(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも１つのＸ線管を設けるステップと、
前記少なくとも１つのＸ線管によりＸ線ビームを発生させ、前記Ｘ線ビームを組織に、第１のＸ線画像を得るために第１の方向に照射するとともに、第２のＸ線画像を得るために第２の方向に照射し、前記Ｘ線ビームは、少なくとも５：１の前記Ｘ線ビームに占める特性Ｘ線対連続Ｘ線の比であるスループット比を有するステップと、
三次元Ｘ線画像を得るために前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像を二次元画像検出アレイにより順次に受信し比較してボクセルを決定するステップと、
を備え、
前記少なくとも１つのＸ線管は、
真空環境を提供する筐体と、
前記筐体の端窓内に配置された陽極と、
前記陽極の上に配置された、少なくとも１つの箔を含む透過型ターゲットと、
前記筐体内に配置され、前記筐体内の通路に沿って電子ビームを放出し、前記透過型ターゲットに衝突させて前記端窓を透過するＸ線ビームを発生させるのに好適な陰極と、
を備え、
前記透過型ターゲットの材料は、モリブデン（Ｍｏ）、銀（Ａｇ）又はカドミウム（Ｃｄ）を備え、
前記Ｘ線ビームが１６０度のアジマス角を有する、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【請求項２】
前記組織は軟組織である、請求項１記載のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【請求項３】
前記Ｘ線ビームは広角円錐Ｘ線ビームである、請求項１記載のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【請求項４】
特性Ｘ線は単色Ｘ線である、請求項１記載のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【請求項５】
前記組織は胸部組織である、請求項１記載のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【請求項６】
二次元画像検出アレイと、
Ｘ線ビームを発生する１つの透過型Ｘ線管と、
を備え、前記Ｘ線ビームは、第１のＸ線画像を形成するために第１の方向に、第２のＸ線画像を形成するために第２の方向に順次に組織を照射するために、それぞれ第１の位置及び第２の位置で前記透過型Ｘ線管によって発生され、前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像は前記二次元検出アレイで受信され、
前記透過型Ｘ線管は陽極の上に置かれた透過型ターゲットと、前記透過型ターゲットに衝突してＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極とを含み、前記Ｘ線ビームは少なくとも５：１の前記Ｘ線ビームに占める特性Ｘ線対連続Ｘ線の比であるスループット比を有し、
前記１つの透過型Ｘ線管は、
真空環境を提供する筐体と、
前記筐体の端窓内に配置された陽極と、
前記陽極の上に配置された、少なくとも１つの箔を含む透過型ターゲットと、
前記筐体内に配置され、前記筐体内の通路に沿って電子ビームを放出し、前記透過型ターゲットに衝突させて前記端窓を透過するＸ線ビームを発生させるのに好適な陰極と、
を備え、
前記透過型ターゲットの材料は、モリブデン（Ｍｏ）、銀（Ａｇ）又はカドミウム（Ｃｄ）を備え、
前記Ｘ線ビームが１６０度のアジマス角を有する、
組織の画像を得るのに適したＸ線位相シフトコントラストイメージングシステム。
【請求項７】
前記Ｘ線ビームは広角円錐Ｘ線ビームである、請求項６記載のＸ線位相シフトコントラストイメージングシステム。
【請求項８】
特性Ｘ線は単色Ｘ線である、請求項６記載のＸ線位相シフトコントラストイメージングシステム。
【請求項９】
少なくとも１つのＸ線管を設けるステップと、
前記少なくとも１つのＸ線管により第１のＸ線ビーム及び第２のＸ線ビームを発生させ、前記第１及び第２のＸ線ビームは異なる焦点を有し、前記第１のＸ線ビームは第１のＸ線画像を得るために組織を第１の方向に照射し、前記第２のＸ線ビームは第２のＸ線画像を得るために組織を第２の方向に照射し、前記第１及び第２のＸ線ビームは少なくとも前記Ｘ線ビームに占める特性Ｘ線対連続Ｘ線の比であるスループット比を有するステップと、
三次元Ｘ線画像を得るために前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像を二次元画像検出アレイにより順次に受信し、比較してボクセルを決定するステップと、
を備え、
前記少なくとも１つのＸ線管は、
真空環境を提供する筐体と、
前記筐体の端窓内に配置された陽極と、
前記陽極の上に配置された、少なくとも１つの箔を含む透過型ターゲットと、
