X光相位差對比成像的方法及其系統的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種X光相位差對比成像的方法及其系統。該X光相位對比成像的方法是利用高通量特性X射線以不同方位或焦距照射組織以產生不同的X光圖像信息，之后再將不同的X光圖像信息進行比較以定義立體像素而形成立體X光圖像。利用X光相位差對比對軟組織成像，其圖像對比度可增加數個量級并使所使用的高能光子束的線性能量轉移大幅減少，因而減少組織輻射劑量。
【專利說明】X光相位差對比成像的方法及其系統
【技術領域】
[0001]本發(fā)明是有關于一種相位差對比成像的方法及其系統，且特別是有關于一種X光相位差對比成像的方法及其系統。
【背景技術】
[0002]乳房攝影(Mammography)是利用低劑量(約為0.7毫西弗)的X光檢查人類(主要是女性)的乳房，它能檢測各種乳房腫瘤、囊腫等病癥，有助于早期發(fā)現乳癌，并降低其死亡率。
[0003]乳房攝影術一如其他X光檢查，是以游離性輻射穿透人體成像，由放射科醫(yī)師分析圖像是否有異常。雖然不斷改良，乳房攝影術在醫(yī)學界依舊累積了不少反對聲浪，尤其針對它偏高的誤判率與檢查中所用到的輻射線。乳房攝影術的偽陰性率(有癌癥而未檢出)至少有10%，部分是因為小腫瘤被致密的組織遮掩，而且攝影時腫瘤的圖像會和大量的正常組織重疊，不易分辨。此外，也有少數患者出現偽陽性(有異常，但非癌癥)。
[0004]如果乳房攝影的輻射劑量能夠降低，并提高乳房攝影的圖像分辨率，這將大幅改善女性的健康。
[0005]另一方面，數位乳房攝影設備單價甚高，而且全世界每年會銷售3300個乳房攝影設備，這形成一個龐大的市場。若能發(fā)展低成本且具有高立體分辨率的乳房攝影設備，市場規(guī)模將更加的擴大并造福所有的女性。

【發(fā)明內容】

[0006]本發(fā)明提供一種X光相位對比成像方法，其具有低成本和低輻射劑量以及實感的高分辨率的特色。
[0007]本發(fā)明提供一種X光相位對比成像系統，其具有低成本和低輻射劑量以及實感的高分辨率的特色。
[0008]本發(fā)明一實施例提出一種X光相位對比成像方法。X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一穿透型X光管。然后引發(fā)穿透型X光管產生一 X射束，并使X射束分別從一第一方向及一第二方向照射于一組織以得到一第一X光圖像信息及一第二 X光圖像信息。該X射束包括相對高通量的特性X射線以及相對低通量的非特性X射線。該特性X射線的通量與該非特性X射線的通量的通量比至少為5:1。接著利用一二維圖像檢測陣列接收該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，并將該第一 X光圖像信息的存儲及該第二 X光圖像信息的存儲進行比對且定義立體像素(voxels)后而形成一立體X光圖像。
`[0009]在本發(fā)明的一實施例中，穿透型X光管包括一真空的殼體；一陽極，設置在該殼體中的端部窗口 ；一穿透型標靶，設置在該陽極上，該穿透型標靶包括至少一箔片；以及一陰極，設置在該殼體中，適于發(fā)射沿著該殼體中的一路徑行進的該電子束，撞擊該穿透型標靶，而產生穿過該端部窗口的該X射束。
[0010]本發(fā)明一實施例提出一種X光相位對比成像系統，適于對一組織進行成像。X光相位對比成像系統包括一個二維圖像檢測陣列以及兩個穿透型X光靶/光管。兩個穿透型X光靶/光管，分別位于一第一位置與一第二位置上，各適于產生一 X射束且分別以一第一方向與一第二方向照射于組織，以分別產生一第一 X光圖像信息及一第二 X光圖像信息，第一 X光圖像信息存儲及第二 X光圖像信息存儲被該二維圖像檢測陣列所接收，其中每一穿透型X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發(fā)射電子束而轟擊陽極上的穿透型標靶以產生X射束的陰極，X射束包括相對高通量的特性X射線以及相對低通量的非特性X射線，特性X射線的通量與非特性X射線的通量的通量比至少為5:1。
[0011]本發(fā)明一實施例提出一種X光相位對比成像系統，適于對一組織進行成像。X光相位對比成像系統包括一個二維圖像檢測陣列以及一個穿透型廣角X光管。穿透型廣角X光管適于產生一 X射束，其分別在第一位置與第二位置上使X射束分別由第一方向與第二方向較近距離地照射于組織，以分別產生第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，第一 X光圖像信息及第二 X光圖像信息被該二維圖像檢測陣列所接收，其中每一穿透型X光管包括配置在一陽極上的穿透型標靶，以及能發(fā)射電子束而轟擊陽極上的穿透型標靶以產生X射束的陰極，X射束包括相對高通量的高能量特性X射線以及相對低通量的非特性X射線，特性X射線的通量與非特性X射線的通量的通量比至少為5:1。
