DE112013005309T5

DE112013005309T5 - Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren und ein entsprechendes System

Info

Publication number: DE112013005309T5
Application number: DE112013005309.8T
Authority: DE
Inventors: Chia-Gee Wang
Original assignee: NANORAY BIOTECH CO; NANORAY BIOTECH Co Ltd
Current assignee: NANORAY BIOTECH CO; NANORAY BIOTECH Co Ltd
Priority date: 2012-11-07
Filing date: 2013-11-07
Publication date: 2015-08-06
Also published as: CN103800024B; CN103800024A; US20130129038A1; WO2014074741A1; US9655576B2; WO2014074741A4; JP6346616B2; JP2016501570A

Abstract

Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungs-Verfahren und dessen System. Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nutzt charakteristische Röntgenstrahlen mit hohem Durchsatz zum Bestrahlen eines Ziels von unterschiedlichen Positionen oder mit unterschiedlichen Brennpunkten, um so unterschiedliche Röntgen-Bild er zu bilden. Die Röntgen-Bilder werden verglichen, um die Voxel zu definieren und zu kombinieren, um die 3-D-Röntgen-Bilder zu erhalten. Durch Verwendung von Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrast zur Abbildung des weichen Gewebes kann die Größe des Bildkontrastes um mehrere Größenordnungen verbessert werden, und die lineare Energieübertragung von dem Hochenergie-Photonenstrahl wird stark reduziert. Somit kann die vom Gewebe absorbierte Strahlendosis stark reduziert werden.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein bildgebendes Verfahren. Genauer gesagt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren und ein entsprechendes System.
Beschreibung des Standes der Technik
Die Mammographie verwendet niedrig dosierte Röntgenstrahlen (etwa 0,7 Milli Sievert), um die menschliche Brust, vor allem die Brüste der Frau, zu untersuchen, die in der Lage ist verschiedene Erkrankungen der Brust, wie Krebs und Zysten zu detektieren. Mammographie ist ein wichtiges diagnostisches Instrument zur Früherkennung von Brustkrebs und ist damit für eine stark verbesserte Überlebensrate bei Patienten mit Brustkrebs verantwortlich.
Bei der Mammographie, wie bei den Röntgenuntersuchungen, wird die ionisierte Strahlung auf den menschlichen Körper angewendet und die Akkumulation der Strahlung ist zu berücksichtigen. Die relativ hohe Ionisationsdosis der Mammographie kann strahleninduzierte Karzinome initiieren. Auch bei Patienten mit dicken und dichtem Gewebe, die kein klares Bild liefern, reduziert die hohe Fehlerrate in der Krebsdiagnostik (zumindest 10% der falsch-negative Rate) die Vorteile der Mammographie. Das Dosis-Problem führt zu der Frage, ob es oder ob es nicht zu benutzen ist, und wenn es benutzen wird, wie oft es zu benutzten ist, was ein unangenehmes Problem darstellt.
Wenn die Mammographie-Dosis drastisch reduziert werden kann und auch die Bildauflösung verbessert werden kann, würde es die Gesundheitsversorgung der Frau in einer höchst kosteneffektive Art und Weise verbessern.
Auf der anderen Seite ist der globale Markt für Mammographie-Ausrüstungen ziemlich groß, so werden bis zu 3300 Einheiten von Ausrüstungen jedes Jahr verkauft, und der Preis je Einheit der digitalen Mammographie-Systeme ist hoch. Daher ist eine Nachfrage nach Mammographie-Systemen zu niedrigeren Kosten und mit einer hohen 3-D-Auflösung sehr hoch.
ÜBERBLICK ÜBER DIE ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren und ein System, das das Verfahren nutz, die eine niedrige Strahlendosis verwenden, jedoch einen hohen Bildkontrast bieten. Darüber hinaus, verglichen mit den herkömmlichen teuren Mammographie-Geräten, werden die Herstellungskosten des Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems der vorliegenden Erfindung deutlich durch seine vereinfachte Konstruktion reduziert.
Die vorliegende Erfindung stellt ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren bereit. Zuerst ist mindestens eine Röntgenröhre vorgesehen, und ein Röntgenstrahl wird von der Röntgenröhre erzeugt. Der Röntgenstrahl bestrahlt ein Gewebe in einer ersten Richtung, um ein erstes Röntgen-Bild zu erhalten, und in einer zweiten Richtung, um ein zweites Röntgen-Bild zu erhalten. Der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und kontinuierlichen Röntgenstrahlen von mindestens 5:1. Das erste Röntgen-Bild und das zweite Röntgen-Bild werden aufgenommen und mit einem zweidimensionalen Bilderfassungsarray verglichen um ein Voxel zu definieren, um so ein dreidimensionales Röntgen-Bild zu erhalten.
Wie hierin ausgeführt und ausführlich beschrieben, enthält die Röntgenröhre ein Gehäuse, das eine Vakuum-Umgebung bereitstellt, und eine Anode, eine Kathode und ein Typ eines Sendeziels. Die Anode ist innerhalb eines End-Fensters des Gehäuses angeordnet, während die Kathode in dem Gehäuse angeordnet ist. Der Typ des Übertragungsziels ist auf der Anode angeordnet, und enthält mindestens eine Folie. Die Kathode ist geeignet um einen Elektronenstrahl entlang einer Bahn in dem Gehäuse zu emittieren, um auf den Typ des Übertragungsziels zu treffen, um den Röntgenstrahl zu erzeugen, der durch das End-Fenster passiert.
Die vorliegende Erfindung stellt auch ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem bereit, das geeignet ist Bilder eines Gewebes zu erhalten. Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem umfasst ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array und zwei Röntgenröhren, die jeweils an einer ersten Position und einer zweiten Position angeordnet sind. Die beiden Röntgenröhren erzeugen Röntgenstrahlen, die jeweils das Gewebe in einer ersten Richtung bestrahlen, um ein erstes Röntgen-Bild zu bilden, und in einer zweiten Richtung, um ein zweites Röntgen-Bild zu bilden. Das erste Röntgen-Bild und das zweite Röntgen-Bild werden durch das zweidimensionaler Bild-Detektions-Array empfangen. Jede der beiden Röntgenröhren umfasst einen Typ eines Übertragungsziels auf einer Anode und eine Kathode emittiert einen Elektronenstrahl, um den Typ eines Übertragungsziels zu bombardieren, um die Röntgenstrahlen zu erzeugen. Der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und kontinuierlichen Röntgenstrahlen von zumindest 5:1.
