第29卷第12期 核技术 Vol. 29. No 12 年12月 NUCLEAR TECHNIQUES December 2006 衍射增强成像的若千基础问题研究 Ⅰ.衍射增强成像的衬度与X射线能量的关系 刘成林·2闫晓辉1张新夷13朱佩平4黄万霞4袁清习 1(复旦大学同步辐射研究中心物理系应用表面物理国家重点实验室上海200433) 2(盐城师范学院物理系盐城224002) 3(上海针灸和经络研究所上海201203) 4(中国科学院高能物理研究所北京100049 摘要为了探讨X射线衍射增强成像的衬度与X射线能量的关系,利用北京同步辐射光源4W1A光束线引出 的硬ⅹ射线对大块正常和癌变的乳腺组织进行成像研究。在摇摆曲线顶部位置获得的图像(峰位图像)和表 观吸收图像的衬度随X射线能量的变化关系是相似的,说明峰位图像和表观吸收图像包含的主要衬度相似, 即吸收衬度,而折射图像的衬度随X射线能量的增大总体上呈现下降趋势。综合来看,对于乳腺类的软组织 来说,DEI成像在低能量端有很好的衬度,反映了衍射增强成像更适合于主要由轻元素组成的物体的成像。 关键词X射线衍射增强成像,衬度,X射线能量,同步辐射,乳腺组织 中图分类号O434.1,R8171 X射线在物质中的折射率n=1-6-iB,其中程度上取决于选择照相所用X射线的波长。有选择 δ湜是位相项,它与电子经典半径、Ⅹ射线的波长、物地采用特定波长的ⅹ射线投照软组织,将可能获得 质中的电子密度等有关,β是吸收项,它与射线层次丰富,对比度清晰的软组织影像。另外,随着 的波长和物质的线吸收系数等有关。一般情况下,能量的增加,位相项比吸收项降低得更缓慢,在 折射率是一个随三维空间位置变化的物理量m(x,y,这里E2,BE。在高能段,物体对X射线的吸 z),而且在Ⅹ射线波段与1相差甚小。在一般医学收剂量较低,由于位相衬度依赖于Ⅹ射线的相干散 透视成像方法中,记录透射光束的强度变化(影像射,而不是吸收,因此可以在较高能段成像,这就 的衬度)主要来源于不同机体对X射线吸收的差别降低了射线对组织的潜在的损伤。从理论上来说 吸收衬度:F=le,其中为吸收系数,z为样通过测量的变化应该可以观测到更小的电子密度 品厚度。对于具有一定穿透力的硬X射线来说,主变化,于是如何获得这种由于a差别而形成的位相 要由轻元素组成的人体器官各组织间吸收系数的差衬度,成为近十几年来的一个研究热点 别很小,因此利用传统X射线医学影像学方法获得 上世纪90年代发展起来的位相衬度成像的基 的人体(器官)影像的空间分辨率和衬度(电子密本原理就是采用某种方法把这种对波函数的位相调 度)分辨率受到了很大的限制,远远不能满足现代制转换成强度的变化记录下来,或者说是利用Ⅹ射 医学对各种癌症早期临床诊断的需要P。但我们知线透过样品后携带的位相信息对样品内部结构进行 道,对于轻元素,δ比B大几个数量级,不同轻元清晰成像的方法在已经发展的几种与位相衬度 素之间δ的差别相应地也会比β的差别大几个数有关的成像方法中,根据其实验装置和原理的不同, 量级。例如,在通常乳腺诊断中使用的能量为15-可以分为三种方法:①干涉法;②衍射增强法 25keV的X射线(λ为00828—00497m),位相项③类同轴全息成像法。衍射增强成像(DEI)技术 δ107,吸收项100,两者相差在1000倍。因此,是由 Chapman和他的同事们为改善乳房X射线照 在吸收衬度很难探测的情况下仍有可能观察到位相相术的图像衬度,于1995年在美国国家同步光源 的衬度。硬X线对软组织成像的衬度,在相当大(NSLS)发展起来的13。用该方法可以获得与 国家重点基础研究专项973项目(2005CB523306)资助 第一作者:刘成林,男,1964年出生,复旦大学凝聚态物理专业博士生,盐城师范学院副教授 通讯作者:张新夷 收稿日期:2006-08-11,修回日期:2006-09-20
第 29 卷 第 12 期 核 技 术 Vol. 29, No.12 2006 年 12 月 NUCLEAR TECHNIQUES December 2006 —————————————— 国家重点基础研究专项 973 项目（2005CB523306）资助 第一作者：刘成林，男，1964 年出生，复旦大学凝聚态物理专业博士生，盐城师范学院副教授 通讯作者：张新夷 收稿日期：2006-08-11，修回日期：2006-09-20 衍射增强成像的若干基础问题研究 I. 衍射增强成像的衬度与 X 射线能量的关系 刘成林 1, 2 闫晓辉 1 张新夷 1, 3 朱佩平 4 黄万霞 4 袁清习 4 1（复旦大学同步辐射研究中心 物理系 应用表面物理国家重点实验室 上海 200433） 2（盐城师范学院物理系 盐城 224002） 3（上海针灸和经络研究所 上海 201203） 4（中国科学院高能物理研究所 北京 100049） 摘要 为了探讨 X 射线衍射增强成像的衬度与 X 射线能量的关系，利用北京同步辐射光源 4W1A 光束线引出 的硬 X 射线对大块正常和癌变的乳腺组织进行成像研究。