TW201319725A - Ｘ光相位差對比成像的方法及其系統 - Google Patents

Abstract

本發明提供一種X光相位差對比成像的方法及其系統。該X光相位對比成像的方法是利用高通量特性X射線以不同方位或焦距照射組織以產生不同的X光圖像資訊，之後再將不同的X光圖像資訊進行比較以定義立體像素而形成立體X光影像。利用X光相位差對比對軟組織成像，其影像對比度可增加數個量級並使所使用的高能光子束的線性能量轉移大幅減少，因而減少組織輻射劑量。

Description

X光相位差對比成像的方法及其系統

本發明是有關於一種相位差對比成像的方法及其系統，且特別是有關於一種X光相位差對比成像的方法及其系統。

乳房攝影(Mammography)是利用低劑量(約為0.7毫西弗)的X光檢查人類(主要是女性)的乳房，它能偵測各種乳房腫瘤、囊腫等病灶，有助於早期發現乳癌，並降低其死亡率。

乳房攝影術一如其他X光檢查，是以游離性輻射穿透人體成像，由放射科醫師分析影像是否有異常。雖然不斷改良，乳房攝影術在醫學界依舊累積了不少反對聲浪，尤其針對它偏高的誤判率與檢查中所用到的輻射線。乳房攝影術的偽陰性率(有癌症而未檢出)至少有10%，部分是因為小腫瘤被緻密的組織遮掩，而且攝影時腫瘤的影像會和大量的正常組織重疊，不易分辨。此外，也有少數患者出現偽陽性(有異常，但非癌症)。

如果乳房攝影的輻射劑量能夠降低，並提高乳房攝影之影像解析度，這將大幅改善女性的健康。

另一方面，數位乳房攝影設備單價甚高，而且全世界每年會銷售3300個乳房攝影設備，這形成一個龐大的市場。若能發展低成本且具有高立體解析度的乳房攝影設 備，市場規模將更加的擴大並造福所有的女性。

本發明提供一種X光相位對比成像方法，其具有低成本和低輻射劑量的特色。

本發明提供一種X光相位對比成像系統，其具有低成本和低輻射劑量的特色。

本發明一實施例提出一種X光相位對比成像方法。X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一穿透型X光管。然後引發穿透型X光管產生一X射束，並使X射束分別以一第一方向及一第二方向照射於一組織以得到一第一X光圖像資訊及一第二X光圖像資訊。該X射束包括相對高通量之特性X射線以及相對低通量之非特性X射線。該特性X射線之通量與該非特性X射線之通量之通量比至少為5：1。接著利用一二維影像偵測陣列接收該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，並將該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊進行比較且定義立體像素(voxels)後而形成一立體X光影像。

在本發明之一實施例中，穿透型X光管包括一真空的殼體；一陽極，設置在該殼體中的端部窗口；一穿透型標靶，設置在該陽極上，該穿透型標靶包括至少一箔片；以及一陰極，設置在該殼體中，適於發射沿著該殼體中之一路徑行進之該電子束，撞擊該穿透型標靶，而產生穿過該端部窗口之該X射束。

本發明一實施例提出一種X光相位對比成像系統，適於對一組織進行成像。X光相位對比成像系統包括一個二維影像偵測陣列以及兩個穿透型X光管。兩個穿透型X光管，分別位於一第一位置與一第二位置上，各適於產生一X射束且分別以一第一方向與一第二方向照射於組織，以分別產生一第一X光圖像資訊及一第二X光圖像資訊，第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊被該二維影像偵測陣列所接收，其中每一穿透型X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發射電子束而轟擊陽極上的穿透型標靶以產生X射束之陰極，X射束包括相對高通量之特性X射線以及相對低通量之非特性X射線，特性X射線之通量與非特性X射線之通量之通量比至少為5：1。

本發明一實施例提出一種X光相位對比成像系統，適於對一組織進行成像。X光相位對比成像系統包括一個二維影像偵測陣列以及一個穿透型廣角X光管。穿透型廣角X光管適於產生一X射束，其分別於第一位置與第二位置上使X射束分別以第一方向與第二方向較近距離地照射於組織，以分別產生第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊被該二維影像偵測陣列所接收，其中每一穿透型X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發射電子束而轟擊陽極上的穿透型標靶以產生X射束之陰極，X射束包括相對高通量之高能量特性X射線以及相對低通量之非特性X射線，特性X射線之通量與非特性X射線之通量之通量比至少為5：1。