[0012]本發(fā)明一實施例提出一種X光相位對比成像方法。X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一X光管。接著，引發(fā)X光管而分別產生具有不同焦點的一第一X射束及一第二 X射束，第一 X射束及第二 X射束分別照射于一組織以得到一第一 X光圖像信息及一第二 X光圖像信息，其中第一 X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5:1，第二 X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5:1。接著，利用一二維圖像檢測陣列接收第一 X光圖像信息及第二 X光圖像信息，并將第一 X光圖像信息及第二X光圖像信息進行對比而定位義立體像素進而形成一立體X光圖像。 [0013]在本發(fā)明的一實施例中，上述的組織為乳房。上述的組織為軟組織。上述的穿透型標靶的厚度大于電子束穿透型標靶的穿透深度。上述的電子束的能量超過兩倍于特性X射線的能量，且穿透型標靶的厚度至少為2.1微米(micixms)。上述的標靶的材質為鑰或者釕(Ruthenium)或銀或鎘(Cadnium)。上述的X射束為廣角錐狀X射束。上述的特性X射線為單色X射線。
[0014]基于上述，本發(fā)明提出的X光相位對比成像方法及X光相位對比成像系統，是利用具有高通量特性X射線的廣角穿透型X光管所產生的X射束分別從第一方向及第二方向照射組織，以產生第一 X光圖像信息及第二 X光圖像信息。如此一來可簡易地產生立體X圖像還能降低X射束對于細胞組織造成的輻射影響。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0015]圖1為本發(fā)明X光相位對比成像方法的流程圖的一實施例；
[0016]圖2為應用X光相位對比成像方法的一種X光相位對比成像系統實施方式的示意圖，其中該成像系統使用兩個X光光源以取得圖像信息；
[0017]圖3示出出X光圖像信息的形成機制；
[0018]圖4為圖1實施例所提到的穿透型廣角X光管的結構圖；
[0019]圖5及圖6示出X光相位對比成像系統另兩種實施方式的示意圖，每一對比成像系統的單一 X光光源在不同位置上分別對組織進行照射以取得圖像信息；
[0020]圖7示出X光相位對比成像系統和其實施方式的示意圖。其中該成像系統的單一X光光源在不同電壓的電子束轟擊多種物料組成的多層靶材以產生出不同單色光子能量的光源發(fā)自不同的焦點層去照射組織以取得不同的圖像信息以便處理后能得到組織的特性成像；
[0021]圖8顯示電子撞擊標靶所產生的陽陽極輻射隨著電子束能量變化的情形；
[0022]圖9(a)及9(b)顯示出穿透型標靶為鑰的情形時，隨著不同能量的電子束，穿透型X光管所產生X射束的熒光能譜；
[0023]圖10(a)及10(b)顯示出穿透型標靶為銀的情形時，隨著不同能量的電子束，穿透型X光管所產生X射束的熒光能譜。
[0024]附圖標記說明:
[0025]10:穿透型X光管；
[0026]11:空的外殼；
[0027]12:陽極；
[0028]13:陰極；
[0029]14:穿透型標靶；
[0030]14a:箔片；
[0031]:X 射束；
[0032]B’、B”:部分 X 射束；
[0033]16:端部窗口；
[0034]20:二維圖像檢測陣列；
[0035]100、200、300:X光相位對比成像系統；
[0036]S110、S120、S130:步驟；
[0037]A:重疊的區(qū)域；
[0038]D1:第一方向；
[0039]D2:第二方向；
[0040]e:電子束；
[0041]F:干涉強度圖案；
[0042]F1:第一焦點；
[0043]F2:第二焦點；
[0044]I1:第一 X光圖像信息；
[0045]I2:第二 X光圖像信息；
[0046]I1A、I1B、I2A、I2B:圖像點；
[0047]O:組織；
[0048]O。O2:目標區(qū)域；
[0049]PpPyPyP4:位置;
[0050]Pl:像素線；
[0051]R:路徑；
[0052]S:區(qū)域；[0053]SA、SB、S:X 射束源；
[0054]Sl:掃描線；
[0055]V:軌跡圖案；
[0056]Z:方向。
【具體實施方式】
[0057]為讓本發(fā)明的上述特征和優(yōu)點能更明顯易懂，下文特舉實施例，并配合附圖作詳細說明如下。然而本發(fā)明也可以多種不同的方式實施，故不應被解釋為受限于以下的實施例。事實上，下列的實施例要以更多詳實完整的方式來顯示及圖解本發(fā)明的內容，并以此完全傳達本發(fā)明的范圍給一般熟悉技術者。在詳細揭露之前，將提供相位差對比其物理學上簡要的估算方式的說明。在此要說明的是，在所附圖式中，為能明確表達本發(fā)明的特征，每一層及每一區(qū)域的尺寸及相對尺寸可能有放大的顯示。
