JP2022529923A - 医療用透過ｘ線撮影におけるｘ線の操作に使用されるインラインｘ線集束光学系 - Google Patents
医療用透過ｘ線撮影におけるｘ線の操作に使用されるインラインｘ線集束光学系 Download PDFInfo
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Abstract
医療用透過Ｘ線撮影におけるＸ線の操作のために構成されたインラインＸ線集束光学系（１５）と共に配置されたＸ線検出器（２０）を備える装置が提供され、インラインＸ線光学系（１５）はレンズのアレイを備え、レンズは視野の一部または全体を覆い、Ｘ線検出器（２０）は光子計数検出器である。さらに、Ｘ線検出器（２０）は、エネルギー分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源の制限されたコヒーレンスは、エネルギー分解検出器のエネルギー分解能によって補償され、および／またはＸ線検出器（２０）は、深さ分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源（１０）の制限されたコヒーレンスは、検出器（２０）の深さ分解能または体積分解能によって補償される。
Description
本出願につながるプロジェクトは、欧州連合の研究イノベーションプログラムＨｏｒｉｚｏｎ２０２０から、グラント契約Ｎｏ８３０２９４の下で資金提供を受けている。
提案される技術は、一般に医療用Ｘ線撮像に関し、特に、光子計数Ｘ線撮像、ならびにそのような撮像をサポートおよび／または可能にするための装置（arrangement）、方法およびシステムに関する。本発明はさらに、医療診断のための位相コントラストおよび暗視野撮像方法に関する。
臨床Ｘ線撮像は、大部分が減衰コントラストに基づいている。物体を透過したＸ線は、ベールの法則Ｉ＝Ｉ０ｅｘｐ（－∫μ（ｚ）ｄｚ）に従って減衰し、μは材料の元素分解に依存する線形減衰係数である。体内の異なる材料間の減衰の相対差は、Ｘ線画像のコントラストを提供する。体内の高密度組織と軟組織との間の界面は優れたコントラストを提供するが、減衰ベースの撮像は、血管と軟組織との間などの小さな相対減衰差で組織を区別する能力が本質的に制限されている。１つの課題は、物体における散乱によって低コントラストの撮像タスクが複合されることである。さらに、Ｘ線の減衰は、基本的に、電子密度および原子番号の関数であり、分子レベルなどの他の特性を検出することができない。減衰ベースのコントラストのこれらの固有の制限は、最先端のＸ線撮像システムが癌および脳卒中などの多くの重要な病理学的状態を検出または特徴付ける能力を低下させる。
Ｘ線位相コントラストおよび暗視野撮像など、減衰以外の材料特性で物体を特徴付けるＸ線撮像技術が登場している。これらの方法は、数十年にわたって研究目的で利用可能であったが、ソースコヒーレンスに関する厳しい要件は、臨床用途が限られている。ソースコヒーレンスに対する要求がそれほど厳しくない新しい技術が実証されているが（１）、臨床実装は依然としていくつかの課題に直面している。（２）
Ｘ線散乱
体内で減衰されるＸ線は、吸収または散乱される。減衰撮像の基礎は、検出された光子が物体を直線経路で横断し、物体の他の部分からの散乱Ｘ線がこの仮定に違反することである（散乱角が非常に小さい場合を除く）。散乱対一次比（ＳＰＲ）は、検出された散乱光子と一次光子との間の比を定量化するために使用される。コントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ）は、
の係数で散乱することによって低減される。
Ｘ線散乱
体内で減衰されるＸ線は、吸収または散乱される。減衰撮像の基礎は、検出された光子が物体を直線経路で横断し、物体の他の部分からの散乱Ｘ線がこの仮定に違反することである（散乱角が非常に小さい場合を除く）。散乱対一次比（ＳＰＲ）は、検出された散乱光子と一次光子との間の比を定量化するために使用される。コントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ）は、
医療用Ｘ線撮像システムは、一般に、散乱防止グリッドを使用してＳＰＲを低減し、ＣＮＲを改善する。吸収ラメラにより、狭い角度範囲の外側に入射する散乱光子が検出器に到達することが防止される。散乱防止グリッドの欠点は、一次光子の一部が影になり、幾何学的効率が低下し、効率的な散乱除去と線量効率との間にトレードオフが生じることである。さらに、ラメラの高さを増加させることによって受容角を減少させることは、製造プロセスに対するより高い要求をもたらし、ソースとの慎重な位置合わせを必要とする。
位相コントラスト撮像
位相コントラストは、従来の減衰ベースの撮像において非常に低いコントラストを示す異なる軟組織の形態学的描写を増加させることが実証されている。（２）位相コントラスト撮像はコヒーレント散乱に基づいており、これは非ランダムな位相変化を引き起こす。（３，４）コヒーレント散乱は、小さな散乱角ではインコヒーレント散乱より優位である。（５）
位相コントラストは、従来の減衰ベースの撮像において非常に低いコントラストを示す異なる軟組織の形態学的描写を増加させることが実証されている。（２）位相コントラスト撮像はコヒーレント散乱に基づいており、これは非ランダムな位相変化を引き起こす。（３，４）コヒーレント散乱は、小さな散乱角ではインコヒーレント散乱より優位である。（５）
Ｘ線は、材料界面を伝搬するときに屈折し、位相シフトを受ける。複素屈折率は、それらの減衰および位相変化特性に関して異なる材料を特徴付けるために使用され、以下のように定義される。
ｎ＝１－δ＋ｉβ（１）
ｎ＝１－δ＋ｉβ（１）
屈折率の実部は位相シフトに関する。単位δからの減少は非常に小さく、典型的には、診断範囲の硬Ｘ線では１０－５から１０－７程度の大きさである。βは、材料の線形減衰に関係する：μ＝４πβ／λ（６）。
正のｚ軸に沿って物体を通って伝播する平面波は、３つの指数項の積：Ｅ＝Ｅ０ｅｘｐ（ｉｋｚ）×ｅｘｐ（－ｉｋδｚ）×ｅｘｐ（－μｚ／２）として扱うことができ、第１の項は真空を通る伝播を記述し、第２の項は位相変化を説明し、第３の項は減衰を説明する（６）。物体を通る総位相シフトは、（３）：Φ（ｘ，ｙ）＝－２π／λ×∫δ（ｘ，ｙ，ｚ）ｄｚである。減衰ベースの撮像は、強度：｜Ｅ｜２＝｜Ｅ０｜２×ｅｘｐ（－ｕｚ）を測定し、したがって、位相情報は失われる（「位相問題」）。
送信波の位相を回復するために、スペックルベースの追跡（１）、伝播ベースの方法（３）、およびタルボ・ロー干渉計などの格子ベースの方法（３）を含む、文献に記載されているいくつかの方法がある。伝搬ベースの撮像では、物体までの検出器距離を変化させることによって位相変動が検出される。位相信号は、位相信号の二次導関数（∇２Φ）に比例するように示されることができ、したがって、高い空間周波数（３）で強い信号を与える。伝搬ベースの方法は生物医学的用途に使用されてきたが、単一の投影の取得時間は数分であり得、断層撮影撮像は数時間かかる可能性があり、臨床用途に課題を提起する（３）。
位相問題を解決するための別の選択肢は、タルボ・ロー干渉計設定（７）などの格子ベースの撮像である。タルボ・ロー設定では、位相格子（Ｇ１）および分析器格子（Ｇ２）は、第１のタルボ距離に等しい距離だけ離れて配置される。Ｇ１は、物体内の位相勾配によって乱される干渉パターンをＧ２において生成する。Ｇ２は高周波ピッチを有し、比較的低分解能の検出器で干渉パターンを分析するために走査される。タルボ・ロー設定は、空間コヒーレンスが改善されるが、単一のスリットと比較してより高い光子経済性であるように選択されたピッチを有するソース格子Ｇ０を用いて実施され得る（８）。
米国特許出願公開第２０１７／０２１９５０３号明細書は、Ｘ線位相コントラスト撮像器具およびその動作方法に関する。器具は、Ｘ線源によって生成されたＸ線を、線源格子、対象物、位相格子、および分析器格子に連続して通過させる。Ｘ線源、線源格子、位相格子、および分析器格子は、対象物に対して単一のエンティティとして移動する。位相格子および分析器格子は、互いに対して固定された相対位置および固定された相対配向のままである。検出されたＸ線は、電気信号の時系列に変換される（３２）。
暗視野撮像
タルボ・ロー設定における検出信号は、単一の取得で位相コントラストおよび減衰を測定することを可能にするが、暗視野画像を取得することも可能にする。暗視野撮像におけるコントラストは、物体の分子構造に依存する小角散乱（５，８）によって提供される。暗視野撮像は、線維、骨の微細構造、微小石灰化（９）、および肺におけるミクロンサイズの肺胞の破壊および高密度化（２，１０，１１）などの微細構造のコントラストを改善することができる。
タルボ・ロー設定における検出信号は、単一の取得で位相コントラストおよび減衰を測定することを可能にするが、暗視野画像を取得することも可能にする。暗視野撮像におけるコントラストは、物体の分子構造に依存する小角散乱（５，８）によって提供される。暗視野撮像は、線維、骨の微細構造、微小石灰化（９）、および肺におけるミクロンサイズの肺胞の破壊および高密度化（２，１０，１１）などの微細構造のコントラストを改善することができる。
小角散乱は、いくつかの異なる物理現象の包括的な用語である。インコヒーレントなコンプトン散乱を記述するＫｌｅｉｎ－Ｎｉｓｈｉｎａの式は、前方ピーク散乱成分（１２，１３）を過大評価し、小角散乱は、前方ピークが強いコヒーレント散乱（１４，１５）が支配的であることが示されている。参考文献（４）の形式を採用すると、小角散乱の全寄与は、狭い散乱角度に対してほぼガウス角度分布を有するものとして扱うことができる。非吸収物体スライスを横切るビームは、散乱強度をもたらす。
