JP2005227280A - ハイブリッド型ｘ線検出器 - Google Patents

Abstract

【課題】 ハイブリッド型Ｘ線検出器を使用して物質特性を識別する。
【解決手段】 ハイブリッド型Ｘ線検出器（１２）は、Ｘ線（１６）の第１の部分を吸収しかつ該Ｘ線の第２の部分がそれを透過するのを許す第１の検出器（２２、２４）と、Ｘ線の第２の部分を受光するようになった第２の検出器（２２、２４）とを含む。ハイブリッド型Ｘ線検出器を作動させる方法は、第１の検出器においてＸ線を受光する段階と、Ｘ線の第１の部分を吸収する段階と、第１の検出器を通り抜けてＸ線の第２の部分を透過させる段階と、第２の検出器においてＸ線の第２の部分を受光する段階とを含む。
【選択図】 図１

Description

本発明は、総括的にはイメージングシステムを使用して物質特性を識別するためのシステム及び方法に関し、より具体的には、ハイブリッド型Ｘ線検出器を使用して物質特性を識別するためのシステム及び方法に関する。

エネルギーを弁別することは、Ｘ線イメージング検出器の能力を著しく増大させる。エネルギーを弁別することは、信号対雑音を改善し、異なった物質を識別できるようにする可能性が高い。現行のエネルギー弁別の適用例は、Ｘ線撮影法（ＲＡＤ）（ディジタルＸ線撮影法及びコンピュータＸ線撮影法）、乳房撮影法及び幾つかの二重エネルギー・コンピュータ断層撮影法の製品に限定されている。１つの方法は、低エネルギーＸ線を選択的に吸収する金属薄板で２つの検出器を分離することである。その場合、低エネルギーＸ線は比較的大きな信号を第１の検出器に与え、またそれよりも高エネルギーのＸ線は、第２の検出器内に比較的大きな信号を与える。別の方法は、２つの個別のＸ線照射を有し、各々に対して異なったＸ線スペクトルを使用することである。これらの方法に共通していることは、多数の画像を連続的に収集しかつそれらを組合せて、付加的なエネルギー情報を表す１つ又はそれ以上の処理画像を生成することである。しかしながら、この方法は、ＲＡＤ及び乳房撮影法におけるようなシングルショット照射の場合にのみ良好に作用する。

心臓イメージングの場合は、刻々移動しているガイドワイヤ及びカテーテルのような小さな対象物をイメージングすることが望ましく、また画質が大きな課題である肥満患者でそのようにすることが望ましい。この種のイメージングにおいては、高空間分解能と高感度の物質弁別との両方が望まれる。カテーテルは、小さくなってきており、急速鼓動している心臓内で視覚化するのが難しくなってきている。従って、エネルギー弁別に対する連続イメージング法は、この用途には適切でない。

また、薄膜直接変換検出器及び単結晶直接変換検出器のような直接変換検出器も存在することに、注目されたい。薄膜直接変換検出器は、一般的にエネルギー弁別ができない多結晶物質で構成される。単結晶直接変換検出器は、製造するのにより費用がかかり、また小さな寸法のものしか得られない。それらは、一般的に必要な高Ｘ線束流量における性能が不足し、その小さな寸法は、大きな領域を形成するためにタイル状に並べることが必要であり、このことがタイル間に間隙をもたらす結果となる。この間隙は、データが画像を欠く原因となり、重要な解剖学的生体組織が正しくイメージングされていない場合には誤診をもたらすおそれがある。
米国特許第６４０８０５０号