[0058]圖1為本發(fā)明X光相位對比成像方法的流程圖的一實施例。圖2為應用X光相位對比成像方法的一種X光相位對比成像系統實施方式的示意圖。請同時參照圖1及圖2。本實施例的X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一具有高通量特性X射線的穿透型X光管10 (步驟S110)。接著，引發(fā)穿透型廣角X光管10產生X射束BpB2，并使廣角X射束B1從第一方向D1照射于組織O以得到第一 X光圖像信息I1,且使廣角X射束B2從第二方向D2照射于組織O以得到第二 X光圖像信息I2 (步驟S120)。然后，利用二維圖像檢測陣列20接收第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2，并將第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2進行比較后，定義立體像素(voxels),由像素(pixels)轉成立體像素而合成一立體X光圖像(步驟S130)。
[0059]具體而言，在圖2實施例的X光相位對比成像系統100中，組織O置放在兩個X射束源SA、Sb與一個二維圖像檢測陣列20之間。在本實施例中，X射束源SA、Sb分別位于兩個位置P:、P2上而由兩個相同的穿透型X光源焦點/光管10所提供，并且在組織的表面上放置一個大小約I毫米(mm)的金屬標簽，以做為校正(calibrate)圖像坐標的參數。X射束源SA、Sb相繼地發(fā)出兩道X射束B2,而X射束B2分別從第一方位D1及第二方位D2照射于組織0，進而產生第一 X光圖像信息I1，存儲后，又產生第二 X光圖像信息I2并存儲，再利用一個二維圖像檢測陣列20來對比存儲中的第一 X光圖像I1及第二 X光圖像12。
[0060]因為二維圖像檢測陣列20與金屬標簽相距的距離不同于二維圖像檢測陣列20與目標區(qū)域O1相距的距離，因此圖像點I1A、Iib所呈現的放大因子與圖像點I2A、I2b呈現的放大因子不同。若在二維圖像檢測陣列20上將圖像點I1A、I1B、I2A、I2b作線性位移以致重合，二維圖像檢測陣列20不僅能傳送出二維的圖像資料，還具有目標區(qū)域O1的放大因子。換言之，通過圖像點I1A、I1B、I2A、I2B的二維線性重合便傳送出三維空間中的圖像點的Z坐標而形成立體圖像。
[0061]舉例而言，請參照圖2，在圖像處理中，從二維圖像檢測陣列20上，選取由金屬標簽在第一 X光圖像存儲I1中及第二 X光圖像存儲I2中所產生的圖像點Iia及I2a，并建立Iia-12a的連線。接著在二維圖像檢測陣列20上建立與Iia-12a連線平行的像素線(pixelline)Plj,并將所有的像素設定對應的線座標(line coordinate)。另外,在二維圖像檢測陣列20上建立平行于Iia-12a連線的掃描線陣列(scanning lineW^[0062]如圖2所示，當上述掃描線與上述像素線對比時，可以辨識出所有與Iia-12a連線相似的圖像對(image pair)，舉例而言，組織O的目標區(qū)域O1在第一 X光圖像信息I1中及第二 X光圖像信息I2中所產生的圖像點Iib及I2b及Iib-12b連線可以由此被確認出來。利用上述的圖像對(包括Iia-12a連線及Iib-12b連線)，可以提供目標區(qū)域O1在組織O上的立體位置(3-D position)，并且在圖像處理上，計算機可以找到目標區(qū)域O1和金屬標簽的距離，因而將此位置定義做為一個立體像素點(voxel point),而組織O上其他區(qū)域的立體位置及相對應的立體像素點也將被一個接一個(one-by-one)的確認出來，因此可以確認整個組織O的立體圖像的結構(3-D image structure)。
[0063]然而本發(fā)明不以上述的說明為限，在其他的實施例中，利用二維圖像從不同焦點所造成的不同的圖像像素來檢測陣列20可有其他合適的演算處理方式來傳送出立體X光圖像。這做法和一般計算機斷層掃描(computed Tomography,CT)的扇陣(Fan Beam)斷層掃描一次又一次地疊加把二維圖像像素疊加起來成立體像素，一次又一次地被X光輻射。本發(fā)明是把二次二維的圖像象素乘起來而不僅是加起來以確立立體的三維像素成像。
[0064]在圖1實施例的X光相位對比成像方法中，第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2是相位差對比成像(phase-shifted contrast imaging)信息。以下針對相位差對比成像作仔細的說明。圖3示出出X光圖像信息的形成機制，請參照圖3，仔細而言，相位差對比成像是利用X光對于物質的折射率的特性。當同調(coherent)X射束B照射組織O時，由于組織O的各區(qū)域與組織O周圍對于X射束B有不同的折射率，穿過組織O的X光束B’和穿過組織O周圍的X光束B”之間有了不同光速造成的相位差，使X光束B’和X光束B”因相位差的關系在重疊的區(qū)域A上互相干涉，因而形成X光干涉強度圖案F。換言之，在圖2的實施例所提的，X射束BpB2分別從第一方向D1及第二方向D2照射于組織O后，因組織O各部位對于X光的光速有所不同，便形成帶有干涉信息的第一 X光圖像信息I1及第二X光圖像信息I2。