本發明一實施例提出一種X光相位對比成像方法。X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一X光管。接著，引發X光管而分別產生具有不同焦點的一第一X射束及一第二X射束，第一X射束及第二X射束分別照射於一組織以得到一第一X光圖像資訊及一第二X光圖像資訊，其中第一X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5：1，第二X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5：1。接著，利用一二維影像偵測陣列接收第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊，並將第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊進行比較且定義立體像素後而形成一立體X光影像。

在本發明之一實施例中，上述之組織為乳房。上述之組織為軟組織。上述之穿透型標靶的厚度大於電子束穿透型標靶之穿透深度。上述之電子束的能量超過兩倍於特性X射線的能量，且穿透型標靶之厚度至少為2.1微米(microns)。上述之標靶的材質為鉬或者銀或鎘(Cadnium)。上述之X射束為廣角錐狀X射束。上述之特性X射線為單色X射線。

基於上述，本發明提出的X光相位對比成像方法及X光相位對比成像系統，係利用具有高通量特性X射線之廣角穿透型X光管所產生之X射束分別從第一方位及第二方位照射組織，以產生第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊。如此一來可簡易地產生立體X影像更能減低X射束對於細胞組織造成的輻射影響。

為讓本發明之上述特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉實施例，並配合所附圖式作詳細說明如下。然而本發明亦可以多種不同的方式實施，故不應被解釋為受限於以下之實施例。事實上，下列的實施例要以更多詳實完整之方式來顯示及圖解本發明的內容，並以此完全傳達本發明的範圍給一般熟悉技術者。在詳細揭露之前，將提供相位差對比其物理學上簡要的估算方式的說明。在此要說明的是，在所附圖式中，為能明確表達本發明的特徵，每一層及每一區域的尺寸及相對尺寸可能有放大的顯示。

圖1為本發明X光相位對比成像方法的流程圖的一實施例。圖2為應用X光相位對比成像方法的一種X光相位對比成像系統實施方式的示意圖。請同時參照圖1及圖2。本實施例之X光相位對比成像方法包括下列步驟。首先，提供至少一具有高通量特性X射線之穿透型X光管10(步驟S110)。接著，引發穿透型廣角X光管10產生X射束B₁、B₂，並使廣角X射束B₁以第一方位D₁照射於組織O以得到第一X光圖像資訊I₁，且使廣角X射束B₂以第二方位D₂照射於組織O以得到第二X光圖像資訊I₂(步驟S120)。然後，利用二維影像偵測陣列20接收第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂，並將第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂進行比較後，定義立體像素(voxels)，由像素(pixels)轉成立體像素而合成一立體X光影像(步驟S130)。

具體而言，在圖2實施例之X光相位對比成像系統100中，組織O置放在兩個X射束源S_A、S_B與一個二維影像偵測陣列20之間。在本實施例中，X射束源S_A、S_B分別位於兩個位置P₁、P₂上而由兩個相同的穿透型X光管10所提供，並且在組織的表面上放置一個大小約1毫米(mm)的金屬標籤T，以做為校正(calibrate)圖像資訊的參考物。X射束源S_A、S_B發出兩道X射束B₁、B₂，而X射束B₁、B₂分別以第一方位D₁及第二方位D₂照射於組織O，進而產生重疊的第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂，然後利用一個二維影像偵測陣列20來接收第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂。在本實施例中，X射束B₁、B₂可先後的照射組織O或者同時照射組織O。

因為二維影像偵測陣列20與金屬標籤T相距的距離不同於二維影像偵測陣列20與目標區域O₁相距的距離，因此影像點I_1A、I_1B所呈現的放大因子與影像點I_2A、I_2B呈現的放大因子不同。若在二維影像偵測陣列20上將影像點I_1A、I_1B、I_2A、I_2B作線性位移以致重合，二維影像偵測陣列20不僅能傳送出二維的影像資料，更具有目標區域O₁的放大因子。換言之，透過影像點I_1A、I_1B、I_2A、I_2B的二維線性重合便傳送出三維空間中的影像點而形成立體影像。