上で説明したまたその他の欠点及び欠陥は、ハイブリッド型Ｘ線検出器によって克服又は緩和され、本ハイブリッド型Ｘ線検出器は、Ｘ線の第１の部分を吸収しかつ該Ｘ線の第２の部分がそれを透過するのを許す、該Ｘ線を受光するようになった第１の検出器と、Ｘ線の第２の部分を受光するようになった第２の検出器とを含む。放射線イメージングシステムは、Ｘ線を発生するＸ線源と、ハイブリッド型Ｘ線検出器を有する、Ｘ線を受光するようになったイメージ検出器組立体とを含み、該ハイブリッド型Ｘ線検出器は、Ｘ線の第１の部分を吸収しかつ該Ｘ線の第２の部分がそれを透過するのを許す、該Ｘ線を受光するようになった第１の検出器と、Ｘ線の第２の部分を受光するようになった第２の検出器とを含む。ハイブリッド型Ｘ線検出器を作動させる方法は、第１の検出器においてＸ線を受光する段階と、Ｘ線の第１の部分を吸収する段階と、第１の検出器を通り抜けてＸ線の第２の部分を透過させる段階と、第２の検出器においてＸ線の第２の部分を受光する段階とを含む。

同じ要素を幾つかの図において同様に符号付けした例示的な図面を参照する。

図１を参照すると、ハイブリッド型Ｘ線検出器１２を組み込んだＸ線システム１０は、患者２０の領域１８を透過するＸ線ビーム１６を供給するＸ線源１４を有する。Ｘ線ビーム１６は、その多くの放射線に沿って患者２０の内部組織によって減弱され、その後、Ｘ線ビーム１６の中心放射線に垂直な平面内のほぼ領域全体を覆って延びる検出器１２によって受光される。

ハイブリッド型Ｘ線検出器１２は、エネルギー積算検出器２２とエネルギー弁別検出器２４（図２に示す）とを含む。エネルギー積算検出器２２は、各画素上に到達する全ての信号を加算し、その信号を記憶装置２６内に蓄積する。次にエネルギー積算検出器２２は、Ｘ線への露出の間に画素上に到達したエネルギーの合計を読み出す。エネルギー積算検出器２２の特性は、それが解剖学的データの主投影図を与える高分解能画像を提供することである。エネルギー積算検出器２２は、上述のようにＸ線を検出する任意の型の検出器とすることができる。

例示的な実施形態では、エネルギー積算検出器２２は、フォトダイオードのアレイ２８のような感光素子に結合されたシンチレータ検出器である。アレイ２８は、列及び行の形態で直線的に配列された複数の個別セル３０に分割される。当業者には明らかなように、列及び行の配向は任意であるが、説明を明確にするために、行は水平方向に延び、また列は垂直方向に延びると仮定することにする。

作動時、セル３０の行はスキャニング回路３２によって１つずつ走査され、読出し回路３４によって各セル３０から照射データを読取ることができるようになる。各セル３０は、その表面で受光した放射線の強度を独立して測定し、従って、読出した照射データは、使用者が通常観察するモニタ装置のようなディスプレイ４２上に表示される画像４０中の一画素の情報を提供する。

エネルギー積算検出器２２はまた、セル３０へのバイアス電圧を制御するバイアス回路４４を含む。バイアス回路４４、スキャニング回路３２及び読出し回路３４の各々は、収集制御及び画像処理回路４６と交信関係になっており、収集制御及び画像処理回路４６は、電子処理装置によって回路４４、３２及び３４の動作を制御する。収集制御及び画像処理回路４６はまた、Ｘ線源１４を制御して、Ｘ線源のオン・オフを切り換え、電流、従ってビーム１６内のＸ線のフルエンス及び／又は電圧、従ってビーム１６内のＸ線のエネルギーを制御する。

図２を参照すると、エネルギー弁別検出器２４は、入射放射線のエネルギー・スペクトルを識別する。エネルギーの弁別は、当技術分野で公知の任意の方法で行うことができる。例えば、各光子は、各光子のエネルギーを識別するように別々に分析されることができる。また、Ｘ線が最初に透過する物質の吸収特性が知られている場合、次に光子の全体ペクトルを分析することができる。エネルギー弁別検出器２４は、高分解能画像に特性情報を付加する。例えば、エネルギー弁別検出器２４は、カテーテル等の位置を強調表示するか又はそれとは別にカテーテル等の視認性を強調するような補足データを提供する。エネルギー弁別検出器２４は、エネルギーを弁別する任意の型の検出器とすることができる。