[0065]相較于利用組織對`于X光吸收量的陰影(shadow)差異來取得圖像信息，相位差對比成像將能提供更高的圖像對比。尤其組織對于X光吸收量的差異小的情況下，該組織例如是乳房的軟組織，相位差對比成像還可以獲得清晰的X光圖像信息。在X光相位對比成像方法中，組織O可以是軟組織，也即由低原子序(low Z)元素所構成的組織。舉例而言，乳房便是軟組織的一個例子。相位差對比成像的物理原理說明如下。
[0066]現有的乳房攝影并未使用相位差成像對比的方法?，F有的乳房攝影其中有近95%的X光射出(effluence)為乳房組織所吸收，僅有剩余的5%X光射出可到達圖像檢測器。例如因囊腫(cyst)、腫瘤(tumor)或脂肪中的管狀組織(tubular tissues)等所造成的組織吸收差異有2%，將使得到達檢測器的X光光子(photons)由5%減少到3%，因此穿過組織的5%和3%的光子會在檢測器上形成陰影對比。如果組織可以吸收50%的高能光子束(highenergy photon beam),這表示通過脂肪其余的50%或是通過腫瘤其余的49%高能光子束將被檢測器所接收，兩者如此低的陰影差異無論如何是不會產生清晰的腫瘤圖像。換句話說，為了讓少量剩余的X光射出能成像，現有的乳房攝影變成是在“油炸”乳房組織。現有的乳房攝影管每次照射是使用約等于100毫安培每秒(mAs)的電力，并且在0.5秒內曝光，其中X光管電流約等于200毫安培(mA)，使用22-28千伏(kV)的管電壓，其對于X光管革巴材的熱負載(thermal load)接近5千瓦(kW),這表示X光管必須采用轉動式的陽極盤(rotational anode disk),以將熱負載分散到較大的祀材區(qū)域。這也同時表示陽極盤上的電子束(e-beam)祀焦點大小不能聚得比500微米(μ m)更小。
[0067]雖然不同波長的光子(多色)并不是像有人認為的那么重要(以下將說明)，但是要以穿透式光管形成相位差成像對比，X光產生層的厚度及檢測器像素尺寸必須保持在可讓波長相當同調的程度，如此可使得光子束有足夠的同調性以進行干涉。X光束焦點的尺寸(也就是陽極電子束靶的大小)必須夠大才能分散熱負載，相較于現有的乳房攝影光管，事實上對穿透式X光管此問題不大，這是因為兩者在個別形成圖像所需的能量層級(powerlevel)是有差異的。
[0068]對于穿透式乳房攝影光管，絕大多數特性射線的光譜幾乎與電子束電壓的變異(variations)無關，因此光管電壓可以提升至80-100千伏(kV),而非限制在20-28千伏(kV)的范圍內，因此不需外加濾波器(filter)就以達到想要的光譜，由此相對增加光亮度近一倍，也不會讓整個光束的亮度下降?，F有的乳房攝影光管在較高的光管電壓下會增強光管的光射出(單位kVp)達到2.1個次方，或是效率上增加3.6倍。本發(fā)明的穿透式光管在光束傳導上也提供廣視角的單一射線，檢測器可以放置在靠X光焦點較近的位置上而射線仍可覆蓋整個組織，這將可以在檢測器上增益兩倍的光子數。
[0069]由增高kVp不用過濾器和縮減光距，三者相加增效成一個量級，以及高能光子達到檢測儀功能的一個量級，這百倍的利用X光的增效，讓穿透式X-光光管用電可以從6千瓦(kW)降到100瓦(w)以下。相位差對比最重要的是在相位差干涉中形成對比，這將可以使得一般陰影的差異強度增強好幾個量級，最終X光的光子可以被分離出來，而讓乳房組織和檢測器以例如50比50的方式平均分配X光束，而不是如前述的95比5。由相同的檢測器的計數所記錄到的光子分量(fraction)其強度量級的增加，代表整個X光光管所需輸出強度量級的減少。結合上述的估算，因此穿透式乳房攝影光管所需的能量或者是X光管的熱負載可減少二個強度量級，就是從5千瓦降低到只有100瓦以下。如此一個能量降低的結果不僅僅使在乳房組織上的輻射劑量下降19倍，而且得到一個不需要裝配轉動陽極以及能量供給更小、更簡化的X光管，可以以很低的成本裝配在儀器設備上。
[0070]更特別的是，相位差成像對比需要空間上及時間上的同調。假設一個X光光子的一平面波波長為λ，行進方向和該平面正交(orthogonal)，由光源到目標(檢測器的像素)的距離為d?？臻g的同調性需要光源層具有不同的發(fā)光點，其中穿透式靶材的有效厚度為t，且其并非是作為電子束聚焦以產生庫立茲X光(Coolidge X-rays)的區(qū)域，如此將可滿足許多同調性的條件。光源層的厚度與檢測器像素的大小P有關，以產生空間的同調性(spatial coherency)或是作為光分散的長度(dispersion length),其中
[0071]Ρ=λ(1Α=5.6μm, d=50cm, t=5 μ m 及 λ (Ag 的 K 值)=1.24 μ m/22000
[0072]接下來，考慮光束的純度，也就是時間同調長度(temporal coherence length)或能量分散尺寸(energy dispersion size)為T。T可視為波長λ乘上特性射線光子能量E再除以特性射線的線寬Λ Ε，而可得到一完整的相位差2 π:
[0073]T ~λ Ε/ΔΕ