舉例而言，請參照圖2，在影像處理中，從二維影像偵測陣列20上，選取由金屬標籤T在第一X光圖像資訊I₁中及第二X光圖像資訊I₂中所產生的影像點I_1A及I_2A， 並建立I_1A-I_2A的連線。接著在二維影像偵測陣列20上建立與I_1A-I_2A連線相互垂直(orthogonal)的複數條像素線(pixel line)P_L，並將所有的像素設定對應的線座標(line coordinate)。另外，在二維影像偵測陣列20上建立複數條平行於(parallel to)I_1A-I_2A連線的掃描線(scanning line)S_L。

如圖2所示，當上述掃描線S_L與上述像素線P_L相交時，將像素資料與掃描線S_L進行比較，因此可以辨識出所有與I_1A-I_2A連線相似的影像對(image pair)，舉例而言，組織O的目標區域O₁在第一X光圖像資訊I₁中及第二X光圖像資訊I₂中所產生的影像點I_1B及I_2B及I_1B-I_2B連線可以藉此被確認出來。利用上述的影像對(包括I_1A-I_2A連線及I_1B-I_2B連線)，可以提供目標區域O₁在組織O上的立體位置(3-D position)，並且在影像處理上，計算機可以將此位置定義做為一個立體像素點(voxel point)，而組織O上其他區域的立體位置及相對應的立體像素點也將被一個接一個(one-by-one)的確認出來，因此可以確認整個組織O的立體影像的結構(3-D image structure)。

然而本發明不以上述的說明為限，在其他的實施例中，二維影像偵測陣列20可有其他合適的演算處理方式來傳送出立體X光影像。

在圖1實施例之X光相位對比成像方法中，第一X光圖像資I₁及第二X光圖像資訊I₂是相位差對比成像(phase-shifted contrast imaging)資訊。以下針對相位差對比成像作仔細的說明。圖3繪示出X光圖像資訊的形成機 制，請參照圖3，仔細而言，相位差對比成像是利用X光對於物質的折射率之特性。當同調(coherent)X射束B照射組織O時，由於組織O的各區域與組織O周圍對於X射束B有不同的折射率，穿過組織O的部分X光束B’和穿過組織O周圍之部分X光束B”之間有了不同光速造成的相位差。部分X光束B’和部分X光束B”因相位差的關係在重疊的區域A上互相干涉，因而形成X光干涉強度圖案F。換言之，於圖2之實施例所提的，X射束B₁、B₂分別以第一方位D₁及第二方位D₂照射於組織O後，因組織O各部位對於X光的光速有所不同，便形成帶有干涉資訊的第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂。

相較於利用組織對於X光吸收量之差異來取得圖像資訊，相位差對比成像將能提供更高的影像對比。尤其組織對於X光吸收量之差異小的情況下，該組織例如是乳房的軟組織，相位差對比成像更可以獲得清晰的X光圖像資訊。在X光相位對比成像方法中，組織O可以是軟組織，亦即由低原子序(low Z)元素所構成的組織。舉例而言，乳房便是軟組織的一個例子。相位差對比成像的物理原理說明如下。

習知乳房攝影並未使用相位差成像對比的方法。習知的乳房攝影其中有近94%的X光射出(effluence)為乳房組織所吸收，僅有剩餘的6%X光射出可到達影像偵測器。例如因囊腫(cyst)、腫瘤(tumor)或脂肪中的管狀組織(tubular tissues)等所造成的組織吸收差異有2%，將使得到 達偵測器的X光光子(photons)由6%減少到4%，因此穿過組織的6%和4%的光子會在偵測器上形成成像對比。如果組織可以吸收50%的高能光子束(high energy photon beam)，這表示通過脂肪其餘的50%或是通過腫瘤其餘的49%高能光子束將為偵測器所接收，兩者如此低的差異無論如何是不會產生清晰的腫瘤影像。換句話說，為了讓少量剩餘的X光射出能成像，習知的乳房攝影變成是在“油炸”乳房組織。習知乳房攝影管每次照射是使用約等於100毫安培每秒(mAs)的電力，並且在0.5秒內曝光，其中X光管電流約等於200毫安培(mA)，使用22-28千伏(kV)的管電壓，其對於X光管靶材的熱負載(thermal load)接近5千瓦(kW)，這表示X光管必須採用轉動式的陽極盤(rotational anode disk)，以將熱負載分散到較大的靶材區域。這也同時表示陽極盤上的電子束(e-beam)靶焦點大小不能聚得比500微米(μm)更小。