ここで、σは材料および構造に依存する。Ｎ個の積み重ねられた物体スライスからの広がりを、コンボリューションＡ（θ）＝Ａ１（θ）＊Ａ２（θ）＊．．．＊ＡＮ（θ）として記述することができ、この分布の幅は
によって与えられる。この広がりは、σに関して以下のように定義される線形拡散係数（ε）によって説明され得る。
σ２＝∫ε（ｚ）ｄｚ（３）
εの逆投影により断層画像を再構成することができる。
σ２＝∫ε（ｚ）ｄｚ（３）
εの逆投影により断層画像を再構成することができる。
格子ベースの撮像は、これまで臨床導入を妨げてきたいくつかの課題に関連している。Ｇ２の機械的並進は、取得時間に深刻な影響を与え、取得時間は、大きな（３２×３５ｃｍ２）視野設定での単一の投影で４０秒もの長さになり得る（１０）。そのような長い曝露時間は、例えば呼吸に起因して、臨床現場で深刻なモーションアーチファクトをもたらし得る。さらに、光子の経済性および線量効率は格子での吸収によって低下し、格子がない場合のように、より高い線量およびより長い露光時間またはより高い管負荷をもたらす。さらに、空間コヒーレンスはＧ０によって改善することができるが、時間的コヒーレンスは依然として多色源によって制限される。
Ｘ線光学系
吸収ベース、位相コントラスト、および暗視野構成で遭遇する課題のいくつかは、Ｘ線光学系を使用してＸ線ビームを操作することによって軽減することができる。Ｘ線光学系は、式（１）で定義される複素屈折率ｎに基づく。ｎの実部の単位（δ）からの減少は、屈折角を決定し、Ｘ線ではゼロに近い。さらに、δは材料組成に依存し、原子散乱因子の実部（
、Ｅは光子エネルギーである）および原子密度に比例し、光子エネルギーの二乗に反比例する。一般に、
は材料の原子番号に漸近的に減少し、２０ｋｅＶを超える光子エネルギーではほぼ一定である（６）。
吸収ベース、位相コントラスト、および暗視野構成で遭遇する課題のいくつかは、Ｘ線光学系を使用してＸ線ビームを操作することによって軽減することができる。Ｘ線光学系は、式（１）で定義される複素屈折率ｎに基づく。ｎの実部の単位（δ）からの減少は、屈折角を決定し、Ｘ線ではゼロに近い。さらに、δは材料組成に依存し、原子散乱因子の実部（
弱い屈折は、Ｘ線光学系を設計する際の主な課題の１つである。Ｗｏｌｔｅｒタイプ１光学系などのグレージング入射度ベースの光学系は、代わりに、一連の層状ミラーによる全外部反射（
にほぼ等しい）のための臨界角を利用する。ミラーは入射ビームにほぼ平行に配置されているため、複数回の反射がビームを集束させる。これらのタイプの光学系は、長い焦点距離を有し、厳しい工学的公差、小さな視野、および狭い機能エネルギー範囲によって制限される。
再分割ベースのレンズは、硬Ｘ線エネルギーでより短い焦点距離を可能にする。両凹レンズは、ｆ＝Ｒ／２δの焦点距離を有し、Ｒは半径である（両側で等しい）。Ｎ枚の個々のレンズを光軸に沿って積層し、焦点距離をＮ倍に短縮した、いわゆる複合屈折レンズによって製造が容易になる（Ｒが大きくなる）（１６）。例えば、硬Ｘ線について一連の複合レンズが試験されており、各レンズは、特定のエネルギー（５ｋｅＶの増分で１０ｋｅＶ～８０ｋｅＶの範囲）で１０ｃｍの焦点距離に対応する半径を有していた。各エネルギー間隔において、半値幅での焦点幅は２００ｎｍ未満であった（１７）。すべての屈折光学系の１つの欠点は、透過が凹レンズの周辺部に向かって急速に減少し、透過を増加させるためにシリコンまたはベリリウムなどの低Ｚ材料が優先的に使用されることである。
透過率を高める別の手段は、２πの整数ステップの位相シフトに対応するレンズ材料を除去し、フレネルゾーンプレートおよびフレネルレンズなどの回折ベースの光学系をもたらすことである（６）。しかしながら、これらのレンズの製造は、微細な構造および高いアスペクト比のために困難である。したがって、これらの光学系の焦点距離は、典型的には数メートルの範囲であり、医療撮像での使用には実用的ではない。
いわゆるマルチプリズムレンズは、光軸に対してある角度でプリズムの２つの列を備える（１８）。この装置の投影は、放物線を近似するため、屈折レンズとして機能するが、従来の凹レンズと比較して製造が容易である。すべての屈折レンズに関して、ガウス透過プロファイルは使用可能な開口を制限し、回折ベースのバージョン、いわゆるプリズムアレイレンズは、各プリズムをより小さいプリズムの列に交換することによって実現することができる（１９）。したがって、開口を実質的に大きくすることができる。比較的単純な構造（プリズム）のため、複雑さはフレネルレンズの場合よりも低く、実際にはより短い焦点距離を可能にする。プリズム型レンズは、最初は一次元であったが、二次元配列に進化している（２０）。最新のプリズム型レンズは、量産性が実証された積層プリズムレンズである（２１，２２，２３）。図１ａ）は、レンズの３Ｄレンダリングを示し、周辺部に向かってプリズムの数が増加しているディスクのスタックが所望の焦点合わせ効果を達成する。図１ｂ）は、埋め込まれた円形プリズムリングを有する１つのディスクの断面を示す。Ｘ線を屈折させ、したがって集束させる同一のプリズムからなる積層プリズムレンズの原理を図１ｃ）に示す。図１の表記：ｄは２つの隣接するプリズム柱間の変位、ｈはプリズム高、ｂはプリズム基部、θはプリズム高によって定められる角度、すなわちｔａｎ－１（ｈ／ｂ）である。レンズは二次元に焦点を合わせ、焦点距離は０．１ｍ未満とすることができる。このタイプのレンズは、Ｘ線望遠鏡での使用が検討されており、非常に柔軟なサイズおよび１０ｃｍ未満の焦点距離のアレイで展開することができる（２３）。
従来技術におけるＸ線光学系に基づく医療用Ｘ線撮像用途の例はいくつかある。一次元プリズム型レンズは、Ｘ線スペクトルの減衰フィルタリングの代替としてのスペクトル成形（１８，１９）、および効率的なコリメーション（２４）のために研究されてきた。これらのタイプのファンビーム装置は、本質的に一次元であるが二次元システムには最適ではないいくつかの走査Ｘ線撮像システムによく適している。
米国特許出願公開第２０１５／００５５７４４号明細書は、格子ベースの位相コントラスト撮像のために位相格子とＸ線検出器との間に配置されたＸ線レンズ格子を記載している（２５）。この装置は、光子経済性を改善することができるが、並進格子ベースのシステムに固有の長い取得時間および線量効率の損失に対する解決策を提示しない。
国際公開第２０１４／１８７５８８号パンフレットは、インラインレンズアレイが検出器の上流に配置される位相コントラスト撮像構成を記載している（２６）。特開２００８２００３５７号公報には、目的と実行が同様の構成が記載されている（２７）。物体内の位相勾配による摂動は、減衰および位相コントラスト画像の同時取得を可能にする光波長用のシャックハルトマン波面センサと同様に測定され得る。しかしながら、国際公開第２０１４／１８７５８８号パンフレットおよび特開２００８２００３５７号公報には、物体の暗視野信号を測定するためのいかなる方法も記載されていない。さらに、現実的な医療用Ｘ線撮像構成の限定されたコヒーレンスは、国際公開第２０１４／１８７５８８号パンフレットまたは特開２００８２００３５７号公報の方法によっても対処されない。言い換えれば、Ｘ線光学系の色収差は、有限の線源サイズと同様に、多色Ｘ線スペクトルの焦点をぼかす。
光子計数検出器
光子計数検出器（ＰＣＤ）は、検出器内の個々の光子相互作用を記録し、電子ノイズを排除することができ、これにより、信号対ノイズ比を維持しながらより小さい検出器素子を可能にする。ＰＣＤはまた、対応するパルス高さを測定することによって光子相互作用に関するスペクトル情報を提供することができる。最後に、光子計数シリコンストリップ検出器を作製して、材料内の相互作用の深さを特定することができる（２８）。
光子計数検出器（ＰＣＤ）は、検出器内の個々の光子相互作用を記録し、電子ノイズを排除することができ、これにより、信号対ノイズ比を維持しながらより小さい検出器素子を可能にする。ＰＣＤはまた、対応するパルス高さを測定することによって光子相互作用に関するスペクトル情報を提供することができる。最後に、光子計数シリコンストリップ検出器を作製して、材料内の相互作用の深さを特定することができる（２８）。
光子計数Ｘ線撮像をサポートおよび／または可能にすることが一般的な目的である。
Ｘ線の操作のために構成されたインラインＸ線集束光学系と共に配置されたＸ線検出器を備える改善された装置（arrangement）を提供することが特定の目的である。
別の目的は、そのような装置を備えるＸ線撮像システムおよび／または医療用Ｘ線撮像のためのシステムを提供することである。
これらおよび他の目的は、提案される技術の実施形態によって満たされる。
第１の態様によれば、医療用透過Ｘ線撮影におけるＸ線の操作のために構成されたインラインＸ線集束光学系と共に配置されたＸ線検出器を備える装置が提供され、インラインＸ線光学系はレンズのアレイを備え、レンズは視野（field of view）の一部または全体を覆い、Ｘ線検出器は光子計数検出器である。さらに、Ｘ線検出器はエネルギー分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源の制限されたコヒーレンスは、エネルギー分解検出器のエネルギー分解能によって補償され、および／またはＸ線検出器は深さ分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源の制限されたコヒーレンスは、検出器の深さ分解能または体積分解能によって補償される。