[0074]在Ε/ΛΕ~5，500，Τ~0.31μπι其ΛE~4eV(是Oakridge國家實驗室測得的數據)的情況下一半波長H的相位差為0.62 μ m，T的同調量級小于空間同調長度P。當空間的分散必定包含在每一檢測器的像素中時，全時間性的同調并非是必要的。對于軟組織的X光成像對比，一個H相位差可以使對比增強3個強度量級，即使在時商對比中下降了一個量級，其相位差仍然還可用較高能的光子達到有用的成像對比。也就是使用具有50%的穿透率的銀靶材的光子束來穿透乳房組織，而非現有的乳房攝影的5%穿透率，仍可提供足夠的圖像對比并且單就上述條件來考量，可以使組織輻射吸收劑量上降低19倍。
[0075]最后，估算乳房組織的折射率的變化所造成的相位差。從以上所考慮的估算可知，在6微米的空間的同調長度中有100，000個波長，或是在0.6微米的時商的同調長度中有10，000個波長，這表示由于折射率的變化(真空的dielectric常數□是I而水的□為80 ；□和折射率同步增減)，因上述十萬個波長的一部分或是一萬個波長的一部分所造成的光子速度的變化而得到的一個完整η相位差在2%的陰影變化下將遠小于單細胞(ΙΟμπι)的大小。然而，真實圖像的評估必須通過對乳房的虛置成像(imaging the breat phantom)而加以實驗性地估算，而此虛置則包含了所有曝光成像的各種不同項目或條件。
[0076]圖4為圖1實施例所提到的穿透型廣角X光管的結構圖。穿透型X光管10包括真空的殼體11、陽極12、穿透型標靶14以及陰極13。陽極12設置在殼體11中的端部窗口16可設有多個X-光發(fā)光點，即X射束B1, B2,...(如圖2所示)。穿透型標靶14設置在陽極12上，穿透型標靶14包括至少一箔片14a (圖3中以示出一箔片14a為例)。陰極13設置在殼體11中，適于可由光子幫助的電子(LED assisted filament)發(fā)射沿著殼體11中的一路徑R行進的電子束e，以撞擊并生成一組或多組X射束15，之后X射束15經過端部窗口 16尚開殼體11。
[0077]進一步來說，電子束e聚焦在陽極12上的穿透型標靶14的一個或多個小區(qū)域上，也即區(qū)域S或SA，SB，...(如圖2所示)。區(qū)域S形成X射束15的發(fā)射焦點區(qū)域，在本實施例中，穿透型X光管10具有微小的(sharp)X射束15的發(fā)射焦點區(qū)域，例如可以小于50微米(50microns)o
[0078]請配合參照圖2中所示的，上述所提到的X射束15的發(fā)射區(qū)域即為X射束源SA、Sb的焦點。小的發(fā)射區(qū)域能夠造成分辨率高的相位差對比成像，因此本實施例的穿透型X光管10的電子束e能聚焦在微小的區(qū)域S，進而形成小焦點的X射束源SA、Sb，提供分辨率高的相位差對比成像。
[0079]圖5及圖6示出X光相位對比成像系統另兩種實施方式的示意圖，每一對比成像系統的單一 X光光源在不同位置上分別對組織進行照射以取得圖像信息。圖5實施例的X光相位對比成像系統200使用到一個穿透型X光管10 (該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管)，然后通過穿透型X光管10內部的設計，使得電子束e分別打擊到穿透型標靶14上的兩個位置，以形成X射束源SA、SB，進而提供從第一方向D1照射組織O的X射束B1以及從第二方向D2照射組織O的X射束B2。
[0080]進一步而言，在組織O上的任意目標區(qū)域(例如圖5中的O1及O2)可經由X射束B2產生兩個不同視角且相近的兩個X光圖像信息，也即第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2。在第一 X光圖像信息I1中，組織O的目標區(qū)域O1及O2分別在二維圖像檢測陣列20上形成圖像點I1A、Iibo而在第二 X光圖像信息I2中，組織O的目標區(qū)域O1及O2分別在二維圖像檢測陣列20上形成圖像點I2A、I2bo圖6實施例的X光相位對比成像系統300也使用一個穿透型X光管10 (該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管)，然后此穿透型X光管10分別再兩個位置P3、P4上提供從第一方向D1照射組織O的X射束B1以及從第二方向D2照射組織O的X射束B2。
[0081]圖7示出X光相位對比成像系統和其實施方式的示意圖。其中該成像系統的單一X光光源在不同電壓的電子束轟擊多種物料組成的多層靶材以產生出不同單色光子能量的光源發(fā)自不同的焦點層去照射組織以取得不同的圖像信息以便處理后能得到組織的特性成像；與圖2、5及6的對比成像系統實施例不同的是，圖7中的成像系統的單一 X光光源以不同的焦點的X射束照射組織以取得圖像信息。圖7實施例的X光相位對比成像系統400也使用一個穿透型X光管10 (該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管)，然后在不變動穿透型X光管10位置的情況下，通過調整其電子kVp可打在多層靶材的不同深度來達到激發(fā)不同靶材不同的單色X-光光源的遠近，分別提供具有第一焦點Fl的X射束BI及具有第二焦點F2的X射束B2照射在組織O上。舉例來說，由不同光子能量取得的圖像，把圖像相增相減后，某些圖像特色可能呈現，如可能可把管狀組織(Tubular)結構消除掉以呈現更清晰的腫瘤(tumor)或囊腫(cyst)。
