X光相位差对比成像的方法及其系统 |
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| 申请号 | CN201310548562.5 | 申请日 | 2013-11-06 | 公开(公告)号 | CN103800024B | 公开(公告)日 | 2017-12-15 |
| 申请人 | 和鑫生技开发股份有限公司; | 发明人 | 王家琦; | ||||
| 摘要 | 本 发明 提供一种X光 相位 差对比成像的方法及其系统。该X光相位对比成像的方法是利用高通量特性 X射线 以不同方位或焦距照射组织以产生不同的X光图像信息，之后再将不同的X光图像信息进行比较以定义立体 像素 而形成立体X光图像。利用X光 相位差 对比对软组织成像，其图像 对比度 可增加数个量级并使所使用的高能 光子 束的线性 能量 转移大幅减少，因而减少组织 辐射 剂量。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种X光相位对比成像的方法，其特征在于，包括： |
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| 说明书全文 | X光相位差对比成像的方法及其系统技术领域背景技术[0002] 乳房摄影（Mammography）是利用低剂量（约为0.7毫西弗）的X光检查人类（主要是女性）的乳房，它能检测各种乳房肿瘤、囊肿等病症，有助于早期发现乳癌，并降低其死亡率。 [0003] 乳房摄影术一如其他X光检查，是以游离性辐射穿透人体成像，由放射科医师分析图像是否有异常。虽然不断改良，乳房摄影术在医学界依旧累积了不少反对声浪，尤其针对它偏高的误判率与检查中所用到的辐射线。乳房摄影术的伪阴性率（有癌症而未检出）至少有10%，部分是因为小肿瘤被致密的组织遮掩，而且摄影时肿瘤的图像会和大量的正常组织重叠，不易分辨。此外，也有少数患者出现伪阳性（有异常，但非癌症）。 [0005] 另一方面，数位乳房摄影设备单价甚高，而且全世界每年会销售3300个乳房摄影设备，这形成一个庞大的市场。若能发展低成本且具有高立体分辨率的乳房摄影设备，市场规模将更加的扩大并造福所有的女性。 发明内容[0006] 本发明提供一种X光相位对比成像方法，其具有低成本和低辐射剂量以及实感的高分辨率的特色。 [0007] 本发明提供一种X光相位对比成像系统，其具有低成本和低辐射剂量以及实感的高分辨率的特色。 [0008] 本发明一实施例提出一种X光相位对比成像方法。X光相位对比成像方法包括下列步骤。首先，提供至少一穿透型X光管。然后引发穿透型X光管产生一X射束，并使X射束分别从一第一方向及一第二方向照射于一组织以得到一第一X光图像信息及一第二X光图像信息。该X射束包括相对高通量的特性X射线以及相对低通量的非特性X射线。该特性X射线的通量与该非特性X射线的通量的通量比至少为5：1。接着利用一二维图像检测阵列接收该第一X光图像信息及该第二X光图像信息，并将该第一X光图像信息的存储及该第二X光图像信息的存储进行比对且定义立体像素(voxels)后而形成一立体X光图像。 [0009] 在本发明的一实施例中，穿透型X光管包括一真空的壳体；一阳极，设置在该壳体中的端部窗口；一穿透型标靶，设置在该阳极上，该穿透型标靶包括至少一箔片；以及一阴极，设置在该壳体中，适于发射沿着该壳体中的一路径行进的该电子束，撞击该穿透型标靶，而产生穿过该端部窗口的该X射束。 [0010] 本发明一实施例提出一种X光相位对比成像系统，适于对一组织进行成像。X光相位对比成像系统包括一个二维图像检测阵列以及两个穿透型X光靶/光管。两个穿透型X光靶/光管，分别位于一第一位置与一第二位置上，各适于产生一X射束且分别以一第一方向与一第二方向照射于组织，以分别产生一第一X光图像信息及一第二X光图像信息，第一X光图像信息存储及第二X光图像信息存储被该二维图像检测阵列所接收，其中每一穿透型X光管包括一配置在一阳极上的穿透型标靶，以及一能发射电子束而轰击阳极上的穿透型标靶以产生X射束的阴极，X射束包括相对高通量的特性X射线以及相对低通量的非特性X射线，特性X射线的通量与非特性X射线的通量的通量比至少为5：1。 [0011] 本发明一实施例提出一种X光相位对比成像系统，适于对一组织进行成像。X光相位对比成像系统包括一个二维图像检测阵列以及一个穿透型广角X光管。穿透型广角X光管适于产生一X射束，其分别在第一位置与第二位置上使X射束分别由第一方向与第二方向较近距离地照射于组织，以分别产生第一X光图像信息及该第二X光图像信息，第一X光图像信息及第二X光图像信息被该二维图像检测阵列所接收，其中每一穿透型X光管包括配置在一阳极上的穿透型标靶，以及能发射电子束而轰击阳极上的穿透型标靶以产生X射束的阴极，X射束包括相对高通量的高能量特性X射线以及相对低通量的非特性X射线，特性X射线的通量与非特性X射线的通量的通量比至少为5：1。 [0012] 本发明一实施例提出一种X光相位对比成像方法。X光相位对比成像方法包括下列步骤。首先，提供至少一X光管。接着，引发X光管而分别产生具有不同焦点的一第一X射束及一第二X射束，第一X射束及第二X射束分别照射于一组织以得到一第一X光图像信息及一第二X光图像信息，其中第一X射束的特性X射线及非特性X射线的通量比至少为5：1，第二X射束的特性X射线及非特性X射线的通量比至少为5：1。接着，利用一二维图像检测阵列接收第一X光图像信息及第二X光图像信息，并将第一X光图像信息及第二X光图像信息进行对比而定位义立体像素进而形成一立体X光图像。 [0013] 在本发明的一实施例中，上述的组织为乳房。上述的组织为软组织。上述的穿透型标靶的厚度大于电子束穿透型标靶的穿透深度。上述的电子束的能量超过两倍于特性X射线的能量，且穿透型标靶的厚度至少为2.1微米(microns)。上述的标靶的材质为钼或者钌(Ruthenium)或银或镉(Cadnium)。上述的X射束为广角锥状X射束。上述的特性X射线为单色X射线。 [0014] 基于上述，本发明提出的X光相位对比成像方法及X光相位对比成像系统，是利用具有高通量特性X射线的广角穿透型X光管所产生的X射束分别从第一方向及第二方向照射组织，以产生第一X光图像信息及第二X光图像信息。如此一来可简易地产生立体X图像还能降低X射束对于细胞组织造成的辐射影响。附图说明 [0015] 图1为本发明X光相位对比成像方法的流程图的一实施例； [0017] 图3示出出X光图像信息的形成机制； [0018] 图4为图1实施例所提到的穿透型广角X光管的结构图； [0019] 图5及图6示出X光相位对比成像系统另两种实施方式的示意图，每一对比成像系统的单一X光光源在不同位置上分别对组织进行照射以取得图像信息； [0020] 图7示出X光相位对比成像系统和其实施方式的示意图。其中该成像系统的单一X光光源在不同电压的电子束轰击多种物料组成的多层靶材以产生出不同单色光子能量的光源发自不同的焦点层去照射组织以取得不同的图像信息以便处理后能得到组织的特性成像； [0021] 图8显示电子撞击标靶所产生的阳阳极辐射随着电子束能量变化的情形； [0022] 图9(a)及9(b)显示出穿透型标靶为钼的情形时，随着不同能量的电子束，穿透型X光管所产生X射束的荧光能谱； [0023] 图10(a)及10(b)显示出穿透型标靶为银的情形时，随着不同能量的电子束，穿透型X光管所产生X射束的荧光能谱。 [0024] 附图标记说明： [0025] 10：穿透型X光管； [0026] 11：空的外壳； [0027] 12：阳极； [0028] 13：阴极； [0029] 14：穿透型标靶； [0030] 14a：箔片； [0031] 15、B、B1、B2：X射束； [0032] B’、B”：部分X射束； [0033] 16：端部窗口； [0034] 20：二维图像检测阵列； [0035] 100、200、300：X光相位对比成像系统； [0036] S110、S120、S130：步骤； [0037] A：重叠的区域； [0038] D1：第一方向； [0039] D2：第二方向； [0040] e：电子束； [0041] F：干涉强度图案； [0042] F1：第一焦点； [0043] F2：第二焦点； [0044] I1：第一X光图像信息； [0045] I2：第二X光图像信息； [0046] I1A、I1B、I2A、I2B：图像点； [0047] O：组织； [0048] O1、O2：目标区域； [0049] P1、P2、P3、P4：位置； [0050] PL：像素线； [0051] R：路径； [0052] S：区域； [0053] SA、SB、S：X射束源； [0054] SL：扫描线； [0055] V：轨迹图案； [0056] Z：方向。 