第２の態様によれば、第１の態様による装置を備えるＸ線撮像システムおよび／または医療用Ｘ線撮像のためのシステムが提供される。
このようにして、例えば位相コントラスト情報を強化し、暗視野情報を強化し、および／またはコンプトン散乱光子を効率的に除去することによって、医療用Ｘ線撮像における検出および診断を改善することが可能である。
本発明の非限定的な実施形態の以下の詳細な説明を読むと、他の利点が理解されよう。
実施形態は、そのさらなる目的および利点と共に、添付の図面と共に以下の説明を参照することによって最もよく理解され得る。
基本的に、本発明は、インラインレンズアレイを使用して、光子計数Ｘ線検出器に入射する光子の入射束を操作および方向転換するＸ線撮像設定に関する。
以下では、Ｘ線検出および／または撮像の目的で構成可能な任意の物理的な装置、器具、またはシステムと見なされるべき装置を参照する。
第１の態様によれば、提案する技術では、医療用透過Ｘ線撮影におけるＸ線の操作のために構成されたインラインＸ線集束光学系と共に配置されたＸ線検出器を備える装置が提供され、インラインＸ線光学系はレンズのアレイを備え、レンズは視野の一部または全体を覆い、Ｘ線検出器は光子計数検出器である。さらに、Ｘ線検出器はエネルギー分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源の制限されたコヒーレンスは、エネルギー分解検出器のエネルギー分解能によって補償され、および／またはＸ線検出器は深さ分解検出器であり、レンズアレイの色収差および／または線源の制限されたコヒーレンスは、Ｘ線検出器の深さ分解能または体積分解能によって補償される。
例えば、光子計数検出器のエネルギーおよび／または深さ分解能を使用して、光子をカテゴリに分類することができ、カテゴリは、エネルギーおよび／または相互作用の深さに応じて異なって処理される。例示的な構成では、より多くの情報を搬送する光子がより少ない情報を搬送する光子と比較してより高い重みを割り当てられるように、光子の（最適な）重み付けを適用することができる。ここで参照される情報は、例えば、コントラスト情報であってもよい。エネルギー３乗（Ｅ－３）にほぼ反比例するエネルギー依存性を有する光電気効果によって引き起こされるコントラストを増加させることが望まれる場合、より低いＸ線エネルギーに比較的高い重みを割り当てることができ、一方、ほぼ一定のエネルギー依存性（Ｅ０）を有するコンプトン散乱またはエネルギー２乗（Ｅ－２）にほぼ反比例するエネルギー依存性を有する位相シフトなどの任意の他の相互作用効果によって引き起こされるコントラストを増加させることが望まれる場合、別の重み付け方式を適用することができる。それにもかかわらず、光子によって運ばれる情報はまた、撮像設定による技術的または物理的制約などの相互作用効果以外の現象によって引き起こされるエネルギー依存性を有することができる。例えば、撮像設定が特定のＸ線エネルギーまたはＸ線エネルギー間隔で最適な性能を有するように設計されている場合、これらのエネルギーの光子には比較的高い重みが割り当てられ得る。同じ推論が相互作用の深さにも当てはまる。撮像設定が、光子が検出器内の特定の深さまたは深さの間隔で相互作用するように設計されている場合、これらの深さで相互作用する光子には比較的高い重みが割り当てられ得る。
言い換えれば、装置またはシステムは、光子計数検出器のエネルギーおよび／または深さ分解能を使用し、光子をエネルギーおよび／または相互作用の深さに応じて異なるように処理することによって光子を分類するように構成され得る。例として、装置またはシステムは、より多くの情報を搬送する光子により高い重みを割り当て、より少ない情報を搬送する光子に比較的低い重みを割り当てるように構成されてもよい。これは、後続の画像処理および／または再構成プロセスに非常に有用であり得る。これに関連して、アナログおよび／またはデジタル処理回路および／またはプロセッサメモリ実装などの適切な処理回路を使用し、光子の選別および／または重み付けを実行するように構成することができることを理解されたい。
エネルギー分解光子計数検出器では、各計数は入射光子エネルギーに関連する。さらに、光子計数検出器は、各計数が入射光子の相互作用の深さに関連するように、体積分解能を可能にする。
一例として、焦点の外側のカウントの相対量は、レンズの最適エネルギー付近で低くなる可能性があり、したがって、信号を抽出するために低レベルの電子ノイズが必要になる可能性があり、これは本発明の光子計数検出器によって可能になる。さらに、光子計数検出器のエネルギーおよび深さ分解能を使用して、特定の検出器深さで最適エネルギー外の一次（非散乱）光子を区別することができる。エネルギーまたは深さ分解能力がなければ、小角散乱によって引き起こされる焦点ぼけは、非集束一次光子によって汚染される可能性がある。
特定の非限定的な例では、装置は、平行またはほぼ平行である一次光子が焦点に集中する一方で、より広い角度分布を有する散乱光子が焦点に集中しないように、散乱光子から一次光子を分離するように構成されてもよい。
例えば、Ｘ線検出器は画素化検出器であってもよく、一次光子と散乱光子との間の分離は画素化検出器で行われてもよく、前記検出器はレンズアレイ内の各レンズを覆う２つ以上の画素を有する。
例として、散乱光子は、レンズアレイに加えて散乱防止グリッドによってブロックされてもよい。
あるいは、散乱光子は、Ｘ線検出器の上流のピンホールまたはスリットによってブロックされてもよい。
任意選択的に、装置は、装置の空間分解能を高めるために、Ｘ線検出器内のエネルギーおよび／または深さ分解能と併せて使用される光線追跡法で動作するように構成されてもよい。
特定の例では、装置は、レンズの光軸に対する焦点の検出された位置から、各レンズにおける１つまたは２つの次元で撮像された物体の局所位相勾配を推定するまたは推定可能にするように構成されてもよい。
あるいは、補足として、装置は、焦点の広がりから、または焦点ピークの外側の全信号から、物体における小角散乱に関する情報を取得するまたは取得可能にするように構成されてもよい。
例えば、装置は、Ｘ線検出器の前の格子または複数のピンホールを走査することによって、各レンズの焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成されてもよい。
例として、Ｘ線検出器は高分解能検出器であってもよく、装置は、高分解能検出器で信号を検出することによって各レンズの焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成されてもよく、前記検出器は、その公称サイズおよび位置からの焦点の偏差よりも高い分解能を有する。
一例として、装置は、Ｘ線検出器よりも高い分解能への焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成されてもよく、Ｘ線検出器の２つ以上の検出器素子は、Ｘ線検出器に到達する集束光子の分布をサンプリングする。
例えば、装置は、レンズアレイ内の各レンズが複数のスポットを撮像するように動作可能であるように、線源の前に配置された格子または複数のピンホールを備えることができる。
例示目的のために、装置は、胸部撮像、コンピュータ断層撮影、および／または蛍光透視撮像用に構成されてもよいことを理解されたい。
任意選択的に、装置は、送信画像、位相コントラスト画像、および暗視野画像の少なくとも２つ（場合によってはすべて）を同時に取得するように構成されてもよい。
一例として、レンズアレイは、焦点が線になるように一次元で焦点を合わせるように構成されてもよい。
あるいは、レンズアレイは、焦点がスポットになるように二次元で焦点を合わせるように構成されてもよい。
例として、レンズアレイは、物体とＸ線検出器との間に配置されてもよい。あるいは、レンズアレイは、線源と物体との間に配置されてもよい。
第２の態様によれば、第１の態様による装置を備えるＸ線撮像システムおよび／または医療用Ｘ線撮像のためのシステムが提供される。
例として、Ｘ線検出器はエネルギー分解検出器であってもよく、システムは焦点をエネルギー分解構成要素に分解するように構成されてもよい。
代替的に、補足として、Ｘ線検出器は深さ分解検出器であってもよく、システムは、独立して、またはＸ線検出器のエネルギー分解能と併せて、Ｘ線検出器の深さ分解能または体積分解能を使用することによって色収差を補償するように構成されてもよい。
任意選択的に、システムは、空間分解能を高めるために、Ｘ線検出器内のエネルギーおよび／または深さ分解能と併せて光線追跡を実行するように構成される。
例示的な態様では、本発明で提案される方法および構成は、光子計数検出器と組み合わされたインラインＸ線光学系の新規な用途を使用して、医療用Ｘ線撮像システム、特にマンモグラフィおよびＸ線コンピュータ断層撮影システムを改善することを目的とする。上述したように、例示的な実施形態は、送信画像、位相コントラスト画像、および暗視野画像の２つ以上の同時取得を実現する。
一例として、この設定は、散乱光子から一次光子を分離して、散乱対一次比、したがってコントラストを改善することを可能にする。この設定は、従来技術の多くの欠点なしに位相コントラストおよび暗視野撮像をさらに可能にする。
以下では、非限定的な例を参照して、提案された技術を説明する。
