JP2005528948A - 電離放射線の検出のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

（ｉ）検査される標的（７）の方向に電離放射線を向けるステップと、（ｉｉ）コンプトン散乱された放射線（３ａ，３ｃ）、好ましくは前記標的においてコンプトン散乱された放射線の少なくとも９９％が検出されることを抑制するステップと、（ｉｉｉ）前記標的の空間分解された密度を明らかにするために、前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップとからなる電離放射線の検出のための方法であって、前記電離放射線は、前記標的において光電効果により吸収される前記電離放射線の光子よりも多くの、好ましくは非常に多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内で提供され、ゆえに、前記標的に対する放射線量を低減する電離放射線の検出のための方法。

Description

本発明は電離放射線の検出のための方法及び装置に関するものである。

従来技術において、放射線により生成される画像を捕捉するための小型検出器の配列からなるＸ線画像の検出器は周知である。平行放射線ビームの強度は、放射線吸収標的を通過するにつれて変調され、それゆえ、検出される透過ビームはその標的による吸収の反転像を表し、言い換えれば、それは標的の基本的組成、密度及び厚さに関係している。

捕捉されるＸ線画像のコントラスト及び空間分解能は、撮像される標的により散乱されるＸ線によって悪化する。その散乱Ｘ線を吸収し、かつ標的と相互作用せずに透過したＸ線を通過させる飛散防止用グリッド、又はいわゆるバッキーグリッドが長期間に渡って広く使用されてきた。例えば、１９１５年にバッキーに対して発行された米国特許第１１６４９８７号、２００１年にリー他に対して発行された米国特許第６１８１７７３号及びその引用文献を参照されたい。しかしながら、典型的なバッキーグリッドでは、総強度の３０％又は２０％までの散乱しか削減することができない。それと同時に、バッキーグリッドは非屈折の透過Ｘ線までも減衰させてしまう。

近年、デュアル検出器又はデュアルエネルギー法を使用することにより、散乱Ｘ線の量を削減するようにしたより洗練された方法が開発された。チャオに対して発行された米国特許第６１３４２９７号及びその引用文献を参照されたい。

さらに、コントラストを向上するために、Ｘ線管からの広帯域の放射線は、Ｘ線撮影の目的で使用する前に、大量のフィルタにかけられる。一般的に使用されるＸ線光子のエネルギーにおいて、Ｘ線光子のエネルギーが増加するに従い、その散乱は増加する一方、その光電吸収はべき法則で減少することは周知のことである。

約２０ｋｅＶを上回る高いエネルギーにおいては、軟組織に対しての光電吸収は急速に減少し、この高エネルギーＸ線の放射線は記録画像には寄与せず、画像のコントラストを低下させるのみである。それゆえ、この高エネルギーの放射線はフィルタにかけて取り除かれる。もちろん、その光子のエネルギーの最適な選択は、標的の基本的組成、密度及び厚さにより決定される。

さらに、より低いエネルギーのＸ線の放射線は、その組織にほとんど完全に吸収されるため検出画像には寄与せず、その標的が浴びる放射線量を単に増加させるのみである。それゆえ、この低エネルギーの放射線もまたフィルタにかけて取り除かれ、例えば、乳房撮影のような軟組織への適用の場合に使用される典型的な放射線は、１８ｋｅＶを中心とした狭帯域の放射線である。

最後に、全ての現存するＸ線検出器におけるＸ線の検出効率は、Ｘ線のエネルギーが増加するに従い急速に低下する。さらに、その位置分解能もまたＸ線のエネルギーが増加するに従い低下する。

従来技術における検出器の例は、米国特許第５０９００４０号、米国特許第４８６４５９４号、米国特許第４６１１３４１号、欧州特許出願公開０３９８０２９号及び米国特許第５２４７５６０号において開示されている。

周知の種類の方法に伴う問題は、２０ｋｅＶのような低い光子のエネルギーにおいて、ほとんどのＸ線管の効率は低い、つまり、その管に供給される単位電力あたりのＸ線の数が少ないということである。

さらに、全てのＸ線管は広いエネルギースペクトル内の放射線を放射する。挟帯域の放射線を生成するためには、一般的には金属箔によりＸ線管からの放射線はフィルタにかけられる。これによりエネルギースペクトルは狭くなるが、選択された挟帯域内のＸ線のフラックスもまた低下する。このように、フィルタの下流において適度な放射線フラックスを得るためには、Ｘ線管には大きな負荷がかけられる。また、相対的に低いフラックスは、照射時間に悪影響を与える、つまり、照射時間を長くし、それにより明らかにその技術の適用は制限される。

光電吸収減衰係数μ_PEのエネルギーＥによる依存性が著しいことにより、Ｘ線撮影に適した標的のダイナミックレンジは不要に狭くなる。標的によるＸ線の透過率は以下の表現で与えられる。
透過率＝ｅｘｐ（μ_PE（Ｅ，Ｚ）＊ρ＊ｔ）
ここで、μ_PEは検査される物質の光電吸収係数、ρはその物質の密度、ｔはその物質の厚さである。透過率が積μ＊ρ＊ｔに関して指数関数的に依存するため、撮像される標的上でこの積が制限された範囲内で変化する場合にのみ、その標的はＸ線撮影に適している。この積の過大な変化により、積が平均に比べ極めて大きな値となる領域では照射不足を、積が平均に比べ極めて小さな値となる領域では過度照射をもたらす。光電吸収の吸収係数μ_PEはまた検査される物質の原子番号Ｚに著しく依存し、通常、べき法則Ｚ^2-3である。それゆえ、標的の基本的組成の変化が僅かなものであっても、それは積μ＊ρ＊ｔを著しく変化させ、一部の画像領域において容易に照射不足、又は過度照射を引き起こす。

Ｘ線管及び検査される標的の間において、現在使用されている厚いフィルタは多数の散乱Ｘ線をもたらし、それらは標的を透過し、Ｘ線画像を不鮮明にする。
Ｘ線の画像検出器を設計する際に非常に重要な別の問題は患者に対する放射線量である。過去１０年間、効率的なコリメータ、適切なフィルタ及び感知検出器の配列の開発により、患者に対する線量は効果的に低減されたが、まだ多くのことがなされなければならない。さらに、放射線量の低減は今日の検出器設計における駆動装置である。