Die vorliegende Erfindung stellt ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem bereit, das geeignet ist, um Bilder von einem Gewebe zu erfassen. Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem umfasst ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array und eine Übertragungs-Röntgenröhre zum Erzeugen eines Röntgenstrahls. Der Röntgenstrahl wird von der Übertragungs-Röntgenröhre, die jeweils an einer ersten Position und einer zweiten Position angeordnet sind, um jeweils das Gewebe in einer ersten Richtung zu bestrahlen, um ein erstes Röntgen-Bild zu bilden, und in einer zweiten Richtung zu bestrahlen, um ein zweites Röntgen-Bild zu bilden. Das erste Röntgen-Bild und das zweite Röntgen-Bild werden durch ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array empfangen. Die Übertragungs-Röntgenröhre umfasst einen Typ eines Übertragungsziels auf einer Anode und einer Kathode, die einen Elektronenstrahl emittiert, um den Typ eines Übertragungsziels zu bombardieren, um so die Röntgenstrahlen zu erzeugen. Der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und kontinuierlichen Röntgenstrahlen von zumindest 5:1.
Wie hierin ausgeführt und ausführlich beschrieben, kann der Röntgenstrahl ein weitwinkeliger, konischer Röntgenstrahl sein. Die charakteristischen Röntgenstrahlen sind monochromatische Röntgenstrahlen.
Um die oben genannten und andere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung verständlicher zu machen, werden Ausführungsformen in Verbindung mit Figuren nachfolgend detaillierter beschrieben. Es versteht sich, dass sowohl die vorstehende allgemeine Beschreibung und die folgende detaillierte Beschreibung beispielhaft sind und es ist beabsichtigt, eine weitergehende Erklärung der Erfindung als beansprucht, bereitzustellen.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
Die beiliegenden Figuren sind aufgenommen, um ein weiteres Verständnis der Erfindung bereitzustellen, und sind in die Beschreibung einbezogen und bilden einen Teil dieser Spezifikation. Die Zeichnungen illustrieren Ausführungsformen der Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung dazu, die Prinzipien der Erfindung zu erklären.
1 zeigt ein Ablaufdiagramm, das die Prozessschritte eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
2 zeigt eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
3 zeigt den allgemeinen Mechanismus für die Erzeugung der Röntgen-Bild er;
4 ist eine schematische Darstellung der Übertragungs-Weitwinkel-Röntgenröhre gemäß einer Ausführungsform dieser Erfindung;
5 ist eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
6 ist eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer weiteren Ausführungsform dieser Erfindung;
7 ist eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer weiteren Ausführungsform dieser Erfindung;
8 zeigt die Transformation der Anodenstrahlung, die durch Elektronen erzeugt wird, die auf das Ziel treffen, in Verbindung mit den Änderungen der E-Strahlenergie;
9(a)–(b) sind Photonenspektren der Röntgenstrahlen, die durch Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhren erzeugt werden;
10(a)–(b) sind Photonenspektren, der durch die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre erzeugten Röntgenstrahlen.
BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend im Detail unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren beschrieben, und die Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden in den beigefügten Zeichnungen gezeigt. Jedoch kann die vorliegende Erfindung in einer Vielzahl von verschiedenen Formen implementiert werden, so dass die folgenden Ausführungsformen nicht beschränkend interpretiert werden sollen. Tatsächlich sollen die folgenden Ausführungsbeispiele die vorliegende Erfindung in einer detaillierteren und umfassenderen Weise zeigen und erläutern, und um den Umfang der vorliegenden Erfindung dem Fachmann auf dem Gebiet vollständig zu vermitteln. Eine kurze Abhandlung der Physik des phasenverschobenen Kontrasts wird vor der detaillierten Offenbarung bereitgestellt. In den beigefügten Zeichnungen, um genau zu sein, können die Größe und relative Größe jeder Schicht und jeder Region übertrieben dargestellt sein.
1 ist ein Ablaufdiagramm, das die Prozessschritte eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt. 2 ist eine schematische Darstellung von einem Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem für eine Ausführungsform des Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahrens. Unter Bezugnahme auf die 1 und 2 umfasst das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren mindestens die folgenden Schritte. Erst erfolgt eine Bereitstellung mindestens einer Übertragungs-Röntgenröhre 10 mit einem hohem Durchsatz von charakteristischen Röntgenstrahlen (Schritt S110). Danach erzeugt die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10 Röntgenstrahlen B₁, B₂, wobei der Weitwinkel-Röntgenstrahl B₁ das Gewebe O in der ersten Richtung D₁ bestrahlt, um das erste Röntgen-Bild I₁ zu erhalten, und der Weitwinkel-Röntgenstrahl B₂ bestrahlt das Gewebe O in der zweiten Richtung D₂, um das zweite Röntgen-Bild I₂ (Schritt S120) zu erhalten. Dann werden das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂ empfangen, und durch ein zweidimensionales Bilderfassungsarray 20 verglichen, um die 3-D-Voxel durch Umwandeln der Pixel in die Voxels zu definieren, und die Voxels werden als 3-D-Röntgen-Bild (Schritt S130) visualisiert.
Im Einzelnen wird für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem 100 der 2, das Gewebe A zwischen den beiden Röntgenstrahlquellen S_A, S_B und einem zweidimensionalen Bilderfassungsarray 20 platziert. In dieser Ausführungsform sind die Röntgenstrahlquellen S_A, S_B jeweils an den beiden Positionen P₁, P₂ angeordnet und werden durch die gleiche Art von zwei Übertragungs-Röntgenröhren 10 bereitgestellt. Eine Metall-Markierung T mit einer Größe von etwa 1 mm wird auf der Gewebeoberfläche als eine Referenz für die Kalibrierung der Bilder plaziert. Die Röntgenstrahlquellen S_A, S_B emittieren zwei Röntgenstrahlen B₁, B₂, und die Röntgenstrahlen B₁, B₂ sind jeweils in die erste Richtung D₁ und der zweiten Richtung D₂ ausgerichtet und bestrahlen das Gewebe O, um die sich teilweise überlappenden ersten Röntgen-Bilder I₁ und zweiten Röntgen-Bilder I₂ zu erzeugen. Später wird das zweidimensionale Bild-Detektions-Array 20 verwendet, um das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂ zu empfangen. In dieser Ausführungsform können die Röntgenstrahlen B₁, B₂ das Gewebe O nacheinander oder gleichzeitig bestrahlen.