在摇摆曲线顶部位置获得的图像（峰位图像）和表 观吸收图像的衬度随 X 射线能量的变化关系是相似的，说明峰位图像和表观吸收图像包含的主要衬度相似， 即吸收衬度，而折射图像的衬度随 X 射线能量的增大总体上呈现下降趋势。综合来看，对于乳腺类的软组织 来说，DEI 成像在低能量端有很好的衬度，反映了衍射增强成像更适合于主要由轻元素组成的物体的成像。 关键词 X 射线衍射增强成像，衬度，X 射线能量，同步辐射，乳腺组织 中图分类号 O434.1，R817.1 X 射线在物质中的折射率n = 1− δ − iβ ，其中 δ是位相项，它与电子经典半径、X 射线的波长、物 质中的电子密度等有关，β是吸收项，它与 X 射线 的波长和物质的线吸收系数等有关[1]。一般情况下， 折射率是一个随三维空间位置变化的物理量 n(x, y, z)，而且在 X 射线波段与 1 相差甚小。在一般医学 透视成像方法中，记录透射光束的强度变化（影像 的衬度）主要来源于不同机体对 X 射线吸收的差别 ——吸收衬度：I=I0e -µz，其中µ为吸收系数，z 为样 品厚度。对于具有一定穿透力的硬 X 射线来说，主 要由轻元素组成的人体器官各组织间吸收系数的差 别很小，因此利用传统 X 射线医学影像学方法获得 的人体（器官）影像的空间分辨率和衬度（电子密 度）分辨率受到了很大的限制，远远不能满足现代 医学对各种癌症早期临床诊断的需要[2]。但我们知 道，对于轻元素，δ 比β 大几个数量级，不同轻元 素之间δ 的差别相应地也会比β 的差别大几个数 量级。例如，在通常乳腺诊断中使用的能量为 15— 25 keV 的 X 射线（λ为 0.0828—0.0497nm），位相项 δ~10-7，吸收项β~10-10，两者相差在 1000 倍。因此， 在吸收衬度很难探测的情况下仍有可能观察到位相 的衬度[3]。硬 X 线对软组织成像的衬度，在相当大 程度上取决于选择照相所用 X 射线的波长。有选择 地采用特定波长的 X 射线投照软组织，将可能获得 层次丰富，对比度清晰的软组织影像。另外，随着 能量的增加，位相项比吸收项降低得更缓慢[4]，在 这里δ∝E-2，β∝E-4。在高能段，物体对 X 射线的吸 收剂量较低，由于位相衬度依赖于 X 射线的相干散 射，而不是吸收，因此可以在较高能段成像，这就 降低了射线对组织的潜在的损伤。从理论上来说， 通过测量δ的变化应该可以观测到更小的电子密度 变化，于是如何获得这种由于δ的差别而形成的位相 衬度，成为近十几年来的一个研究热点[5,6]。 上世纪 90 年代发展起来的位相衬度成像的基 本原理就是采用某种方法把这种对波函数的位相调 制转换成强度的变化记录下来，或者说是利用 X 射 线透过样品后携带的位相信息对样品内部结构进行 清晰成像的方法[7, 8]。在已经发展的几种与位相衬度 有关的成像方法中，根据其实验装置和原理的不同， 可以分为三种方法[9, 10]：①干涉法；②衍射增强法； ③类同轴全息成像法。衍射增强成像（DEI）技术 是由 Chapman 和他的同事们为改善乳房 X 射线照 相术的图像衬度，于 1995 年在美国国家同步光源 （NSLS）发展起来的 [11-13]。用该方法可以获得与
882 核技术 第29卷 吸收衬度成像类似的峰位像和表观吸收像,利用合结构。另外,将分析晶体调整到摇摆曲线中反射率 成像的方法可以将折射率的变化(相当于位相的一为50%的低角处和高角处,分别记录到两张图像。 级导数)记录下来,由于它具有成像原理简单、图这两张图像包含相同的吸收效应、相近的消光效应 像衬度易于解释和实验技术要求不高等优点,成为和相反的折射效应,因而两张图像的吸收信息是相 一种非常有发展前途并且可能在医学诊断中发挥重同的,消光信息是相近的,而折射信息是相反的。 要作用的方法。然而,对DE成像原理中所涉由于在单张图像中,折射信息与吸收信息和消光信 及的一些基本问题,无论是理论分析还是实验研究息混合在一起,因而在表现软组织结构方面的作用 都需要更深入和细致的硏究。本文着重讨论衍射增不是十分显著。可是,通过像素对像素的合成算法 强成像的衬度与X射线能量的关系。在文献[16中,得到表观吸收图像和折射图像,能分别抑制折射信 我们将着重讨论边界效应和晶体衍射产生的本底对息和消光信息,分离出单纯的消光信息和单纯的折 图像的影响,这些基本问题与图像的可信度都有直射信息,获取更多有关软组织结构方面的信息阿。 接的关系 被探测器接收到的图像包含着样品的吸收、折 射和消光信息。