前記筐体内に配置され、前記筐体内の通路に沿って電子ビームを放出し、前記透過型ターゲットに衝突させて前記端窓を透過するＸ線ビームを発生させるのに好適な陰極と、
を備え、
前記透過型ターゲットの材料は、モリブデン（Ｍｏ）、銀（Ａｇ）又はカドミウム（Ｃｄ）を備え、
前記第１のＸ線ビームが１６０度のアジマス角を有し、前記第２のＸ線ビームが１６０度のアジマス角を有する、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、イメージング方法に関する。より詳しくは、本発明はＸ線位相シフトコントラストイメージング方法及びそのシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
マンモグラフィは、人の胸部、主に女性の胸部を検査するために、低線量Ｘ線（約０．７ミリシーベルト）を使用し、癌や嚢胞などの様々な胸部疾患を検出することができる。マンモグラフィは乳がんの早期検出に信頼のおける重要な診断装置であり、その結果として乳がんと診断された患者の生存率を大きく向上している。
【０００３】
マンモグラフィでは、Ｘ線検査と同様に、イオン化放射線が人体に印加され、放射線の蓄積を考慮しなければならない。マンモグラフィの比較的高いイオン化線量は放射線誘発癌を生じ得る。また、鮮明な画像を提供しない濃く密集した細胞を持つ患者に対しては、癌診断の高い誤り率（10％以上の偽陰性率）がマンモグラフィの効能を大きく減ずる。線量の問題は、それを使用するかどうか、いつ使用するか、及び何回使用すると厄介な問題になるかという問題を生じる。
【０００４】
マンモグラフィ線量を劇的に低減でき、画像解像度も高めることができれば、女性の健康管理を高い費用対効果で大きく向上させることができる。
【０００５】
他方、マンモグラフィ装置のグローバル市場は非常に巨大で、毎年最高で３３００台の装置が販売され、ディジタルマンモグラフィシステムの単位価額は高価である。従って、低い価格で高い三次元解像度のマンモグラフィシステムに対する需要はかなり高い。
【発明の概要】
【０００６】
本発明は、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法及びシステムに関し、本方法及びシステムは低線量の放射線を使用するが高い画像コントラストを提供する。更に、従来の高価なマンモグラフィシステムと比較して、本発明のＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの生産コストはその単純化設計によって大幅に低減される。
【０００７】
本発明はＸ線位相シフトコントラストイメージング方法を提供する。第１に、少なくとも１つのＸ線管が設けられ、このＸ線管によりＸ線ビームが発生される。このＸ線ビームは、組織に対して、第１のＸ線画像を得るために第１の方向に照射されるとともに、第２のＸ線画像を得るために第２の方向に照射される。Ｘ線ビームは少なくとも５：１の特性Ｘ線対連続Ｘ線のスループット比を有する。第１のＸ線画像及び第２のＸ線画像は、三次元Ｘ線画像を得るために、二次元画像検出器アレイにより受信され、比較されてボクセルを決定する。
【０００８】
本明細書に具体的に広範に記載するように、Ｘ線管は真空環境を提供する筐体と、陽極と、陰極と、透過型ターゲットを含む。陽極は筐体の端窓内に配置されるが、陰極は筐体内に配置される。透過型ターゲットは陽極の上に配置され、少なくとも１つの箔を含む。陰極は、前記筐体内の通路に沿って電子ビームを放出し、前記透過型ターゲットに衝突させて前記端窓を透過するＸ線ビームを発生させるのに適したものである。
【０００９】
本発明は、組織の画像を得るのに適したＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムも提供する。このＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムは、二次元画像検出アレイと、それぞれ第１の位置及び第２の位置に置かれた２つのＸ線管とを含む。２つのＸ線管はそれぞれ、第１のＸ線画像を形成するために組織に対して第１の方向に照射し、第２のＸ線画像を形成するために組織に対して第２の方向に照射するＸ線ビームを発生する。第１のＸ線画像及び第２のＸ線画像は前記二次元検出アレイで受信される。２つのＸ線管の各々は陽極の上に置かれた透過型ターゲットと、前記透過型ターゲットに衝突してＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極とを含む。Ｘ線ビームは少なくとも５：１の特性Ｘ線対連続Ｘ線のスループット比を有する。
【００１０】