雖然不同波長的光子(多色)並不是像有人認為的那麼重要(以下將說明)，但是要以穿透式光管形成相位差成像對比，X光產生層的厚度及偵測器像素尺寸必須保持在可讓波長相當同調的程度，如此可使得光子束有足夠的同調性以進行干涉。X光束焦點的尺寸(也就是陽極電子束靶的大小)必須夠大才能分散熱負載，相較於習知的乳房攝影光管，事實上對穿透式X光管此問題不大，這是因為兩者在各別形成影像所需的能量層級(power level)是有差異的。

對於穿透式乳房攝影光管，絕大多數特性射線的光譜 幾乎與電子束電壓的變異(variations)無關，因此光管電壓可以提昇至80-100千伏(kV)，而非限制在20-28千伏(kV)的範圍內，因此不需外加濾波器(filter)就以達到想要的光譜，也不會讓整個光束的亮度下降。習知乳房攝影光管在較高的光管電壓下會增強光管的光射出(單位kVp)達到2.1個次方，或是效率上增加3倍。本發明的穿透式光管在光束傳導上也提供廣視角的單一射線，偵測器可以放置在靠X光焦點較近的位置上而射線仍可覆蓋整個組織，這將可以在偵測器上增益兩倍的光子數。相位差對比最重要的是在相位差干涉中形成對比，這將可以使得一般吸收的差異的強度增強好幾個量級，最終X光的光子可以被分別出來，而讓乳房組織和偵測器以例如50比50的方式平均分配X光束，而不是如前述的94比6。由相同的偵測器的計數所記錄到的光子分量(fraction)其強度量級的增加，代表整個X光光管所需輸出強度量級的減少。結合上述的估算，因此穿透式乳房攝影光管所需的能量或者是X光管的熱負載可減少超過一個強度量級，就是從5千瓦降低到接近只有100瓦左右。如此一個能量降低的結果不僅僅使在乳房組織上的輻射劑量大幅的下降，而且得到一個不需要裝配轉動陽極以及能量供給更小、更簡化的X光管，可以以很低的成本裝配在儀器設備上。

更特別的是，相位差成像對比需要空間上及時間上的同調。假設一個X光光子的一平面波波長為λ，行進方向和該平面正交(orthogonal)，由光源到目標(偵測器之像素) 的距離為d。空間的同調性需要光源層具有不同的發光點，其中穿透式靶材的有效厚度為t，且其並非是作為電子束聚焦以產生庫立茲X光(Coolidge X-rays)的區域，如此將可滿足許多同調性的條件。光源層的厚度與偵測器像素的大小P有關，以產生空間的同調性(spatial coherency)或是作為光分散的長度(dispersion length)，其中P=λd/t3μm,d=50cm及λ(Ag之K值)=1.24μm/22000

接下來，考慮光束的純度，也就是時間同調長度(temporal coherence length)或能量分散尺寸(energy dispersion size)為T。T可視為波長λ乘上特性射線光子能量E再除以特性射線的線寬△E，而可得到一完整的相位差π：T~λE/△E

在E/△E~104，T~0.3μm其△E~4eV的情況下，T的強度量級小於空間同調長度P。當空間的分散必定包含在每一偵測器的像素中時，全時間性的同調並非是必要的。對於軟組織的X光成像對比，一個π相位差可以使對比增強3個強度量級，即使在時間對比增強下減少一個強度量級的相位差仍然還是相當有用的。也就是使用具有50%的穿透率的銀靶材之光子束來穿透乳房組織，而非習乳房攝影的6%穿透率，其仍可是供足夠的影像對比並且單就上述條件來考量，可以使組織輻射吸收劑量上減少一個強度量級。

最後，估算乳房組織的折射率的變化所造成的相位差。從以上所考慮的估算可知，在3微米的空間的同調長 度中有50,000個波長，或是在0.3微米的時間的同調長度中有5,000個波長，這表示由於折射率的變化(真空折射率是1而水的折射率是80)，因上述5萬個波長的一部分或是5千個波長的一部分所造成的光子速度的變化而得到的一個完整π相位差是相當容易的。然而，真實影像的評估必須藉由對乳房的虛像成像(imaging the breat phantom)而加以實驗性地估算，而此虛像則包含了所有曝光成像的各種不同項目或條件。