按照常规辐射成像衬度的定义,在 1实验样品与方法 摇摆曲线不同位置获得的图像的最大衬度(可见度) 正常和病变(包括良性和恶性)的乳腺组织样可以定义为 品由复旦大学附属肿瘤医院提供,样品尺寸大约为 12mm×9mm×2mm,用福尔马林固定。成像时, (1) 样品从缓冲溶液中取出后晾干,然后固定在样品架 上。DE实验是在北京同步辐射装置4W1A光束线 这里,Ⅰ是本底图像的平均灰度,lmm是探测接 的形貌实验站完成的。这是一条 Wiggler白光束线, 收到的图像的最小灰度。对于表观吸收图像,也可 其光源尺寸为水平方向22mm及垂直方向08mm 以用类似的方法确定其最大衬度。然而对于折射图 光源发出的光束近似为平行光束。衍射增强成像的像,情况比较特别。折射图像是由折射信息相反的 实验装置见文献174W1A束线的x射线能量范两张图像相减得到,对于没有折射的区域,在相减 围可以调节,在实验中,从 Wiggler发出的白光x中灰度为零,如果以没有折射的区域作为折射图像 射线入射到sl晶体(单色器)上,调整晶体的本底,也就是说用灰度为零的区域作为本底,就会 入射角可以获得能量不同的单色光,从而使单色光得到折射衬度为无穷大的错误结果。实际操作中, 能量分别调整在9、10、15、18和27keV等:在单合成图像的本底不可能为零,总有噪声背景。因此 色晶体前,选择厚度合适的Al箔吸收低能X射线, 对于本底灰度为零的合成图像,用噪声背景作为折 还可利用S(33晶面衍射获得更高能量。实验所用射衬度的本底是合理的选择,因此折射图像的最大 光斑尺寸为15mm×12mm。透过样品的单色x射衬度可以写成 线通过分析晶体被反射到探测器后成像。样品与探 测器的距离约1m。实验中采用CCD(X射线快速 SNR ref=-max-L 成像18mm系统, Photonic- science ltd.UK)记录 图像,其像素空间周期为109μm。采集图像时, 这里,lmx和kRmn分别是折射图像的最大和 控制总曝光量不变。DEI实验中,将分析晶体调谐最小灰度,oe为相对于平均本底信号的标准偏差 到摇摆曲线顶部位置记录峰位图像,再将分析晶体 利用图像处理软件对各个图像进行灰度分析 调整到摇摆曲线中反射率为50%的低角处和高角处获得所需要的图像数据。根据公式(1)可以确定峰 分别记录两张图像,并通过像素对像素的合成算法位图像和表观吸收图像的衬度,根据公式(2)可以 得到表观吸收图像和折射图像 确定折射图像的衬度。峰位图像衬度随X射线能量 的变化关系如图1所示。可以看出:随着X射线能 2实验结果与讨论 量的增加,图像的衬度先是下降,然后又回升,在 在DEI实验中,通常将分析晶体调整到特定角 段范围内基本不变后又继续上升。在9-10keV 度的位置记录图像。例如在摇摆曲线顶部位置,能 范围内,良性组织图像的衬度下降最快,恶性组织 图像的衬度下降最慢。在10-15keV范围内,正常 够记录峰位图像。峰位图像中,消光效应比较显著,和良性肿瘤组织的图像的衬度上升基本相同,而恶 图像的清晰度比较高,能够大致反映出软组织中的 性肿瘤组织的图像的衬度上升较快。在15-18keV
882 核 技 术 第 29 卷 吸收衬度成像类似的峰位像和表观吸收像，利用合 成像的方法可以将折射率的变化（相当于位相的一 级导数）记录下来，由于它具有成像原理简单、图 像衬度易于解释和实验技术要求不高等优点，成为 一种非常有发展前途并且可能在医学诊断中发挥重 要作用的方法[14, 15]。然而，对 DEI 成像原理中所涉 及的一些基本问题，无论是理论分析还是实验研究 都需要更深入和细致的研究。本文着重讨论衍射增 强成像的衬度与 X 射线能量的关系。在文献[16]中， 我们将着重讨论边界效应和晶体衍射产生的本底对 图像的影响，这些基本问题与图像的可信度都有直 接的关系。 1 实验样品与方法 正常和病变（包括良性和恶性）的乳腺组织样 品由复旦大学附属肿瘤医院提供，样品尺寸大约为 12 mm×9 mm×2 mm，用福尔马林固定。成像时， 样品从缓冲溶液中取出后晾干，然后固定在样品架 上。DEI 实验是在北京同步辐射装置 4W1A 光束线 的形貌实验站完成的。这是一条 Wiggler 白光束线， 其光源尺寸为水平方向2.2 mm及垂直方向0.8 mm， 光源发出的光束近似为平行光束。衍射增强成像的 实验装置见文献[17]。4W1A 束线的 X 射线能量范 围可以调节，在实验中，从 Wiggler 发出的白光 X 射线入射到 Si(111)晶体（单色器）上，调整晶体的 入射角可以获得能量不同的单色光，从而使单色光 能量分别调整在 9、10、15、18 和 27 keV 等；在单 色晶体前，选择厚度合适的 Al 箔吸收低能 X 射线， 还可利用 Si(333)晶面衍射获得更高能量。实验所用 光斑尺寸为 15 mm×12 mm。