Da der Abstand zwischen dem zweidimensionalen Bild-Detektor-Array 20 und der Metall-Markierung T unterschiedlich zu dem Abstand zwischen dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 und dem Zielbereich O₁ ist, ist der Vergrößerungsfaktor bei den Pixeln I_1A, I_1B unterschiedlich zu dem Vergrößerungsfaktor bei den Pixeln I_2A, I_2B. Wenn die Pixel I_1A, I_1B, I_2A, I_2B im zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 durch Verwendung der Linearverschiebung in Abhängigkeit von der Entfernung zwischen den beiden Positionen P₁, P₂ überlagert werden, kann das zweidimensionale Bild-Detektions-Array 20 die zweidimensionalen Bilder zusammen mit dem Vergrößerungsfaktor des Zielbereichs O₁ heraus senden. Mit anderen Worten, durch die zweidimensionale Multikolinearität der Pixel I_1A, I_1B, I_2A, I_2B, werden die 3-D Voxel-Punkte heraus gesendet, um die 3-D-Bild zu erzeugen.
Beispielsweise, unter Bezugnahme auf 2, werden während der Bildverarbeitung die Pixel I_1A und I_2A, die durch die Metall-Markierung T erzeugt werden, jeweils aus dem ersten Röntgen-Bild I₁ und dem zweiten Röntgen-Bild I₂ auf dem zwei-dimensionalen Bild-Detektions-Array 20 ausgewählt, und eine Verbindungslinie I_1A–I_2A wird hergestellt. Danach wird eine Vielzahl von Pixellinien P_L, die orthogonal zur Verbindungslinie der I_1A–I_2A sind, auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 festgelegt, und alle Pixel werden mit dem entsprechenden Linienkoordinaten gesetzt. Darüber hinaus wird eine Vielzahl von Abtast-Linien S_L parallel zur Verbindungslinie der I_1A–I_2A auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 hergestellt.
In 2 werden, wenn sich die Abtast-Linien S_L mit den Pixel-Linien P_L kreuzen, die Pixeldaten mit den Abtast-Linien S_L verglichen, so dass alle Bildpaare, die ähnlich zu der Verbindungslinie der I_1A–I_2A sind, identifiziert werden. Zum Beispiel können so die Pixel I_1B und I_2B und die Verbindungslinie I_1B–I_2B im ersten Röntgen-Bild I₁ und im zweiten Röntgen-Bilds I₂ durch die Zielregion O₁ des Gewebes O identifiziert werden. Unter Verwendung der oben erwähnten Bildpaare (einschließlich der Verbindungslinien I_1A–I_2A und I_1B–I_2B) kann die 3-D-Position des Zielbereiches O₁ im Gewebe O bereitgestellt werden, und diese Position kann als ein Voxel (Punkt) durch den Rechner während der Bildverarbeitung definiert werden. Da die 3-D Voxel-Positionen der anderen Bereiche des Gewebes A und die entsprechenden Voxel eines nach dem anderen identifiziert werden können, kann das 3-D-Strukturbild des gesamten Gewebes O bestimmt werden.
Der Umfang dieser Erfindung ist nicht auf die obige Ausführungsform(en) beschränkt, und das zweidimensionale Pixel-Bild-Detektions-Array 20 kann andere geeignete Berechnungen oder Verarbeitungsverfahren verwenden, um die 3-D-Röntgen-Bilder zu visualisieren.
Gemäß der Ausführungsform, wie in 1 gezeigt, bilden für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren, das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂ Phasenverschiebungs-Kontrastbilddaten. Eine genauere Beschreibung über das Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren wird im Folgenden gegeben. 3 zeigt den allgemeinen Mechanismus der Erzeugung der Röntgen-Bilder. Unter Bezugnahme auf 3, nutzt das Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren Unterschiede in dem Brechungsindex der Röntgenstrahlen bei verschiedenen Materialien. Wenn der kohärente Röntgenstrahl B das Gewebe O bestrahlt, gibt es, weil der Bereich des Gewebes O und die Umgebung des Gewebes O unterschiedliche Brechungsindexe in Richtung des Röntgenstrahls B haben, Phasenverschiebung, die durch unterschiedliche Lichtgeschwindigkeiten des Röntgenstrahls B', der durch das Gewebe O tritt, und des Röntgenstrahls B'', der durch die Umgebung des Gewebes O tritt, verursacht werden. Aufgrund der Differenz in der Phasenverschiebung interferieren der Röntgenstrahl B' und der Röntgenstrahl B'' in dem überlappenden Bereich A miteinander, wodurch das Röntgen-Interferenz-Intensitätsmuster F gebildet wird. Mit anderen Worten, wie in der Ausführungsform in 2 beschrieben, bestrahlen die Röntgenstrahlen B₁, B₂ das Gewebe O in jeweils einer ersten Richtung D₁ und einer zweiten Richtung D₂. Da die verschiedenen Bereiche des Gewebes O unterschiedliche Auswirkungen auf die Lichtgeschwindigkeit von Röntgenstrahlen haben, können das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂ zusammen mit der Interferenz-Information erzeugt werden.
Im Vergleich zu den Darstellungsverfahren, die die Unterschiede in den Röntgen-Absorptionsmengen zwischen den Geweben nutzen, kann das Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren potentiell viel höheren Bildkontrast bereitstellen. Insbesondere unter den Umständen, dass die Gewebe wenig Unterschiede in den Röntgen-Absorptionsmengen aufweisen, wie bei weichem Gewebe der Brust, können durch das Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren viel klarere Röntgen-Bilder erhalten werden. Für Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren kann das Gewebe O ein Weichgewebe sein, d. h. das Gewebe besteht aus niedrigen Z-Elementen. Zum Beispiel kann die Brust ein Beispiel für das weiche Gewebe sein. Die Physik der Verwendung der Phasenverschiebung hingegen wird wie folgt beschrieben.
Konventionelle Mammographien können den phasenverschobenen Bildkontrast nicht nutzen. In einer herkömmlichen Mammographie wird etwa 94% des Röntgen-Ausfluss/Austritts vom Brustgewebe absorbiert, nur noch 6% erreicht den Bilddetektor. Eine Änderung der Gewebeabsorption von 2% durch Zysten, Tumore oder röhrenförmigen Gewebe aus Fett, zum Beispiel, reduzieren die Röntgenphotonen, die den Detektor erreichen, von 6% auf 4%, wodurch ein Abbildungskontrast des Detektors zwischen 6% und 4% der Photonen, die durch das Gewebe übertragen werden, gebildet wird. Wenn ein Gewebe eine hohe Photonenstrahlenergie von 50% absorbieren würde, was bedeutet, dass der Detektor die restlichen 50% für Fett oder 49% für den Tumor empfängt, würde eine solche geringe Differenz kein klares Bild eines Tumor bereitstellen. Mit anderen Worten, die herkömmliche Mammographie müsste das Brustgewebe ”braten”, um einen kleinen Rest des Ausflusses zur Bildgebung zu ermöglichen. Konventionelle Mammographie-Röhren verwenden ≅ 100 mAs (Milliampere-Sekunden) pro Ansicht, und mit 0,5 Sekunden Belichtung, der Röntgenröhrenstrom ≅ 200 mA unter Verwendung einer Röhrenspannung von 22–28 kV, dessen thermische Belastung des Röntgenröhren-Ziel ist ungefähr 5 Kilo-Watt, was bedeutet, dass die Röntgenröhre eine Drehanodenscheibe sein muss, um die thermische Belastung auf eine große Zielfläche zu verteilen. Das bedeutet auch, dass die Punktgröße des Elektronenstrahls auf der Ziel-Anodenplatte nicht viel kleiner als 500 μm fokussiert werden kann.