本発明は、組織の画像を得るのに適したＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムも提供する。このＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムは、二次元画像検出アレイと、Ｘ線ビームを発生する１つの透過型Ｘ線管とを含む。前記Ｘ線ビームは、組織に対して、第１のＸ線画像を形成するために第１の方向に、第２のＸ線画像を形成するために第２の方向に組織を照射するために、それぞれ第１の位置及び第２の位置に置かれた前記透過型Ｘ線管によって発生される。前記第１のＸ線画像及び前記第２のＸ線画像は前記二次元検出アレイで受信される。前記透過型Ｘ線管は、陽極の上に置かれた透過型ターゲットと、前記透過型ターゲットに衝突してＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極とを含む。前記Ｘ線ビームは少なくとも５：１の特性Ｘ線対連続Ｘ線のスループット比を有する。
【００１１】
本明細書に具体的に広範に記載するように、Ｘ線ビームは広角円錐Ｘ線ビームとし得る。特性Ｘ線は単色Ｘ線とし得る。
【００１２】
本発明の上述した目的、特徴及び利点を理解可能にするために、いくつかの実施形態を図面とともに以下に詳細に記載する。以上の一般的な説明も以下の詳細な説明も模範的な例示であって、請求項に記載する本発明の更なる説明を提供することを意図していることを理解されたい。
【００１３】
添付図面は本発明のより一層の理解を提供するために含まれ、本明細書の一部として組み込まれ本明細書の一部を構成する。図面は本発明の実施形態を示し、明細書の記載と相まって本発明の原理を説明する働きをする。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の一実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法の処理ステップを示すフローチャートである。
【図２】本発明の一実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。
【図３】Ｘ線画像の生成に対する一般的なメカニズムを示す。
【図４】本発明の一実施形態に係る透過型広角Ｘ線管の概略図である。
【図５】本発明の一実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。
【図６】本発明の別の実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。
【図７】本発明の一実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。
【図８】電子が衝突するターゲットから発生される陽極放射の変換を示す。
【図９】(a)−(b)は透過型広角Ｘ線管により発生されるＸ線ビームの光子スペクトルである。
【図１０】(a)−(b)は透過型広角Ｘ線管により発生されるＸ線ビームの光子スペクトルである。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
本発明は以下で添付図面を参照して詳細に説明され、添付図面には本発明の実施形態が示されている。しかしながら、本発明は複数の異なる形態に実施することもできるため、本発明は下記の実施形態に限定されるものと解釈されるべきではない。実際には、下記の実施形態は本発明をより詳しく完全の形で実証及び説明し、本発明の範囲を当業者に十分に伝えることを意図している。位相シフトコントラストの物理的課程の簡単な推定が詳細な開示の前に与えられる。添付図面において、明確にするために各層及び各領域の寸法及び相対寸法は拡大して示されている。
【００１６】
図１は本発明の一実施形態に係るＸ線位相シフトコントラストイメージング方法の処理ステップを示すフローチャートである。図２はこの実施形態のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。図１及び図２を参照するに、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法は少なくとも以下のステップを含む。最初に、特性Ｘ線のスループットが高い少なくとも１つの透過型Ｘ線管１０を設ける（ステップＳ１１０）。その後、透過型Ｘ線管１０がＸ線ビームＢ１，Ｂ２を発生し、広角Ｘ線ビームＢ１は第１のＸ線画像Ｉ１を得るために組織Ｏに対して第１の方向Ｄ１に照射され、広角Ｘ線ビームＢ２は第２のＸ線画像Ｉ２を得るために組織Ｏに対して第２の方向Ｄ２に照射される（ステップＳ１２０）。その後、第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２は二次元画像検出アレイ２０により受信されて比較され、ピクセル−ボクセル変換により三次元ボクセルが決定され、ボクセルが三次元Ｘ線画像として視覚化される（ステップＳ１３０）。
【００１７】