それゆえ、本発明の主要な目的は、従来技術に関する上記問題を克服する電離放射線の検出のための方法及び装置を提供することである。
この点に関して、検出される標的に蓄積するエネルギーを少量しか与えないような方法及び装置を提供するという特定の目的がある。

さらなる本発明の目的は、測定用に広帯域の放射線を使用する可能性を与えるような方法及び装置を提供することにある。
さらなる本発明の目的は、画像の一部の領域における照射不足、又は過度照射の危険を削減するスペクトル範囲における放射線を使用するような方法及び装置を提供することにある。

さらなる本発明の目的は、広いエネルギー範囲、かつ特に高いＸ線のエネルギーにおけるＸ線を高い効率で検出できるような方法及び装置を提供することにある。
本発明のさらなる目的は、高いＸ線エネルギーにおいても位置分解能が低下しない検出器を提供することにある。

特にこれらの目的は、添付請求項において請求される方法及び装置により達成される。

本発明者は、コンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制することにより、かつ、前記標的において光電効果により吸収される電離放射線の光子よりも多くの、好ましくは非常に多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にある電離放射線を提供することにより、Ｘ線撮影法の完全に新規な分野が切り開かれることを発見した。散乱確率は、Ｘ線のエネルギーの広いスペクトルにおいて、本質的に同一であるため、Ｘ線ソースからのより高い、非常に高いエネルギーまでの放射線を含む広帯域の放射線を検出に使用することができる。

言い換えれば、本発明者は、（ｉ）標的と相互作用する電離放射線の光子であって、標的を透過するか、さもなくば標的内でコンプトン散乱されるかのどちらかのみである電離放射線の光子を有すること、及び（ｉｉ）標的を透過した電離放射線の光子のみを空間分解して検出することからなる完全に新規な撮影法を提案する。実用的には、これは、（ｉ）（光電吸収の発生を削除、もしくは少なくとも著しく低減するために）高エネルギーの光子を使用すること、及び（ｉｉ）標的により散乱された電離放射線の光子の全て、もしくは少なくとも大部分が検出されることを抑制することにより実施される。

さらに、仮に光電吸収がごく僅か、もしくは少なくとも非常に少ないのであるならば、物質中の吸収過程のエネルギー依存性を考慮する必要はない。
その上、患者に蓄積されるエネルギーは、光電吸収されるＸ線の光子の場合はその全てのエネルギーであるが、散乱Ｘ線の光子の場合はそのエネルギーの一部にしか過ぎない。それゆえ、光電吸収されるＸ線に代えて、散乱Ｘ線を撮影用に使用することにより、患者に対する線量は著しく低減される。

本発明のさらなる利点は、仮に広帯域の放射線を検出のために使用したならば、厚いフィルタの必要性は消滅し、Ｘ線管の効率は増大し、Ｘ線管にかかる負荷を低下でき、さらに（より高いＸ線の光子のフラックスのため）照射時間を削減できることにある。

さらなる利点は、仮に捕捉された画像の変化が本質的に標的中でのコンプトン散乱にのみ起因するような十分に高エネルギーの光子が使用されており、標的の厚さが一定、もしくは既知でありかつ補正されているものであるならば、これらの変化は標的の密度によるのみであることにある。これは、１０〜３００ｋｅＶの光子のエネルギーにおけるコンプトン散乱の減衰係数は、原子番号及び光子のエネルギーに僅かに依存するのみであるために正しい。これは、エネルギー及び特に原子番号に著しく依存する光電吸収の場合とは明確な対照なしている。

さらなる本発明の利点は、その得られたＸ線画像は標的の密度変化の画像であることにある。この画像を標的の密度及び基本的組成（Ｚ）の変化の組み合わせを例示する従来のＸ線画像と組み合わせることができる。その二つの画像から、標的の基本的組成（Ｚ）のみを例示する第三の画像を推定できる。

本発明により上記利点及び特徴が得られたが、その上、本発明は、従来技術に従った検出器を使用して得られる画像と同程度の画像品質を達成できる。
一次元的な気体イオン化検出器であって、その間にイオン化気体が配置される二つの電極と、前記電離放射線が電極間にある前記検出器の横道に入射し、かつその電離放射線が気体と相互作用することにより解放された電子が、そこで本質的に垂直な方向に加速されるよう配置された放射線の入口とを備えており、本質的に電極間の平面に平行な放射線のみが前記気体をイオン化できるように、電極間の距離は短く保たれている一次元的な気体イオン化検出器によって、コンプトン散乱された放射線の検出の抑制を実行できる。電極間の距離は約２ｍｍを下回るよう、好ましくは約１ｍｍを下回るよう、より好ましくは約０．５ｍｍを下回るよう、最も好ましくは約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの間であればよい。（入射Ｘ線の放射線の方向における）電極の深さは１〜５０ｃｍ、好ましくは３〜１０ｃｍであればよい。

本出願人は、最近本発明を実験的に検証し始めた。従来の検出器システムではいかなる構造も確認できない状況において、高エネルギーＸ線の広いＸ線スペクトルを使用すると、十分なコントラストが観測された。上述の一次元的な気体イオン化検出器は、９９％を上回る散乱光子を識別すると信じられ、適切な設計によっては、約９９．９％、もしくはそれを上回る散乱光子の検出を抑制できると仮定できる。

さらに、上記の利点の多くを保持したまま、対生成が発生するようなより高い光子のエネルギーにおいても本発明を使用することができる。そのような高エネルギー検出器は、例えば腫瘍学のような医療上の適用のみならず、様々な分野における物質の非破壊検査に使用できる。

例示の目的のみに与えられ、それゆえ本発明を制限するものではない、以下の本発明の好ましい実施形態の詳細な説明及び添付図１〜５により、さらなる本発明の特徴及び利点が明らかとなるであろう。