例示的な実施形態では、エネルギー弁別検出器２４は直接変換検出器であり、それは、米国特許第６４０８０５０号に記載されているもののようなタイル状の単結晶直接変換検出器である。直接変換検出器における計数速度は極めて低く、個々のＸ線の計数及び／又はエネルギー弁別を可能にする。別の例示的な実施形態では、エネルギーを弁別することは単に初期及び最終光子吸収間のスペクトル差（ビームは検出器内部で硬化する）を識別することであると言えるので、エネルギー弁別検出器２４は、限られた物質分解機能を有する薄膜検出器である。直接変換検出器は、高分解能画像に特性情報を付加する。エネルギー弁別検出器２４の別の実例は、結晶性シンチレータ物質とフォトダイオードなどのような１つ又はそれ以上の感光素子とで作製されたシンチレータである。例示的な実施形態の各々では、エネルギー弁別検出器２４は、画像中の金属、カルシウム又はその他の物質を検出するために使用されることになる。

エネルギー積算検出器２２及びエネルギー弁別検出器２４は、画像処理装置７０に結合され、画像処理装置７０は、両検出器２２及び２４から画像データを受信する。画像処理装置７０が画像データを受信すると、画像処理装置７０は、画像データを１つ又はそれ以上の処理画像に生成する。それら画像の少なくとも１つにおいては、カテーテル或いは動脈石灰化のような、臨床上関連のある情報が強調される。次に、これら画像の分析７２を行うことができる。分析７２は、１つ又は複数の処理画像を取り込んで、その画像の特性を分析する。分析７２は、２つ又はそれ以上の処理画像を、処理しかつ分析した画像に組合せることを含む。最初の処理画像は、ディスプレイ４２に表示でき、及び／又は記憶装置７６に格納できる。さらに、この処理分析画像は、ディスプレイ４２に表示でき、及び／又は記憶装置７６に格納できる。この処理分析画像は、任意の方法で使用することができる。

例えば、処理分析画像に対する多くの用途が存在する。処理分析画像に対する第１の用途は、臨床上関連のある画像部分の改善された視認性及び／又は誘目性を有する使用者向け視覚表示を作成ことであり、その画像はディスプレイ４２に送信さる。改善した視認性を与える１つの方法は、臨床上関連のある画像部分が目立ちかつ強調されるように、その臨床上関連のある画像部分に対して異なる色を施す、すなわちカテーテルは赤色にすることである。

処理分析画像に対する第２の用途は、幾つかの臨床上関連のあるリスク因子を表すスコアを作成することである。例えば、動脈中のカルシウムの全量及び分布を表すカルシウム・スコアは、臨床上の将来の心臓発作リスクに対して幾らかの関連を担っている。

処理分析画像に対する第３の用途は、画像に対して幾つかのコンピュータ支援診断或いはコンピュータ支援検出を実行することである。例えば、動脈閉塞の部位を解剖学的に決定すること或いは画像中の疑わしい部位を使用者に強調表示することである。

図３を参照すると、ハイブリッド型Ｘ線検出器１２をより詳細に示している。例示的な実施形態では、ハイブリッド型Ｘ線検出器１２は、基板５０の前面側４８上に作製されたエネルギー積算検出器２２を含む。前面側４８は、Ｘ線ビーム１６を受光する。エネルギー弁別検出器２４は、基板５０の後面側５２に設置され、基板５０の後面側５２に取付けられるか又は後面側とエネルギー弁別検出器２４との間に空間が存在するかのいずれかとすることができる。しかしながら、エネルギー弁別検出器２４と基板５０との間には減弱板又は類似の種類の物体は何も存在しない。エネルギー弁別検出器２４は、光子を測定及び計数するためのエネルギー感知電子装置とすることができる電子装置５６を含む。電子装置５６は、光子を計数するか又はある程度のエネルギー分解能でエネルギーを識別する。このような電子装置の実例には、特定用途向け集積回路が含まれ。

