，但是沿着光栅线的方向使散射信息模糊。因此，除非实施2D光栅或各向同性散射对象中的散射对象，否则值得推荐的是关于多个不同的样本骨取向103采集X射线暗场图像，以便检索更完整的X射线暗场图像数据集。特别地，如果多个对象(例如样本骨)取向被选择用于对应的X射线暗场图像采集，则高度各向异性的散射对象或具有不程度的各向异性的散射对象(如已知是小梁骨的情况)在校准目的期间以更完整的方式表征。这里，可以相对于光栅干涉仪32a-c的优选方向限定不同的样本骨取向，例如，样本骨34可以相对于光栅干涉仪32a-c旋转。这可以通过使三个光栅32a-c围绕光轴旋转而使样本骨34固定或通过使样本骨34围绕光轴旋转而使光栅32a-c固定来实现。后者在图3中图示，其中样本骨34安装在骨支撑结构39(例如用于使骨围绕光轴旋转的旋转台)上。鉴于上述采集装置30的放大效果，还优选的是在校准期间沿着光轴针对多个样本骨位置102中的每个采集样本骨的X射线暗场图像，例如，通过在光轴的方向上向前或向后移动样本骨34，例如，通过在光轴的方向上向前或向后移动骨支撑结构39。三个光栅32a-c中的每个的光栅线宽度和光栅线周期以及它们之间的相应轴向距离取决于所需的图像分辨率、X射线探测器33的像素间距、放大水平等，并且由技术人员根据已知方法和/或通过模拟来确定和/或优化。具有光栅干涉仪32a-c的X射线成像装置仅是适于采集骨的X射线暗场图像的采集装置的一个示例。本领域技术人员知晓与X射线暗场信号可从其获得的与X射线暗场成像或X射线相衬成像不同的方法，并且将相应地调适本文描述的系统和方法。在Zhou等人的“Development of phase-contrast X-ray imaging techniques and potential medical application”(Physica Medica,vol.24,issue 3(2008),pp.129-148)中收集了提供相衬和暗场信号的各种X射线成像技术的综述；并且对于对泰伯干涉测量的贡献和低亮度源的使用，参考Pfeiffer等人的“Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”(Nature Physics,vol.2(2006),pp.258-261)、Pfeiffer等人的“Hard X-ray dark-field imaging using agrating interferometer”(Nature Materials,vol.7(2008),pp.134-137)、Momose等人的“Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for Biological Imaging”(Japanese Journal of Applied Physics,vol.45(2006),pp.5254–5262)和Momose等人的“Sensitivity of X-ray Phase Imaging Based on Talbot Interferometry”(Japanese Journal of Applied Physics,vol.47(2008),pp.8077–8080)。如果被考虑，这些技术(这里不再重复)将指导本领域技术人员解释一些备选实施例。例如，尽管针对X射线暗场图像图示了本发明的实施例，但是也可以使用其中X射线暗场图像从差分相衬图像导出的实施例，因为X射线暗场信号与差分相衬图像中的噪声(标准偏差)成比例。

返回参考图1的实施例，图像处理单元用于执行具有使得小梁网络可以被分辨的分辨率的所提供的图像108与样本骨的多个所提供的X射线暗场图像104中的每幅之间的图像配准105。因此，图像配准步骤105生成以使得小梁网络可以被分辨的分辨率的样本骨的图像的所选图像区域与以不能小梁网络被分辨的分辨率的样本骨的所提供的X射线暗场图像中的每幅之间的对应性，其中，所选区域可以对应于整幅图像或其中的子区域，例如，对应于肢体的一个或多个骨或关节。图像配准步骤105可以将以小梁网络被分辨的分辨率的样本骨的图像的强度信息和以小梁网络未被分辨的分辨率的所提供的样本骨的X射线暗场图像中的每幅相关联，或者与几何特征(诸如线或形状)相关联，或两者的组合。图像处理单元可以应用于图像以检测和关联几何特征，例如线或形状，该图像处理单元可以包含合适的边缘滤波器、平均滤波器、形态图像处理例程(诸如腐蚀、膨胀、打开和关闭)等的应用。也可以使用可用的图像配准方法，例如Woods自动图像配准或交互信息。配准图像的最佳对齐可以在给定的特征空间、搜索空间下，并且搜索策略通常通过相似性的度量来评价，例如像素强度差、变形能量成本等，针对其产生最佳对齐变换。对准变换通常是参数化的，并且可以涉及刚性、线性和仿射几何变换(包括缩放、旋转和平移)或非刚性、弹性变换(诸如扭曲/失真、微分同胚映射和流动)。用于图像配准的图像处理单元可以由图3所示的系统20的一个或多个处理单元36执行。一个或多个处理单元36还可以控制探测器33的图像采集、经由骨支撑结构39的样本骨取向和位置、图像到连接的显示单元37的图形输出、所采集的X射线暗场图像到存储单元38的存储和检索等。一个或多个处理单元36和存储单元38可以被提供在本地处理设备(安装系统20的场所处的客户端计算机)中，或可以以分布式或远程方式提供，例如，作为基于服务器或基于云的服务(例如，通过网络或通信链路访问的远程处理单元和存储单元)。