圖4為圖1實施例所提到的穿透型廣角X光管之結構圖。穿透型X光管10包括真空的殼體11、陽極12、穿透型標靶14以及陰極13。陽極12設置在殼體11中的端部窗口16。穿透型標靶設置在陽極12上，穿透型標靶14包括至少一箔片14a(圖3中以繪示一箔片14a為例)。陰極13設置在殼體11中，適於發射沿著殼體11中之一路徑R行進之電子束e，以撞擊並生成X射束15，之後X射束15經過端部窗口16離開殼體11。

進一步來說，電子束e聚焦在陽極12上的穿透型標靶14之一個小區域上，亦即區域S。區域S形成X射束15之發射區域，在本實施例中，穿透型X光管10具有小的X射束15之發射區域，例如可達50微米(microns)。

請配合參照圖2中所示的，上述所提到的X射束15之發射區域即為X射束源S_A、S_B之焦點。小的發射區域能夠造成解析度高的相位差對比成像，因此本實施例之穿透型X光管10之電子束e能聚焦在小的區域S，進而形成 小焦點之X射束源S_A、S_B，提供解析度高的相位差對比成像。

圖5及圖6繪示X光相位對比成像系統另兩種實施方式的示意圖，每一對比成像系統的單一X光光源在不同位置上分別對組織進行照射以取得圖像資訊。圖5實施例之X光相位對比成像系統200使用到一個穿透型廣角X光管10，然後透過穿透型X光管10內部的設計，使得電子束e分別打擊到穿透型標靶14上的兩個位置，以形成X射束源S_A、S_B，進而提供從第一方位D₁照射組織O的X射束B₁以及從第二方位D₂照射組織O的X射束B₂。

進一步而言，在組織O上的任意目標區域(例如圖5中的O₁及O₂)可經由X射束B₁、B₂產生兩個不同視角且相近的兩個X光圖像資訊，亦即第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂。在第一X光圖像資訊I₁中，組織O的目標區域O₁及O₂分別在二維影像偵測陣列20上形成影像點I_1A、I_1B。而在第二X光圖像資訊I₂中，組織O的目標區域O₁及O₂分別在二維影像偵測陣列20上形成影像點I_2A、I_2B。圖6實施例之X光相位對比成像系統300亦使用一個穿透型廣角X光管10，然後此穿透型X光管10分別再兩個位置P₃、P₄上提供從第一方位D₁照射組織O的X射束B₁以及從第二方位D₂照射組織O的X射束B₂。

圖7為繪示X光相位對比成像系統其他實施方式的示意圖。與圖2、5及6的對比成像系統實施例不同的是，圖7中的成像系統的單一X光光源以不同的焦點的X射束照 射組織以取得圖像資訊。圖7實施例之X光相位對比成像系統400亦使用一個穿透型廣角X光管10，然後在不變動穿透型X光管10位置的情況下，藉由調整其焦距的遠近，分別提供具有第一焦點F₁的X射束B₁及具有第二焦點F₂的X射束B₂照射在組織O上。

同樣地，在組織O上的任意目標區域(例如圖7中的O₁及O₂)可經由不同焦點的X射束B₁、B₂產生兩個不同但相關的X光圖像資訊，亦即第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂。在第一X光圖像資訊I₁中，組織O的目標區域O₁及O₂分別在二維影像偵測陣列20上形成影像點I_1A、I_1B。而在第二X光圖像資訊I₂中，組織O的目標區域O₁及O₂分別在二維影像偵測陣列20上形成影像點I_2A、I_2B。

如上述，由圖5、6及7的對比成像系統實施例中所分取得的組織O的第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂，可參考圖2實施例的說明，而將圖像資訊I₁及I₂進行比較後，定義立體像素(voxels)，由像素(pixels)轉成立體像素而合成一立體X光影像，因而在此不再重複敘述。

圖8顯示電子撞擊標靶所產生之陽極輻射隨著電子束能量變化的情形。請配合參照圖6及圖8，當穿透型X光管10施加一百伏特(Volts)之電性偏壓時，電子已達光束的百分之二。一般的X-光管內的電子具有一百個千電子伏特(100keV即十萬eV)的能量時電子的速度已近光速。因為電子的能量由於接近光速，相對論的時空座標變換效應 便浮現，亦即X-光的發光強度軌跡。e撞擊穿透型標靶14所產生的陽極非特性輻射(Bremsstrahlung)的軌跡會沿著電子運動方向(例如圖8中的方向Z)上向前傾，如同圖8中的軌跡圖案V。換言之，在圖4之穿透型X光管10中，藉由穿透型標靶14可產生錐狀的廣角X射束15。進一步來說，X射束15直接從穿透型標靶14的一面輻射出，如此整個錐狀X射束15可被完整的利用於相位差對比成像。具體而言，圖4之穿透型X光管10可產生張角達160度以上的寬角度錐狀X射束15。