[0082]同樣地，在組織O上的任意目標區(qū)域(例如圖7中的O1及O2)可經由不同焦點的X射束B” B2產生兩個不同但相關的X光圖像信息，也即第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息12。在第一 X光圖像信息I1中，組織O的目標區(qū)域O1及O2分別在二維圖像檢測陣列20上形成圖像點I1A、I1B。而在第二 X光圖像信息I2中，組織O的目標區(qū)域O1及O2分別在二維圖像檢測陣列20上形成圖像點I2A、I2B。
[0083]如上述，由圖5、6及7的對比成像系統實施例中所分取得的組織O的第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2，可參考圖2實施例的說明，而將圖像信息I1及I2進行比較后，定義立體像素(voxels),由像素(pixels)轉成立體像素而合成一立體X光圖像，因而在此不再重復敘述。
[0084]圖8顯示電子撞擊 標靶所產生的陽極輻射隨著電子束能量變化的情形。請配合參照圖6及圖8，當穿透型X光管10施加一百伏特(Volts)的電性偏壓時，電子已達光束的百分之二。一般的X-光管內的電子具有一百個千伏電壓(IOOkeV即十萬eV)的能量時電子的速度已很近光速。因為電子的能量由于接近光速，相對論的時空坐標變換效應便浮現，也即X-光的發(fā)光強度軌跡。e撞擊穿透型標祀14所產生的陽極非特性福射(Bremsstrahlung)的軌跡會沿著電子運動方向(例如圖8中的方向Z)上向前傾，如同圖8中的軌跡圖案V。換言之，在圖4的穿透型X光管10中，通過穿透型標靶14可產生錐狀的廣角X射束15。進一步來說，X射束15直接從穿透型標靶14的一面輻射出，如此整個錐狀X射束15可被完整的利用于相位差對比成像。具體而言，圖4的穿透型X光管10可產生張角達160度以上的寬角度錐狀X射束15。
[0085]由于穿透型X光管10 (該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管)所能產生角度極寬的錐狀X射束15，使得X光照射范圍增加，發(fā)光點和物距接近，成像放大率增高。如此一來，在圖1實施例的X光相位對比成像方法中，利用兩道X射束BpB2來取得第一 X光圖像信息I1及第二 X光圖像信息I2能更有效率，然后進一步地通過簡單的運算處理產生立體X圖像，如此還能減低X光相位對比成像方法所需的成本。
[0086]圖9 (a)、圖9 (b)、圖10 (a)及圖10 (b)為穿透型廣角X光管所產生X射束的能譜。請同時參照圖9 (a)、圖9 (b)、圖10 U)、圖10 (b)及圖4，以組織為乳房而言，穿透型X光管10的穿透型標靶14的材質可為鑰、銀或者鎘Cadium (Cd)。進一步來說，圖9(a)及圖9 (b)顯示出穿透型標靶為鑰的情形時，隨著不同能量的電子束，穿透型X光管所產生的廣角X射束的熒光能譜。圖10 (a)及圖10 (b)顯示出穿透型標靶為銀的情形時，隨著不同能量的電子束，穿透型廣角X光管所產生X射束的突光能譜(fluorescent photonspectrum)。
[0087]穿透型X光管10所產生的X射束15包括相對高通量的特性射線(characteristicline emissions)及相對低通量的非特性射線(Bremsstrahlung,簡稱brem),其中兩者各包括通過電子撞擊祀材層所產生的一次福射(primary radiation)及因祀材表面層吸收先前非特性福射后所產生的突光福射(fluorescent radiation)。特性射線與非特性射線的通量比至少為5:1。穿透型X光管10中的電子束e的能量超過特性X射線的能量的兩倍，且穿透型標靶14的厚度至少為2.1微米(microns)。此外，穿透型標靶14的厚度大于被電子束e穿透穿透型標靶14的深度，較佳的有效厚度t是約兩倍。
[0088]值得一提的是，上述特性X射線是電子撞擊靶材原子所產生剛好低于吸收邊界(absorption edge)的特定能量的X射線,這些光子能輕易地穿透具有最小吸收值的革巴材，而非特性X射線光子為連續(xù)光譜的X射線，常受阻于靶材，因此穿透型標靶14本身具有吸收高能量光束以熒光輻射出特性射線的功能，并在過程中過濾掉大部分低能量的射束15，當高能量的非特性射線轉換為熒光輻射時，因此進而可增強X射束能譜中的特性X射線，而減少非特性X射線。穿透型標靶14將使得X射束能譜中的特性X射線所占的比例大為增加，也即能產生高亮度而能譜不移動的單色特性X射線。對于相位差對比成像而言，能譜同調性高的特性X射束是重要的，該特性X射線的線寬僅有數個電子伏特(eV)，以創(chuàng)造出一真實的空間同調性長度，該長度可以被如前述所討論的檢測器像素所覆蓋。通過改善成像對比的相位差干涉，進而簡化一般的X光成像，特別是乳房攝影。