具体实施方式[0057] 为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特举实施例，并配合附图作详细说明如下。然而本发明也可以多种不同的方式实施，故不应被解释为受限于以下的实施例。事实上，下列的实施例要以更多详实完整的方式来显示及图解本发明的内容，并以此完全传达本发明的范围给一般熟悉技术者。在详细揭露之前，将提供相位差对比其物理学上简要的估算方式的说明。在此要说明的是，在所附图式中，为能明确表达本发明的特征，每一层及每一区域的尺寸及相对尺寸可能有放大的显示。 [0058] 图1为本发明X光相位对比成像方法的流程图的一实施例。图2为应用X光相位对比成像方法的一种X光相位对比成像系统实施方式的示意图。请同时参照图1及图2。本实施例的X光相位对比成像方法包括下列步骤。首先，提供至少一具有高通量特性X射线的穿透型X光管10（步骤S110）。接着，引发穿透型广角X光管10产生X射束B1、B2，并使广角X射束B1从第一方向D1照射于组织O以得到第一X光图像信息I1，且使广角X射束B2从第二方向D2照射于组织O以得到第二X光图像信息I（2 步骤S120）。然后，利用二维图像检测阵列20接收第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2，并将第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2进行比较后，定义立体像素(voxels)，由像素(pixels)转成立体像素而合成一立体X光图像（步骤S130）。 [0059] 具体而言，在图2实施例的X光相位对比成像系统100中，组织O置放在两个X射束源SA、SB与一个二维图像检测阵列20之间。在本实施例中，X射束源SA、SB分别位于两个位置P1、P2上而由两个相同的穿透型X光源焦点/光管10所提供，并且在组织的表面上放置一个大小约1毫米(mm)的金属标签，以做为校正(calibrate)图像坐标的参数。X射束源SA、SB相继地发出两道X射束B1、B2，而X射束B1、B2分别从第一方位D1及第二方位D2照射于组织O，进而产生第一X光图像信息I1，存储后，又产生第二X光图像信息I2并存储，再利用一个二维图像检测阵列20来对比存储中的第一X光图像I1及第二X光图像I2。 [0060] 因为二维图像检测阵列20与金属标签相距的距离不同于二维图像检测阵列20与目标区域O1相距的距离，因此图像点I1A、I1B所呈现的放大因子与图像点I2A、I2B呈现的放大因子不同。若在二维图像检测阵列20上将图像点I1A、I1B、I2A、I2B作线性位移以致重合，二维图像检测阵列20不仅能传送出二维的图像资料，还具有目标区域O1的放大因子。换言之，通过图像点I1A、I1B、I2A、I2B的二维线性重合便传送出三维空间中的图像点的Z坐标而形成立体图像。 [0061] 举例而言，请参照图2，在图像处理中，从二维图像检测阵列20上，选取由金属标签在第一X光图像存储I1中及第二X光图像存储I2中所产生的图像点I1A及I2A，并建立I1A-I2A的连线。接着在二维图像检测阵列20上建立与I1A-I2A连线平行的像素线(pixel line)PL，并将所有的像素设定对应的线座标(line coordinate)。另外，在二维图像检测阵列20上建立平行于I1A-I2A连线的扫描线阵列(scanning line)SL。 [0062] 如图2所示，当上述扫描线SL与上述像素线PL对比时，可以辨识出所有与I1A-I2A连线相似的图像对(image pair)，举例而言，组织O的目标区域O1在第一X光图像信息I1中及第二X光图像信息I2中所产生的图像点I1B及I2B及I1B-I2B连线可以由此被确认出来。