インラインＸ線光学系またはレンズアレイ１５の主要な位置決めは、図２に概略的に示されている。このジオメトリでは、光子はｚ方向の近くを伝播するが、インラインレンズアレイはｚ軸に直交して配置される。この例では、レンズアレイ１５は小型レンズから構成され、各レンズは臨床撮像に適したエネルギー範囲のＸ線を集束させる。図２は、物体３０とＸ線検出器２０との間に配置されたレンズアレイ１５を示しているが、物体の上流、すなわち線源１０と物体３０との間に配置することも考えられる。レンズアレイ１５は、好ましくは、入射光子を一次元または二次元に、すなわち線焦点またはスポット焦点に集束させるプリズム型レンズまたは別のタイプの屈折レンズを備える。レンズアレイ１５と共に使用される光子計数Ｘ線検出器２０は、後述するように、Ｘ線レンズに存在する色挙動を補償し、設定をより効率的にする。レンズアレイの色挙動の補償を可能にする光子計数検出器２０の本質的な特徴は、以下のうちの１つまたは複数を含む。
・エネルギー分解能力。
・体積空間分解能、すなわちＸ線検出器は、光子相互作用の位置を三次元で分解することができる。
・各個々の小型レンズの開口よりも小さい、横断面における高い空間分解能。
・無視できるまたは存在しない読み出しノイズ。
・エネルギー分解能力。
・体積空間分解能、すなわちＸ線検出器は、光子相互作用の位置を三次元で分解することができる。
・各個々の小型レンズの開口よりも小さい、横断面における高い空間分解能。
・無視できるまたは存在しない読み出しノイズ。
レンズ上の入射Ｘ線波面は、理想的には１つの焦点に集束される。しかしながら、屈折レンズの色挙動のために、焦点は、サイズが有限であり、今日の臨床現場で使用されるＸ線スペクトルなどの多色Ｘ線スペクトルの光軸に沿って不鮮明になる。従来のＸ線検出器は、スペクトル内のすべてのエネルギーについてすべての焦点の重ね合わせを検出し、図３ａ）に示すように焦点の正確な位置を分解することができず、入射多色Ｘ線はそれらのエネルギーに従って集束される。より短い波長は、より近い間隔を有する線として示されており、より長い波長と比較してより長い焦点距離を有し、線間のより長い間隔で示されている。
焦点を正確に分解し、レンズの集束を特徴付けるために、本発明は、光子計数検出器のエネルギー分解能を使用して、不鮮明な焦点をそのスペクトル成分に分解し、検出された各光子計数をそのエネルギーに関連付けることによって、不鮮明な焦点をそのスペクトル成分に分解し、ぼかし効果を低減することが可能である。本発明はまた、独立して、または検出器のエネルギー分解能と併せて、検出器の体積分解能を使用することによって色収差をさらに補償する方法を提供する。主に図３ｂ）に示されるように、レンズの焦点距離は光子エネルギーによって変化し（屈折レンズの場合はほぼＥ２）、多色ビームの場合は検出器内の特定の平面と一致しない。相互作用の深さを検出することにより、本発明は、光子エネルギーの関数として焦点を検出器内のどこにでも正確に位置決めすることを可能にする。検出器は、図３の深さセグメントに分割され、ビーム方向に沿った画素サイズを表す。
記載された設定は、散乱光子から一次光子を分離してＸ線撮像におけるコントラストを改善することを可能にする。レンズアレイに入射する一次光子は、平行またはほぼ平行であり、したがって検出器上の高強度スポットに向かって集束される。一方、散乱光子は、物体体積のどこからでも発生する可能性があり、したがって広い角度分布を示す。したがって、散乱光子は、検出器上のいかなるスポットにも集束されず、検出器表面上に低強度で拡散される。従来の検出器は空間分解能が制限されることが多いが、高分解能光子計数検出器は高強度焦点を検出し、焦点の外側の低強度領域を散乱として除去することができる。そのような設定における空間分解能は、主にレンズ開口のサイズによって制限され、図４ａ）に概略的に示される検出器画素サイズによって制限されない。この例示的な例では、レンズに到達するすべての入射光子は一点に集束され、その結果、最終画像の分解能は、画素サイズではなくレンズ開口によって制限される。
しかしながら、図４ｂ）にさらに示すように、空間分解能は、体積分解能とエネルギー分解能の両方を有する光子計数検出器で実現可能な光線追跡法によって改善され得る。画像の左パネルに示されているように、光子は、相互作用の座標およびそのエネルギーによって検出および識別される。そのエネルギーの光軸および公称焦点は、レンズの中心を通って示されている。図４ｂ）の右側のパネルでは、光線追跡を使用して、光子がレンズによって集束される前の光子の座標を特定する。衝突する光子のエネルギーが検出された場合、レンズの対応する公称焦点距離は、例えば、以前の較正測定値から、または重心計算が実行された後の同じ測定値から決定され得る。検出された光子の３つの空間座標は、レンズを通る光子の軌道を推定するために使用され得る。理想的な薄いレンズの場合、光子経路は単純な幾何学的モデルを通して追跡され得、光子は、検出された相互作用点と推定焦点との間の経路を通過したと仮定され得る。この経路は、光子の元の軌道に関する空間情報を提供するために、レンズを通って後方に光線追跡され得る。
物体散乱を排除するための光子計数検出器と組み合わせたレンズアレイの上述の用途は、幾何学的効率が検出器素子間のラメラによって制限されず、したがってより高くすることができるため、従来の散乱防止グリッドよりも効率的である。しかしながら、本発明は、図５に示すように、レンズの下流の従来の散乱防止グリッドと組み合わせて使用できることを認識されたい。レンズは、そうでなければグリッドによって吸収されたであろう一次光子を集束させ、したがって幾何学的効率を高める。逆に、より多くの散乱光子を遮断するより積極的なグリッドを、維持された幾何学的効率で使用することができる。
記載された設定はさらに、物体の減衰、位相コントラスト、および暗視野画像の同時取得を可能にし、これは臨床撮像のための物体の形態に関する補足情報を提供する。
位相コントラスト画像は、図６および図７に示すように取得される。図６では、レンズアレイが検出器の上流に配置され、レンズは一次光子を検出器上の焦点のアレイに集束させる。物体内の任意の点における位相勾配は、対応する焦点の位置をシフトさせ、差分位相コントラスト画像の再構成を可能にする。レンズアレイが二次元で集束している場合、焦点は両方向に移動し、二次元位相勾配の画像を再構成することができる。図６では、焦点の公称位置は白色で示されており、観察されたスポットは灰色である。屈折率（δ）の実部に関連する全位相シフトを、位相勾配の積分によって回復することができる。物体の周囲のある範囲の角度から投影を取得すると、屈折率の実部の３次元画像（δ（ｘ，ｙ，ｚ））を再構成することができる。図７では、１つのレンズからの単一の焦点がより詳細に研究されている。観測されたスポットの空間シフトは、図７ａ）に示すように、入射波面の位相勾配を示す。図７ｂ）は、暗視野画像信号がどのように取得されるかの代表的な例を示し、スポットの広がりは暗視野信号に関連する。物体内で小角散乱を受ける光子は、ビームの位相シフトに関連する偏差とは対照的に、相関しない。したがって、散乱光子は集束しないが、焦点の拡散した広がりをもたらし、これは暗視野画像を再構成するために高分解能検出器を使用して特徴付けることができる。焦点の広がりを特徴付ける適切なパラメータは、半値全幅（ＦＷＨＭ）、または従来の散乱防止グリッドを使用して広角散乱をブロックする場合、背景信号全体であり得る。
図７に示すように、減衰画像は、検出されたビームの総強度を測定することによって位相コントラスト画像および暗視野画像と連携して取得され、検出された焦点の外側のカウントは、減衰画像の散乱として排除され、散乱対一次比を効果的に低減することができる。
減衰、位相コントラスト、および暗視野画像を同時に取得するための光子計数検出器と組み合わされたレンズアレイの記載された用途は、以下を含む、格子ベースの位相コントラストジオメトリにわたっていくつかの利点を有する。
・検出器格子の並進は必要とされず、これにより、機械的観点から設定がそれほど難しくなくなり、取得時間が短縮される。
・検出器格子は必要とされず、これは、典型的には２倍の線量効率を実質的に増加させるが、レンズアレイにおける吸収は、格子ベースの設定における位相格子に匹敵する。
・この設定は、格子が本質的に一次元である一方で、レンズを二次元で製造することができるため、二次元位相勾配の簡単な測定を可能にする。
・時間コヒーレンスは、上述したように、検出器のエネルギー分解能および深さ分解能によって改善される。
・検出器格子の並進は必要とされず、これにより、機械的観点から設定がそれほど難しくなくなり、取得時間が短縮される。
・検出器格子は必要とされず、これは、典型的には２倍の線量効率を実質的に増加させるが、レンズアレイにおける吸収は、格子ベースの設定における位相格子に匹敵する。
・この設定は、格子が本質的に一次元である一方で、レンズを二次元で製造することができるため、二次元位相勾配の簡単な測定を可能にする。
・時間コヒーレンスは、上述したように、検出器のエネルギー分解能および深さ分解能によって改善される。
空間コヒーレンスを改善するために、減衰、位相コントラスト、および暗視野画像の同時取得のための装置は、図８に示すように、線源の前に配置された格子（一次元レンズ用）またはピンホールのアレイ（二次元レンズ用）と組み合わせることができる。次いで、各レンズは、線源の前に格子／ピンホールのアレイがない設定と比較して、各々がより高いコヒーレンスおよびより小さいサイズを有するスポットのアレイを撮像する。