基板５０は、低バリウム・ガラス基板又はポリマー基板のようなＸ線低減弱基板であるのが好ましい。減弱度が低いことにより、十分多くのＸ線がエネルギー積算検出器２２を透過して、エネルギー弁別検出器２４によって受光されることが可能になる。例えば、低減弱度とは、入射Ｘ線のほぼ８０％〜９０％が透過することである。

エネルギー弁別検出器２４は、エネルギー積算検出器２２によって形成された主Ｘ線画像を補足しかつカテーテル先端の軌跡のような或る特定の特徴を強調表示するために使用されるので、エネルギー弁別検出器２４は、それ程大型である必要はない。従って、エネルギー弁別検出器２４は、全視野をイメージングする必要はない。例えば、心臓検出器が２０ｃｍ×２０ｃｍである場合、エネルギー弁別検出器２４は、ほぼ５ｃｍ×５ｃｍ又は１０ｃｍ×１０ｃｍとすることができる。しかしながら、より小型のエネルギー弁別検出器２４は、単に費用を節約するに過ぎず、従ってエネルギー弁別検出器２４は、エネルギー積算検出器２２と同じ大きさとすることもできる。

図４を参照すると、別の例示的な実施形態では、エネルギー積算検出器２２は、エネルギー弁別検出器２４の前面の領域に、部分的に薄くした領域６０を含む。エネルギー積算検出器２２及びエネルギー弁別検出器２４の両方が、Ｘ線１６を吸収する。基板５０もまた、少量のＸ線１６を吸収し、その結果、所望の画質を有する画像を形成するのに残る光子の数が不十分になる可能性がある。部分的に薄くした領域６０を有することによって、エネルギー積算検出器２２は、Ｘ線１６の約７５％を吸収し、Ｘ線１６の約２５％がエネルギー弁別検出器２４へ透過できるようにする。次いでエネルギー弁別検出器２４は、エネルギー積算検出器２２を透過したこれらＸ線の約９０〜９５％を吸収する。従って、エネルギー積算検出器２２及びエネルギー弁別検出器２４両方における総合吸収率は、好ましくはＸ線１６のほぼ９７％〜９９％である。良好な画質を得るためには、Ｘ線１６の少なくとも９０％がエネルギー積算検出器２２及びエネルギー弁別検出器２４両方によって吸収されることが望ましい。

エネルギー積算検出器２２でのＸ線１６の吸収は、部分的に薄くした領域６０内で減少し、エネルギー弁別検出器２４に対して増大した数のＸ線１６を与え、画質を改善する。従って、エネルギー弁別検出器２４に対する改善した光子統計値が得られる。さらに、エネルギー弁別検出器２４からの信号は、エネルギー積算検出器２２からの信号と組合されて従来型の解剖学的画像を生成すると同時に、エネルギー弁別検出器からの信号を単独で使用してターゲット特定画像の強調表示を生成することができる。

部分的に薄くした領域６０の薄くする量は、画像構成のために選択した画像処理によって決まる。部分的に薄くした領域６０は、十分なＸ線１６がエネルギー弁別検出器２４に対して透過できるようにするが、しかしながら、薄くし過ぎると、エネルギー積算検出器２２内における信号対騒音比もまた低下し、エネルギー弁別検出器２４への過剰な流束を許すことになる可能性がある。

図５を参照すると、別の例示的な実施形態では、エネルギー弁別検出器２４及び電子装置５６は、基板５０の前面側４８上に配置されたエネルギー積算検出器２２上に配置される。電子装置５６用のリード線６２は、エネルギー積算検出器２２を横断することができる。エネルギー弁別検出器２４は、エネルギー積算検出器２２に結合しても結合しなくてもよく、またエネルギー弁別検出器２４とエネルギー積算検出器２２との間に空間が存在してもよい。