図１はＸ線光子のエネルギーＥの関数としての人体の軟組織に対する光電吸収の減衰係数μ_PE、コンプトン散乱の減衰係数μ_CS、対生成の減衰係数μ_PR及び総計の減衰係数μ_TOTを例示する概略図であるが、その図１を見ればわかるように、光電吸収の減衰係数μ_PEは光子のエネルギーについてべき法則に従って減少し、約２５ｋｅＶにおいてコンプトン散乱の減衰係数μ_CSと同程度になる。約３０〜数１００ｋｅＶの間では、コンプトン散乱の減衰係数μ_CSが完全に支配的であり、一方、より高い光子のエネルギー（１ＭｅＶのオーダー）では、対生成の確率が急速に増加し、その支配的な相互作用過程となる。さらに、コンプトン散乱の減衰係数μ_CSは、約３０〜数１００ｋｅＶの間の光子のエネルギーにおいてほぼ一定である。図１では人体の軟組織における例のみを示しているが、その図の相対的な全体構造は多様な物質に対しても成立する。

図１ではまた、例えば乳房検査での使用を目的として、従来技術に従い、ロジウムのフィルタにかけた３０ｋＶのタングステンをベースとしたＸ線管からのＸ線の典型的な連続スペクトル（一点鎖線）、及び同用途での使用を目的としているが、本発明に従い、鉄のフィルタにかけた８０ｋＶのタングステンをベースとしたＸ線管からのＸ線スペクトル（破線）も例示されている。記録画像におけるコントラスト及び著しくエネルギーに依存する光電吸収に関する要求のため、従来技術のフィルタにかけられたスペクトルは狭くなっている。以下にさらに議論する本発明のフィルタにかけられたスペクトルは広帯域であり、かつより高い光子のエネルギーの方向に移動している。

図２には、概略立面図により、本発明の一般の実施形態に従ったＸ線撮影用の装置が例示されている。その装置は、左から右に向かって、Ｘ線ソース１、フィルタ装置４、ソースの絞り又はコリメータ５、飛散防止装置８、検出器の絞り又はコリメータ９、及び検出装置１１からなる。ソースの絞り５、飛散防止装置８及び検出器の絞り９の選択は任意である。

好ましくはＸ線管であるそのＸ線ソースは、広いエネルギースペクトル内のＸ線の放射線ビームを放射する。そのビームは、Ｘ線ソース１の出力において、フィルタ装置によりフィルタにかけられる。フィルタ装置４は、例えば図１で例示されたもののように、より高いエネルギー及び好ましくは非常に広いスペクトルを透過するという意味で従来のフィルタとは異なるものである。そのフィルタにかけられた放射線ビームは、続いて、ビームを平行にするためのソースの絞り５を通過する。好ましくは、ソースの絞り５の形状及びサイズは、特定のサイズ及び種類の検出装置１１に適合されている。それゆえ、一次元的な検出装置を考えたとすると、絞り５はスリット形状の放射線透過窓として設計され、長方形の二次元的な検出装置を考えたとすると、絞り５は好ましくは長方形の放射線透過窓を有するように設計される。

ソースの絞り５を使用することにより、検出装置１１の感知領域のみを照射する扇形のＸ線ビームが形成され、そのため患者に対する線量が低減される。例えば、産業上の用途のように、標的に対する線量が問題とはならない用途の場合は、絞り５を除いても構わない。

フィルタにかけられ、かつ選択任意の平行化を行った放射線ビーム３は、撮像される標的７が位置する標的領域に入射する。標的７において、一部の光子が光電吸収され、一部がレイリー及びコンプトン散乱され（図１において、光線３ａにより図示）、また一部の光子は対生成過程により電子及び陽電子に転化され、その電子及び陽電子はＸ線光子の放射を起こし得る（図１において、光線３ｂにより図示）。様々な過程は、標的７の基本的組成、密度及び厚さ、並びに入射放射線ビーム３のエネルギーに依存している。

屈折されることなく標的７を透過した放射線ビームは飛散防止装置８及び検出器の絞り９を通過し、続いて検出装置１１により検出され、一方、散乱された放射線が検出されることは抑制される。しかしながら、一般的には、少量の散乱放射線が検出装置１１に入射し、記録画像を不鮮明にすることは起こり得る。

本発明に従えば、フィルタにかけられた放射線ビームが、標的７において光電効果により吸収されるフィルタにかけられた放射線ビームの光子よりも多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にあるように、フィルタ装置４は、撮像される標的７の基本的組成、密度及び厚さに適合されている。

胸部組織のような人体の軟組織の場合には、そのフィルタにかけられた放射線は、１０〜３００ｋｅＶの間にある（つまり、図１における広帯域の放射線スペクトルと同様）、好ましくは２０〜１００ｋｅＶの間にある、さらに好ましくは３０ｋｅＶを上回る広帯域のＸ線の放射線であればよい。

他の例では、そのフィルタにかけられた放射線は、３０ｋｅＶを上回る又は大幅に上回るエネルギーの放射線、好ましくは広帯域の放射線である。
好ましくは、そのフィルタにかけられた放射線は、標的７において光電効果により吸収されるフィルタにかけられた放射線の光子よりも少なくとも２倍、より好ましくは少なくとも５倍、最も好ましくは少なくとも１０倍の多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にある。

表１において、異なった医療上の用途において撮像される、異なった種類の標的に対するカットオフエネルギーの値を与える。５０％カットオフエネルギーの値とは、軟組織、血液、骨及びヨウ素（体内の造影剤として使用される）によって、約５０％のフィルタにかけられた放射線がコンプトン散乱され、かつ約５０％のフィルタにかけられた放射線が光電効果により吸収されるエネルギーの値のことである。

９０％カットオフエネルギーの値とは、軟組織、血液、骨及びヨウ素によって、約９０％のフィルタにかけられた放射線がコンプトン散乱され、かつ約１０％のフィルタにかけられた放射線が光電効果により吸収されるエネルギーの値のことである。