利用上述的图像对(包括I1A-I2A连线及I1B-I2B连线)，可以提供目标区域O1在组织O上的立体位置(3-D position)，并且在图像处理上，计算机可以找到目标区域O1和金属标签的距离，因而将此位置定义做为一个立体像素点(voxel point)，而组织O上其他区域的立体位置及相对应的立体像素点也将被一个接一个(one-by-one)的确认出来，因此可以确认整个组织O的立体图像的结构(3-D image structure)。 [0063] 然而本发明不以上述的说明为限，在其他的实施例中，利用二维图像从不同焦点所造成的不同的图像像素来检测阵列20可有其他合适的演算处理方式来传送出立体X光图像。这做法和一般计算机断层扫描(computed Tomography，CT)的扇阵(Fan Beam)断层扫描一次又一次地叠加把二维图像像素叠加起来成立体像素，一次又一次地被X光辐射。本发明是把二次二维的图像象素乘起来而不仅是加起来以确立立体的三维像素成像。 [0064] 在图1实施例的X光相位对比成像方法中，第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2是相位差对比成像（phase-shifted contrast imaging）信息。以下针对相位差对比成像作仔细的说明。图3示出出X光图像信息的形成机制，请参照图3，仔细而言，相位差对比成像是利用X光对于物质的折射率的特性。当同调(coherent)X射束B照射组织O时，由于组织O的各区域与组织O周围对于X射束B有不同的折射率，穿过组织O的X光束B’和穿过组织O周围的X光束B”之间有了不同光速造成的相位差，使X光束B’和X光束B”因相位差的关系在重叠的区域A上互相干涉，因而形成X光干涉强度图案F。换言之，在图2的实施例所提的，X射束B1、B2分别从第一方向D1及第二方向D2照射于组织O后，因组织O各部位对于X光的光速有所不同，便形成带有干涉信息的第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2。 [0065] 相较于利用组织对于X光吸收量的阴影(shadow)差异来取得图像信息，相位差对比成像将能提供更高的图像对比。尤其组织对于X光吸收量的差异小的情况下，该组织例如是乳房的软组织，相位差对比成像还可以获得清晰的X光图像信息。在X光相位对比成像方法中，组织O可以是软组织，也即由低原子序（low Z）元素所构成的组织。举例而言，乳房便是软组织的一个例子。相位差对比成像的物理原理说明如下。 [0066] 现有的乳房摄影并未使用相位差成像对比的方法。现有的乳房摄影其中有近95%的X光射出(effluence)为乳房组织所吸收，仅有剩余的5%X光射出可到达图像检测器。例如因囊肿(cyst)、肿瘤(tumor)或脂肪中的管状组织(tubular tissues)等所造成的组织吸收差异有2%，将使得到达检测器的X光光子(photons)由5%减少到3%，因此穿过组织的5%和3%的光子会在检测器上形成阴影对比。如果组织可以吸收50%的高能光子束(high energy photon beam)，这表示通过脂肪其余的50%或是通过肿瘤其余的49%高能光子束将被检测器所接收，两者如此低的阴影差异无论如何是不会产生清晰的肿瘤图像。换句话说，为了让少量剩余的X光射出能成像，现有的乳房摄影变成是在“油炸”乳房组织。现有的乳房摄影管每次照射是使用约等于100毫安培每秒(mAs)的电力，并且在0.5秒内曝光，其中X光管电流约等于200毫安培(mA)，使用22-28千伏(kV)的管电压，其对于X光管靶材的热负载(thermal load)接近5千瓦(kW)，这表示X光管必须采用转动式的阳极盘(rotational anode disk)，以将热负载分散到较大的靶材区域。这也同时表示阳极盘上的电子束(e-beam)靶焦点大小不能聚得比500微米(μm)更小。 [0067] 虽然不同波长的光子(多色)并不是像有人认为的那么重要(以下将说明)，但是要以穿透式光管形成相位差成像对比，X光产生层的厚度及检测器像素尺寸必须保持在可让波长相当同调的程度，如此可使得光子束有足够的同调性以进行干涉。X光束焦点的尺寸(也就是阳极电子束靶的大小)必须够大才能分散热负载，相较于现有的乳房摄影光管，事实上对穿透式X光管此问题不大，这是因为两者在个别形成图像所需的能量层级(power level)是有差异的。 [0068] 对于穿透式乳房摄影光管，绝大多数特性射线的光谱几乎与电子束电压的变异(variations)无关，因此光管电压可以提升至80-100千伏(kV)，而非限制在20-28千伏(kV)的范围内，因此不需外加滤波器(filter)就以达到想要的光谱，由此相对增加光亮度近一倍，也不会让整个光束的亮度下降。现有的乳房摄影光管在较高的光管电压下会增强光管的光射出(单位kVp)达到2.1个次方，或是效率上增加3.6倍。本发明的穿透式光管在光束传导上也提供广视角的单一射线，检测器可以放置在靠X光焦点较近的位置上而射线仍可覆盖整个组织，这将可以在检测器上增益两倍的光子数。 [0069] 由增高kVp不用过滤器和缩减光距，三者相加增效成一个量级，以及高能光子达到检测仪功能的一个量级，这百倍的利用X光的增效，让穿透式X-光光管用电可以从6千瓦(kW)降到100瓦(w)以下。相位差对比最重要的是在相位差干涉中形成对比，这将可以使得一般阴影的差异强度增强好几个量级，最终X光的光子可以被分离出来，而让乳房组织和检测器以例如50比50的方式平均分配X光束，而不是如前述的95比5。由相同的检测器的计数所记录到的光子分量(fraction)其强度量级的增加，代表整个X光光管所需输出强度量级的减少。结合上述的估算，因此穿透式乳房摄影光管所需的能量或者是X光管的热负载可减少二个强度量级，就是从5千瓦降低到只有100瓦以下。如此一个能量降低的结果不仅仅使在乳房组织上的辐射剂量下降19倍，而且得到一个不需要装配转动阳极以及能量供给更小、更简化的X光管，可以以很低的成本装配在仪器设备上。 [0070] 更特别的是，相位差成像对比需要空间上及时间上的同调。假设一个X光光子的一平面波波长为λ，行进方向和该平面正交(orthogonal)，由光源到目标(检测器的像素)的距离为d。空间的同调性需要光源层具有不同的发光点，其中穿透式靶材的有效厚度为t，且其并非是作为电子束聚焦以产生库立兹X光(Coolidge X-rays)的区域，如此将可满足许多同调性的条件。光源层的厚度与检测器像素的大小P有关，以产生空间的同调性(spatial coherency)或是作为光分散的长度(dispersion length)，其中 [0071] d=50cm,t=5μm及λ(Ag的K值)=1.24μm/22000 [0072] 接下来，考虑光束的纯度，也就是时间同调长度(temporal coherence length)或能量分散尺寸(energy dispersion size)为T。T可视为波长λ乘上特性射线光子能量E再除以特性射线的线宽ΔE，而可得到一完整的相位差2π： [0073] T～λE/ΔE [0074] 在E/ΔE～5,500，T～0.31μm其ΔE～4eV(是Oakridge国家实验室测得的数据)的情况下一半波长π的相位差为0.62μm，T的同调量级小于空间同调长度P。当空间的分散必定包含在每一检测器的像素中时，全时间性的同调并非是必要的。对于软组织的X光成像对比，一个π相位差可以使对比增强3个强度量级，即使在时商对比中下降了一个量级，其相位差仍然还可用较高能的光子达到有用的成像对比。也就是使用具有50%的穿透率的银靶材的光子束来穿透乳房组织，而非现有的乳房摄影的5%穿透率，仍可提供足够的图像对比并且单就上述条件来考量，可以使组织辐射吸收剂量上降低19倍。 [0075] 最后，估算乳房组织的折射率的变化所造成的相位差。从以上所考虑的估算可知，在6微米的空间的同调长度中有100,000个波长，或是在0.6微米的时商的同调长度中有10,000个波长，这表示由于折射率的变化(真空的dielectric常数□是1而水的□为80；□和折射率同步增减)，因上述十万个波长的一部分或是一万个波长的一部分所造成的光子速度的变化而得到的一个完整π相位差在2%的阴影变化下将远小于单细胞(10μm）的大小。