この実施形態では、エネルギー弁別検出器２４は、最初にＸ線１６を受光するが、Ｘ線１６の大多数を吸収せず、それによってエネルギー積算検出器２２に対して十分な数のＸ線が残されることになる。図４の実施形態の場合と同様に、使用者に表示される画像は、エネルギー弁別検出器２４及びエネルギー積算検出器２２からのデータの合算によって形成できる。さらに、金属被覆処理及びエネルギー弁別電子装置５６とエネルギー弁別電子装置５６上の大きな放射線損傷とによって主Ｘ線１６が減弱するので、エネルギー弁別電子装置の作製では、耐放射線シリコン法を使用すべきである。さらに、この実施形態では、エネルギー積算検出器２２が可能な限り多くのＸ線１６を吸収することになるように、エネルギー積算検出器２２が部分的に薄くした領域を持たないことが好ましい。エネルギー弁別検出器２４は最初にＸ線１６を受光するので、エネルギー積算検出器２２において可能な限り多くの残存Ｘ線１６を吸収することが望ましい。

さらに、例示的な実施形態によって分かるように、エネルギー積算検出器及びエネルギー弁別検出器の順序は重要でない。従って、エネルギー積算検出器が最初にＸ線を受光してもよいし、或いはエネルギー弁別検出器が最初にＸ線を受光してもよい。重要な特徴は、最初にＸ線を受光する検出器が、Ｘ線の一部分のみを吸収してＸ線の第２の部分を第２の検出器に透過するようにすることである。さらに、エネルギー積算検出器２２は、大部分のＸ線１６を吸収して高分解能の主解剖学的（濃度）画像を形成する。エネルギー弁別検出器２４は、その高分解能画像に特性情報を付加する。

図６を参照すると、Ｘ線ハイブリッド型Ｘ線検出器を作動させる例示的な方法２００を示す。段階２０２において、エネルギー積算検出器は、Ｘ線を受光する。段階２０４において、エネルギー積算検出器は、Ｘ線の第１の部分を光に変換する。光に変換されるＸ線の量は、エネルギー積算検出器の厚さを選択することによって制御される。例えば、エネルギー積算検出器が薄ければ薄いほど、エネルギー積算検出器を透過するＸ線がより多くなり、エネルギー検出器が厚ければ厚いほど、エネルギー積算検出器を透過するＸ線はそれだけ少なくなる。段階２０６において、Ｘ線の第２の部分は、エネルギー積算検出器を透過する。段階２０８において、エネルギー弁別検出器は、Ｘ線の第２の部分を受光する。例示的な実施形態では、エネルギー弁別検出器は、少ない数のＸ線を受光する。段階２１０において、エネルギー弁別検出器に当たるＸ線は、個々に計数されてそれらのエネルギーに関して特徴付けられる。このことは、異なった物質を特徴付けることを可能にする。例示的な方法では、エネルギー積算検出器は、解剖学的データを提供し、またエネルギー弁別検出器は、カテーテル等の位置を強調表示するか又はそれとは別にカテーテル等の視認性を強調するような、補足データを提供する。さらに、エネルギー積算検出器は、高分解能画像を提供し、またエネルギー弁別検出器は、その高分解能画像に対して特性情報を付加する。

ハイブリッド型Ｘ線検出器の利点は、エネルギー積算検出器とエネルギー弁別検出器とを共に使用することである。エネルギー積算検出器は主画像を形成し、またエネルギー弁別検出器は或る種の特徴を強調表示する。エネルギー弁別検出器は、一般的に高計数速度ではイメージングすることができない。従って、エネルギー積算検出器は、光子の約９０％〜９５％を検出して高分解能画像を提供し、一方、エネルギー弁別検出器は、少ない数の光子を受光し、次に光子を弁別しかつそれらを計数し、それによってカテーテルのような補足的特徴を検出する。さらに、エネルギー弁別検出器は、隣接するタイルのイメージング領域間に隙間を有する場合があり、この隙間により画像データが欠落を生じることになる。エネルギー積算検出器をエネルギー弁別検出器と組合せることによって、エネルギー積算検出器が主画像を形成し、またエネルギー弁別検出器を使用して或る種の特徴を強調表示するので、隙間は全く存在しない。従って、全ての所望の情報が、２つの検出器によって形成された画像中に捕捉される。

