JP2022542487A - 暗視野用検出器、位相コントラスト及び減衰干渉撮像システム - Google Patents
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Abstract
本発明は、暗視野及び／又は位相造影干渉撮像システムのための検出器(10)に関する。各画素に対して、第1の検出器アレイのフィンガは、第2の検出器アレイのフィンガと交互にインターリーブされる。各画素について、第1の検出器アレイは第1の検出器アレイの複数のフィンガに関連する前記累積電荷を検出するように構成され、第2の検出器アレイは第2の検出器アレイの複数のフィンガに関連する前記累積電荷を検出するように構成される。各画素について、前記処理ユニットは、最高前記累積電荷を有する検出器アレイに基づいて、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかにX線相互作用イベントを割り当てるように構成される。
Description
本発明は暗視野、及び／又は位相コントラスト干渉撮像システムのための検出器に関し、かつ減衰画像データ取得のためにも使用することができる、このような検出器を有するX線撮像システムに関する。
格子ベースの暗視野X線(DAX)及び位相コントラスト(gbPC)X線撮像(X線撮影及びコンピュータ断層撮影の両方)は線形減衰係数、電子密度、及び小角度散乱(すなわち、暗視野信号から得られる画像)の画像を同時に提供する新しいX線撮像モダリティである。線形減衰係数も同時に取得することができ、従って、暗視野、位相コントラスト及び減衰画像を決定することができる。X線暗視野及び位相コントラストは、軟組織撮像の診断精度を著しく向上させる可能性を示した2つの新しい撮像モダリティになり得る。この2つの新しい画像診断法が最も有益となる可能性が高いことが確認されている領域の1つに、胸部X線撮影がある。例えば、X線暗視野情報は、慢性閉塞性肺疾患(COPD)又は肺線維症、肺癌などのような肺疾患の診断に有意に役立つことが示されている。
これらの新しい撮像モダリティの取得のために、二つ(Talbotタイプ)又は三つの格子(Talbot Lauタイプ)干渉計を通常G0，G1及びG2格子と呼ばれるX線ビームに導入した。例示的なシステムが図3に示されており、ここで、典型的には、G0及びG2は吸収体格子であり、G1は位相格子である。光源回折格子G0は光源からの放射線をよりコヒーレントにするために使用することができるが、必ずしも必要ではない。また、回折格子G1及びG2は通常、位相回折格子及び分析回折格子と呼ばれる。続いて、2つの格子G1又はG2の一方が、他方の格子に対して多数のステップ(いわゆるステッピング)で格子ラメラに対して垂直に移動され、光源格子G0が利用される場合、横方向に(格子に垂直に横方向に手段)ステップされるこの格子であってもよい。これにより、新しい格子位置ごとに画像が記録される。ビーム中のサンプルの有無で取得される画像シーケンスの比較は、伝送又は減衰(従来のX線画像)、位相コントラスト画像、及び暗視野画像の3つの撮像信号を計算することを可能にする。これらの格子は従来の透過像の上に縞パターンを生成し、例えば、この縞パターンのコントラストの損失として暗視野信号を計算する。DAX及びgbPC画像で分析されるフリンジパターンは、マイクロメートル範囲の微細構造である。同じ周期性を持つ分析回折格子を用いて、検出器でモアレパターンを測定することができた。分析格子のような一つ以上の干渉計構成要素のこの長さスケールにおける任意の動きは、モアレパターンの位相を変化させる。
したがって、図3の本体である試料は、減衰、屈折、及び小角散乱情報を放射線上に変調する。検体による減衰、不均一な照明又は格子の不完全性のような信号に対する他の寄与から位相情報を分離するために、位相「ステッピング」アプローチが利用される。格子のうちの1つ(G1又はG2又はG0(存在する場合)のいずれか)は、格子の少なくとも1つの周期にわたって横方向に沿ってスキャンされ、スキャンのすべての点について画像が撮影される。次に、得られた位相コントラスト、暗視野、及び減衰データはサンプルの有無にかかわらず、正弦波状に振動し、これを利用して暗視野、位相コントラスト、及び減衰画像を決定することができる。標準位相ステッピングアプローチに関するさらなる詳細はWeitkampら、Optics Express、第13巻、第16号、(2005)6296―6304による論文に見出すことができる。