由於穿透型廣角X光管10所能產生角度極寬的錐狀X射束15，使得X光照射範圍增加，發光點和物距接近，成像放大率增高。如此一來，在圖1實施例之X光相位對比成像方法中，利用兩道X射束B₁、B₂來取得第一X光圖像資訊I₁及第二X光圖像資訊I₂能更有效率，然後進一步地透過簡單的運算處理產生立體X影像，如此更能減低X光相位對比成像方法所需的成本。

圖9及圖10為穿透型廣角X光管所產生X射束之能譜。請同時參照圖9、圖10及圖4，以組織為乳房而言，穿透型X光管10之穿透型標靶14的材質可為鉬、銀或者鎘Cadium(Cd)。進一步來說，圖9(a)及圖9(b)顯示出穿透型標靶為鉬的情形時，隨著不同能量之電子束，穿透型X光管所產生的廣角X射束之能譜。圖10(a)及圖10(b)顯示出穿透型標靶為銀的情形時，隨著不同能量之電子束，穿透型廣角X光管所產生X射束之螢光能譜 (fluorescent photon spectrum)。

穿透型X光管10所產生之X射束15包括相對高通量之特性射線(characteristic line emissions)及相對低通量之非特性射線(Bremsstrahlung，簡稱brem)，其中兩者各包括藉由電子撞擊靶材層所產生的一次輻射(primary radiation)及因靶材表面層吸收先前非特性輻射後所產生的螢光輻射(fluorescent radiation)。特性射線與非特性射線之通量比至少為5：1。穿透型X光管10中的電子束e的能量超過特性X射線的能量的兩倍，且穿透型標靶14之厚度至少為2.1微米(microns)。此外，穿透型標靶14的厚度大於被電子束e穿透穿透型標靶14之深度，較佳的有效厚度t是約兩倍。

值得一提的是，上述特性X射線是電子撞擊靶材原子所產生剛好低於吸收邊界(absorption edge)的特定能量之X射線，這些光子能輕易地穿透具有最小吸收值的靶材，而非特性X射線光子為連續光譜之X射線，常受阻於靶材，因此穿透型標靶14本身具有吸收高能量光束以螢光輻射出特性射線的功能，並在過程中過濾掉大部分低能量的射束15，當高能量的非特性射線轉換為螢光輻射時，因此進而可增強X射束能譜中之特性X射線，而減少非特性X射線。穿透型標靶14將使得X射束能譜中之特性X射線所佔之比例大為增加，亦即能產生高亮度而能譜不移動之單色特性X射線。對於相位差對比成像而言，能譜同調性高的特性X射束是重要的，該特性X射線的線寬僅有數個電子伏特(eV)，以創造出一真實的空間同調性長度，該長度可以被如前 述所討論的偵測器像素所覆蓋。藉由改善成像對比的相位差干涉，，進而簡化一般的X光成像，特別是乳房攝影。

請繼續參照圖9及圖10，在圖9之實施例中，穿透型標靶14為鉬材質且厚度2.1微米(microns)。在圖10之實施例中，穿透型標靶14為銀材質且厚度41微米(microns)。從圖9及圖10可得知在增加穿透型廣角X光管10之電壓的情形下，X射束能譜中的特性X射線之出現的位置(光子能量)保持不變，而且特性X射線的強度增加許多。精確而言，一些X光管會利用額外的過濾元件來過濾連續的X射線(continuum X-rays)，但卻也降低特性X射線的強度。然而，穿透型X光管10則可以藉由提高光管的電壓，在增加光子光譜中的特性線形射線情形下，而進一步的取得高比例的特性射線。