詳細には、図２のＸ線位相シフトコントラストイメージングシステム１００に対して、組織Ｏは２つのＸ線ビーム源ＳＡ，ＳＢと二次元画像検出アレイ２０との間に置かれる。この実施形態では、Ｘ線ビーム源ＳＡ，ＳＢはそれぞれ２つの位置Ｐ１，Ｐ２に位置し、同じタイプの２つの透過型Ｘ線管１０で与えられる。約１ｍｍの大きさの金属タグＴが、画像較正用基準として組織の表面上に置かれる。Ｘ線ビーム源ＳＡ，ＳＢは２つのＸ線ビームＢ１，Ｂ２を放射し、Ｘ線ビームＢ１，Ｂ２は組織Ｏに対してそれぞれ第１及び第２の方向Ｄ１及びＤ２に照射されて、部分的にオーバラップした第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を生成する。その後、二次元画像検出アレイ２０が第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を受信するために使用される。この実施形態では、Ｘ線ビームＢ１，Ｂ２は組織Ｏに対して順に照射しても又は同時に照射してもよい。
【００１８】
二次元画像検出アレイ２０と金属タグＴとの間の距離は二次元画像検出アレイ２０と標的部位Ｏ１との間の距離と異なるために、ピクセルＩ１Ａ，Ｉ１Ｂにおける倍率係数はピクセルＩ２Ａ，Ｉ２Ｂにおける倍率係数と異なる。二次元画像検出アレイ２０におけるピクセルＩ１Ａ，Ｉ１Ｂ，Ｉ２Ａ，Ｉ２Ｂを、２つの位置Ｐ１，Ｐ２間の距離の関数とする線形シフトを用いて重畳できれば、二次元画像検出アレイ２０は、二次元画像を、標的部位Ｏ１の倍率係数と一緒に送信することができる。すなわち、ピクセルＩ１Ａ，Ｉ１Ｂ，Ｉ２Ａ，Ｉ２Ｂの二次元多重共線性によって三次元ボクセル点が三次元画像の形成のために送信される。
【００１９】
例えば、図２を参照すると、画像処理時に、金属タグＴを透過して生成されるピクセルＩ１Ａ及びＩ２Ａが二次元画像検出アレイ２０上の第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２からそれぞれ選択され、Ｉ１Ａ−Ｉ２Ａの接続線が規定される。その後、Ｉ１Ａ−Ｉ２Ａの接続線に直交する複数のピクセル線ＰＬが二次元画像検出アレイ２０上に規定され、すべてのピクセルが対応する直線座標で規定される。加えて、Ｉ１Ａ−Ｉ２Ａの接続線に平行な複数の走査線ＳＬが二次元画像検出アレイ２０上に規定される。
【００２０】
図２において、走査線ＳＬがピクセル線ＰＬと交差するとき、Ｉ１Ａ−Ｉ２Ａの接続線と同様のすべての画像対を識別するためにピクセルデータが走査線ＳＬと比較される。例えば、第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２内の、組織Ｏの標的部位Ｏ１を透過して生成されるピクセルＩ１Ｂ及びＩ２ＢとＩ１Ｂ−Ｉ２Ｂの接続線とが識別される。上記の画像対（Ｉ１Ａ−Ｉ２Ａ及びＩ１Ｂ−Ｉ２Ｂの接続線を含む）をうまく利用すると、組織Ｏの標的部位０１の三次元位置が得られ、この位置は画像処理中に計算機によりボクセル（点）として決定することができる。組織Ｏの他の部位の三次元ボクセル位置及び対応するボクセルが一つずつ決定されるので、全組織Ｏの三次元画像構造を決定することができる。
【００２１】
本発明の範囲は上記の実施形態に限定され、二次元画像検出アレイ２０は他の適切な計算又は処理方法を利用して３次元Ｘ線画像を可視化することができる。
【００２２】
図１に示す実施形態によれば、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法において、第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２は位相シフトコントラストイメージングデータである。位相シフトコントラストイメージング方法に関するより詳細な説明は以下の通りである。図３はＸ線画像の生成の一般的なメカニズムを示す。図３を参照すると、位相シフトコントラストイメージング方法はＸ線に対する異なる物質の屈折率の差を利用する。コヒーレントなＸ線ビームＢが組織Ｏに照射されると、組織Ｏの領域と組織Ｏの周囲の領域とがＸ線ビームＢに対して異なる屈折率を有するため、組織Ｏを通過するＸ線ビームＢ’と組織Ｏの周囲の組織を通過するＸ線ビームＢ”との間の異なる光速度により位相シフトが生じる。位相シフトの差のために、Ｘ線ビームＢ’とＸ線ビームＢ”はオーバラップ領域Ａにおいて互いに干渉し、Ｘ線干渉強度パターンＦを形成する。すなわち、図２に示す実施形態で述べたように、Ｘ線ビームＢ１，Ｂ２はそれぞれ第１の方向Ｄ１及び第２の方向Ｄ２で組織Ｏに照射される。組織Ｏの様々な部位がＸ線の光速度に異なる影響を与えるので、干渉情報に従って第１のＸ線画像Ｉ１と第２のＸ線画像Ｉ２とが生成される。
【００２３】