Beim Bilden eines phasenverschobenen Abbildungskontrasts von einer Übertragungsröhre, müssen sowohl die Röntgenstrahlen erzeugende Schichtdicke und die Detektorpixelgröße auf einer Ebene gehalten werden, die für bestimmte Kohärenzlängen erforderlich sind, damit der Photonenstrahl mit ausreichender Kohärenz interferiert, obwohl Photonen mit unterschiedlichen Wellenlängen (poly chromatischen) nicht annähernd so wichtig sind, wie man vermuten könnte (was später in Betracht gezogen werden wird). Die Röntgenstrahlpunktgröße, die typischerweise die E-Strahlzielgröße der Anode ist, muss ausreichend groß sein, um die thermische Belastung zu verteilen, und dies ist in der Tat weniger ein Problem in der Übertragungs-Röntgenröhre als bei den Röhren, die in der herkömmlichen Mammographie verwenden werden, wegen der Unterschiede in den Leistungspegeln in den jeweiligen Bildformationen.
Bei einer Übertragungs-Mammographie-Röhre ist das Spektrum der meist charakteristischen Linien-Emissionen nahezu unabhängig von Schwankungen der E-Strahl-Spannung, so dass die Röhrenspannung 80–100 kV sein kann, anstatt in einem Bereich von 20–28 kV begrenzt zu werden, und dies wird weder durch Verwendung von externen Filtern erreicht, um ein gewünschtes Spektrum zu erreichen, noch wird die Gesamtstrahlhelligkeit reduziert. Eine höhere Röhrenspannung erhöht den Rohr Ausfluss von kVp zur 2.1ten Leistung oder eine Effizienzsteigerung um den Faktor 3, ausgehend von den herkömmlichen Mammographie-Röhren. Das Übertragungsrohr liefert auch einen breiten Winkel mit einer gleichmäßigen Emission bei der Strahlabgabe, so dass der Detektor näher an dem Röntgenstrahl-Brennpunkt platziert werden kann, ohne dabei auf irgendeine Abdeckung des Gewebes zu verzichten, und dies führt zu einem Photonen-Detektor-Zählungs-Zugewinnen um einen Faktor 2. Am Wichtigsten bei dem phasenverschobenen Kontrast ist die Kontrastbildung in der phasenverschobenen Interferenz, diese kann im Vergleich zu der üblichen Differenz-Absorptionen durch mehrere Größenordnungen verbessert werden. Als Ergebnis können die Röntgenphotonen ausgewählt werden, um es dem Brustgewebe zu ermöglichen, die Röntgenstrahlen gleichermaßen zu teilen, beispielsweise 50/50 mit dem Detektor, statt 94/6 wie oben erwähnt, und diese Größenordnung der Erhöhung der Photonen-Fraktion, die durch die Detektorzählung registriert wird, impliziert eine Größenordnung der Reduktion der Gesamtröntgenröhren-Ausgabe. Werden die oben genannten Bewertungen kombiniert, kann die Leistung, die durch die Übertragungs-Mammographie-Röhre benötigt wird, oder die thermische Belastung auf die Röntgenröhre, daher um mehr als eine Größenordnung reduziert werden, von 5 Kilowatt auf etwa 100 Watt. Durch eine solche Reduktion ergibt sich nicht nur eine dramatische Verringerung der Strahlungsdosis auf das Brustgewebe, sondern auch eine wesentlich vereinfachte Röntgenröhre, ohne die Notwendigkeit einer Drehanode einzusetzen, sowie einer viel kleinere Stromversorgungen, die in einem Gerät mit geringen Kosten zu kombinieren sind.
Genauer gesagt, der phasenverschobe Bildgebungskontrast erfordert sowohl räumliche als auch zeitliche Zusammenhänge. Angenommen, eine ebene Welle eines Röntgenphotons mit einer Wellenlänge λ bewegt sich orthogonal zu der Ebene von der Quelle, um ein Objekt (den Detektorpixel) mit einem Abstand d zu erreichen. Die räumliche Kohärenz erfordert die Differentialemissionspunkte der Quellen-Schicht, was die effektive Dicke der Übertragungszielschicht t ist, und es ist nicht der e-Strahl-Fokalbereich, der die Coolidge Röntgenstrahlen erzeugt, um bestimmte Kohärenz-Bedingungen zu erfüllen. Die Schicht-Dicke bezieht sie sich auf eine Detektor-Pixelgröße P als eine räumliche Kohärenzlänge oder Dispersion. P = λd/t ≅ 3 μm für t ~ 10 μm, d = 50 cm and λ(K of Ag) = 1.24 μm/22,000
Als Nächstes wird die Strahlen-Reinheit berücksichtigt, die die zeitliche Kohärenzlänge oder die Energiedispersionsgröße T ist. T kann als die Wellenlänge λ betrachtet werden, die von der Linien-Emissions-Photonen-Energie E moderiert wird, geteilt durch seine Linienbreite ΔE, um eine vollständige Phasenverschiebung π zu erreichen. T ~ λE/ΔE
Mit E/ΔE ~ 104, T ~ 0.3 μm mit ΔE ~ 4 eV, T ist um eine Größenordnung kleiner als die räumliche Kohärenzlänge P. Während die räumliche Streuung in jedem Detektorpixel enthalten sein muss, ist eine vollständige zeitliche Kohärenz nicht unbedingt erforderlich. Eine Phasenverschiebung führt zu einer Kontrastverbesserung von drei Größenordnungen des Röntgen-Bild kontrasts von Weichgeweben, jedoch ist eine um eine Größenordnung reduzierte Phasenverschiebung bei einer zeitlichen Kontrastverstärkung immer noch sehr nützlich. Das heißt, mit Hilfe eines Photonenstrahls eines Ag-Ziels, um das Brustgewebe mit 50% Durchlässigkeit anstelle der konventionellen Mammographie bei 6% zu durchdringen, kann immer noch ein ausreichender Bildkontrast geboten werden, und was zu einer Verringerung der Gewebe-Dosis um eine Größenordnung allein aus dieser Betrachtung heraus führt.