另一方面，於圖2中，若X射束B₁、B₂是單色的，如此可減低連續X射線對於組織O的輻射影響，進而降低組織O所吸收的輻射劑量(即皮膚劑量，skin dose)。進一步而言，對於組織O為軟組織而言，較高能量的X射束B₁、B₂有相對較高的穿透性及較低的輻射吸收劑量。換言之，較高能量的X射束B₁、B₂能減低組織O上的線性能量的轉移(LET,linear energy transfer)，進而減少組織O因X射束B₁、B₂而吸收的輻射劑量。透過穿透型標靶14材質的選擇，圖4之穿透型X光管10可產生單色、高能量且寬張角的X射束15，如此一來，在圖2、圖5及圖6實施例之X光相位對比成像系統100、200、300中，組織 O所吸收的輻射劑量可有效的減低。

此外，對於利用X光吸收量之差異來取得圖像資訊而言，軟組織(例如乳房)經常需要持續擠壓，以讓X光能穿過軟組織相同厚度並且傳送到偵測器，而圖1實施例之X光相位對比成像方法中將穿透型X光管(如圖4之穿透型廣角X光管10)用於相位差對比成像，如此可以免於軟組織(例如乳房)於X光相位對比成像時所需的擠壓。

綜上所述，本發明提出的X光相位對比成像方法及X光相位對比成像系統，係利用具有高量度特性X射線之穿透型廣角X光管所產生之X射束分別從第一方位及第二方位照射組織，以產生第一X光圖像資訊及第二X光圖像資訊。如此一來可簡易地產生立體X影像更能減低組織的X射束劑量。

本發明之X光相位對比成像的方法是利用高通量特性X射線以不同方位或對焦位置照射組織以產生不同的X光圖像資訊，之後再將不同的X光圖像資訊進行比較以定義立體像素而形成立體X光影像。利用X光相位差對比對軟組織成像，其影像對比度可增加數個量級並使所使用的高能光子束的線性能量轉移大幅減少，因此傳送到組織的輻射劑量也大幅減少。

此外，創新雙錐束斷層掃描法使用了成本相當低的設備，並在不須移動目標及擠壓乳房的情況下即可利用電子上的切換進行兩次的觀察，而可以得到兩個連續的高解析度影像。

雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，故本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。

10‧‧‧穿透型X光管

11‧‧‧空的外殼

12‧‧‧陽極

13‧‧‧陰極

14‧‧‧穿透型標靶

14a‧‧‧箔片

15、B、B₁、B₂‧‧‧X射束

B’、B”‧‧‧部分X射束

16‧‧‧端部窗口

20‧‧‧二維影像陣列

100、200、300‧‧‧X光相位對比成像系統

S110、S120、S130‧‧‧步驟

A‧‧‧重疊的區域

D₁‧‧‧第一方向

D₂‧‧‧第二方向

e‧‧‧電子束

F‧‧‧干涉強度圖案

F₁、F₂‧‧‧X光焦點

I₁‧‧‧第一X光圖像資訊

I₂‧‧‧第二X光圖像資訊

I_1A、I_1B、I_2A、I_2B‧‧‧影像點

O‧‧‧組織

O₁、O₂‧‧‧組織的目標區域

P₁、P₂、P₃、P₄‧‧‧位置

P_L‧‧‧像素線

R‧‧‧路徑

S‧‧‧區域

S_A、S_B、S‧‧‧X射束源

S_L‧‧‧掃描線

T‧‧‧金屬標籤

V‧‧‧軌跡圖案

Z‧‧‧方向

圖1為本發明X光相位對比成像方法的流程圖的一實施例。

圖2為應用X光相位對比成像方法的一種X光相位對比成像系統實施方式的示意圖，其中該成像系統使用兩個X光光源以取得圖像資訊。

圖3繪示出X光圖像資訊的形成機制。

圖4為圖1實施例所提到的穿透型廣角X光管之結構圖。

圖5及圖6繪示X光相位對比成像系統另兩種實施方式的示意圖，每一對比成像系統的單一X光光源在不同位置上分別對組織進行照射以取得圖像資訊。

圖7為繪示X光相位對比成像系統其他實施方式的示意圖，其中該成像系統的單一X光光源在不同焦點下照射組織以取得圖像資訊。

圖8顯示電子撞擊標靶所產生之陽陽極輻射隨著電子束能量變化的情形。

圖9(a)及9(b)顯示出穿透型標靶為鉬的情形時，隨著不同能量之電子束，穿透型X光管所產生X射束之螢光能 譜。

圖10(a)及10(b)顯示出穿透型標靶為銀的情形時，隨著不同能量之電子束，穿透型X光管所產生X射束之螢光能譜。

S110、S120、S130‧‧‧步驟

Claims (20)