本発明は、高分解能検出器を使用して焦点特性を測定することができる。光子計数検出器を、非常に高い分解能で製造することができるが、検出器の分解能は、必要に応じて、検出器の前の格子を踏む間にいくつかの連続的な取得によって向上させることができることに留意されたい。焦点特性はまた、例えば、いくつかの画素にわたって分布する焦点ピークの質量中心計算によって、画素ピッチのサイズよりも高い精度で測定され得る。重心推定の分散は、エネルギー分解および深さ分解検出器の特性を組み合わせることによって低減され得る。光子制限システムでは、重心誤差は、光軸を横切る方向のスポットの二乗平均平方根サイズに比例する。焦点の公称幅は、検出器内の相互作用の深さおよび光子のエネルギーに関連し、各カウントを重み付けして分散を低減することができる。
上述の構成のすべては、胸部撮像またはコンピュータ断層撮影Ｘ線ジオメトリなどの任意の医療用Ｘ線撮像モダリティに使用され得る。
より良い理解のために、非限定的な例を参照して、より詳細な開示がここで与えられる。
色収差
臨床Ｘ線撮像においてＸ線光学系を使用する場合の主な課題は、光学系の有彩色性である。最先端の臨床Ｘ線源は多色Ｘ線スペクトルを放出するので、色度に対処することが望ましい。例として、理想的な屈折レンズの焦点距離はエネルギーに二次依存性を有し、典型的なＣＴ Ｘ線スペクトル（１００ｋｅＶを超える管電圧）では、焦点距離は一桁を超えて変化し得る。
臨床Ｘ線撮像においてＸ線光学系を使用する場合の主な課題は、光学系の有彩色性である。最先端の臨床Ｘ線源は多色Ｘ線スペクトルを放出するので、色度に対処することが望ましい。例として、理想的な屈折レンズの焦点距離はエネルギーに二次依存性を有し、典型的なＣＴ Ｘ線スペクトル（１００ｋｅＶを超える管電圧）では、焦点距離は一桁を超えて変化し得る。
検出器の深さｔにおける焦点幅について、検出器は（幾何光学系および薄いレンズを仮定すると）ｒ（ｔ，Ｅ）＝ｒ０｜１－（ｔ＋ＬＤＤ）／ｆ（Ｅ）｜＝ｒ０｜１－（ｔ＋ＬＤＤ）／（Ｋ×Ｅ２）｜に従い、ここで、ｒ０はレンズ半径、ＬＤＤはレンズと検出器との間の距離、ｆ（Ｅ）はレンズ焦点距離、およびＥは光子エネルギーである。近似は、二次エネルギー依存性を有する屈折Ｘ線レンズのものであり、ｋは定数である。平面ｔでは、スポットへの焦点は最適なエネルギー
でのみ発生するが、より低いエネルギーおよびより高いエネルギーを有する光子はこの平面には集束されない。最適でないエネルギーでの焦点の広がりは、マンモグラフィ（図９、上部パネル）およびＣＴ（図９、下部パネル）撮像のための典型的なＸ線スペクトル（実線）に重ねて図９（点線）に示されている。レンズ開口はｒ０で示される。マンモグラフィの図（図９、上部パネル）は、２７．５ｋｅＶの最適エネルギーＥ＊を有し、ＣＴの図（図９、下部パネル）は、６０ｋｅＶの最適エネルギーＥ＊を有する。焦点が検出器の上流に位置する最適エネルギーＥ＊未満のエネルギーでは、ビーム領域は検出器平面で急速に発散し、最適エネルギーＥ＊を超えるエネルギーでは、ビームの幅はレンズ開口半径に収束する。一部のＸ線光学系、特に回折Ｘ線光学系は、限られたエネルギー範囲内でのみ完全に動作可能であり、エネルギーの関数としてのぼけはさらに強くなり得る。
本発明は、Ｘ線光学系と組み合わせて光子計数検出器を使用する。上述したように、エネルギー分解光子計数検出器では、各計数は入射光子エネルギーに関連する。したがって、Ｅ＊付近のエネルギーに対する集束効果を明確に分解することができ、光軸からの非局在化をより正確に推定することができる。さらに、光子計数検出器は、各計数が入射光子の相互作用の深さに関連するように、体積分解能を可能にする。深さ座標を、Ｅ＊に等しくないエネルギーの焦点を識別するために使用することができ、したがって有用な光子エネルギースパンを拡大し、効率を高める。さらに、光子計数検出器は非常に低いレベルの電子ノイズを有し、非常に低い線量レベルでも高い空間分解能（小さな検出器素子）および検出を可能にする。
位相コントラスト撮像
図６および図７に示すように、積層プリズムレンズまたは別の集束レンズを使用して、透過ビームの屈折角を測定することによって物体の差分位相シフトを推定し、それによって位相コントラスト情報を提供することができる。レンズは、入射角に従って入射Ｘ線を集束させる。物体における一次光線の屈折は、焦点面に沿った公称焦点の並進によって現れる。並進は、レンズの開口よりも小さい検出器素子のサイズを有する検出器で検出され得る。２次元で集束するレンズを使用して、２つの別々の直交差分位相コントラスト画像が取得されるように、屈折を２次元で測定することができる。次いで、位相信号は
に比例し、例えば腫瘍の視覚化を改善する可能性がある（３，２９）。差分位相コントラスト信号を一次元または二次元で積分することにより、物体における全位相シフトΦ（ｘ，ｙ）を推定することができる。回転ガントリおよび十分なサンプリング角度では、δは逆投影によって取得され得る。
図６および図７に示すように、積層プリズムレンズまたは別の集束レンズを使用して、透過ビームの屈折角を測定することによって物体の差分位相シフトを推定し、それによって位相コントラスト情報を提供することができる。レンズは、入射角に従って入射Ｘ線を集束させる。物体における一次光線の屈折は、焦点面に沿った公称焦点の並進によって現れる。並進は、レンズの開口よりも小さい検出器素子のサイズを有する検出器で検出され得る。２次元で集束するレンズを使用して、２つの別々の直交差分位相コントラスト画像が取得されるように、屈折を２次元で測定することができる。次いで、位相信号は
屈折角が小さいので、高分解能検出器を使用して焦点の並進を検出することができ、これは本発明の光子計数検出器によって可能になる。さらに、光子計数検出器のエネルギーおよび深さ分解能は、光子の最適な重み付けのために、特に特定の検出器深さで最適なエネルギーの光子を見つけるために使用することができ、したがってレンズ色度および線源の制限されたコヒーレンスを補償する。エネルギーまたは深さ分解能力がなければ、図９に示すように、焦点並進は他のエネルギーの非集束光子によって影になる可能性があり、その結果、位相コントラスト信号の推定効率が低下する。
差分位相コントラスト信号は、焦点の公称位置からの偏差によって提供される。減少量δは、ほぼＥ－２のエネルギーで減少するため、高エネルギー光子では偏差がより微妙になる。シャックハルトマン波面センサの場合、読み出しノイズがない限り、単純な重心が焦点の重心を決定する最も正確な方法であることが示されている（３０）。光子計数検出器は、信号処理および画像形成中に利用される読み出しノイズを全く有さないか、または無視できるほどにしか有さない。
ガウス分布が一次ビームを横切る焦点では、重心測定誤差σｅｒｒ（読み出しノイズがない場合）の光子ノイズ限界は
のように与えられ、ここで、σは焦点の二乗平均平方根（ｒｍｓ）サイズであり、Ｎは光子数である。焦点のｒｍｓは、空間的にも光子エネルギーの関数としても変化する。各記録されたカウントは、光子のエネルギーと相互作用の深さの両方に関連することができ、その深さおよびエネルギーにおける公称ｒｍｓは既知である。次いで、各光子計数を、例えば、公称ｒｍｓ焦点幅の逆数によって重み付けして、重心誤差を低減することができる。焦点が画素サイズよりも小さく、その場合の重心計算が画素サイズによって制限されるため、任意の深さおよび／またはエネルギーで１つの画素によってのみサンプリングされる（すなわち、焦点は単一の画素とのみ重なる）場合には、十分な考慮が必要である。
各小さな検出器素子、深さセグメント、およびエネルギービンのカウント量は、現実的な線量レベルでは低くなる可能性があり、したがって、信号を抽出するために低レベルの電子ノイズが必要になる可能性がある。
検出器における焦点は、本質的にＸ線源の画像であり、したがって、焦点面内に一定の公称幅を有し、これは、線源サイズ、ならびに線源からレンズまでの距離とレンズから検出器までの距離との間の関係によって決定される。公称幅が大きすぎる場合、焦点の小さな移行は検出が困難であり得る。しかしながら、空間コヒーレンスを改善するために、位相コントラスト撮像のための装置は、図８に示すように、線源の前に配置された格子（一次元レンズ用）またはピンホールのアレイ（二次元レンズ用）と組み合わせることができる。次いで、各レンズは、線源の前に格子／ピンホールのアレイがない設定と比較して、各々がより小さいサイズを有するスポットのアレイを撮像する。
さらに、屈折角はエネルギー依存性であり、光子計数検出器を用いたエネルギーの関数としての屈折の測定を潜在的に使用して、物体の材料組成を定量的に決定することができる。さらに、位相関連成分δは、エネルギーの二乗に反比例し、これにより、コントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ）がエネルギーと共に変化する。したがって、総ＣＮＲを、エネルギーに応じて検出された光子の最適な重み付けによって増加させることができる。
本発明を使用する差分位相コントラスト撮像のための２つの例示的な構成は、幾何光学系（光線追跡）を用いて評価されており、以下のセクションで説明される。
第１の構成では、線源と検出器との間の距離が６００ｍｍであり、検出器の１００ｍｍ上流に単一のレンズが配置された胸部撮像ジオメトリをシミュレートした。レンズの焦点距離は、２０ｋｅＶで公称１００ｍｍであり、二次エネルギー依存性を有していた。検出器は、厚さ６０ｍｍであり、横断面に二次５０×５０μｍ２のｄｅｌサイズを有する光子計数シリコン検出器であった。タングステンターゲットＸ線源は、０．２×０．２ｍｍ２のサイズを有し、３２ｋＶの管電圧で動作した。レンズ径は２００μｍであった。物体を線源と検出器との中間に配置し、単一の平面に小さな屈折を誘発した。各取得について、４００個の透過光子の現実的なフラックスをシミュレートした。検出器は、１５ｋｅＶおよび２５ｋｅＶの２つのエネルギー閾値を有する限られたスペクトル分解能を有し、検出された光子を２つのビンに分割した。検出器内のすべてのカウントはｚ軸に沿って合計されたため、このシミュレーションでは深さ情報は利用されなかった。