組織間のＸ線吸収量の差を利用するイメージング方法と比較して、位相シフトコントラストイメージング方法ははるかに高い画像コントラストを提供する可能性が高い。特に、組織が胸部の軟組織のように小さなＸ線吸収量の差しか有さない状況の下では、位相シフトコントラストイメージング方法は、はるかに鮮明なＸ線画像を得ることができる。Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法では、組織Ｏは軟組織、すなわち低Ｚ元素から成る組織とすることができる。例えば、胸部は軟組織の一例である。位相シフトコントラストを利用する物理学の概要は以下の通りである。
【００２４】
従来のマンモグラフィは位相シフト画像コントラストを利用できない。従来のマンモグラフィにおいては、Ｘ線放出の約９４％が胸部組織で吸収され、残りの僅か６％が画像検出器に到達する。例えば、太った人からのシスト(cist)、腫瘍又は管状組織による２％の組織吸収の変化は組織を透過して検出器に到達するＸ線光子を６％から４％へ減少する。組織が高エネルギー光子ビームを５０％吸収し、検出器が脂肪に対して残りの５０％を、また腫瘍に対して４９％を受けることを示唆する場合、このような低い差は鮮明な腫瘍の画像を生成しない。すなわち、従来のマンモグラフィは、少量の残りの放射でイメージング可能にするためには、胸部組織を「フライ」にするほど照射しなければならない。従来のマンモグラフィ管は≒１００ｍＡｓ（ミリアンペア秒）／ビューを使用し、０．５秒の暴露中のＸ線管電流は≒２００ｍＡであり、２２−２８ｋＶの管電圧を使用し、Ｘ線管ターゲットに対するその熱負荷は約５キロワットであり、Ｘ線管は熱負荷を大きな標的領域に分散させるために回転陽極ディスクを使用しなければならない。これはまた、陽極ディスク上の電子ビームターゲットのスポットサイズを５００μｍよりはるかに小さく収束させることはできないことを意味する。
【００２５】
透過型管から位相シフトイメージングコントラストを形成するとき、Ｘ線発生層の厚さ及び検出器のピクセルサイズの両方を、光子ビームが十分な干渉性で干渉するように所定のコヒーレンス長のために必要なレベルに維持しなければならないが、異なる波長（多色）の光子は推測するほど（後で考慮しなければならないほど）重要でない。Ｘ線ビームスポットサイズ（典型的には陽極上の電子ビーム標的サイズ）は熱負荷を分散するために十分に大きくしなければならないが、このことは、実際には、透過型Ｘ線管においては従来のマンモグラフィ管の場合ほど問題にならず、それはそれぞれの画像形成におけるパワーレベルが異なるためである。
【００２６】
透過型マンモグラフィ管では、特性線放射のスペクトルは電子ビーム電圧の変化にほとんど無関係であるため、管電圧を２０−２８ｋＶの範囲に限定する代わりに８０−１００ｋＶに上昇させることができ、これは、所望のスペクトルを達成するために外部フィルタを使用することも、総合ビーム輝度を減少させることもなく、行うことができる。高い管電圧は管放出を１ｋＶｐで２．１乗倍に高めることができ、また効率を従来のマンモグラフィ管の３倍に高めることができる。透過型管はビーム送出において広角の均一な放射も提供するため、検出器は組織全体を覆いそこなうことなくＸ線焦点の近くに置くことができ、これにより検出器は２倍の光子カウントが得られる。位相シフトコントラストにおいて最も重要なことは位相シフト干渉によるコントラスト形成であり、このコントラスト形成は通常の吸収の差によるコントラスト形成より桁違いに大きくすることができる。その結果として、胸部組織が検出器とＸ線ビームを上述の９４／６の代わりに５０／５０で等しく共有することができるようにＸ線光子を選択することができる。同じ検出器カウントでカウントされる光子の割合のこの１桁の増大は全Ｘ線管出力の１桁の低減を意味する。従って、上述の評価を組み合わせると、透過型マンモグラフィ管で必要とされるパワー又はＸ線管への熱負荷を、５キロワットから約１００ワットに、１桁より大きく減少させることができる。このような減少の結果として、胸部組織への放射線量の劇的な減少のみならず、回転陽極と係合させる必要のないより簡単なＸ線管並びにより小型の電源を装置に低コストで組み込むことが可能になる。
【００２７】
具体的には、位相シフトコントラストイメージングは空間的及び時間的コヒーレンスを必要とする。波長λのＸ線光子の平面波はソースから距離ｄにある物体（検出器ピクセル）に到達するまで前記平面に直角に進行する。空間的コヒーレンスはソース層の差分放射点を必要とし、ソース層は透過型ターゲット層の実効厚さｔであり、所定のコヒーレンス状態を満足するためにクーリッジＸ線を発生する電子ビーム焦点領域ではない。その層の厚さｔは空間コヒーレンス長又は分散距離として検出器ピクセルサイズＰに関連する。
【００２８】
ｔ〜１０μｍ、Ｄ=５０ｃｍ及びλ(K of Ag)＝１．２４μｍ/２２，０００に対して、Ｐ＝λｄ/ｔ≒３μｍ
【００２９】
次に、時間コヒーレンス長又はエネルギー分散サイズＴであるビーム純度について考察する。Ｔは、フル位相シフトπに達するように線放射光子エネルギーＥをその線幅ΔＥで割った値で抑えられる波長λとみなせる。