1. 一種X光相位對比成像的方法，包括：提供至少一X光管；引發該X光管產生一X射束，並使該X射束分別以第一方向及第二方向照射於一組織以得到一第一X光圖像資訊及一第二X光圖像資訊，其中該X射束的特性X射線及連續(continuum)X射線的通量比至少為5：1；以及利用一二維影像偵測陣列依續接收該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，並將該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊進行比較且定義立體像素後而形成一立體X光影像。
2. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該X光管，包括：一真空的殼體；一陽極，設置在該殼體中的端部窗口；一穿透型標靶，設置在該陽極上，該穿透型標靶包括至少一箔片；以及一陰極，設置在該殼體中，適於發射沿著該殼體中之一路徑行進之該電子束，撞擊該穿透型標靶，而產生穿過該端部窗口之該X射束。
3. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該組織為軟組織。
4. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該標靶的材質為鉬、銀或鎘。
5. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該X射束為廣角錐狀X射束。
6. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該特性X射線為單色X射線。
7. 如申請專利範圍第1項所述之X光相位對比成像方法，其中該組織為乳房。
8. 一種X光相位對比成像系統，適於對一組織進行成像，該X光相位對比成像系統包括：一個二維影像偵測陣列；以及兩個X光管，分別位於第一位置與第二位置上，各適於產生一X射束且分別以第一方向與第二方向依續照射於該組織，以分別產生第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊被該二維影像偵測陣列所接收，其中每一X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發射電子束而轟擊該陽極上的該穿透型標靶以產生該X射束之陰極，該X射束的特性X射線及連續(continuum)X射線的通量比至少為5：1。
9. 如申請專利範圍第8項所述之X光相位對比成像系統，其中該電子束的能量超過兩倍於該特性X射線的能量，且該穿透型標靶之厚度至少為2.1微米(microns)。
10. 如申請專利範圍第8項所述之X光相位對比成像系統，其中該穿透型標靶的厚度大於該電子束穿透該穿透型標靶之深度。
11. 如申請專利範圍第8項所述之X光相位對比成像系統，其中該標靶的材質為鉬、銀或者鎘。
12. 如申請專利範圍第8項所述之X光相位對比成像系統，其中該X射束為廣角錐狀X射束。
13. 如申請專利範圍第8項所述之X光相位對比成像方法，其中該特性X射線為單色X射線。
14. 一種X光相位對比成像系統，適於對一組織進行成像，該X光相位對比成像系統包括：一個二維影像偵測陣列；以及一個穿透型X光管，適於產生一X射束，分別於第一位置與第二位置上使該X射束分別以第一方向與第二方向依續照射於該組織，以分別產生第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊被該二維影像偵測陣列所接收，其中每一穿透型X光管包括一配置在一陽極上的穿透型標靶，以及一能發射電子束而轟擊該陽極上的該穿透型標靶以產生該X射束之陰極，該X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5：1。
15. 如申請專利範圍第14項所述之X光相位對比成像系統，其中該電子束的能量超過兩倍於該特性X射線的能量，且該穿透型標靶之厚度至少為2.1微米(microns)。
16. 如申請專利範圍第14項所述之X光相位對比成像系統，其中該穿透型標靶的厚度大於該電子束穿透該穿透型標靶之深度。
17. 如申請專利範圍第14項所述之X光相位對比成像系統，其中該標靶的材質為鉬、銀或鎘。
18. 如申請專利範圍第14項所述之X光相位對比成像系統，其中該X射束為廣角錐狀X射束。
19. 如申請專利範圍第14項所述之X光相位對比成像系統，其中該特性X射線為單色X射線。
20. 一種X光相位對比成像的方法，包括：提供至少一X光管；引發該X光管而分別產生具有不同焦點的一第一X射束及一第二X射束，該第一X射束及該第二X射束分別照射於一組織以得到一第一X光圖像資訊及一第二X光圖像資訊，其中該第一X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5：1，該第二X射束的特性X射線及非特性X射線的通量比至少為5：1；以及利用一二維影像偵測陣列接收該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊，並將該第一X光圖像資訊及該第二X光圖像資訊進行比較且定義立體像素後而形成一立體X光影像。