Schließlich erfolgt eine Auswertung der Phasenverschiebung, die durch eine Änderung des Brechungsindex im Brustgewebe bewirkt wird. Aus den obigen Schätzungen betrachtet, gibt es 50.000 Wellenlängen mit einer räumlichen Kohärenzlänge von 3 μm, oder 5,000 Wellenlängen mit einer zeitlichen Kohärenzlänge von 0,3 μm, was impliziert, dass die Änderung der Photonengeschwindigkeit durch einen Teil in 50.000 oder einen Teil in 5000, um eine vollständige Phasenverschiebung πzu gewinnen, aufgrund einer Änderung des Brechungsindex (Vakuum 1 und Wasser ist 80) relativ einfach ist. Eine realistische Bildauswertung muss jedoch experimentell aus Abbildern des Brustphantoms, die alle verschiedene Elemente enthält, die als Bild belichtet werden, ausgewertet werden.
4 ist eine schematische Darstellung der Übertragungs-Weitwinkel-Röntgenröhre, wie in der Ausführungsform von 1. Die Übertragungs-Röntgenröhre 10 enthält das Gehäuse 11, die Anode 12, den Typ eines Übertragungsziels 14 und die Kathode 13. Die Röntgenröhre 10 wird von dem Gehäuse 11 eingeschlossen und abgedichtet, und das Gehäuse 11 bietet eine Vakuumumgebung in seinem geschlossenen Innenraum. Die Anode 12 ist innerhalb des End-Fensters 16 des Gehäuses 11 ausgebildet. Der Typ eines Übertragungsziels 14 ist auf der Anode 12 angeordnet und der Typ eines Übertragungsziels 14 weist mindestens eine Folie 14a auf (eine Folie 14a ist in 3 als ein Beispiel gezeigt). Die Kathode 13 ist in dem Gehäuse 11 so angeordnet, dass sie geeignet ist den Elektronenstrahl e entlang einer Bahn R in dem Gehäuse 11 zu emittieren, um auf das Ziel zu treffen, um das Röntgenstrahlenbündel 15 zu erzeugen. Danach tritt der Röntgenstrahl 15 durch das Endfenster 16 und verlässt das Gehäuse 11.
Des Weiteren fokussiert der Elektronenstrahl e einen kleinen Bereich, d. h. den Bereich S des Typs eines Übertragungsziels 14 auf der Anode 12. Die Fläche S wandelt sich zu der Emissionsfläche des Röntgenstrahls 15. In diesem Ausführungsbeispiel weist die Übertragungs-Röntgenröhre 10 eine relativ kleine Emissionsfläche(n) des Röntgenstrahls 15 auf, zum Beispiel so klein wie 50 Mikrometer.
Unter Bezugnahme auf die 2 und 4 ist die Emissionsfläche des Röntgenstrahls 15 die Focalpunkte der Röntgenstrahlquellen SA, SB. Ein kleinerer Emissionsbereich kann zu kontrastreichen Phasenverschiebungs-Bildern mit einer höheren Auflösung führen. Da der Elektronenstrahl e der Übertragungs-Röntgenröhre 10 in der Lage ist, auf die kleine Fläche S konzentriert zu werden, um ferner Röntgenstrahlquellen SA, SB mit kleinen Focalbereich(en) bereitzustellen, können hochauflösende Phasenverschiebungs-Kontrastbilder erlangt werden.
5 ist eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, während 6 eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer weiteren Ausführungsform dieser Erfindung ist. Bei beiden PhasenKontrastbild-Gebungssysteme bestrahlen die einzelne Röntgenquelle an verschiedenen Positionen des Gewebes, um die Bilder zu erlangen. In 5 verwendet das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem 200 eine Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10. Aufgrund des inneren Aufbaus der Übertragungs-Röntgenröhre 10, schlägt der Elektronenstrahl e an zwei Stellen auf den Typ eines Übertragungsziels 14, um zwei der Röntgenstrahlquellen S_A, S_B zu bilden, die ferner Röntgenstrahl B₁ bereitstellen, der das Gewebes O in der ersten Richtung D₁ bestrahlt, und Röntgenstrahl B₂ bereitstellt, der das Gewebes O in der zweiten Richtung D₂ bestrahlt.
Darüber hinaus können die Röntgenstrahlen B₁, B₂ zwei benachbarte Röntgen-Bilder mit unterschiedlichen Winkeln bereitstellen, d. h. das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂, mit Hilfe jeglicher zwei Zielregionen des Gewebes O (wie die Bereiche O₁ und O₂ in 5). Innerhalb des ersten Röntgen-Bilds I₁, werden die Pixel I_1A, I_1B auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 entsprechend dem Zielbereich O₁ und O₂ des Gewebes O erzeugt. Innerhalb des zweiten Röntgen-Bilds I₂, werden die Pixel I_2A, I_2B auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 entsprechend dem Zielbereich O₁ und O₂ des Gewebes O erzeugt. In 6 verwendet das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem 300 auch eine Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10, und die Übertragungs-Röntgenröhre 10 stellt an zwei Positionen P₃, P₄, Röntgenstrahlen B₁ bereit, die das Gewebes O in der ersten Richtung D₁ bestrahlen, und Röntgenstrahlen B₂, die das Gewebes in der zweiten O Richtung D₂ bestrahlen.
7 ist eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystems für ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren gemäß einer weiteren Ausführungsform dieser Erfindung. Anders als die Phasenkontrast-Bildgebungssysteme der 2, 5 und 6 nutz das Phasenkontrast-Bildgebungssystem der 7 die einzelne Röntgenquellen, um Röntgenstrahlen mit unterschiedlichen Focal-Punkt-Strahlen zu erzeugen, die das Gewebe bestrahlen, um die Bilder zu erlangen. In 7 erzeugt, ohne die Stellung der Übertragungs-Röntgenröhre 10 zu verändern, die einzige Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10 des Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Systems 400 den Röntgenstrahl B1 mit dem ersten Fokus/Brennpunkt F1 und die Röntgenstrahl B2 mit dem zweiten Fokus F2 durch Anpassung der Brennweiten.