在完成图像配准105之后，一个或多个感兴趣区域可以被选择106用于进一步的图像分析，特别是用于评价以每mm的小梁界面的数量或小梁(支柱)的数量测量的小梁量。该选择可以在多幅X射线暗场图像中以自动化的和/或专家引导的方式完成，并且与用于以使得小梁网络可以被分辨的分辨率分析图像109中的(一个或多个)对应所选感兴趣区域中的小梁量的图像处理单元共享。例如，(一个或多个)感兴趣区域的自动化和/或专家引导的选择可以被引导到特定的手骨或骨区域，例如软骨下骨，或甚至被引导到单个像素，针对其获得强X射线暗场信号。关于图3中的系统20，选择可以由专家经由显示单元37(例如触摸屏或面板、远程桌面(屏幕)、便携式图形显示器(诸如智能电话或平板电脑)等)上的图形用户界面执行，而自动化选择可以由一个或多个处理单元36执行。与使用随机投影来获得典型小梁指数(诸如小梁厚度、小梁间距或骨体积密度)的平均化均值和范围的微CT骨扫描相比，本校准利用了以下事实：样本骨的每幅X射线暗场图像的对应的所确定的取向是可用的。因此，图像处理单元根据图像的(一个或多个)对应所选感兴趣区域中的样本骨取向以使得小梁网络可以被分辨的分辨率更准确地确定针对样本骨的小梁量109。这适当地考虑了小梁网络41的各向异性性质。

在一些实施例中，可以确定归一化散射，即暗场信号除以透射，这给出了对每个散射单元吸收多少的了解。

例如，图像处理单元可以以使得小梁网络可以被分辨的分辨率沿着所确定的样本骨取向通过对小梁骨结构(例如支柱)沿着根据所确定的样本骨取向被取向并与该感兴趣区域相交的多个平行线交叉的次数进行计数来确定图像的对应所选感兴趣区域中的小梁量109。尽管优选地确定小梁量，但是也可以以类似的方式量化其他相关的小梁指标，例如，样本骨取向的平均小梁厚度和/或小梁间距。根据图1的实施例，表示所选图像区域的X射线暗场图像信号(例如，表示暗场图像的单个像素强度值的X射线暗场图像信号或表示暗场图像的所选区域的平均像素强度值的X射线暗场图像信号)利用通过图像处理单元以使得小梁网络可以被分辨的分辨率从图像中的对应图像区域获得的小梁量来归一化107。该归一化针对多个不同样本骨取向中的每一个执行，并且可以针对每个所选感兴趣区域重复。该归一化将针对每个样本骨取向的小梁量分配给表示所选图像区域的X射线暗场图像信号，例如，归一化可以将小梁量分配给针对第一样本骨取向的X射线暗场图像内的每个唯一的X射线暗场图像信号，并且然后将小梁量分配给与针对每个另外的样本骨取向的唯一的X射线暗场图像信号中的每一个相同的位置处的X射线暗场图像信号。通过归一化分配的小梁量可以是在与所选图像区域相邻或交叠的一个或多个所选感兴趣区域上求平均的结果。由归一化分配的骨小梁量还可以是在一个或多个附近的中间样本骨取向(例如，在更粗糙样本骨取向扫描中的每个样本骨取向步骤周围的细粒度样本骨取向)上求平均的结果。由于归一化，生成110多幅X射线暗场图像信号归一化值，例如，以用于校准的查找表的形式或基于线性或多项式拟合曲线上的目标值对，通过不同的样本骨取向(并且任选地样本骨位置)参数化。该多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值被存储在数据载体(例如，USB棒、CD、DVD等)上或在存储单元(例如，图3中的存储单元38)上，所述存储单元可以是系统20的本地存储器单元或基于远程服务器的存储位置。所存储的多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值然后可以在稍后阶段从数据载体(或其副本)检索，或如果被存储在远程位置处，则可以在稍后时间被通信到客户端设备(例如，通过通信/网络链路，例如互联网或专用网络)。