そのカットオフエネルギーは一般的には撮像される標的の厚さには依存しない。
フィルタにかけられた広帯域の放射線を使用する際において、標的７において光電効果により吸収されるフィルタにかけられた広帯域の放射線の光子よりも多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にある放射線を得るためには、その光子のほとんど全てが５０％カットオフエネルギーを上回るエネルギーを有する必要がある。そのような条件を満足するためには、非常に高いカットオフエネルギーを有する特製フィルタを使用しないのであれば、通常、Ｘ線管１の電圧を３〜５倍の高電圧にする必要がある。しかしながら、そのような場合においても、非常に低い放射線フラックスが得られるのみである。

同様に、標的７において光電効果により吸収されるフィルタにかけられた広帯域の放射線の光子よりも９倍の多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にある放射線を得るためには、そのフィルタにかけられた広帯域の放射線の光子のほとんど全てが９０％カットオフエネルギーを上回るエネルギーを有する必要がある。

フィルタ装置４は低エネルギーの放射線をフィルタにより除去するように適合されており、高エネルギーの放射線のみを通過させることができる。当然ながら、フィルタの選択は、特定の用途、例えばＸ線ソース及び要求される放射線フラックスに依存している。

仮に可能であるならば、フィルタにかけられた放射線は、標的７において光電吸収が本質的に起こらないスペクトル範囲内にあるべきである。
記録画像用の信号作用ソースとして、光電吸収される放射線に代えて、散乱、特にコンプトン散乱される放射線の量を主として使用することによって、数多くの利点が発生する。
・その放射線は、標的７に吸収されるのではなく主として散乱されるため、その標的に対する放射線量は低減される。５０ｋｅＶの光子のエネルギーにおいて、コンプトン散乱された光子は、光電吸収される光子に比べ、そのエネルギーの約１０％を蓄積させるのみである。
・光電吸収の減衰係数と比較したコンプトン散乱の減衰係数により）その放射線を大量のフィルタにかける必要がないため、フィルタはより薄く製造されていてもよい。
・厚いフィルタに比べ、薄いフィルタの方が散乱される放射線が少ないため、フィルタ装置４からの散乱放射線は、従来のフィルタ装置の場合と比較して低減されている。
・放射されるスペクトルの大部分が使用可能であるため、Ｘ線管の効率は上昇する。このことにより、Ｘ線管の負荷をより低下させることもできる。
・より高いＸ線光子のフラックスを得ることができるため、その照射時間を削減できる。
・１０〜３００ｋｅＶの光子エネルギーにおいては、コンプトン散乱の減衰係数は原子番号及び光子エネルギーに僅かに依存するのみであり、それゆえ、仮に標的の厚さが一定である、もしくは、既知でありかつ補正されているならば、捕捉画像の変化は本質的に標的の密度の変化によるもののみである。

仮に標的の厚さが既知であるならば、最後の性質を従来の検出器と組み合わせて使用することにより、標的の基本的組成のみを本質的に例示する画像を形成することができる。標的の密度変化のみを本質的に例示する第一Ｘ線画像は、上述したように、散乱、特にコンプトン散乱される放射線の量から形成され、一方、従来のものであり、かつ標的の密度及び基本的組成の変化の組み合わせを例示する第二Ｘ線画像はいかなる既知の技術によっても提供される。最後に、標的の基本的組成のみを本質的に例示する第三Ｘ線画像が、第一及び第二Ｘ線画像から構成される。

標的７における光電吸収により主として画像を形成する従来技術の装置において、標的７による透過率は以下で与えられる。
Ｔ_PE＝ｅｘｐ（μ_PE（Ｅ，Ｚ）＊ρ＊ｔ）
ここで、μ_PEは検査される物質の光電吸収係数、ρはその物質の密度、ｔはその物質の厚さである。

定義により、標的１１の透過率Ｔ_PEは以下で与えられる。
Ｔ_PE＝＃γ_OUT-PE／＃γ_IN-PE
ここで、＃γ_IN-PEは特定の位置において標的に入射するＸ線の数、＃γ_OUT-PEは光電吸収されることなくその標的を透過したＸ線の数である。（エネルギーに依存した検出器の効率及び検出器において起こり得るエネルギーに依存した信号強度に対する補正の後、）＃γ_OUT-PEは従来技術の検出器において検出された光子の数＃γ_DET-PEに比例している。

同様に、標的７におけるコンプトン散乱により主として画像を形成する本発明において、標的７による透過率は以下で与えられる。
Ｔ_CS＝ｅｘｐ（μ_CS＊ρ＊ｔ）
ここで、μ_CSは検査される物質におけるコンプトンの散乱減衰係数である。

同様に、標的１１の透過率Ｔ_CSは以下で与えられる。
Ｔ_CS＝＃γ_OUT-CS／＃γ_IN-CS
ここで、＃γ_IN-CSは特定の位置において標的に入射するＸ線の数、＃γ_OUT-CSはコンプトン散乱されることなくその標的を透過したＸ線の数である。（エネルギーに依存した検出器の効率及び検出器において起こり得るエネルギーに依存した信号強度に対する補正の後、）＃γ_OUT-CSは検出器１１において検出された光子の数＃γ_DET-CSに比例している。

それゆえ、標的７の各位置における基本的組成は、上述したように、各画像における（画素ごとの）信号を組み合わせることにより決定される。本発明の別の実施形態において、そのフィルタ装置４は、そのフィルタにかけられた放射線３が標的７において光電効果により吸収される光子よりも多くの光子が対生成過程により電子と陽電子に転化されるようなスペクトル範囲内にあるように撮像される標的７に依存したフィルタ機能を有し、かつその検出装置１１は標的７における対生成に起因する放射線が検出されることを抑制するように配置されている。そのような高エネルギー検出器は、例えば腫瘍学のような医療分野だけではなく、様々な分野における物質の非破壊検査に使用できる。

本発明を適切に機能させるためには、相当の精度で、散乱放射線を検出されるものから識別する必要がある。標的７においてコンプトン散乱された放射線のうち、好ましくは少なくとも９０％、より好ましくは少なくとも９９％、最も好ましくは少なくとも９９．９％の検出を抑制する。