【００３０】
Ｔ〜λＥ/ΔＥ
【００３１】
Ｅ/ΔＥ〜１０４、Ｔ〜０．３μｍ、ΔＥ〜４ｅＶで、Ｔは空間コヒーレンス長Ｐより１桁小さくなる。空間分散は各検出器ピクセルに含まれる必要があるが、フル時間コヒーレンスは必要ないかもしれない。π位相シフトは軟組織のＸ線イメージングコントラストより３桁高いコントラスト増強を引き起こすが、時間コントラスト増強における１桁低い位相シフトは依然として極めて有用である。即ち、従来のマンモグラフィの６％の透過率の代わりに、５０％の透過率で胸部組織に貫通するＡｇターゲットの光子ビームを使用すると、依然として十分な画像コントラストを提供することができ、組織線量をこの考察のみの場合から１桁低減することができる。
【００３２】
最後に、胸部組織内の屈折率の変化により生じる位相シフトを評価する。上で考察した推定から、３μｍの空間コヒーレンス長内に５０，０００波長が存在し、また０．３μｍの時間コヒーレンス長内に５，０００波長が存在することは、屈折率の変化（真空は１で、水は８０）によるフルπ位相シフトを得るための５０，０００の一部分又は５，０００の一部分による光子速度の変化は容易であることを示唆している。しかしながら、現実的な画像評価は、画像として暴露すべき異なる部位をすべて含む胸部ファントムのイメージングから実験的に評価しなければならない。
【００３３】
図４は、図１の実施形態で記載した透過型広角Ｘ線管の概略図である。透過型Ｘ線管１０は筐体１１、陽極１２、透過型ターゲット１４及び陰極１３を含む。Ｘ線管１０は筐体１１で包囲、密閉され、筐体１１はその密閉内部空間内に真空環境を提供する。陽極１２は筐体１１の端窓１６内に配置される。透過型ターゲット１４は陽極１２の上に配置され、透過型ターゲット１４は少なくとも１つの箔１４ａを含む（一例として１つの箔１４ａが示されている）。陰極１３は筐体１１内に、筐体１１内の通路Ｒに沿って電子ビームｅを放射しターゲットに衝突させてＸ線ビーム１５を発生させるのに好適に配置される。その後、Ｘ線ビーム１５は端窓１６を通過して筐体１１から出て行く。
【００３４】
更に、電子ビームｅは陽極１２上の透過型ターゲット１４の小さな領域、すなわち領域Ｓに収束する。領域ＳはＸ線ビーム１５の放射領域になる。この実施形態では、透過型Ｘ線管１０は、比較的小さな（例えば５０ミクロンの）Ｘ線ビーム１５の放射領域を有する。
【００３５】
図２及び図４を参照すると、Ｘ線ビーム１５の放射領域はＸ線ビーム源ＳＡ，ＳＢの焦点である。放射領域が小さいほど、より高い解像度の位相シフトコントラスト画像を生じ得る。透過型Ｘ線管１０の電子ビームｅは小さな領域Ｓに収束してＸ線ビーム源ＳＡ，ＳＢを提供し得るため、高解像度の位相シフトコントラスト画像を得ることができる。
【００３６】
図５は本発明の一実施形態によるＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図であり、図６は本発明の他の実施形態によるＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。いずれの位相コントラストイメージングシステムにおいても、画像を得るために異なる位置の単一Ｘ線源が組織を照射する。図５において、Ｘ線位相シフトコントラストイメージングシステム２００は透過型広角Ｘ線管１０を使用する。透過型Ｘ線管１０の内部設計によって、電子ビームｅは透過型ターゲット１４の２つの位置に衝突してＸ線ビーム源ＳＡ，ＳＢを形成し、これらのビーム源ＳＡ，ＳＢが組織Ｏを第１の方向Ｄ１に照射するＸ線ビームＢ１及び組織Ｏを第２の方向Ｄ２に照射するＸ線ビームＢ２を提供する。
【００３７】
更に、Ｘ線ビームＢ１，Ｂ２は、組織Ｏの任意の２つの標的部位（例えば図５の部位Ｏ１及びＯ２）を通過して、異なる角度の２つの隣接するＸ線画像、すなわち第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を生成することができる。第１のＸ線画像Ｉ１内に、二次元画像検出アレイ２０上に組織Ｏの標的部位Ｏ１及びＯ２に対応するピクセルＩ１Ａ，Ｉ１Ｂが生成される。第２のＸ線画像Ｉ２内に、二次元画像検出アレイ２０上に組織Ｏの標的部位Ｏ１及びＯ２に対応するピクセルＩ２Ａ，Ｉ２Ｂが生成される。図６において、Ｘ線位相シフトコントラストイメージングシステム３００も透過型広角Ｘ線管１０を使用し、透過型Ｘ線管１０は、２つの位置Ｐ３，Ｐ４において、組織Ｏを第１の方向Ｄ１に照射するＸ線ビームＢ１及び組織Ｏを第２の方向Ｄ２に照射するＸ線ビームＢ２を提供する。
【００３８】