例示的な実施形態を参照して本発明を説明してきたが、本発明の技術的範囲から逸脱することなく、本発明の要素に対して様々な変更を加えることができ、また本発明の要素を均等物で置き換えることができることは、当業者には明らかであろう。さらに、本発明の範囲から逸脱することなく特定の状況或いは材料を本発明の教示に適合するように、多くの変更を加えることができる。従って、本発明は、本発明を実施するために考えられる最良の形態として開示した特定の実施形態に限定されるものではないこと、また本発明は、特許請求の範囲内に属する全ての実施形態を含むことになることを意図している。さらに、第１の、第２のなどの用語の使用は、如何なる順序又は重要性をも意味するものではなく、どちらかと言えば、第１の、第２のなどの用語は、１つの要素を他の要素から区別するために使用される。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。

概略的に示した、Ｘ線システムの斜視図。 図１のＸ線システムのブロック図。 概略的に示した、ハイブリッド型Ｘ線検出器の実施形態の断面図。 概略的に示した、ハイブリッド型Ｘ線検出器の別の実施形態の断面図。 概略的に示した、ハイブリッド型Ｘ線検出器の別の実施形態の断面図。 ハイブリッド型Ｘ線検出器を作動させる例示的な方法を示す図。

符号の説明

１０ Ｘ線システム
１２ ハイブリッド型Ｘ線検出器
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線
１８ 患者の領域
２０ 患者
２２ エネルギー積算検出器
２４ エネルギー弁別検出器
３０ セル
３２ スキャニング回路
３４ 読出し回路
４０ 画像
４２ ディスプレイ
４４ バイアス回路
４６ 収集制御及び画像処理回路

Claims (10)

1. Ｘ線（１６）の第１の部分を吸収しかつ該Ｘ線（１６）の第２の部分がそれを透過するのを許す、該Ｘ線（１６）を受光するようになった第１の検出器（２２、２４）と、
   前記Ｘ線（１６）の第２の部分を受光するようになった第２の検出器（２２、２４）と、
   を含むハイブリッド型Ｘ線検出器（１２）。
2. 前記第１の検出器（２２、２４）がエネルギー積算検出器（２２）であり、また前記第２の検出器（２２、２４）がエネルギー弁別検出器（２４）である、請求項１記載の検出器。
3. 前記第１の検出器（２２）が、感光素子に結合されたシンチレータ検出器及び直接変換検出器の１つである、請求項２記載の検出器。
4. 前記第２の検出器（２４）が、感光素子に結合されたシンチレータ検出器及び直接変換検出器の１つである、請求項２記載の検出器。
5. 前記第２の検出器（２４）が、前記第１の検出器（２２）よりも小型である、請求項２記載の検出器。
6. 前記第１の検出器（２２）が、前記第２の検出器（２４）よりも大きくない領域内でより薄くなっている、請求項２記載の検出器。
7. 前記第１の検出器（２２、２４）がエネルギー弁別検出器（２４）であり、また前記第２の検出器（２２、２４）がエネルギー積算検出器（２２）である、請求項１記載の検出器。
8. 前記第１の検出器（２２、２４）が、前記第２の検出器（２２、２４）に隣接して配置されている、請求項１記載の検出器。
9. 前記第１の検出器（２２、２４）が、前記Ｘ線（１６）の第１の部分の少なくとも８０％の透過率を有する基板（５０）上に作製されている、請求項１記載の検出器。
10. Ｘ線（１６）を発生するＸ線源（１４）と、
    ハイブリッド型Ｘ線検出器（１２）を有する、前記Ｘ線（１６）を受光するようになったイメージ検出器組立体と、
    を含み、前記ハイブリッド型Ｘ線検出器が、
    前記Ｘ線（１６）の第１の部分を吸収しかつ該Ｘ線（１６）の第２の部分がそれを透過するのを許す、該Ｘ線（１６）を受光するようになった第１の検出器（２２、２４）と、
    前記Ｘ線（１６）の第２の部分を受光するようになった第２の検出器（２２、２４）と、を含む、
    放射線イメージングシステム。

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