最近、本発明者らはこの要求を満足する検出装置を開発した。それを図３、４を参照しながら以下に説明する。
ここでは平面放射線ビームであるＸ線ビーム３が、陰極２３及び陽極２４に平行で、かつその間にある横道に入射できるように、検出装置１１は配向されている。スリット形状の絞り９及び放射線透過窓２１が検出装置１１の前に備えられ、Ｘ線ビーム３に対する検出装置１１への入口を形成する。スリット形状の絞り９は、例えばタングステンからなる薄い金属箔であればよく、その薄いスリットはエッチングされていても、カットされていてもよい。さらに、放射線透過窓２１は薄いビニールもしくは炭素繊維箔であればよい。

好ましくは、電極２３、２４及び窓２１は側壁とともに、イオン化気体又は気体の混合物を充填できる気密性の閉じ込め２５を区画する。または、電極２３、２４は外部の気密性ケーシング（図示略）内に配置される。そのイオン化気体又は気体の混合物は、好ましくは１〜２０ａｔｍの範囲内の圧力の下、例えばクリプトン及び二酸化炭素、もしくはキセノン及び二酸化炭素を含んでいればよい。

電極間の閉じ込め２５内に電場を形成し、その中で電子及び対応して生成された正イオンの横滑りが、状況に応じては電子雪崩の増幅が起きるような適切な電位に陰極２３及び陽極２４を保持することを目的として、高電圧ＤＣ供給ユニット（図３、４において図示略）が設けられる。

さらに、検出装置１１は、陽極２４に向かって横滑りしている電子、及び／又は陰極２３に向かって横滑りしている正イオンを検出するための読み出し装置を備えている。その読み出し装置は、図３、４において例示するように陽極２４自体からなる。または、分離した読み出し装置が、陽極２４に隣接するように、もしくは陰極２３に隣接するように、もしくはどこかに配置されていてもよい。

一次元的な画像性能を提供するために、陽極／読み出し層２４は一列に並んだ導体又は半導体素子、もしくは並んで配置され、かつ互いに電気的に絶縁されたストリップ２６からなる。検出画像における視差を補正するため、陽極／読み出しストリップ２６は、各位置におけるＸ線ビームの入射光子の方向に平行に本質的に延びている。このように、点状ソースから発散ビームを考えたとすると、陽極／読み出しストリップ２６は扇形状に配置される。各陽極／読み出しストリップ２６は、好ましくは読み出し及び信号処理装置（図３、４において図示略）と接続されており、そこで、各ストリップからの信号は別々に処理される。ストリップ２６はまた陽極２４も構成しているため、分離に対して適切な接続が必要とされる。

当然のことながら、例示の目的のため、図３、４において電極２３、２４の間の距離は極めて誇張して描いてある。形状の例として、その検出装置は、約４０ｍｍの幅ｘ、約２ｍｍの厚さｙ及び約３５ｍｍの深さｚを有することができる。

本質的に電極間の平面に平行な放射線のみが気体をイオン化できるように、電極２３、２４の間の距離ｈは、好ましくは短くなっている。このように、電極間の距離ｈは、入射する電離放射線の方向における電極の深さｚに比べ、少なくとも１０倍、好ましくは少なくとも２５倍、最も好ましくは１００倍短く保たれている。特に、距離ｈは、約２ｍｍより短く、好ましくは約１ｍｍより短く、より好ましくは約０．５ｍｍより短くでき、さらに、最も好ましくは約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの間であればよい。

検出装置１１に入射する放射線の面の厚さを規定する絞りスリット９の幅ｗは、１０μｍ程度の短さであっても、もしくは２ｍｍ程度の長さがあってもよい。または、その絞りは完全に取り除かれてもよい。各読み出しストリップ２６は１０μｍ〜２ｍｍの幅を有していればよく、従って、単一の検出装置において数百又は数千、つまり、例示されているよりも遥かに多くのストリップが並んで配置されていてもよい。

動作中、Ｘ線は、絞りスリット９を経て、陰極２３に対し平行に、かつ好ましくは接近して検出装置１１に入射する。そのＸ線は、指数関数的な確率分布に従い検出装置１１中の気体と相互作用し、その大部分は気体の体積中で早期に変化する。その平均相互作用長は典型的には１０〜１００ｍｍであろう。

相互作用により、Ｘ線光子３ｄは、そのエネルギーの全て、もしくは一部を気体原子中の電子に伝え、その電子は気体中を移動して新しい気体原子と衝突し、その結果さらなる電子を解放する。この過程において、典型的には、約千個の電子からなる雲２７が形成される。これらの電子は、電極間にかけられた電場によって方向２９（図３、４において縦方向）にある陽極に向かって引き寄せられ、その方向は入射Ｘ線光子の軌道に対しほぼ直交している。仮に、その電極間にかけられた電場が十分に強いものであるならば、気体をベースにした電子雪崩の増幅が発生する。今、十分多数の電子が陽極に接近すると、それにより雲２７に最も近いのストリップ２６ａに電気信号を誘導される。

その電子信号は、そのストリップに接続された読み出し電子機器により検出される。その電子機器において、その信号は増幅され、閾電圧と比較される。仮にその信号が閾電圧を越えた場合、このストリップ用の特定の計測器が作動し、記憶されている以前の値に一を加える。このように、各陽極ストリップの上で衝突するＸ線の数が計測される。この方法は光子計測と呼ばれる。または、多数のＸ線からの信号を、全てのＸ線により蓄積されたエネルギー全体に関係する単一の数して統合してもよい。

散乱Ｘ線光子３ａの検出装置１１への入射は絞り９により抑制され、散乱Ｘ線光子３ｃは検出装置１１に入射するが、電極２３、２４自体によって幾何学的に識別されるか、もしくは得られる信号に対して重要な程度までには少なくとも寄与しない。実際、検出装置１１が雪崩増幅モードで動作しているならば、読み出し素子２６における信号は、陰極２３に最も近接した薄層内でのイオン化にのみ本質的に起因し、その薄層は電極間の距離に比べ、少なくとも２〜５倍薄いものであればよい。この有利な挙動は増幅が指数関数的である時に得られるものであり、陽極２４に近接して解放された電子は検出されるのに十分な程に強い信号を生成することはできないであろう。