透过样品的单色 X 射 线通过分析晶体被反射到探测器后成像。样品与探 测器的距离约 1m。实验中采用 CCD（X 射线快速 成像 18 mm 系统，Photonic-science Ltd. UK）记录 图像，其像素空间周期为 10.9 µm。采集图像时， 控制总曝光量不变。DEI 实验中，将分析晶体调谐 到摇摆曲线顶部位置记录峰位图像，再将分析晶体 调整到摇摆曲线中反射率为 50%的低角处和高角处 分别记录两张图像，并通过像素对像素的合成算法 得到表观吸收图像和折射图像。 2 实验结果与讨论 在 DEI 实验中，通常将分析晶体调整到特定角 度的位置记录图像。例如在摇摆曲线顶部位置，能 够记录峰位图像。峰位图像中，消光效应比较显著， 图像的清晰度比较高，能够大致反映出软组织中的 结构。另外，将分析晶体调整到摇摆曲线中反射率 为 50%的低角处和高角处，分别记录到两张图像。 这两张图像包含相同的吸收效应、相近的消光效应 和相反的折射效应，因而两张图像的吸收信息是相 同的，消光信息是相近的，而折射信息是相反的。 由于在单张图像中，折射信息与吸收信息和消光信 息混合在一起，因而在表现软组织结构方面的作用 不是十分显著。可是，通过像素对像素的合成算法 得到表观吸收图像和折射图像，能分别抑制折射信 息和消光信息，分离出单纯的消光信息和单纯的折 射信息，获取更多有关软组织结构方面的信息[6]。 被探测器接收到的图像包含着样品的吸收、折 射和消光信息。按照常规辐射成像衬度的定义，在 摇摆曲线不同位置获得的图像的最大衬度（可见度） 可以定义为[18] I I I C − min = (1) 这里，I 是本底图像的平均灰度，Imin 是探测接 收到的图像的最小灰度。对于表观吸收图像，也可 以用类似的方法确定其最大衬度。然而对于折射图 像，情况比较特别。折射图像是由折射信息相反的 两张图像相减得到，对于没有折射的区域，在相减 中灰度为零，如果以没有折射的区域作为折射图像 本底，也就是说用灰度为零的区域作为本底，就会 得到折射衬度为无穷大的错误结果。实际操作中， 合成图像的本底不可能为零，总有噪声背景。因此， 对于本底灰度为零的合成图像，用噪声背景作为折 射衬度的本底是合理的选择，因此折射图像的最大 衬度可以写成 R,max R,min ref ref SNR I I σ − = (2) 这里，IR,max 和 IR,min 分别是折射图像的最大和 最小灰度，σref为相对于平均本底信号的标准偏差。 利用图像处理软件对各个图像进行灰度分析， 获得所需要的图像数据。根据公式（1）可以确定峰 位图像和表观吸收图像的衬度，根据公式（2）可以 确定折射图像的衬度。峰位图像衬度随 X 射线能量 的变化关系如图 1 所示。可以看出：随着 X 射线能 量的增加，图像的衬度先是下降，然后又回升，在 一段范围内基本不变后又继续上升。在 9—10 keV 范围内，良性组织图像的衬度下降最快，恶性组织 图像的衬度下降最慢。在 10—15 keV 范围内，正常 和良性肿瘤组织的图像的衬度上升基本相同，而恶 性肿瘤组织的图像的衬度上升较快。在 15—18 keV
第12期刘成林等:衍射增强成像的若干基础问题研究——1.衍射增强成像的衬度与Ⅹ射线能量的关系 范围内,图像的衬度基本不随能量而变化。在18- 27keV范围内,正常组织的图像的衬度上升最慢, 其次是良性肿瘤组织,而恶性肿瘤组织的图像的衬 度上升最快。 10121416182022242628 E/kev 图2表观吸收图像衬度与X射线能量之间的关系 Fig. 2 Dependence of the contrast of apparent absorption images on energy of X-rays 10121416182022242628 E/kev 弹,但不是很明显,然后一直是下降。而恶性组织 图1峰位图像衬度与X射线能量之间的关系 的折射图像的衬度反弹的范围在15-18keV之间, Fig. 1 Dependence of the contrast of peak- position images on随后也是处于下降趋势。可以这样认为:X射线的 energy of X-rays 能量越低,越接近轻元素的K吸收边,折射成像更 表观吸收图像衬度随X射线能量的变化关系如适合轻元素的成像。肿瘤组织主要由大量的轻元素 图2所示。可以看出:随着Ⅹ射线能量的增加,正组成,因此折射图像在肿瘤的诊断中可以发挥很好 常组织和良性肿瘤组织的表观吸收图像的衬度先是的作用。同时也说明,在北京同步辐射装置上用低 下降,然后又上升,但变化规律是有差异的。在9能量来进行DE实验是合理的。 10keV范围内,正常组织图像的衬度下降最快, Benign 良性组织图像的衬度下降较慢。