第２の構成では、線源と検出器との距離が１０１０ｍｍであり、単一のレンズが検出器の１００ｍｍ上流に配置され、レンズの最適エネルギーが４０ｋｅＶである代表的なＣＴ設定をシミュレートした。管電圧は８０ｋＶであった。検出器は、厚さ６０ｍｍであり、横断面に二次１００×１００μｍ２のｄｅｌサイズを有する光子計数シリコン検出器であった。レンズ径は５００μｍであった。各取得について１万個の光子をシミュレートした。他のすべての点で、シミュレーションパラメータは胸部撮像ジオメトリと同一であった。
焦点の変位に対する感度を最大にするために、光軸が４つの隣接する画素間の交点と一致するようにレンズを位置合わせした。焦点の公称位置からの偏差を、重心計算によって検出器画素よりも高い分解能まで測定することができる。光子計数検出器によって可能にされる低レベルの電子ノイズは、光子統計によってのみこの計算を制限し、したがって最適にする。サイズσのガウス焦点の場合、重心測定誤差の下限は
であり、Ｎはカウント数である（３０）。この方法の簡単な実施例を図１０に示す。画像の左側部分は、ｚ軸に平行な光軸を表示し、深さ分解能は、検出器のセグメント化によって提供される。焦点合わせは、光軸からずれている。図の右側部分は、検出器内の１つの深さにおける断面を示す。重心は、画素分解能よりも高い精度を有し、検出器内のすべての深さおよびエネルギーについて独立して計算することができる。カウントは、それらの情報内容によって、例えば、公称サイズが深さおよびエネルギーごとに既知である場合、ガウス焦点から生じる重心測定における予想分散の逆数によって重み付けすることができる。光軸は、理想的には、焦点の小さな並進に対する感度を最大にするために、４つの隣接する画素間の交差部に位置する。
シミュレーションの結果を図１１、図１２、図１３に示す。図１１では、放射線源と検出器との間の距離が６０ｃｍであり、管電圧が３２ｋＶで画素サイズが５０μｍである胸部撮像設定について、レンズ検出器素子からの検出されたカウントが示されている。白丸はｘ－ｙ平面におけるレンズの光軸を示し、赤い星はｘ－ｙ平面における検出された強度分布の計算された質量中心を示す。ｙ方向の偏差は、物体の屈折に起因する。シミュレーションは、物体の２０個の異なる屈折角について２０回繰り返され、結果は、胸部撮像ジオメトリについては図１２に、ＣＴジオメトリについては図１３に示されている。標準偏差をプロットのエラーバーで示す。焦点の変位は、屈折角に対して線形である（図１２の３０ｋｅＶプロットの場合、Ｒ２＝０．９９９２）。０．００２７ｄｅｇ未満の屈折角を、各エネルギービン（変動係数０．３４３）で正確に測定することができた。実際には、各レンズ検出器ユニットは、好ましくは、レンズの光軸および公称点拡がり関数を決定するためにフラットフィールド取得によって較正される。次いで、取得された画像はこの較正と比較され、その結果、較正に対する焦点の検出された偏差はサンプリング∇Φと等価である。
既存のタルボ・ロー法と比較して波面の位相収差をサンプリングするためのこの方法の主な利点は、設定の機械的単純さおよび予想される低い取得時間を含む。タルボ・ロー干渉計は、典型的には、分析器格子の並進を必要とする。タルボ・ロー干渉計を用いたブタの腹部投影は、単一の投影を取得するために４０秒のスキャン時間を有した（１０）。わずか９０個の投影角度（最先端のＣＴと比較して非常に低い数）で断層撮影再構成のために回転ＣＴガントリ内の波面を適切にサンプリングするには、この時点で一時間かかる。比較のために、今日の最先端のＣＴのガントリは、毎秒数回転で回転することができる。原理的には、本発明者らが提案するレンズアレイ構成は、今日臨床使用されている最先端のＣＴと同じサンプリング周波数で回転ガントリ内の位相コントラスト画像および暗視野画像を取得するために使用され得る。
今日臨床で使用されているＸ線源は、有限の帯域幅および有限の焦点を有する。後者は、空間コヒーレンスが損なわれることにつながる。レンズアレイを用いた提案された撮像技術の場合、いくつかの撮像タスクは、空間コヒーレンスを高めるために空間フィルタリングを有利に使用することができる。これを、線源の下流に格子またはピンホールのいずれかを配置することによって行うことができる。開口半径ａを有する本質的に照射されたピンホールは、
のようにｖａｎ Ｃｉｔｔｅｒｔ－Ｚｅｒｎｉｋｅの定理によって記述される正規化されたコヒーレンス度を表示し、ここで、ｋは波数であり、Ｊ１は第１の種類の次数１のベッセル関数であり、θはｚ軸からの角度である（６）。ピンホール／格子開口間の間隔、および開口のサイズは、構成および撮像タスクに適合するように変更することができる。レンズアレイ内の２次元レンズは、ピンホールアレイを優先的に使用することができるが、格子は、一次元レンズのコヒーレンスとフラックスとの間のより良いトレードオフを提供することができる。
レンズアレイ内の各レンズは、空間フィルタリングなしの場合と比較して、それぞれがより大きい空間コヒーレンスおよびより小さいサイズを示す複数のスポットを撮像し、これは、高分解能光子計数検出器によって個別に分解された場合、位相勾配のより高密度のサンプリングを提供する。空間コヒーレンスと光子束との間のトレードオフは、各撮像タスクについて評価される必要があり、設定のジオメトリ、管電圧、検出器分解能、および調査されている病理の特性などの多くの要因に依存し得る。
レンズによって撮像された焦点を分解するために、高分解能検出器を使用することができる。しかしながら、いくつかの屈折プロセスは、検出器の感度を超える可能性があり、検出器の前に吸収格子を配置することによって分解能を高めることができる。格子周期は、撮像タスクに適合させることができる。格子は、ＧＢＩ設定における位相ステップに類似して、格子周期全体にわたって段階的に、検出器を横切って並進することができる。ここでのトレードオフは、制限された光子束に対する分解能の向上と取得時間の増加との間である。
暗視野撮像
散乱光子は入射角においてランダムな成分を有し、したがって点に向かって均一に集束されないため、物体における小角散乱は焦点の広がりをもたらす。物体内で小角散乱を受ける光子は、ビームの位相シフトに関連する偏差とは対照的に、相関しない。したがって、散乱光子は集束しないが、高分解能検出器を使用して特徴付けることができる焦点の拡散広がりをもたらす。
散乱光子は入射角においてランダムな成分を有し、したがって点に向かって均一に集束されないため、物体における小角散乱は焦点の広がりをもたらす。物体内で小角散乱を受ける光子は、ビームの位相シフトに関連する偏差とは対照的に、相関しない。したがって、散乱光子は集束しないが、高分解能検出器を使用して特徴付けることができる焦点の拡散広がりをもたらす。
焦点の広がりを定量化する１つの方法は、半値全幅（ＦＷＨＭ）を測定することである。暗視野信号を決定する別の方法は、焦点の外側の領域の背景ノイズを測定することである。ほとんどのインコヒーレント散乱を除去するための散乱防止グリッドを有する場合、焦点の外側のバックグラウンドカウントは、小角散乱の全振幅を示す。
上述したように、焦点の外側のカウントの相対量は、レンズの最適エネルギー付近で低くなる可能性があり、したがって、信号を抽出するために低レベルの電子ノイズが必要になる可能性があり、これは本発明の光子計数検出器によって可能になる。さらに、光子計数検出器のエネルギーおよび深さ分解能を使用して、特定の検出器深さで最適エネルギー外の一次（非散乱）光子を区別することができる。エネルギーまたは深さ分解能力がなければ、図９に示すように、小角散乱によって引き起こされる焦点ぼけは、非集束一次光子によって汚染され、その結果、暗視野信号の推定の効率が低下する。
位相コントラスト撮像に関して、検出された焦点は、焦点面内に、線源サイズ、および線源からレンズまでの距離とレンズから検出器までの距離との間の関係によって決定される特定の公称幅を有する。公称幅が大きすぎる場合、小角散乱によって引き起こされる焦点のぼけを検出することは困難であり得る。しかしながら、図８に示すように、格子（一次元レンズ用）またはピンホールのアレイ（二次元レンズ用）を線源の前に配置して、空間コヒーレンスを改善することができる。次いで、各レンズは、線源の前に格子／ピンホールのアレイがない設定と比較して、各々がより小さいサイズを有するスポットのアレイを撮像する。
検出された焦点は、現実的な設定では１５０ｎｍ～１０μｍＦＷＨＭの範囲であり得るレンズの点広がり関数を含むいくつかの他の要因のためにぼやけている可能性がある。したがって、上記の位相コントラスト撮像について説明したものと同様に、検出された信号を点拡がり関数でデコンボリューションできるようにするために、フラットフィールド取得を使用する較正手順が好ましいかもしれない。
小角散乱によって引き起こされるビームの広がりは、式（３）に従って、線形拡散係数に積分される線によって関連付けられる。この関係は、トモシンセシスおよびＣＴ用途の両方について、投影の角度範囲からの線形拡散係数の体積再構成を可能にする。いくつかの骨などのいくつかの結晶材料は、入射ビームの配向に応じて散乱非対称性を有する場合があり、これは断層撮影再構成のために考慮されなければならない場合がある。指向性暗視野撮像を使用して骨の局所角度および配向度を決定することができるので、この角度依存性は不利である必要はない（１１）。