然而，真实图像的评估必须通过对乳房的虚置成像(imaging the breat phantom)而加以实验性地估算，而此虚置则包含了所有曝光成像的各种不同项目或条件。 [0076] 图4为图1实施例所提到的穿透型广角X光管的结构图。穿透型X光管10包括真空的壳体11、阳极12、穿透型标靶14以及阴极13。阳极12设置在壳体11中的端部窗口16可设有多个X-光发光点，即X射束B1，B2，…(如图2所示)。穿透型标靶14设置在阳极12上，穿透型标靶14包括至少一箔片14a（图3中以示出一箔片14a为例）。阴极13设置在壳体11中，适于可由光子帮助的电子(LED assisted filament)发射沿着壳体11中的一路径R行进的电子束e，以撞击并生成一组或多组X射束15，之后X射束15经过端部窗口16离开壳体11。 [0077] 进一步来说，电子束e聚焦在阳极12上的穿透型标靶14的一个或多个小区域上，也即区域S或SA，SB，…(如图2所示)。区域S形成X射束15的发射焦点区域，在本实施例中，穿透型X光管10具有微小的(sharp)X射束15的发射焦点区域，例如可以小于50微米（50microns）。 [0078] 请配合参照图2中所示的，上述所提到的X射束15的发射区域即为X射束源SA、SB的焦点。小的发射区域能够造成分辨率高的相位差对比成像，因此本实施例的穿透型X光管10的电子束e能聚焦在微小的区域S，进而形成小焦点的X射束源SA、SB，提供分辨率高的相位差对比成像。 [0079] 图5及图6示出X光相位对比成像系统另两种实施方式的示意图，每一对比成像系统的单一X光光源在不同位置上分别对组织进行照射以取得图像信息。图5实施例的X光相位对比成像系统200使用到一个穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管），然后通过穿透型X光管10内部的设计，使得电子束e分别打击到穿透型标靶14上的两个位置，以形成X射束源SA、SB，进而提供从第一方向D1照射组织O的X射束B1以及从第二方向D2照射组织O的X射束B2。 [0080] 进一步而言，在组织O上的任意目标区域（例如图5中的O1及O2）可经由X射束B1、B2产生两个不同视角且相近的两个X光图像信息，也即第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2。在第一X光图像信息I1中，组织O的目标区域O1及O2分别在二维图像检测阵列20上形成图像点I1A、I1B。而在第二X光图像信息I2中，组织O的目标区域O1及O2分别在二维图像检测阵列20上形成图像点I2A、I2B。图6实施例的X光相位对比成像系统300也使用一个穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管），然后此穿透型X光管10分别再两个位置P3、P4上提供从第一方向D1照射组织O的X射束B1以及从第二方向D2照射组织O的X射束B2。 [0081] 图7示出X光相位对比成像系统和其实施方式的示意图。其中该成像系统的单一X光光源在不同电压的电子束轰击多种物料组成的多层靶材以产生出不同单色光子能量的光源发自不同的焦点层去照射组织以取得不同的图像信息以便处理后能得到组织的特性成像；与图2、5及6的对比成像系统实施例不同的是，图7中的成像系统的单一X光光源以不同的焦点的X射束照射组织以取得图像信息。图7实施例的X光相位对比成像系统400也使用一个穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管），然后在不变动穿透型X光管10位置的情况下，通过调整其电子kVp可打在多层靶材的不同深度来达到激发不同靶材不同的单色X-光光源的远近，分别提供具有第一焦点F1的X射束B1及具有第二焦点F2的X射束B2照射在组织O上。