在10-15keV范围 ▲ Normal 内,正常和良性肿瘤组织的图像的衬度上升。在1 -8keV范围内,它们的图像的衬度随能量的变化 而缓慢上升,到18keV时基本一致。在18-27keV 范围内,良性肿瘤组织的图像的衬度快速增加,正 常组织的增加速度要稍慢一点。对于恶性肿瘤组织 的图像衬度来说,在实验的能量范围内,总体趋势 是随X射线能量增加而平缓地上升,仅在15keV 处有 的波动。 从图1和图2可以看出,峰位图像和表观吸收 810121416182022242628 E/kev 图像与Ⅹ射线能量的关系是基本相似的,这是因为 图3折射图像的衬度与X射线能量之间的关系 峰位图像和表观吸收图像中衬度机制都有吸收和消Fg3 Dependence of the contrast of refraction images on 光的贡献。同时可以知道,乳腺组织在15keV以上 energy of X-rays 的衬度比较好,说明高能量的X射线有利于吸收衬3结论 度和消光衬度成像,这说明目前医学成像中广泛采 用高能量成像对获得较高衬度是合理的。峰位图像 根据峰位图像、表观吸收图像和折射图像的衬 和表观吸收图像在18keV以上,衬度会显著增加,度随X射线能量的变化关系,可以确定:峰位图像 与乳房X射线照相采用钼靶(钼的K吸收边在和表观吸收图像的成像机制基本类似,它们的衬度 20keV附近)是一致的。 随X射线能量的变化关系也是相似的,反映了高能 折射图像的衬度随ⅹ射线能量的变化关系如图量的X射线有利于吸收成像:而折射图像的衬度随 3所示。可以看出:随着ⅹ射线能量的增加,图像X射线能量的增加总体上呈现降低趋势。因此,对 的衬度基本是呈下降趋势。在10-15keV范围内,于主要由轻元素组成的物体的成像,衍射增强的效 正常组织和良性组织的折射图像的衬度有一定的反果更加明显
第 12 期 刘成林等：衍射增强成像的若干基础问题研究——I. 衍射增强成像的衬度与 X 射线能量的关系 883 范围内，图像的衬度基本不随能量而变化。在 18— 27 keV 范围内，正常组织的图像的衬度上升最慢， 其次是良性肿瘤组织，而恶性肿瘤组织的图像的衬 度上升最快。 图 1 峰位图像衬度与 X 射线能量之间的关系 Fig. 1 Dependence of the contrast of peak-position images on energy of X-rays 表观吸收图像衬度随X射线能量的变化关系如 图 2 所示。可以看出：随着 X 射线能量的增加，正 常组织和良性肿瘤组织的表观吸收图像的衬度先是 下降，然后又上升，但变化规律是有差异的。在 9 —10 keV 范围内，正常组织图像的衬度下降最快， 良性组织图像的衬度下降较慢。在 10—15 keV 范围 内，正常和良性肿瘤组织的图像的衬度上升。在 15 —18 keV 范围内，它们的图像的衬度随能量的变化 而缓慢上升，到 18 keV 时基本一致。在 18—27 keV 范围内，良性肿瘤组织的图像的衬度快速增加，正 常组织的增加速度要稍慢一点。对于恶性肿瘤组织 的图像衬度来说，在实验的能量范围内，总体趋势 是随 X 射线能量增加而平缓地上升，仅在 15 keV 处有一个小的波动。 从图 1 和图 2 可以看出，峰位图像和表观吸收 图像与 X 射线能量的关系是基本相似的，这是因为 峰位图像和表观吸收图像中衬度机制都有吸收和消 光的贡献。同时可以知道，乳腺组织在 15 keV 以上 的衬度比较好，说明高能量的 X 射线有利于吸收衬 度和消光衬度成像，这说明目前医学成像中广泛采 用高能量成像对获得较高衬度是合理的。峰位图像 和表观吸收图像在 18 keV 以上，衬度会显著增加， 与乳房 X 射线照相采用钼靶（钼的 K 吸收边在 20keV 附近）是一致的。 折射图像的衬度随X射线能量的变化关系如图 3 所示。可以看出：随着 X 射线能量的增加，图像 的衬度基本是呈下降趋势。在 10—15 keV 范围内， 正常组织和良性组织的折射图像的衬度有一定的反 图 2 表观吸收图像衬度与 X 射线能量之间的关系 Fig. 2 Dependence of the contrast of apparent absorption images on energy of X-rays 弹，但不是很明显，然后一直是下降。而恶性组织 的折射图像的衬度反弹的范围在 15—18 keV 之间， 随后也是处于下降趋势。可以这样认为：X 射线的 能量越低，越接近轻元素的 K 吸收边，折射成像更 适合轻元素的成像。肿瘤组织主要由大量的轻元素 组成，因此折射图像在肿瘤的诊断中可以发挥很好 的作用。同时也说明，在北京同步辐射装置上用低 能量来进行 DEI 实验是合理的。 图 3 折射图像的衬度与 X 射线能量之间的关系 Fig. 3 Dependence of the contrast of refraction images on energy of X-rays 3 结论 根据峰位图像、表观吸收图像和折射图像的衬 度随 X 射线能量的变化关系，可以确定：峰位图像 和表观吸收图像的成像机制基本类似，它们的衬度 随 X 射线能量的变化关系也是相似的，反映了高能 量的 X 射线有利于吸收成像；而折射图像的衬度随 X 射线能量的增加总体上呈现降低趋势。因此，对 于主要由轻元素组成的物体的成像，衍射增强的效 果更加明显