検出装置１１の別のバージョンにおいては、絞り９はスリット形状のコリメータ又は他の種類の飛散防止装置８（図３，４において図示略）に取り替えられているか、もしくはそれらと組み合わされている。そのコリメータは絞り９と同様のものでよいが、入射Ｘ線フラックスの方向に関して非常に深くなっており、放射線ビーム３を有効的に平行にし、検出装置１１に入射する散乱放射線の量をさらに削減する。検出装置１１に入射する、平面放射線ビーム３の平面内に散乱された放射線をも有効的に削減するためには、コリメータ８は薄膜もしくは一次元的なグリッド構造として形成されていればよく、それにより、一列の平行単位ビームは通過できる。好ましくは、各単位ビームが、陽極／読み出しストリップ２６の特定の一つの真上を平行に伝播するように、そのコリメータは陽極／読み出しストリップ２６に対応して配置されている。このように、例えば点状のソースからの発散ビームを考えたとすると、そのコリメータは単位ビームが扇形状の配置を形成するよう適合されている。

大きな原子番号を有する気体（例えば、クリプトン、キセノン又はラドン）を使用することにより、かつ／もしくは気体を加圧することにより、かつ／もしくは（入射Ｘ線フラックスの方向において）非常に深い検出器を製造することにより、その気体の検出器は効率的になり得る、つまり気体中で相互作用するＸ線を検出する高い確率を有する。

従来技術のＸ線検出器において、検出される信号は、光電効果によりカンバセ−ション媒体（気体）と相互作用し、かつその全てのエネルギーを光電子に解放するＸ線光子に起因しており、その光電子はさらにその媒体をイオン化する。Ｘ線のエネルギーが増加するに従って、その光電吸収確率は急速に減少するため、従来技術における検出器の効率はＸ線のエネルギーが増加するに従って急速に低下する
カンバセ−ション媒体においてコンプトン散乱されたＸ線に起因する信号は、入射Ｘ線のエネルギーのほとんどを担う散乱Ｘ線（５０ｋｅＶにおいては約９０％）としては検出されず、それは、通常、カンバセ−ション媒体からは離れる。検出されるべきは、検出器のノイズレベルと同程度である非常に低いエネルギーを有する反跳電子である。

雪崩増幅機能を備えた気体の検出器において、上述したように、検出器のノイズレベルは非常に低いが、その反跳電子（及びそれらによりイオン化された僅かな電子）は、雪崩増幅過程により高度に増幅される。このことにより、検出器内のカンバセ−ション気体におけるコンプトン散乱による反跳電子を検出することが可能になる。

コンプトン散乱の減衰係数はＸ線のエネルギーが増加しても、著しく減少するわけではないため、上述したように、雪崩増幅機能を備えた気体の検出器の効率は、高いＸ線のエネルギーであっても低下しない。

第二に、コンプトン散乱の減衰係数は気体の原子番号に僅かに依存するのみである。これにより、高いＸ線のエネルギーにおいて、例えば、アルゴン、ネオン、ＣＯ₂、メタン、エタン、イソブタン、ヘリウム等の低い原子番号のカンバセ−ション気体を使用したとしても、やはり高いＸ線のエネルギーにおける優れた効率を備えたまま、その検出器は十分に動作できる。

信号を生成するために、カンバセ−ション媒体における光電吸収を使用する従来技術の検出器では、その位置分解能はＸ線のエネルギーの増加に伴い悪化する。これは、解放された光電子は高いエネルギーを有しているため、長距離を移動することができ、その結果、その軌道に沿って完全にカンバセ−ション媒体をイオン化させていくことに起因しており、よって画像は不鮮明になり、その位置分解能は悪化する。

カンバセ−ション媒体におけるコンプトン散乱により動作する上述の気体の検出器では、高いＸ線のエネルギーであってもやはり、その反跳電子は低い運動エネルギーを有するのみであり、それは反跳電子がカンバセ−ション媒体中で短距離しか移動できないことを意味する。これにより優れた位置分解能が得られる。

電極２３及び２４の間の空間にイオン化液体、又は半導体物質のような興奮性固体を代替として、もしくは補充して満たしてもよいことは当業者にとっては当然のことであろう。

検出装置１１はより一般的ないかなる一次元的、もしくは二次元的な検出器であってもよく、それは散乱光子を広範囲に識別できる。その検出器は、気体の検出器であっても、例えば固体状態の検出器であってもよい。

最後に、図５を参照すると、本発明において使用する検出装置１１の別の特定の実施形態が表現されている。この検出装置１１は、検査中の標的を透過した放射線ビーム３の一次元的、もしくは二次元な検出をするための、好ましくは、ＴＦＴをベースにした検出器、シンチレータをベースにした検出器、例えばＣＭＯＳ、ＣＣＤ、ＣｄＺｎ又はＣｄＺｎＴｅをベースにした検出器のような固体状態の検出器、気体をベースにした検出器、もしくはそれらの組み合わせのうちのいずれかである。その検出装置は、図２を参照しながら上述したような、大部分の散乱放射線を検出される放射線から識別するための飛散防止装置８を備えている。

飛散防止装置８は、この目的、つまり高い散乱識別性能、のために設計されたバッキーグリッドであればよく、（散乱光子により画像信号を生成する本発明の方法では、撮像される標的内に蓄積するエネルギー量がより少ないため、）屈折されていない光線に対するより低い透過率が容認される。一つのバージョンでは、飛散防止装置８は、検出装置１１の前に配置された、一次元的、もしくは二次元的な配列の放射線透過チャンネルにより提供される。

散乱抑制は、標的７及び検出器１１の距離を長く保つことによってもまた達成できる。
または、検出装置１１は、上記の米国特許第６１３４２９７号、並びに米国特許第５６４９９９７号及び米国特許第５７７１２６９号のそれぞれにおいて記載されているデュアル検出器又はデュアルエネルギー法に基づいた飛散防止メカニズムを備えている。前記文献の内容は参考として本明細書に組み入れられる。

従来技術において周知のいかなる種類の検出装置及び飛散防止法であっても、それが高度な散乱排除性を提供するものである限り、本発明に使用することができる。このことは当業者にとっては当然のことであろう。