参考图2，描述了用于以小梁量为单位来表达骨的暗场X射线图像中的信号的示例性实施例200。在该特定实施例中，来自校准流程的所生成的多幅X射线暗场图像信号归一化值用于将X射线暗场图像信号转换成小梁量的单位。在第一步骤中，提供201扫描骨，例如，随后针对其采集X射线暗场图像的患者手骨。该步骤可以包括将扫描骨放置并取向在骨支撑结构39上，例如，在相对于支撑结构上的参考标记的第一取向重新定位之后，将手推靠在支撑结构上并用带子或胶带固定它。接下来，确定202关于扫描骨定位(例如扫描骨的扫描骨取向)的信息，并且优选地还确定扫描骨相对位置203。关于扫描骨定位(例如，扫描骨取向和扫描骨位置)的信息是相对于用于采集X射线暗场图像的采集装置的预定取向(例如，相对于先前参考图3描述的光栅干涉仪32a-c的优选取向和采集装置30的光轴)来确定的。可以提供跟踪单元(例如图3中所示的跟踪单元35)，以直接或间接地允许确定扫描骨取向，并且优选地还允许确定扫描骨位置。例如，卷尺或跟踪摄像机可以用作跟踪单元。临床工作人员可以从卷尺读出扫描骨取向或位置，并将它输入系统20(例如，经由用户界面)；或，跟踪相机可以用于在三个维度上跟踪患者肢体取向/位置或骨支撑结构39上的相邻参考标记的取向/位置(例如，通过形状识别和3D定位)。如此确定的扫描骨取向以及优选地扫描骨位置由跟踪单元作为输入参数发送到一个或多个处理单元36。将间接获得的关于扫描骨取向/位置的信息例如以由跟踪单元采集的相机图像的方式发送到一个或多个处理单元36也是可能的，处理单元36然后从其提取所需的扫描骨取向/位置。备选地或附加地，骨支撑结构39可以已经将几何形状(例如，十字形或三角形或四边形)的参考结构结合到其中或附接到其上，例如，在不被扫描骨或对象肢体阻挡的区域中结合或附接到骨支撑结构39。一个或多个处理单元36可以然后被编程为基于对由探测器33采集的X射线暗场图像的图像分析来确定扫描骨取向/位置，例如，通过分析X射线暗场图像中的扫描骨形状和面积，或通过分析X射线暗场图像中的投影的参考结构并将它与标准骨形状和面积或与参考结构的标准投影进行比较。然后可以量化偏差，这允许确定扫描骨取向/位置(例如，使用立体投影模型)。在另外的步骤中，扫描骨的X射线暗场图像由采集装置30采集204。采集步骤可以在扫描骨取向/位置步骤之前、之后或与在扫描骨取向/位置步骤同时执行。由采集装置30采集的X射线暗场图像的特征在于不分辨扫描骨的小梁网络41的图像分辨率。接下来，一个或多个处理单元36或临床工作人员可以检查是否满足成像条件C2。如果不满足条件C2，则在进行到信号转换步骤206之前重新缩放205所采集的X射线暗场图像，否则跳过这样的重新缩放步骤205。条件C2通常取决于所确定的扫描骨位置203；如果所确定的扫描骨位置在公差内与样本骨的参考位置在公差内一致，则满足该条件，否则重新缩放校正由X射线暗场信号的缩放和X射线暗场信号的不匹配引起的放大效应，因为它随着样本与光栅之间的距离而线性增长。接下来，扫描骨的X射线暗场图像中的信号被转换成小梁量的对应单位206。该转换基于所确定的定位信息(例如，扫描骨的取向)和多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值110。例如，一个或多个处理单元36可以向系统20的存储单元38发送请求，以例如从所存储的查找表检索针对所确定的扫描骨取向(并且优选地扫描骨位置)的所生成的X射线暗场图像信号归一化值。如果仅针对与当前确定的扫描骨取向/位置不同的样本骨取向/位置存储多个所生成的X射线暗场图像信号归一化值110，则可以加载针对两个、三个或更多个最接近的可用样本骨取向/位置的所生成的X射线暗场图像信号归一化值110以用于1D或2D内插。然后，内插的X射线暗场图像信号归一化值用于信号转换。经转换的X射线暗场图像信号可以对应于暗场图像中的像素的强度值，并且完整的暗场图像可以被转换并显示207，例如显示在显示单元37上。然而，对应于暗场图像中的像素强度值的平均值的X射线暗场图像信号也可以被转换成小梁量的单位并被显示207，例如以通过减少噪声来改善图像质量。经转换的X射线暗场图像可以显示207在扫描骨的常规X射线吸收射线照片旁边或显示为在其上的叠加。