核技术 第29卷 致谢作者感谢复旦大学附属肿瘤医院杨文涛博士 175-194 和施达仁教授提供了实验样品 CHEN Jianwen, GAO Hongyi, LI Ruxin, et al. Prog 参考文献 I 1 Chapman D, Thomlinson W, Arfelli F, et al. Rev sci I Bravin A, Fiedler S, Thomlinson wC, et al. Proc SPIE, Instrum, 1995, 67(CD suppl) 12 Chapman D, Thomlinson W, Johnston R E, et al. Phys 2 LewisRA. Phys Med Biol, 2004, 49: 3573--3583 Biol,1997,42:2015-2025 3黄万霞,袁清习,田玉莲,等.物理学报,2005,25:67713 Dilmanian FA, Zhong Z,RenB,etal. Phys Med Biol 2000.45:933-946 Qingxi, TIAN Yulian, et al. 14 Suortti P. Thomlinson W. Phys Med Biol. 2003. 48:R1- Acta Phys Sin, 20 R35 4 Fiedler, Pagot E, Cloetens P, er al. Proc SPIE,2003,15袁清习,田玉莲,朱佩平,等.核技术,2004,27:72 5030:266-273 5朱佩平,王寯越,袁清习,等.物理学报,2005,25:58 YUAN Qingxi, TIAN Yulian, ZHU Peiping, et al. Nucl Tech,2004,27:725-728 ZHU Peiping, WANG Junyue, YUAN Qingxi; et al. Acta16刘成林,闫晓辉,张新夷,等.核技术,2006 Phys sin,2005,25:58-63 29(12)885-890 6 Zhong Z, Chapman D, Connor D, et al. Synchrotron LIU Chenglin, YAN Xiaohui, ZHANG Xinyi, et al. Nucl Radiation News, 2002, 15(6): 27-34 Tech,2006,29(12):885-890 7 Spanne P, Matsuo C RS,Katafuchi T, et al. Med Phys, 17 Liu CL, Zhang Y, Zhang X Y, et al. Med Sci Monit, 2005 2005,32:2690-2697 l1(S):MT33-3 8 Arfelli F M,Bonvicini V, et al. Phys Med Biol, 18 Miklos K Z, Sayers DE, Zhong Z. Phys Med Biol, 2003 48:325-340 9 Menk R H Nuclear Physics, 1999, 78(Suppl): 604--609 10陈建文,高鸿奕,李儒新,等.物理学进展,2005,25 Studies on some basic problems about diffraction enhanced imaging I Relation between the contrast of imaging and the energy of X-rays LIU Chenglin,2 YAN Xiaohui' ZHANG Xinyi. 