位相コントラスト撮像に関して、小角散乱の断面はエネルギー依存性であり、光子計数検出器を用いたエネルギーの関数としての暗視野信号の測定は、物体の材料組成を定量的に決定するために潜在的に使用され得る。さらに、コンプトン（インコヒーレント）断面に対するコヒーレント散乱の断面積は、水に対してＥ－１．６にほぼ比例する割合で減少し、全断面積に対する相対寄与は約１３ｋｅＶで等しいが、１００ｋｅＶではコヒーレント散乱の相対寄与はわずか約３％である（３１）。この関係は、コントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ）をエネルギーと共に変化させ、総ＣＮＲは、エネルギーに応じて検出された光子の最適な重み付けによって増加させることができる。
散乱防止
小角散乱を検出する本発明の能力と同様に、Ｘ線撮像においてＣＮＲを劣化させる大角コンプトン散乱を排除するために使用することもできる。
小角散乱を検出する本発明の能力と同様に、Ｘ線撮像においてＣＮＲを劣化させる大角コンプトン散乱を排除するために使用することもできる。
一次（非散乱および前方散乱）光子は、Ｘ線源のサイズから、および物体の小さな屈折角からわずかにずれて検出器に到達するとき、ほぼ平行である。小角散乱を受ける光子はまた、広い角度分布を示すコンプトン散乱を受ける光子と比較して、ほぼ平行である。したがって、一次光子および小角散乱を受ける光子は、Ｘ線レンズのアレイによって比較的小さな焦点に集束され、これはコンプトン散乱光子の大きな広がりと区別することができる。
例として、レンズ開口が少なくとも３つの検出器画素に及ぶような構成である場合、一次および小角散乱光子は中央画素に向かって集束されるが、コンプトン散乱光子は２つ以上の画素を覆い、したがって分離することができる。一次光子がレンズを通って屈折せずに透過する場合、これらの散乱光子を分離することができなかった。この基本的な考え方は、例えば上記の暗視野構成に関するＦＷＨＭによって定量化された、焦点幅のより正確な測定などの分離のためのより高度な方式に容易に拡張することができる。この構成のための高い検出器分解能は、光子計数検出器によって可能にされ、このタイプの検出器における低レベルの電子ノイズは、バックグラウンドからの焦点ピークの分離を容易にする。位相コントラストおよび暗視野撮像に関して、検出器のエネルギーおよび深さ分解能は、レンズの色挙動を補償することによって性能を大幅に改善することができる。さらに、コンプトン散乱の相対量はエネルギー依存性であり、コンプトン散乱が支配的であるエネルギー領域において、より厳密な分離を適用することができる。
レンズアレイはまた、散乱光子から一次光子を分離するために従来の散乱防止グリッドと共に実装され得る。散乱防止グリッドは、必要に応じて、一次ビーム軸を横切る特定の幅を有し、したがって、検出器領域の一部が影になり、その結果、幾何学的効率を低下させる。レンズアレイが散乱防止グリッドの上流に配置される場合、そうでなければグリッドによって影になったであろう一次光子は、グリッドラメラを通過するように集束される。この構成は、図５に示されている。図５ａ）はグリッドに当たる一次光子を示し、図５ｂ）は検出器に当たるように光子を集束させることができる方法を示す。散乱除去は、図５ｂ）と図５ａ）とを比較することによって実証される。平行光子はスポットに集束されるが、入射角の分布が広い散乱光子は集束されない。図５ｂ）では、検出器と相互作用する散乱光子は、焦点の位置で検出されないため、排除することができる。
図５ｃ）は、一次光子に直交する方向のより広いベースを有するより積極的な散乱防止グリッド設計を可能にすることによって、維持された幾何学的効率で散乱対一次比をどのように改善できるかを示す。同様に、散乱防止グリッドの製造公差は、それほど厳しくなくすることができ、例えば、グリッドが検出器を影にしない場合、グリッドの真直度はあまり重要ではなくなり、グリッドは、維持された幾何学的効率で光子に平行な方向に長くすることができる。
散乱除去のための記載された構成の空間分解能は、一般により小さい検出器素子ではなく、アレイ内の各レンズの開口によって制限される。図４に概略的に示すように、集束が狭いほど、より多くの分解能が失われ、それに応じて光子の元の横方向位置を分解する能力が低下する。しかしながら、空間情報、すなわち一次光子がレンズ開口に入射した位置を回復するための光線追跡法は、エネルギーおよび深さ分解能の両方を有する光子計数検出器によって可能になる。所与の記録されたエネルギーについて、レンズの焦点距離は既知であり、公称焦点位置を計算することができる。記録されたカウント位置および公称焦点位置を通る三次元で描かれた線は、光子がレンズ開口に入った点と交差する。この方法を図４に示す。実際には、より洗練された統計的方法が優先的に使用される。空間分解能の利得は、線源サイズ、レンズ内の不完全な集束、検出器の限られたエネルギーおよび空間分解能、ならびに物体内の一次光子の屈折などの要因によって制限される。
図１４は、Ｘ線撮像システムの一例を示す概略図である。この非限定的な例では、Ｘ線撮像システム１００は、基本的に、Ｘ線源１０と、レンズアレイ１５などのＸ線光学系と、Ｘ線検出器２０と、関連する処理デバイス３０とを備える。一般に、Ｘ線検出器システム２０は、物体もしくは被検体またはその一部を通過し、レンズアレイ１５の光学系によって集束されたＸ線源１０からの放射線を記録するように構成される。示されるように、レンズアレイ１５は、物体と検出器との間に配置されてもよいが、線源と物体との間に配置されてもよい。Ｘ線検出器２０は、適切なアナログ処理および読み出し電子回路（Ｘ線検出器システム２０に統合することができる）を介して処理デバイス３０に接続可能であり、処理デバイス３０による計算、後処理および／もしくは前処理、ならびに／または画像処理および／もしくは画像再構成を可能にする。本明細書に記載の方法およびデバイスは、様々な方法で組み合わせて再配置することができると理解されよう。
例えば、特定の機能は、ハードウェア、または適切な処理回路による実行のためのソフトウェア、またはそれらの組合せで実装されてもよい。
本明細書で説明されるステップ、機能、手順、モジュールおよび／またはブロックは、汎用電子回路と特定用途向け回路の両方を含む、半導体技術、ディスクリート回路または集積回路技術などの任意の従来技術を使用してハードウェアで実施され得る。
特定の例は、１つまたは複数の適切に構成されたデジタル信号プロセッサおよび他の既知の電子回路、例えば、特殊な機能を実行するために相互接続された個別論理ゲート、または特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を含む。
あるいは、本明細書に記載のステップ、機能、手順、モジュール、および／またはブロックの少なくともいくつかは、１つまたは複数のプロセッサまたは処理ユニットなどの適切な処理回路によって実行するためのコンピュータプログラムなどのソフトウェアに実装されてもよい。
処理回路の例は、１つまたは複数のマイクロプロセッサ、１つまたは複数のデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、１つまたは複数の中央処理装置（ＣＰＵ）、ビデオアクセラレーションハードウェア、および／または１つまたは複数のフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、または１つもしくは複数のプログラマブルロジックコントローラ（ＰＬＣ）などの任意の適切なプログラマブルロジック回路を含むが、これらに限定されない。
提案された技術が実装される任意の従来のデバイスまたはユニットの一般的な処理能力を再利用することが可能であり得ることも理解されるべきである。例えば、既存のソフトウェアの再プログラミングによって、または新しいソフトウェアコンポーネントを追加することによって、既存のソフトウェアを再利用することも可能であり得る。
例として、装置および／またはＸ線撮像システム全体は、本明細書に記載の信号および／またはデータ処理機能を実行するように構成された処理回路を含むことができる。
図１５は、一実施形態によるコンピュータ実装形態の一例を示す概略図である。この特定の例では、システム２００は、プロセッサ２１０およびメモリ２２０を備え、メモリは、プロセッサによって実行可能な命令を備え、それによって、プロセッサは、本明細書に記載のステップおよび／またはアクションを実行するように動作する。命令は、典型的には、コンピュータプログラム２２５、２３５として編成され、これは、メモリ２２０に予め構成されていてもよく、または外部メモリデバイス２３０からダウンロードされてもよい。任意選択的に、システム２００は、入力パラメータ（複数可）および／または結果として生じる出力パラメータ（複数可）などの関連データの入力および／または出力を可能にするために、プロセッサ（複数可）２１０および／またはメモリ２２０に相互接続され得る入力／出力インターフェース２４０を備える。
「プロセッサ」という用語は、特定の処理、決定、または計算タスクを実行するためにプログラムコードまたはコンピュータプログラム命令を実行することができる任意のシステムまたはデバイスとして一般的な意味で解釈されるべきである。
したがって、１つまたは複数のプロセッサを含む処理回路は、コンピュータプログラムを実行するときに、本明細書に記載のような明確に定義された処理タスクを実行するように構成される。