[0089]請繼續(xù)參照圖9 (a)、圖9 (b)、圖10 (a)及圖10 (b)，在圖9 (a)及圖9 (b)的實施例中，穿透型標祀14為鑰材質且厚度2.1微米(microns)。在圖10 (a)及圖10 (b)的實施例中，穿透型標祀14為`銀材質且厚度41微米(microns)。從圖9 (a)、圖9 (b)、圖10 (a)及圖10 (b)可得知在增加穿透型X光管10 (該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管)的電壓的情形下，X射束能譜中的特性X射線的出現的位置(光子能量)保持不變，而且特性X射線的強度增加許多。精確而言，一些X光管會利用額外的過濾元件來過濾連續(xù)的X射線(continuum X-rays)，但卻也降低特性X射線的強度。然而，穿透型X光管10則可以通過提高光管的電壓，在增加光子光譜中的特性線形射線情形下，而進一步的取得高比例的特性射線。
[0090]另一方面，在圖2中，若X射束BpB2是單色的，如此可減低連續(xù)X射線對于組織O的輻射影響，進而降低組織O所吸收的輻射劑量(即皮膚劑量，skin dose)。進一步而言，對于組織O為軟組織而言，較高能量的X射束B2有相對較高的穿透性及較低的輻射吸收劑量。換言之，較高能量的X射束BpB2能降低組織O上的線性能量的轉移(LET，linearenergy transfer),進而減少(約20倍)組織O因X射束B1' B2而吸收的福射劑量。通過穿透型標靶14材質的選擇，圖4的穿透型X光管10可產生單色、高能量且寬張角的X射束15，如此一來，在圖2、圖5及圖6實施例的X光相位對比成像系統100、200、300中，組織O所吸收的輻射劑量可有效的減低。
[0091]此外，對于利用X光陰影的差異來取得圖像信息而言，軟組織(例如乳房)經常需要持續(xù)擠壓，以讓X光能穿過軟組織相同厚度并且傳送到檢測器，而圖1實施例的X光相位對比成像方法中將穿透型X光管(如圖4的穿透型X光管10(該穿透型X光管10為穿透型廣角X光管))用于相位差對比成像，如此可以免于軟組織(例如乳房)在X光相位對比成像時所需的擠壓。
[0092]綜上所述，本發(fā)明提出的X光相位對比成像方法及X光相位對比成像系統，是利用具有高量度特性X射線的穿透型廣角X光管所產生的X射束分別從第一方向及第二方向照射組織，以產生第一 X光圖像信息及第二 X光圖像信息。如此一來可簡易地產生立體X圖像還能降低組織的X射束劑量。
[0093]本發(fā)明的X光相位對比成像的方法是利用高通量特性X射線以不同方位或對焦位置照射組織以產生不同的X光圖像信息，之后再將不同的X光圖像信息進行比較以定義立體像素而形成立體X光圖像。利用X光相位差對比對軟組織成像，其圖像對比度可增加數個量級并使所使用的高能光子束的線性能量轉移大幅減少，因此傳送到組織的輻射劑量也大幅減少。
[0094]此外，創(chuàng)新雙錐束斷層掃描法使用了成本相當低的設備，并在不須移動目標及擠壓乳房的情況下即可利用電子聚焦點的切換進行兩次連續(xù)的觀察，而可以得到兩個連續(xù)的高分辨率圖像，依次存儲后由電腦比對而達到三維的有直感的圖像。
[0095]最后應說明的是:以上各實施例僅用以說明本發(fā)明的技術方案，而非對其限制；盡管參照前述各實施例對本發(fā)明進行了詳細的說明，本領域的普通技術人員應當理解:其依然可以對前述各實施例所記載的技術方案進行修改，或者對其中部分或者全部技術特征進行等 同替換；而這些修改或者替換，并不使相應技術方案的本質脫離本發(fā)明各實施例技術方案的范圍。
【權利要求】
1.一種X光相位對比成像的方法，其特征在于，包括: 提供至少一X光管； 引發(fā)該X光管產生一 X射束，并使該X射束分別以第一方向及第二方向照射在一組織以得到一第一 X光圖像信息及一第二 X光圖像信息，其中該X射束的特性X射線及連續(xù)X射線的通量比至少為5:1;以及 利用一二維圖像檢測陣列依續(xù)接收該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，并將該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息進行比較且定義立體像素后而形成一立體X光圖像。
2.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該X光管，包括: 一真空的殼體； 一陽極，設置在該殼體中的端部窗口 ； 一穿透型標靶，設置在該陽極上，該穿透型標靶包括至少一箔片；以及 一陰極，設置在該殼體中，適于發(fā)射沿著該殼體中的一路徑行進的該電子束，撞擊該穿透型標靶，而產生穿過該端部窗口的該X射束。
3.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該組織為軟組織。
4.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該標靶的材質為鑰、銀或鎘。