3 ZHU Peiping* HUANG Wanxia YUAN Qingxi 1 (Synchrotron Radiation Research Center, Physics Department, Surface Physics(National Key) Laboratory of Fudan University, Shanghai 200433, China) 2(Physics Department of Yancheng Teachers'College, Yancheng 224002, China 3 Shanghai Research Center of Acupuncture and Meridian, Shanghai 201203, China 4( Beijing Synchrotron Radiation Facility Institute of High Energy Physics, the Chinese Academy of Sciences, Beijing 100049. China) Abstract For discussing the relation between the contrast of X-ray diffraction enhanced imaging(DED)and the energy of X-rays, the massive samples of breast tissue including normal and cancerous were studied with the del method using the hard X-rays from 4Wia beamline at the Beijing Synchrotron Radiation Facility(BSRF). The results show that the contrasts of the peak-position image or apparent absorption image keep unchanged when different X-ray energies are used. The contrast of refraction image trends to be weakened when the X-ray energy is increased. As a result, it seems the del method is fit to image objects made of light elements Key words X-ray diffraction enhanced imaging, Contrast, X-ray energy, Synchrotron radiation, Breast tissue CLC 0434 R817
884 核 技 术 第 29 卷 致谢 作者感谢复旦大学附属肿瘤医院杨文涛博士 和施达仁教授提供了实验样品。 参考文献 1 Bravin A, Fiedler S, Thomlinson W C, et al. Proc SPIE, 2002, 4862: 167—177 2 Lewis R A. Phys Med Biol, 2004, 49: 3573—3583 3 黄万霞, 袁清习, 田玉莲, 等. 物理学报, 2005, 25: 677 —681 HUANG Wanxia, YUAN Qingxi, TIAN Yulian, et al. Acta Phys Sin, 2005, 25: 677—681 4 Fiedler S, Pagot E, Cloetens P, et al. Proc SPIE, 2003, 5030: 266—273 5 朱佩平, 王寯越, 袁清习, 等. 物理学报, 2005, 25: 58 —63 ZHU Peiping, WANG Junyue, YUAN Qingxi, et al. Acta Phys Sin, 2005, 25: 58—63 6 Zhong Z, Chapman D, Connor D, et al. Synchrotron Radiation News, 2002, 15(6): 27—34 7 Spanne P, Matsuo C R S, Katafuchi T, et al. Med Phys, 2005, 32: 2690—2697 8 Arfelli F, Assante M, Bonvicini V, et al. Phys Med Biol, 1998, 43: 2845—2852 9 Menk R H. Nuclear Physics, 1999, 78 (Suppl): 604—609 10 陈建文, 高鸿奕, 李儒新, 等. 