Ｘ線光子のエネルギーの関数としての人体の組織に対する光電吸収、コンプトン散乱、対生成及び総計の減衰係数、従来技術に従った典型的なＸ線ソースの連続Ｘ線スペクトル並びに本発明において使用される連続Ｘ線スペクトルを例示する概略図。 本発明の一般の実施形態に従ったＸ線撮影用の装置の概略側面図。 本発明において使用される検出装置の実施形態の概略側断面図。 部分的に取り除いた入口の絞り装置を備えた図３の検出器の概略前面図。 本発明において使用される検出装置の別の実施形態の概略斜視図。

Claims (41)

1. 検査される標的（７）の方向に電離放射線を向けるステップと、
   コンプトン散乱された放射線（３ａ，３ｃ）が検出されることを抑制するステップと、
   前記標的の空間分解された密度を明らかにするために、前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップとを備え、
   前記電離放射線は、前記標的において光電効果により吸収される前記電離放射線の光子よりも多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内で提供され、よって、前記標的に対する放射線量を低減することを特徴とする電離放射線の検出のための方法。
2. 少なくとも９０％、好ましくは少なくとも９９％、より好ましくは少なくとも９９．９％の前記標的においてコンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制する請求項１に記載の方法。
3. 前記標的は人体の組織である請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記人体の組織は胸部である請求項３に記載の方法。
5. 前記電離放射線は１０〜３００ｋｅＶの間の、好ましくは２０〜１００ｋｅＶの間の、より好ましくは３０ｋｅＶを上回る広帯域のＸ線の放射線として提供される請求項３又は４に記載の方法。
6. 前記電離放射線は３０ｋｅＶ上回る放射線として提供される請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
7. 前記電離放射線は前記標的において光電吸収が本質的に発生しないスペクトル範囲内で提供される請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記標的において光電効果により吸収される前記電離放射線の光子よりも少なくとも２倍、好ましくは少なくとも５倍、より好ましくは少なくとも１０倍の多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内で、前記電離放射線は提供される請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
9. 前記標的の密度変化を例示する第一Ｘ線画像が、空間分解して検出された前記透過電離放射線から提供され、
   前記標的の密度及び基本的組成の変化の組み合わせを例示する第二Ｘ線画像が提供され、
   かつ前記標的の基本的組成のみを本質的に例示する第三Ｘ線画像が前記第一及び第二Ｘ線画像から推定される請求項１から８のいずれか一項に記載の方法。
10. 前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップは、二つの電極（２３，２４）を有し、その間にはイオン化もしくは興奮性材料が配置され、かつ前記電離放射線が、前記イオン化もしくは興奮性の材料に向かって電極間にある横道に入射できるような放射線の入口が配置された一次元的な検出器（１１）により実施される請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
11. 前記イオン化もしくは興奮性の材料はイオン化液体である請求項１０に記載の方法。
12. 前記イオン化もしくは興奮性の材料は固体、好ましくは半導体物質である請求項１０に記載の方法。
13. 前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップは、二つの電極（２３，２４）を有し、その間にはイオン化気体が配置され、かつ前記電離放射線が電極間にある横道に入射できるような放射線の入口が配置された一次元的な気体イオン化検出器（１１）により実施される請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
14. コンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制するステップは、電極間の中間面に平行な放射線のみが本質的に前記気体をイオン化できるように、電極間の距離（ｈ）を短く保つことにより実施される請求項１３に記載の方法。
15. 入射電離放射線の方向に関する電極の長さに比べ、電極間の距離は少なくとも１０倍、好ましくは少なくとも２５倍、最も好ましくは１００倍短く保たれている請求項１３に記載の方法。
16. 電極間の距離が約２ｍｍを下回るように、好ましくは約１ｍｍを下回るように、より好ましくは約０．５ｍｍを下回るように、最も好ましくは約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの間に保たれている請求項１３に記載の方法。
17. 前記二つの電極は平行であり、かつ前記電離放射線は前記二つの電極に対し平行に前記検出器に入射する請求項１３から１６のいずれか一項に記載の方法。
18. 入射する前記電離放射線による前記イオン化気体のイオン化の結果として解放される電子が検出される前に雪崩増幅される請求項１３から１７のいずれか一項に記載の方法。
19. 前記電離放射線による前記イオン化気体のイオン化の結果として解放される電子、及び続いて増幅される雪崩は前記イオン化気体における前記電離放射線のコンプトン散乱からの反跳電子である請求項１８に記載の方法。
20. 前記イオン化気体は、低い原子番号の原子の気体もしくは気体の混合物、特に、アルゴン、ネオン、ＣＯ₂、メタン、エタン、イソブタン、ヘリウムもしくはその混合物のいずれかである請求項１９に記載の方法。
21. 前記標的を透過した電離放射線が、第一に絞りにより平行にされることなく、前記検出器の電極間の横道に入射する請求項１３から２０のいずれか一項に記載の方法。
22. 前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップは、前記電離放射線の入射光子をそれぞれ計測することにより実施される請求項１０から２１のいずれか一項に記載の方法。
23. 前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップは、前記電離放射線により前記気体に誘導された積算電荷により実施される請求項１０から２１のいずれか一項に記載の方法。
24. 前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップは、好ましくはＴＦＴをベースにした検出器、シンチレータをベースにした検出器、ＣＭＯＳ、ＣＣＤ、ＣｄＺｎ又はＣｄＺｎＴｅをベースにした検出器のような固体状態の検出器、気体をベースにした検出器もしくはそれらの組み合わせのいずれかである検出器（１１）により実施される請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
25. コンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制するステップは、特に前記検出器の前に配置された放射線透過チャンネルの配列である飛散防止装置（８）により実施される請求項２４に記載の方法。
26. 検査される標的（７）の方向に電離放射線を向けるステップと、
    前記標的中での対生成に起因する放射線（３ｂ）が検出されることを抑制するステップと、
    前記標的の空間分解された密度を明らかにするために、前記標的を透過した電離放射線を空間分解して検出するステップとを備え、
    前記電離放射線は、前記標的において光電効果により吸収される前記電離放射線の光子よりも多くの光子が対生成過程により電子及び陽電子に転化されるようなスペクトル範囲内で提供されることを特徴とする電離放射線の検出のための方法。
27. 少なくとも９０％、好ましくは少なくとも９９％、より好ましくは少なくとも９９．９％の前記標的中での対生成に起因する放射線が検出されることを抑制する請求項２６に記載の方法。
28. 標的（７）のＸ線画像の測定のための装置であって、その装置は、
    広帯域の放射線を放射するためのＸ線ソース（１）と、
    前記放射された広帯域の放射線をフィルタにかけるために、前記Ｘ線ソースの前に配置されたフィルタ装置（４）と、
    前記放射された広帯域の放射線を平行にするために、前記Ｘ線ソースの前に配置されたソースの絞り（５）と、
    前記フィルタにかけられ、かつ平行にされた広帯域の放射線が前記標的を透過できるように配置された、前記Ｘ線画像の測定の最中に前記標的を収容するための標的領域と、
    前記標的を透過する、前記フィルタにかけられ、かつ平行にされた広帯域の放射線の画像を記録するために配置された検出装置（１１）とからなり、
    前記フィルタにかけられた放射線が、前記標的において光電効果により吸収されるＸ線光子よりも多くのＸ線光子がコンプトン散乱される（３ａ，３ｃ）ようなスペクトル範囲内にあるように、測定される標的に依存したフィルタ機能を前記フィルタ装置は有し、
    前記検出装置は、前記標的においてコンプトン散乱された放射線（３ａ，３ｃ）が検出されることを抑制するように配置されていることを特徴とするＸ線画像の測定のための装置。
29. 前記検出装置は、少なくとも９０％、好ましくは少なくとも９９％、より好ましくは少なくとも９９．９％の前記標的においてコンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制するように配置されている請求項２８に記載の装置。
30. 前記標的は人体の組織、特に胸部組織である請求項２８又は２９に記載の装置。
31. 前記フィルタにかけられた放射線は、１０〜３００ｋｅＶの間の、好ましくは２０〜１００ｋｅＶの間の、より好ましくは３０ｋｅＶを上回るスペクトル範囲内にある請求項３０に記載の装置。
32. 前記フィルタにかけられた放射線は、前記標的において光電効果により吸収される前記放射線の光子よりも少なくとも２倍、好ましくは少なくとも５倍、より好ましくは少なくとも１０倍の多くの光子がコンプトン散乱されるようなスペクトル範囲内にある請求項２８から３１のいずれか一項に記載の装置。
33. 前記検出装置は、二つの電極（２３，２４）を有し、その間にはイオン化液体又は興奮性の半導体が配置され、かつ前記放射線が電極間の前記検出器の横道に入射できるような放射線の入口が配置された一次元的な検出器である請求項２８から３２のいずれか一項に記載の装置。
34. 前記検出装置は、二つの電極（２３，２４）を有し、その間にはイオン化気体が配置され、かつ前記放射線が電極間の前記検出器の横道に入射できるような放射線の入口が配置された一次元的な気体イオン化検出器である請求項２９から３３のいずれか一項に記載の装置。
35. コンプトン散乱された放射線が検出されることを抑制するために、電極間の距離（ｈ）が、電極間の中間面に平行な放射線のみが本質的に前記気体をイオン化できるように短くなっている請求項３４に記載の装置。
36. 電極間の距離（ｈ）は約２ｍｍを下回る、好ましくは約１ｍｍを下回る、より好ましくは約０．５ｍｍを下回る、最も好ましくは約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの間にある請求項３５に記載の装置。
37. 前記二つの電極は平行であり、かつ前記放射線の入口は、前記放射線が前記二つの電極に対し平行に前記検出器に入射できるように配置されている請求項３４から３６のいずれか一項に記載の装置。
38. 前記一次元的な気体イオン化検出器は、前記放射線による前記イオン化気体のイオン化の結果として解放された電子を、前記気体中において雪崩増幅するための電子雪崩増幅器を備えている請求項３４から３７のいずれか一項に記載の装置。
39. 前記検出装置は、ＴＦＴをベースにした検出器、シンチレータをベースにした検出器、ＣＭＯＳ、ＣＣＤ、ＣｄＺｎ又はＣｄＺｎＴｅをベースにした検出器のような固体状態の検出器、気体をベースにした検出器もしくはそれらの組み合わせのいずれかであり、特に、前記検出器の前に配置された放射線透過チャンネルの一次元的な、もしくは二次元的な配列である飛散防止装置（８）を備えている請求項２８から３２のいずれか一項に記載の装置。
40. 標的（７）のＸ線画像の測定のための装置であって、その装置は、
    広帯域の放射線を放射するためのＸ線ソース（１）と、
    前記放射された広帯域の放射線をフィルタにかけるために、前記Ｘ線ソースの前に配置されたフィルタ装置（４）と、
    前記放射された広帯域の放射線を平行にするために、前記Ｘ線ソースの前に配置されたソースの絞り（５）と、
    前記フィルタにかけられ、かつ平行にされた広帯域の放射線が前記標的を透過できるように配置された、前記Ｘ線画像の測定の最中に前記標的を収容するための標的領域と、
    前記標的を透過する、前記フィルタにかけられ、かつ平行にされた広帯域の放射線の画像を記録するために配置された検出装置（１１）とからなり、
    前記フィルタにかけられた放射線が、前記標的において光電効果により吸収されるＸ線光子よりも多くのＸ線光子が対生成過程により電子及び陽電子に転化されるようなスペクトル範囲内にあるように、測定される標的に依存したフィルタ機能を前記フィルタ装置は有し、
    前記検出装置は、前記標的内での対生成に起因する放射線（３ｂ）が検出されることを抑制するように配置されていることを特徴とするＸ線画像の測定のための装置。
41. 前記検出装置は、少なくとも９０％、好ましくは少なくとも９９％、より好ましくは少なくとも９９．９％の前記標的内での対生成に起因する放射線が検出されることを抑制するように配置されている請求項４０に記載の装置。

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