Darüber hinaus können die Röntgenstrahlen B₁, B₂ mit verschiedenen Brennweiten zwei benachbarte Röntgen-Bilder bilden, d. h. das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweite Röntgen-Bild I₂, von beliebigen zwei Zielbereichen des Gewebes O (wie die Bereiche A₁ und A2 in 7). Innerhalb des ersten Röntgen-Bilds I₁, werden die Pixel I_1A, I_1B auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 entsprechend dem Zielbereich O₁ und O₂ des Gewebes O erzeugt. Innerhalb des zweiten Röntgen-Bilds I₂, werden die Pixel I_2A, I_2B auf dem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array 20 entsprechend dem Zielbereich O₁ und O₂ des Gewebes O erzeugt.
Daher werden, folgend der Prozedur aus der Ausführungsform von 2, das erste Röntgen-Bild I₁ und das zweiten Röntgen-Bild I₂ des Gewebes O, die durch die Phasenkontrast-Bildgebungs-Systeme der 5, 6 und 7 gewonnen wurden, verglichen, um die Voxel durch Umwandeln der Pixel zu Voxeln zu definieren, und die Voxel/Volumenelemente werden in ein 3-D-Röntgen-Bild synthetisiert. Die Einzelheiten sind oben beschrieben worden und werden hiernach nicht erneut erläutert.
8 zeigt die Transformation der Anodenstrahlung, die durch Elektroden erzeugt wurde, die auf das Ziel schlagen, in Verbindung mit den Änderungen der E-Strahlen-Energie. Bezugnehmend auf die 6 und 8, beträgt, wenn eine Vorspannung von 100 Volt an die Übertragungs-Röntgenröhre 10 angelegt wird, die Elektronen Geschwindigkeit bereits 2% der Lichtgeschwindigkeit. Der typische E-Strahl einer Röntgenröhre bei 100 keV hat eine Elektronengeschwindigkeit, die sich der Lichtgeschwindigkeit nähert und ist ziemlich relativistisch. Die Dipol-Strahlungs-Trajektorien der Bremsstrahlung transformieren sich von orthogonal zu dem E-Strahl zu parallel zu dem E-Strahl. Die Anoden-Strahlungs-Trajektorien der Bremsstrahlung, die durch den Typ eines Übertragungsziels 14 erzeugten werden, lehnen sich nach vorne entlang der E-Strahl-Bewegungsrichtung (Z-Richtung in 8), wie die Trajektorien V in B. Das heißt, die Übertragungs-Röntgenröhre 10 der 4 kann konische Weitwinkel-Röntgenstrahlen 15 durch den Typ eines Übertragungsziels 14 erzeugen. Darüber hinaus kann das Röntgenstrahlenbündel 15 direkt von der anderen Seite des Typs eines Übertragungsziels 14 emittiert werden, so dass der gesamte konische Weitwinkel-Röntgenstrahl 15 vollständig für die Phasenkontrast-Abbildung verwendet werden kann. Zum Beispiel kann die Übertragungs-Röntgenröhre 10 von 4 zum Erzeugen eines konischen Weitwinkel-Röntgenstrahlen 15 mit einem Azimutwinkel von bis zu 160 Grad verwendet werden.
Die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10 ist in der Lage, konische Röntgenstrahlen 15 zu mit großem Winkel zu erzeugen, die Bestrahlungsreichweite der Röntgenstrahlen wird erhöht, der Abstand zwischen dem Emissionspunkt und dem Objekt wird verringert und der Vergrößerungsfaktor ist größer. Daher wird für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungs-Verfahren von 1 die Effizienz der Röntgenstrahlen B₁, B₂ zum Erfassen des ersten Röntgen-Bilds I₁ und des zweiten Röntgen-Bilds I₂ erhöht, was zu einer weiteren Absenkung der Kosten für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren führt.
9 und 10 sind Photonenspektren, der durch die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre erzeugten Röntgenstrahlen. Es wird Bezug genommen auf die 4, 9 und 10, wobei das Brustgewebe als ein Beispiel für die Übertragungs-Röntgenröhre 10 genommen wird, das Material des Typ eines Übertragungsziels 14 kann zum Beispiel Silber (Ag), Molybdän (Mo) oder Cadmium (Cd) sein. 9(a) und 9(b) zeigen für einen Typ eines Übertragungsziels aus Mo die Photonenspektren von weitwinkligen Röntgenstrahlen, die durch die Übertragungs-Röntgenröhre durch die Elektronenstrahlen unterschiedlicher Energien erzeugt wurden. 10(a) und 10(b) zeigen für einen Typ eines Übertragungsziels aus Ag die Fluoreszenzphotonenspektren von Weitwinkel-Röntgenstrahlen, die durch eine Übertragungs-Röntgenröhre mit Elektronenstrahlen mit unterschiedlichen Energien erzeugt wurden.
Der Röntgenstrahl 15, der durch die Übertragungs-Röntgenröhre 10 erzeugt wird, enthält relativ hohe durchsatz-charakteristische Linien-Emissionen und einen relativ niedrigen Bremsstrahlungs-Durchsatz (Brem), beide haben die Primärstrahlung, die durch Elektronen erzeugt wird, die die Zielschicht treffen, und die Fluoreszenzstrahlung von der Zieloberflächenschicht, indem die Vor-Brem-Strahlung absorbiert wird. Das Durchsatz-Verhältnis der charakteristischen Linien-Emissionen und des Pegels ist mindestens 5:1. Die Energie des Elektronenstrahls e in der Übertragungs-Röntgenröhre 10 ist mehr als zweimal die Energie der charakteristischen Röntgenstrahlung. Die Dicke des Typs eines Übertragungsziels 14 ist mindestens 2,1 Mikrometer. Darüber hinaus ist die Dicke des Typs eines Übertragungsziels 14 größer als die Eindringtiefe des Elektronenstrahls e in den Typ eines Übertragungsartziel 14. Vorzugsweise ist er etwa das Zweifache der Tiefe.