物理学进展, 2005, 25: 175—194 CHEN Jianwen, GAO Hongyi, LI Ruxin, et al. Prog. in Phys, 2005, 25: 175—194 11 Chapman D, Thomlinson W, Arfelli F, et al. Rev Sci Instrum, 1995, 67 (CD suppl) 12 Chapman D, Thomlinson W, Johnston R E, et al. Phys Med Biol, 1997, 42: 2015—2025 13 Dilmanian F A, Zhong Z, Ren B, et al. Phys Med Biol, 2000, 45: 933—946 14 Suortti P, Thomlinson W. Phys Med Biol, 2003, 48: R1— R35 15 袁清习, 田玉莲, 朱佩平, 等. 核技术, 2004, 27: 725— 728 YUAN Qingxi, TIAN Yulian, ZHU Peiping, et al. Nucl Tech, 2004, 27: 725—728 16 刘成林 , 闫晓辉 , 张新夷 , 等 . 核技术 , 2006, 29(12):885—890 LIU Chenglin, YAN Xiaohui, ZHANG Xinyi, et al. Nucl Tech, 2006, 29(12): 885—890 17 Liu C L, Zhang Y, Zhang X Y, et al. Med Sci Monit, 2005, 11(5): MT33—38 18 Miklos K Z, Sayers D E, Zhong Z. Phys Med Biol, 2003, 48: 325—340 Studies on some basic problems about diffraction enhanced imaging I. Relation between the contrast of imaging and the energy of X-rays LIU Chenglin1,2 YAN Xiaohui1 ZHANG Xinyi1,3 ZHU Peiping4 HUANG Wanxia4 YUAN Qingxi4 1 ( Synchrotron Radiation Research Center, Physics Department, Surface Physics (National Key) Laboratory of Fudan University, Shanghai 200433,China ) 2 ( Physics Department of Yancheng Teachers’ College, Yancheng 224002,China ) 3 ( Shanghai Research Center of Acupuncture and Meridian, Shanghai 201203, China ) 4 ( Beijing Synchrotron Radiation Facility, Institute of High Energy Physics, the Chinese Academy of Sciences, Beijing 100049, China ) Abstract For discussing the relation between the contrast of X-ray diffraction enhanced imaging (DEI) and the energy of X-rays, the massive samples of breast tissue including normal and cancerous were studied with the DEI method using the hard X-rays from 4W1A beamline at the Beijing Synchrotron Radiation Facility (BSRF). The results show that the contrasts of the peak-position image or apparent absorption image keep unchanged when different X-ray energies are used. The contrast of refraction image trends to be weakened when the X-ray energy is increased. As a result, it seems the DEI method is fit to image objects made of light elements. Key words X-ray diffraction enhanced imaging, Contrast, X-ray energy, Synchrotron radiation, Breast tissue CLC O434, R817