処理回路は、上述のステップ、機能、手順および／またはブロックを実行するためだけに専用である必要はなく、他のタスクを実行することもできる。
提案する技術はまた、そのようなコンピュータプログラムが格納されたコンピュータ可読媒体２２０、２３０を備えるコンピュータプログラム製品を提供する。
例として、ソフトウェアまたはコンピュータプログラム２２５、２３５は、コンピュータプログラム製品として実現されてもよく、コンピュータプログラム製品は、通常、コンピュータ可読媒体２２０、２３０、特に不揮発性媒体に担持または格納される。コンピュータ可読媒体は、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）、ブルーレイディスク、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）メモリ、ハードディスクドライブ（ＨＤＤ）ストレージデバイス、フラッシュメモリ、磁気テープ、または任意の他の従来のメモリデバイスを含むがこれらに限定されない１つまたは複数のリムーバブルまたは非リムーバブルメモリデバイスを含むことができる。したがって、コンピュータプログラムは、その処理回路による実行のために、コンピュータまたは同等の処理デバイスの動作メモリにロードされてもよい。
本明細書に提示される方法フローは、１つまたは複数のプロセッサによって実行されるとき、コンピュータアクションフローと見なされてもよい。対応するデバイス、システム、および／または器具は、機能モジュールのグループとして定義され得、プロセッサによって実行される各ステップは、機能モジュールに対応する。この場合、機能モジュールは、プロセッサ上で実行されるコンピュータプログラムとして実装される。したがって、デバイス、システム、および／または器具は、代替的に、機能モジュールのグループとして定義され得、機能モジュールは、少なくとも１つのプロセッサ上で実行されるコンピュータプログラムとして実装される。
したがって、メモリに常駐するコンピュータプログラムは、プロセッサによって実行されると、本明細書に記載のステップおよび／またはタスクの少なくとも一部を実行するように構成された適切な機能モジュールとして編成され得る。
あるいは、主にハードウェアモジュールによって、または代替的にハードウェアによってモジュールを実現することが可能である。ソフトウェア対ハードウェアの範囲は、純粋に実装選択である。
上記の実施形態は単に例として与えられているにすぎず、提案された技術はそれに限定されないことを理解されたい。当業者であれば、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲から逸脱することなく、実施形態に対して様々な修正、組合せ、および変更を行うことができることを理解されよう。特に、異なる実施形態における異なる部分の解決策は、技術的に可能な場合、他の構成で組み合わせることができる。
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Claims (28)
- 医療用透過Ｘ線撮影におけるＸ線の操作のために構成されたインラインＸ線集束光学系（１５）と共に配置されたＸ線検出器（２０）を備える装置であって、前記インラインＸ線光学系（１５）はレンズのアレイを備え、前記レンズは視野の一部または全体を覆い、前記Ｘ線検出器（２０）は光子計数検出器であり、
前記Ｘ線検出器（２０）はエネルギー分解検出器であり、前記レンズアレイの色収差および／または前記線源（１０）の制限されたコヒーレンスは、前記エネルギー分解検出器の前記エネルギー分解能によって補償され、
および／または
前記Ｘ線検出器（２０）は深さ分解検出器であり、前記レンズアレイの色収差および／または前記線源（１０）の制限されたコヒーレンスは、前記Ｘ線検出器内の深さ分解能または体積分解能によって補償される、
装置。 - 平行またはほぼ平行である一次光子が焦点に集中する一方で、より広い角度分布を有する散乱光子が焦点に集中しないように、前記一次光子を前記散乱光子から分離するように構成される、請求項１に記載の装置。
- 前記Ｘ線検出器（２０）が画素化検出器であり、一次光子と散乱光子との間の前記分離が前記画素化検出器で行われ、前記検出器は前記レンズアレイ内の各レンズを覆う２つ以上の画素を有する、請求項２に記載の装置。
- 散乱光子が、前記レンズアレイに加えて散乱防止グリッドによってブロックされる、請求項２に記載の装置。
- 散乱光子が、前記Ｘ線検出器（２０）の上流のピンホールまたはスリットによってブロックされる、請求項２に記載の装置。
- 前記装置が、前記装置の空間分解能を高めるために、前記Ｘ線検出器（２０）内のエネルギーおよび／または深さ分解能と併せて使用される光線追跡法を用いて動作するように構成される、請求項１から５のいずれか一項に記載の装置。
- 前記装置が、前記レンズの前記光軸に対する前記焦点の前記検出された位置から、各レンズにおける１つまたは２つの次元で前記撮像された物体の前記局所位相勾配を推定するまたは推定可能にするように構成される、請求項１に記載の装置。
- 前記装置が、前記焦点の広がりから、または前記焦点ピークの外側の前記全信号から、前記物体における小角散乱に関する情報を取得するまたは取得可能にするように構成される、請求項１または７に記載の装置。
- 前記装置が、前記Ｘ線検出器（２０）の前の格子または複数のピンホールを走査することによって、各レンズの前記焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成される、請求項７または８に記載の装置。
- 前記Ｘ線検出器（２０）が高分解能検出器であり、前記装置は、前記高分解能検出器で前記信号を検出することによって各レンズの前記焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成され、前記検出器は、その公称サイズおよび位置からの前記焦点の偏差よりも高い分解能を有する、請求項７または８に記載の装置。
- 前記装置が、前記検出器（２０）よりも高い分解能で前記焦点の位置および／またはサイズを決定するまたは決定可能にするように構成され、前記Ｘ線検出器の２つ以上の検出器素子が、前記Ｘ線検出器（２０）に到達する集束光子の前記分布をサンプリングする、請求項７または８に記載の装置。
- 前記装置が、前記レンズアレイ内の各レンズが複数のスポットを撮像するように動作可能であるように、前記線源（１０）の前に配置された格子または複数のピンホールを備える、請求項７から１１のいずれか一項に記載の装置。
- 胸部撮像のために構成されている、請求項１から１２のいずれか一項に記載の装置。
- コンピュータ断層撮影のために構成されている、請求項１から１３のいずれか一項に記載の装置。
- 蛍光透視撮像のために構成されている、請求項１から１４のいずれか一項に記載の装置。
- 送信画像、位相コントラスト画像、および暗視野画像のうちの少なくとも２つを同時に取得するように構成されている、請求項１から１５のいずれか一項に記載の装置。
- 前記レンズアレイが、前記焦点が線であるように一次元に焦点を合わせる、請求項１から１６のいずれか一項に記載の装置。
- 前記レンズアレイが、前記焦点がスポットであるように二次元に焦点を合わせる、請求項１から１６のいずれか一項に記載の装置。
- 前記レンズアレイ（１５）が、前記物体（３０）と前記Ｘ線検出器（２０）との間に配置される、請求項１から１８のいずれか一項に記載の装置。
- 前記レンズアレイ（１５）が、前記線源（１０）と前記物体（３０）との間に配置される、請求項１から１８のいずれか一項に記載の装置。
- 前記光子計数検出器（２０）の前記エネルギーおよび／または深さ分解能が、光子をカテゴリに分類するために使用され、前記カテゴリは、前記エネルギーおよび／または相互作用の深さに応じて異なって処理される、請求項１から２０のいずれか一項に記載の装置。
- 前記光子計数検出器（２０）の前記エネルギーおよび／または深さ分解能が、より多くの情報を搬送する光子がより少ない情報を搬送する光子と比較してより高い重みを割り当てられるように光子を重み付けするために使用される、請求項２１に記載の装置。
- 前記装置が、信号および／またはデータ処理を実行するように構成された処理回路を備える、請求項１から２２のいずれか一項に記載の装置。
- 請求項１から２３のいずれか一項に記載の装置を備える、Ｘ線撮像システム（１００）および／または医療用Ｘ線撮像のためのシステム（１００）。
- 前記Ｘ線検出器（２０）がエネルギー分解検出器であり、前記システムは、前記焦点をエネルギー分解構成要素に分解するように構成される、請求項２４に記載のＸ線撮像システム。
- 前記Ｘ線検出器（２０）が深さ分解検出器であり、前記Ｘ線撮像システム（１００）は、独立して、または前記Ｘ線検出器のエネルギー分解能と併せて、前記Ｘ線検出器の前記深さ分解能または体積分解能を使用することによって前記色収差を補償するように構成される、請求項２４または２５に記載のＸ線撮像システム。
- 前記Ｘ線撮像システム（１００）が、空間分解能を高めるために前記検出器内のエネルギーおよび／または深さ分解能と併せて光線追跡を実行するように構成される、請求項２４から２６のいずれか一項に記載のＸ線撮像システム。
- 前記Ｘ線撮像システム（１００）が、信号および／またはデータ処理を実行するように構成された処理回路を備える、請求項２４から２７のいずれか一項に記載のＸ線撮像システム。
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