図７は、本発明の別の実施形態によるＸ線位相シフトコントラストイメージング方法のためのＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムの概略図である。図２、図５及び図６の位相コントラストイメージングシステムと相違して、図７の位相コントラストイメージングシステムは単一のＸ線源を用いて異なる焦点を有するＸ線ビームを発生させ、組織に照射して画像を得る。図７では、透過型Ｘ線管１０の位置を変化させることなく、Ｘ線位相シフトコントラストイメージングシステム４００の単一の透過型広角Ｘ線管１０はその焦点距離を調整することによって第１の焦点Ｆ１のＸ線ビームＢ１と第２の焦点Ｆ２のＸ線ビームＢ２を発生させる。
【００３９】
更に、異なる焦点距離のＸ線ビームＢ１，Ｂ２は、組織Ｏの任意の２つの標的部位（例えば図７の部位Ｏ１及びＯ２）を通過して２つの隣接するＸ線画像、すなわち第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を生成することができる。第１のＸ線画像Ｉ１内に、二次元画像検出アレイ２０上に組織Ｏの標的部位Ｏ１及びＯ２に対応するピクセルＩ１Ａ，Ｉ１Ｂが生成される。第２のＸ線画像Ｉ２内に、二次元画像検出アレイ２０上に組織Ｏの標的部位Ｏ１及びＯ２に対応するピクセルＩ２Ａ，Ｉ２Ｂが生成される。
【００４０】
従って、図２の実施形態に記載したプロシージャに従って、図５、図６及び図７の位相コントラストイメージングシステムにより収集した第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を比較し、ピクセルをボクセルに変換することによってボクセルを決定し、ボクセルを三次元Ｘ線画像に合成することができる。その詳細は前に説明したので、再び説明しない。
【００４１】
図８は、ターゲットに衝突する電子から発生される陽極放射の変換を電子ビームエネルギーの変化と関連して示す。図６及び図８を参照すると、１００ボルトのバイアスが透過型Ｘ線管１０に印加されるとき、電子速度は既に光速度の２％である。１００ｋｅＶでのＸ線管の典型的な電子ビームは光速度に近い電子速度を有し、これは全く相対論的である。制動放射のダイポール放射軌跡は直交から電子ビームに変化して電子ビームに平行になる。透過型ターゲット１４により発生される制動放射の陽極放射軌跡は電子ビーム移動方向（図８の方向Ｚ）に沿って図８の軌跡Ｖのように前方に傾く。すなわち、図４の透過型Ｘ線管１０は透過型ターゲット１４によって円錐状広角Ｘ線ビーム１５を発生することができる。更に、Ｘ線ビーム１５は透過型ターゲット１４の反対側から直接放出できるため、全体が円錐状の広角Ｘ線ビーム１５を位相コントラストイメージングに完全に使用することができる。例えば、図４の透過型Ｘ線管１０は１６０度までのアジマス角度を有する円錐状広角Ｘ線ビーム１５を発生することができる。
【００４２】
透過型広角Ｘ線管１０は大きな角度の円錐状Ｘ線ビーム１５を発生し得るため、Ｘ線の照射範囲（距離）が増大し、放射点と物体との間の距離が減少し、倍率が大きくなる。従って、図１のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法では、第１のＸ線画像Ｉ１及び第２のＸ線画像Ｉ２を得るためのＸ線ビームＢ１，Ｂ２の効率が向上し、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法のコストが更に低下する。
【００４３】
図９及び図１０は透過型広角Ｘ線管により発生されるＸ線ビームの光子スペクトルである。図４、図９及び図１０を参照して、胸部組織を例にとって説明すると、透過型Ｘ線管１０において、透過型ターゲット１４の材料は、例えば銀（Ａｇ）、モリブデン（Ｍｏ）又はカドミウム（Ｃｄ）とし得る。図９(a)及び図９(b)は、Ｍｏからなる透過型ターゲットに対して、異なるエネルギーの電子ビームで透過型Ｘ線管により発生される広角Ｘ線ビームの光子スペクトルを示す。図１０(a)及び図１０(b)は、Ａｇからなる透過型ターゲットに対して、異なるエネルギーの電子ビームで透過型Ｘ線管により発生される広角Ｘ線ビームの光子スペクトルを示す。
【００４４】
透過型Ｘ線管１０により発生されるＸ線ビーム１５は比較的高いスループットの特性線放射及び比較的低いスループットの制動放射（ｂｒｅｍ）を含み、いずれもターゲット層に衝突するビームから放射される一次放射及び事前の制動放射を吸収してターゲット表面層から放出される蛍光放射を含む。特性線放射と制動放射レベルのスループット比は少なくとも５：１である。透過型Ｘ線管１０の電子ビームｅのエネルギーは特性Ｘ線のエネルギーの２倍以上である。透過型ターゲット１４の厚さは少なくとも２．１ミクロンである。更に、透過型ターゲット１４の厚さは透過型ターゲット１４内への電子ビームｅの侵入深さより大きい。好ましくはその厚さは侵入深さの約２倍である。
【００４５】