以小梁量为单位表达X射线暗场图像信号不需要健康护理专业人员的专门训练来导出作为骨疾病风险因子的分数。它几乎即时地显示小梁量的分布，并且允许通过显示减少的小梁量而更早地诊断骨疾病或病症，例如骨小梁的侵蚀。可以定期重复对象骨扫描以评价骨疾病进展或评价有希望的处置。本发明的实施例还可以应用于其他领域，例如，引导肺的X射线暗场成像肺泡中的定量研究，测试沃尔夫定律的应用，评价关节建模中的骨强度，研究随年龄的负荷分布变化，将骨小梁与骨髓测量相关联，评价与物种相关的研究中的分化程度与人类学或考古学中的影响等。

尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是图示性或示范性的，而非限制性的。前面的描述详细说明本发明的某些实施例。然而，将意识到无论前述内容以如何详细的方式呈现在文中，本发明可以利用许多方式来实施。本发明不限于所公开的实施例。

例如，通过进行计算机模拟而以分辨小梁网络41的图像分辨率提供样本骨的图像108是可能的。小梁网络结构可以被建模为包括骨材料体素和空隙或骨髓体素的三维结构。小梁支柱和孔的典型尺寸分布和/或取向可以基于例如来自肢体的pQCT或微CT研究(体内/离体)的现有研究。然后，可以通过模拟X射线辐射在不同取向上通过建模的小梁网络的传播和检测来生成X射线暗场图像。这里，不同的样本骨取向可以对应于相对于模拟的光栅干涉仪的取向(例如，根据物理采集装置30的规格)。然而，不同的样本骨取向也可以对应于相对于模拟的相干X射线辐射沿着其传播的模拟的光轴的取向，因为可以在数值计算机模拟中直接检测X射线暗场信号(例如，通过拒绝透射通过小梁骨模型的未散射的前向传播的X射线作为模拟输出，例如，通过为散射的模拟的X射线设置角度拒绝阈值)。值得注意的是，如果在这样的计算机模拟的X射线散射实验中记录的分辨率被设置得低到不足以分辨所模拟的小梁网络41的特征，则多幅X射线暗场图像因此也可以在数值上提供。这也可以通过对从模拟获得的X射线暗场图像进行下采样或平均来实现。

可以设想和分布包括指令集的计算机程序，所述指令集在被计算设备执行时优选地配合来自采集装置30的输入(例如，X射线暗场图像输入)来执行方法步骤中的一个或多个。因此，计算机程序被设计为执行针对所接收的X射线暗场图像输入和所生成的X射线归一化值110的转换步骤206，所述X射线归一化值110也作为输入被接收或在程序内被提供。计算机程序优选地还包括用于考虑针对扫描骨位置的另外(用户)输入而重新缩放所接收的X射线暗场图像输入的指令。此外，计算机程序可以包括用于执行如前述段落中所述的计算机模拟的一个或多个步骤的指令。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求，在实践请求保护的发明时能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管某些措施被记载在互不相同的从属权利要求中，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分供应的光学存储介质或固态介质，但是也可以被以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统。权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。