5.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該X射束為廣角錐狀X射束。
6.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該特性X射線為單色X射線。
7.根據權利要求1所述的X光相位對比成像方法，其特征在于，該組織為乳房。
8.一種X光相位對比成像系統，適于對一組織進行成像，其特征在于，該X光相位對比成像系統包括: 一個二維圖像檢測陣列；以及 兩個X光管，分別位于第一位置與第二位置上，各適于產生一 X射束且分別以第一方向與第二方向依續(xù)照射在該組織，以分別產生第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息被該二維圖像檢測陣列所接收， 其中每一 X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發(fā)射電子束而轟擊該陽極上的該穿透型標靶以產生該X射束的陰極，該X射束的特性X射線及連續(xù)X射線的通量比至少為5:1。
9.根據權利要求8所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該電子束的能量超過兩倍于該特性X射線的能量，且該穿透型標靶的厚度至少為2.1微米。
10.根據權利要求8所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該穿透型標靶的厚度大于該電子束穿透該穿透型標靶的深度。
11.根據權利要求8所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該標靶的材質為鑰、銀或者鎘。
12.根據權利要求8所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該X射束為廣角錐狀X射束。
13.根據權利要求8所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該特性X射線為單色X射線。
14.一種X光相位對比成像系統，適于對一組織進行成像，其特征在于，該X光相位對比成像系統包括: 一個二維圖像檢測陣列；以及 一個穿透型X光管，適于產生一 X射束，分別于第一位置與第二位置上使該X射束分別以第一方向與第二方向依續(xù)照射于該組織，以分別產生第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息被該二維圖像檢測陣列所接收， 其中每一穿透型X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發(fā)射電子束而轟擊該陽極上的該穿透型標靶以產生該X射束的陰極，該X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5:1。
15.根據權利要求14所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該電子束的能量超過兩倍于該特性X射線的能量，且該穿透型標靶的厚度至少為2.1微米。
16.根據權利要求14所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該穿透型標靶的厚度大于該電子束穿透該穿透型標靶的深度。
17.根據權利要求14所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該標靶的材質為鑰、銀或鎘。
18.根據權利要求14所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該X射束為廣角錐狀X射束。
19.根據權利要求14 所述的X光相位對比成像系統，其特征在于，該特性X射線為單色X射線。
20.一種X光相位對比成像的方法，包括: 提供至少一X光管； 引發(fā)該X光管而分別產生具有不同焦點的一第一 X射束及一第二 X射束，該第一 X射束及該第二 X射束分別照射于一組織以得到一第一 X光圖像信息及一第二 X光圖像信息，其中該第一 X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5:1，該第二 X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5:1 ;以及 利用一二維圖像檢測陣列接收該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息，并將該第一 X光圖像信息及該第二 X光圖像信息進行比較且定義立體像素后而形成一立體X光圖像。
【文檔編號】A61B6/02GK103800024SQ201310548562
【公開日】2014年5月21日 申請日期:2013年11月6日 優(yōu)先權日:2012年11月7日
【發(fā)明者】王家琦 申請人:和鑫生技開發(fā)股份有限公司