Es wird angemerkt, dass die charakteristischen Röntgenstrahlen Linien-Emissionen der spezifischen Energie sind, die gerade unterhalb ihrer Absorptionskante sind, und die von den Elektronen generiert werden, die auf die Zielatome treffen. Diese Photonen könnten leicht das Zielmaterial mit minimaler Absorption penetrieren. Die Brem-(auch als kontinuierliche Röntgenstrahlen bezeichnet)Photonen sind Röntgenstrahlen mit kontinuierlichem Spektrum, die in der Regel durch das Ziel behindert werden. Daher absorbiert der Typ des Übertragungsziels 14 die Hochenergiestrahlen zu fluoreszierenden, charakteristischen Linien-Emissionen, und in dem Prozess\,erfolgt ein Ausfiltern eines Hauptteils der niederenergetischen Strahlen 15, während die hohen Energie-Brem in Fluoreszenz konvertiert werden, und dadurch die charakteristischen Röntgenstrahlen zunehmen, während die kontinuierlichen Röntgenstrahlen reduziert werden. Der Typ eines Übertragungsziels 14 würde das Verhältnis der charakteristischen Linien-Röntgenstrahlen im Röntgenspektrum erhöhen, das heißt, Erzeugen von monochromatischen Linien-Emissionen mit hoher Helligkeit ohne Verschiebung des Photonenspektrums. Für die Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebung ist es wichtig, hochkohärente Linienemissionen zu haben, deren Linienbreite nur wenige eV ist, um eine realistische räumliche Kohärenzlänge zu erzeugen, die von einem Detektorpixel abgedeckt werden kann, wie vorher erwägt wurde. Durch die Verbesserung der Phasenverschiebungs-Interferenz für den Bildgebungskontrast wird das Röntgen im Allgemeinen und die Mammographie im Speziellen vereinfacht.
Unter erneuter Bezugnahme auf die 9 und 10, besteht in der Ausführungsform von 9 der Typ eines Übertragungsziels 14 aus Mo, mit einer Dicke von 2,1 Mikrometern. In der Ausführungsform der 10 besteht der Typ eines Übertragungsziels 14 aus Silber, mit einer Dicke von 41 Mikrometern. Aus den 9 und 10 wird deutlich, dass wenn die Spannung der Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10 erhöht wird, die Positionen (Photonenenergie) der charakteristischen Röntgenstrahlung im Photonenspektrum des Röntgenstrahls unverändert bleibt, aber die Intensitäten der charakteristischen Röntgenlinien erhöht wird. In Details können bestimmte Röntgenröhren zusätzliche Filterelemente verwenden, um die Kontinuum-Röntgenstrahlen herauszufiltern, aber sie senken auch die Intensitäten der charakteristischen Linien-Emissionen. Für die Übertragungs-Röntgenröhre 10 ist es jedoch möglich, die Spannung, die an die Röntgenröhre angelegt wird, zu erhöhen, um die charakteristischen Linien-Emissionen im Photonenspektrum zu erhöhen, und um ein höheres Verhältniss der charakteristischen Linien zu erhalten.
Auf der anderen Seite, wenn die Röntgenstrahlen B₁, B₂ in 2 monochromatisch sind, können die Auswirkungen der Kontinuum-Röntgenstrahlung auf das Gewebe O reduziert werden, und die absorbierte Strahlungsdosis (Hautdosis) des Gewebes O kann gesenkt werden. Außerdem, wenn das Gewebe O ein weiches Gewebe ist, haben die Röntgenstrahlen B₁, B₂ mit höherer Energie eine relativ tiefere Penetration und relativ niedrigere absorbierende Strahlungsmenge. Das heißt, Röntgenstrahlen B₁, B₂ mit höherer Energie können den linearen Energietransfer (LET) des Gewebes O verringern, wodurch die absorbierten Strahlendosis des Gewebes O von den Röntgenstrahlen B₁, B₂ reduziert werden kann. Durch die Wahl des Materials des Typs eines Übertragungsziels 14 kann die Übertragungs-Röntgenröhre 10 von 4 monochromatische, hoch energetische und Weitwinkel-Röntgenstrahl 15 erzeugen, so dass die absorbierte Strahlungsdosis des Gewebes O der Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbildssysteme 100, 200, 300 erheblich reduziert werden kann, wie in den 2, 5 und 6 gezeigt.
Im Allgemeinen, zur Gewinnung der Bilder aus den Unterschieden in der Absorptions-Menge der Röntgenstrahlen, müssen weiche Gewebe (wie die Brust) kontinuierlich komprimiert werden, so dass die Röntgenstrahlen das weiche Gewebe mit der gleichen Dicke durchdringen können und dasselbe zum Detektor übertragen werden kann. In der Ausführungsform der 1 verwendet das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren die Übertragungs-Röntgenröhre (wie beispielsweise die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre 10 in 4) für das Phasenverschiebungs-Kontrastbild, so dass die Kompression des weichen Gewebes während der Röntgen-Phasenkontrast-Abbildung vermieden werden kann.
Zusammenfassend erzeugt für das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren und das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem die Weitwinkel-Übertragungs-Röntgenröhre hohe Helligkeitseigenschaften von charakterlichen Röntgenstrahlen, und die erzeugte X-Röntgenstrahlen bestrahlen das Gewebe jeweils in den ersten und zweiten Richtungen, um erste und zweite Röntgen-Bilder zu erzeugen. Durch diese Vorgehensweise können 3-D-Röntgen-Bildern leicht erzielt werden, und die Röntgenstrahlungsdosis für das Gewebe kann ebenso gesenkt werden.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren dieser Erfindung nutzt charakteristische Röntgenstrahlen mit hohem Durchsatz, die das Ziels von verschiedenen Positionen oder mit unterschiedlichen Brennpunkten bestrahlen, um so unterschiedliche Röntgen-Bildern zu bilden. Die Röntgen-Bilder werden verglichen, um die Voxel zu definieren, und kombiniert, um die 3-D-Röntgen-Bilder zu erhalten. Durch Verwendung des Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrasts zur Abbildung des weichen Gewebes kann der Grad des Bildkontrastes um mehrere Größenordnungen verbessert werden, und die lineare Energieübertragung von Hochenergie-Photonenstrahlen wird stark reduziert. Daher kann die Strahlungsdosis, die auf das Gewebe wirkt, stark reduziert werden.
Auch durch den Einsatz von mindestens einer oder zwei Übertragungs-Röntgenröhren kann ein neuartiger Doppelkegelstrahl-CT-Algorithmus angewendet werden. Zwei Ansichten können durch elektronisches Schalten und zwei aufeinanderfolgende Bilder mit hoher Auflösung geliefert werden, ohne die Notwendigkeit der Komprimierung der Brüste.
Es ist dem Fachmann auf dem Gebiet bekannt, dass verschiedene Modifikationen und Variationen an der Struktur der vorliegenden Erfindung ohne Abweichung vom Umfang oder Geist der Erfindung vorgenommen werden können. In Anbetracht des Vorhergehenden ist beabsichtigt, dass die vorliegende Erfindung Modifikationen und Variationen dieser Erfindung, sofern sie in den Umfang der folgenden Ansprüche und ihrer Äquivalente fallen, abzudecken.