举例来说，由不同光子能量取得的图像，把图像相增相减后，某些图像特色可能呈现，如可能可把管状组织（Tubular）结构消除掉以呈现更清晰的肿瘤(tumor)或囊肿(cyst)。 [0082] 同样地，在组织O上的任意目标区域（例如图7中的O1及O2）可经由不同焦点的X射束B1、B2产生两个不同但相关的X光图像信息，也即第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2。在第一X光图像信息I1中，组织O的目标区域O1及O2分别在二维图像检测阵列20上形成图像点I1A、I1B。而在第二X光图像信息I2中，组织O的目标区域O1及O2分别在二维图像检测阵列20上形成图像点I2A、I2B。 [0083] 如上述，由图5、6及7的对比成像系统实施例中所分取得的组织O的第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2，可参考图2实施例的说明，而将图像信息I1及I2进行比较后，定义立体像素(voxels)，由像素(pixels)转成立体像素而合成一立体X光图像，因而在此不再重复叙述。 [0084] 图8显示电子撞击标靶所产生的阳极辐射随着电子束能量变化的情形。请配合参照图6及图8，当穿透型X光管10施加一百伏特（Volts）的电性偏压时，电子已达光束的百分之二。一般的X-光管内的电子具有一百个千伏电压（100keV即十万eV）的能量时电子的速度已很近光速。因为电子的能量由于接近光速，相对论的时空坐标变换效应便浮现，也即X-光的发光强度轨迹。e撞击穿透型标靶14所产生的阳极非特性辐射（Bremsstrahlung）的轨迹会沿着电子运动方向（例如图8中的方向Z）上向前倾，如同图8中的轨迹图案V。换言之，在图4的穿透型X光管10中，通过穿透型标靶14可产生锥状的广角X射束15。进一步来说，X射束15直接从穿透型标靶14的一面辐射出，如此整个锥状X射束15可被完整的利用于相位差对比成像。具体而言，图4的穿透型X光管10可产生张角达160度以上的宽角度锥状X射束15。 [0085] 由于穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管）所能产生角度极宽的锥状X射束15，使得X光照射范围增加，发光点和物距接近，成像放大率增高。如此一来，在图1实施例的X光相位对比成像方法中，利用两道X射束B1、B2来取得第一X光图像信息I1及第二X光图像信息I2能更有效率，然后进一步地通过简单的运算处理产生立体X图像，如此还能减低X光相位对比成像方法所需的成本。 [0086] 图9（a）、图9（b）、图10（a）及图10（b）为穿透型广角X光管所产生X射束的能谱。请同时参照图9（a）、图9（b）、图10（a）、图10（b）及图4，以组织为乳房而言，穿透型X光管10的穿透型标靶14的材质可为钼、银或者镉Cadium（Cd）。进一步来说，图9（a）及图9（b）显示出穿透型标靶为钼的情形时，随着不同能量的电子束，穿透型X光管所产生的广角X射束的荧光能谱。图10（a）及图10（b）显示出穿透型标靶为银的情形时，随着不同能量的电子束，穿透型广角X光管所产生X射束的荧光能谱(fluorescent photon spectrum)。 [0087] 穿透型X光管10所产生的X射束15包括相对高通量的特性射线(characteristic line emissions)及相对低通量的非特性射线(Bremsstrahlung，简称brem)，其中两者各包括通过电子撞击靶材层所产生的一次辐射(primary radiation)及因靶材表面层吸收先前非特性辐射后所产生的荧光辐射(fluorescent radiation)。特性射线与非特性射线的通量比至少为5：1。穿透型X光管10中的电子束e的能量超过特性X射线的能量的两倍，且穿透型标靶14的厚度至少为2.1微米（microns）。此外，穿透型标靶14的厚度大于被电子束e穿透穿透型标靶14的深度，较佳的有效厚度t是约两倍。 [0088] 值得一提的是，上述特性X射线是电子撞击靶材原子所产生刚好低于吸收边界(absorption edge)的特定能量的X射线，这些光子能轻易地穿透具有最小吸收值的靶材，而非特性X射线光子为连续光谱的X射线，常受阻于靶材，因此穿透型标靶14本身具有吸收高能量光束以荧光辐射出特性射线的功能，并在过程中过滤掉大部分低能量的射束15，当高能量的非特性射线转换为荧光辐射时，因此进而可增强X射束能谱中的特性X射线，而减少非特性X射线。穿透型标靶14将使得X射束能谱中的特性X射线所占的比例大为增加，也即能产生高亮度而能谱不移动的单色特性X射线。对于相位差对比成像而言，能谱同调性高的特性X射束是重要的，该特性X射线的线宽仅有数个电子伏特(eV)，以创造出一真实的空间同调性长度，该长度可以被如前述所讨论的检测器像素所覆盖。通过改善成像对比的相位差干涉，进而简化一般的X光成像，特别是乳房摄影。 [0089] 请继续参照图9（a）、图9（b）、图10（a）及图10（b），在图9（a）及图9（b）的实施例中，穿透型标靶14为钼材质且厚度2.1微米（microns）。在图10（a）及图10（b）的实施例中，穿透型标靶14为银材质且厚度41微米（microns）。从图9（a）、图9（b）、图10（a）及图10（b）可得知在增加穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管）的电压的情形下，X射束能谱中的特性X射线的出现的位置（光子能量）保持不变，而且特性X射线的强度增加许多。精确而言，一些X光管会利用额外的过滤元件来过滤连续的X射线(continuum X-rays)，但却也降低特性X射线的强度。然而，穿透型X光管10则可以通过提高光管的电压，在增加光子光谱中的特性线形射线情形下，而进一步的取得高比例的特性射线。 [0090] 另一方面，在图2中，若X射束B1、B2是单色的，如此可减低连续X射线对于组织O的辐射影响，进而降低组织O所吸收的辐射剂量(即皮肤剂量，skin dose)。进一步而言，对于组织O为软组织而言，较高能量的X射束B1、B2有相对较高的穿透性及较低的辐射吸收剂量。换言之，较高能量的X射束B1、B2能降低组织O上的线性能量的转移（LET,linear energy transfer），进而减少(约20倍)组织O因X射束B1、B2而吸收的辐射剂量。通过穿透型标靶14材质的选择，图4的穿透型X光管10可产生单色、高能量且宽张角的X射束15，如此一来，在图2、图5及图6实施例的X光相位对比成像系统100、200、300中，组织O所吸收的辐射剂量可有效的减低。 [0091] 此外，对于利用X光阴影的差异来取得图像信息而言，软组织（例如乳房）经常需要持续挤压，以让X光能穿过软组织相同厚度并且传送到检测器，而图1实施例的X光相位对比成像方法中将穿透型X光管（如图4的穿透型X光管10（该穿透型X光管10为穿透型广角X光管））用于相位差对比成像，如此可以免于软组织（例如乳房）在X光相位对比成像时所需的挤压。 [0092] 综上所述，本发明提出的X光相位对比成像方法及X光相位对比成像系统，是利用具有高量度特性X射线的穿透型广角X光管所产生的X射束分别从第一方向及第二方向照射组织，以产生第一X光图像信息及第二X光图像信息。如此一来可简易地产生立体X图像还能降低组织的X射束剂量。 [0093] 本发明的X光相位对比成像的方法是利用高通量特性X射线以不同方位或对焦位置照射组织以产生不同的X光图像信息，之后再将不同的X光图像信息进行比较以定义立体像素而形成立体X光图像。利用X光相位差对比对软组织成像，其图像对比度可增加数个量级并使所使用的高能光子束的线性能量转移大幅减少，因此传送到组织的辐射剂量也大幅减少。 [0094] 此外，创新双锥束断层扫描法使用了成本相当低的设备，并在不须移动目标及挤压乳房的情况下即可利用电子聚焦点的切换进行两次连续的观察，而可以得到两个连续的高分辨率图像，依次存储后由电脑比对而达到三维的有直感的图像。 [0095] 最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。 |
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