特性Ｘ線はその吸収端のすぐ下の固有のエネルギーの線放射であり、ターゲット原子に衝突する電子から発生される。これらの光子は最小の吸収でターゲット材料に容易に侵入し得る。制動放射（連続Ｘ線とも称される）光子は連続スペクトルのＸ線で、通常ターゲットにより妨げられる。従って、透過型ターゲット１４自体は高エネルギービームを吸収し蛍光特性線放射を発生し、その過程で、低エネルギービーム１５の大部分を除去するが、高エネルギーの制動放射を蛍光に変換し、それによって特性Ｘ線を増大する一方、連続Ｘ線を減少する。透過型ターゲット１４は、Ｘ線スペクトルのうちの特性線Ｘ線の割合を増大し、すなわち、光子スペクトルをシフトすることなく高輝度の単色線放射を発生する。位相シフトコントラストイメージングに対しては、先に考察したように、検出器ピクセルで覆うことができる現実的な空間コヒーレンス長を生成するために、僅か数ｅＶの線幅を有する高度にコヒーレントな線放射を得ることが有用である。イメージングコントラストのために位相シフト干渉を向上させることによって、一般にＸ線イメージングが、特にマンモグラフィが簡単になる。
【００４６】
図９及び図１０に戻り説明すると、図９の実施形態では、透過型ターゲット１４は２．１ミクロンの厚さのモリブデンからなる。図１０の実施形態では、透過型ターゲット１４は４１ミクロンの厚さの銀からなる。透過型広角Ｘ線管１０の電圧が増加すると、Ｘ線ビームの光子スペクトルにおける特性Ｘ線の位置（光子エネルギー）は固定のままであるが、特性Ｘ線の強度は増加する。詳細には、一部のＸ線管は連続Ｘ線を除去する追加のフィルタリング素子を使用し得るが、それらは特性線放射の強度も引き下げる。しかしながら、透過型Ｘ線管においては、Ｘ線管に供給する電圧を増加させて光子スペクトルにおける特性線放射を増加させ、特性線の割合を高めることができる。
【００４７】
他方、図２においてＸ線ビームＢ１，Ｂ２が単色である場合、組織Ｏへの連続Ｘ線の衝突を減少させ、組織Ｏの吸収放射線量（皮膚線量）を下げることができる。更に、組織Ｏが軟組織である場合には、高いエネルギーのＸ線ビームＢ１，Ｂ２は比較的深い侵入を示し、比較的低い吸収放射量を示す。すなわち、高いエネルギーのＸ線ビームＢ１，Ｂ２は組織Ｏの線エネルギー付与（ＬＥＴ）を減少させることができ、よってＸ線ビームＢ１，Ｂ２からの組織Ｏの吸収放射線量を減少させることができる。透過型ターゲット１４の材料の選択によって、図４の透過型Ｘ線管１０は単色の高エネルギー広角Ｘ線ビーム１５を発生し得るため、組織Ｏの吸収放射線量を図２、図５及び図６に示すＸ線位相シフトコントラストイメージングシステム１００，２００，３００に対して大きく減少させることができる。
【００４８】
一般に、Ｘ線の吸収量の差から画像を得るためには、軟組織（例えば胸部）を圧迫し続けて、Ｘ線が同じ厚さの軟組織に侵入し透過して検出器に到達し得るようにしなければならない。図１の実施形態では、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法は位相シフトコントラストイメージング用に透過型Ｘ線管（例えば図４の透過型広角Ｘ線管１０）を使用するため、Ｘ線位相コントラストイメージング中に軟組織を圧迫する必要はない。
【００４９】
要するに、Ｘ線位相シフトコントラストイメージング方法及びＸ線位相シフトコントラストイメージングシステムにおいては、透過型広角Ｘ線管が高輝度特性Ｘ線を発生し、発生したＸ線ビームを組織に対して第１及び第２の方向に照射して第１及び第２のＸ線画像を形成する。そうすることによって、三次元Ｘ線画像を容易に得ることができ、組織へのＸ線線量も下げることができる。
【００５０】
本発明のＸ線位相シフトコントラストイメージング方法は高いスループットの特性Ｘ線を使用し、ターゲットに異なる位置から又は異なる焦点位置で照射して異なるＸ線画像を形成する。Ｘ線画像を比較してボクセルを決定し、合成して三次元画像を得る。軟組織のイメージングにＸ線位相シフトコントラストを使用することによって、画像コントラストのレベルを数桁向上させることができ、高エネルギー光子ビームの線エネルギー付与を大幅に低減することができる。従って、組織に付与される放射線量を大幅に減少させることができる。
【００５１】
また、少なくとも１つ又は２つのＸ線管を用いることによって、新規なデュアルコーンビームＣＴアルゴリズムを適用することもできる。２つのビューを電子スイッチングで導出し、胸部を圧迫する必要なしに、高い解像度を有する２つの連続する画像を送出することができる。
【００５２】
当業者であれば、本発明の範囲又は精神から逸脱することなく、本発明の構造に様々な修正や変更を加えることができること明らかである。以上の記載を考慮すると、本発明は、これらの本発明の修正や変更を、それらが下記の請求項及びそれらの等価物の範囲に含まれるならば、本発明の範囲に含まれることを意図している。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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