Claims

Ein Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren, umfassend: Bereitstellen mindestens einer Röntgenröhre; Erzeugen eines Röntgenstrahls durch die mindestens eine Röntgenröhre, wobei der Röntgenstrahl ein Gewebe in einer ersten Richtung bestrahlt, um ein erstes Röntgen-Bild zu erhalten, und in einer zweiten Richtung, um ein zweites Röntgen-Bild zu erhalten, und der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und Kontinuum-Röntgenstrahlen von mindestens 5: 1; und Empfangen und Vergleichen des ersten Röntgen-Bilds und des zweite Röntgen-Bilds sequentiell von einem zweidimensionalen Bild-Detektions-Array, um Voxel zu definieren, um so ein dreidimensionales Röntgen-Bild zu erhalten.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 1, wobei die mindestens eine Röntgenröhre Folgendes umfasst: ein Gehäuse, mit einer Vakuumumgebung; eine Anode, die innerhalb eines End-Fensters des Gehäuses angeordnet ist; einen Typ eines Übertragungsziels, der auf der Anode angeordnet ist, wobei der Typ eines Übertragungsziels zumindest eine Folie umfasst; und eine Kathode, die in dem Gehäuse angeordnet ist, wobei die Kathode für einen Elektronenstrahl entlang einer Bahn in dem Gehäuse geeignet ist, um auf den Typ eines Übertragungsziels zu treffen, um den Röntgenstrahl zu erzeugen, der durch das End-Fenster übertragen wird.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 1, wobei das Gewebe ein weiches Gewebe ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 2, wobei ein Material des Typs eines Übertragungsziels Target Molybdän (Mo), Silber (Ag) oder Cadmium (Cd) umfasst.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 1, wobei der Röntgenstrahl ein konischer Weitwinkel-Röntgenstrahl ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 1, wobei die charakteristischen Röntgenstrahlen monochromatische Röntgenstrahlen sind.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren nach Anspruch 1, wobei das Gewebe ein Brustgewebe ist.
Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem, verwendbar zur Gewinnung von Bildern von einem Gewebe, umfassend: ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array; und zwei Röntgenröhren, die jeweils an einer ersten Position und einer zweiten Position angeordnet sind, wobei die beiden Röntgenröhren sequentiell Röntgenstrahlen erzeugen, zum Bestrahlen des Gewebes in jeweils einer ersten Richtung, um ein erstes Röntgen-Bild zu bilden, und in einer zweiten Richtung, um ein zweites Röntgen-Bild zu bilden, wobei das erste Röntgen-Bild und das zweite Röntgen-Bild durch das zweidimensionale Bild-Detektions-Array empfangen werden, wobei jede der beiden Röntgenröhren ein Typ eines Übertragungsziels umfasst, das auf einer Anode angeordnet ist, und eine Kathode, die einen Elektronenstrahl emittiert, um den Typ eines Übertragungsziels zu bombardieren, um so die Röntgenstrahlen zu erzeugen, der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und Kontinuum Röntgenstrahlen von zumindest 5:1.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 8, wobei eine Energie des Elektronenstrahls mehr als das Zweifache der Energie der charakteristischen Röntgenstrahlung ist, und eine Dicke des Typ eines Übertragungsziels ist mindestens 2,1 Mikrometer.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 8, wobei eine Dicke des Typs eines Übertragungsziels größer als eine Eindringtiefe des Elektronenstrahls in den Typ eines Übertragungsziels ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 8, wobei ein Material des Typs eines Übertragungsziels Molybdän (Mo), Silber (Ag) oder Cadmium (Cd) umfasst.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 8, wobei der Röntgenstrahl ein konischer Weitwinkel-Röntgenstrahl ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 8, wobei die charakteristischen Röntgenstrahlen monochromatische Röntgenstrahlen sind.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem, verwendbar zur Gewinnung von Bildern von einem Gewebe, umfassend: ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array; und eine Übertragungs-Röntgenröhre zur Erzeugung eines Röntgenstrahls, wobei der Röntgenstrahl von der Übertragungs-Röntgenröhre, die jeweils an einer ersten Position und einer zweiten Position angeordnet ist, erzeugt wird, um das Gewebe sequentiell in einer ersten Richtung zu bestrahlen, zum Erzeugen eines ersten Röntgen-Bild es, und in einer zweiten Richtung, zum Erzeugen ein zweites Röntgen-Bild es, wobei das erste Röntgen-Bild und das zweite Röntgen-Bild durch das zweidimensionale Bild-Detektions-Array empfangenen werden, wobei die Übertragungs-Röntgenröhre einen Typ eines Übertragungsziels auf einer Anode umfasst, und eine Kathode, die einen Elektronenstrahl emittiert, um den Typ eines Übertragungsziels zu bombardieren, um die Röntgenstrahlen zu erzeugen, der Röntgenstrahl hat ein Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und kontinuierlichen Röntgenstrahlen von zumindest 5:1.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 14, wobei eine Energie des Elektronenstrahls mehr als das Zweifache der Energie einer charakteristischen Röntgenstrahlung ist, und eine Dicke des Typ eines Übertragungsziels ist mindestens 2,1 Mikrometer.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 14, wobei eine Dicke des Typs eines Übertragungsziels größer als eine Eindringtiefe des Elektronenstrahls in den Typ eines Übertragungsziels ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 14, wobei ein Material des Typs eines Übertragungsziels Molybdän (Mo), Silber (Ag) oder Cadmium (Cd) umfasst.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 14, wobei der Röntgenstrahl ein konischer Weitwinkel-Röntgenstrahl ist.
Das Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungssystem nach Anspruch 14, wobei die charakteristischen Röntgenstrahlen monochromatische Röntgenstrahlen sind.
Röntgenstrahlen-Phasenverschiebungs-Kontrastbild-Gebungsverfahren, umfassend: Bereitstellen mindestens einer Röntgenröhre; Erzeugen eines ersten Röntgenstrahls und eines zweiten Röntgenstrahls durch die mindestens eine Röntgenröhre, wobei die ersten und zweiten Röntgenstrahlen unterschiedliche Brennpunkte haben, und der erste Röntgenstrahl bestrahl ein Gewebe in einer ersten Richtung, um ein erstes Röntgen-Bild zu erhalten, und der zweite Röntgenstrahl bestrahlt das Gewebe in einer zweiten Richtung, um ein zweites Röntgen-Bild zu erhalten, und entweder der ersten ode der zweiten Röntgenstrahlen hat einen Durchsatz-Verhältnis von charakteristischen Röntgenstrahlen und kontinuierlichen Röntgenstrahlen von mindestens 5:1; und Empfangen und Vergleichen des ersten Röntgen-Bilds und des zweiten Röntgen-Bilds durch ein zweidimensionales Bild-Detektions-Array, um Voxel zu definieren, um so ein dreidimensionales Röntgen-Bild zu erhalten.