商用の臨床システムにおけるDAX及びgbPCシステムの実装を考慮すると、G2の処理及びコストは非常に重要である。取扱いは、特にシステムがDAXのみのシステムとして設計されていない場合には典型的には43cm2のオーダであるその大きなサイズのために困難である。さらに、G2が規格X線撮像のために除去される場合、上述の議論から明らかなように、DAX／gbPC撮像のために、約1μmの精度で、正確に同じ位置に戻されなければならない。最後に、G2が患者の背後の光子のおよそ半分を吸収し、したがって線量効率が低下することは、G2の一般的な欠点である。
WO2017／212000A1 は、これらの問題を克服する方法を提供した。これは、位相コントラスト撮像及び／又は暗視野撮像のための分析格子、そのような分析格子を含む位相コントラスト撮像及び／又は暗視野撮像のための検出器構成、そのような検出器構成を装置X線撮像システム、そのような分析格子を製造するための方法、そのような方法を実行するためのそのような分析格子又は検出器構成を制御するためのコンピュータプログラム要素、及びそのようなコンピュータプログラム要素を格納したコンピュータ可読媒体を説明した。分析格子は、多数のX線変換格子を含む。X線変換格子は、入射X線放射を光又は電荷に変換するように構成される。X線変換格子の数は、少なくとも第1のX線変換格子及び第2のX線変換格子を含む。さらに、X線変換格子は各々、格子バーのアレイを備え、各X線変換格子内の格子バーは特定の変位ピッチだけ入射X線放射に対して垂直な方向に互いに変位して配置されている。また、第1のX線変換格子の格子バーは第2のX線変換格子の格子バーから入射X線放射と直交する方向に、X線変換格子の数で割った変位ピッチだけ互いに変位して配置されている。したがって、2つのインターリーブされる検出器チャネルが使用され、それぞれが縞パターンの周期を有する格子を形成する検出器設計が提供される。しかしながら、この概念はチャネル間にある量のクロストークが存在し、これが縞の可視性を低下させるという実際的な限界を有する。このクロストークは一方では厚い変換層が必要であり、他方では、インターリーブされるチャネルの構造サイズが数十μmのオーダーにすぎないので、回避するのが困難である。また、暗視野撮像及び位相コントラスト撮像における特定の状況において、ノイズは、所望のものよりも大きくなり得る。
これらの問題に対処する必要がある。
暗視野、位相コントラスト干渉撮像システムのための改良される検出器を有することは有利であり、また、減衰画像データ取得のための有用性を有し得る。本発明の目的は、独立請求項の主題によって解決され、さらなる実施形態が従属請求項に組み込まれる。
以下に説明する本発明の態様及び例は、暗視野及び／又は位相造影干渉撮像システム用の検出器、ならびにそのような検出器を有するX線撮像システムにも適用されることに留意される。
第1の態様では暗視野及び／又は位相コントラスト干渉撮像システムのための検出器が提供され、該検出器は、複数の画素と、複数の第1の検出器アレイと、複数の第2の検出器アレイと、処理ユニットとを備える。
複数の画素は、2次元パターンで配列される。各画素は、第1の検出器アレイ及び第2の検出器アレイを含む。各第1の検出器アレイは、複数のフィンガを備える。各第2の検出器アレイは、複数のフィンガを備える。各画素に対して、第1の検出器アレイのフィンガは、第2の検出器アレイのフィンガと交互にインターリーブされる。入射X線光子との各画素相互作用はその画素の第1の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷発生をもたらすことができ、その画素の第2の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷発生をもたらすことができる。各画素について、第1の検出器アレイは第1の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成され、第2の検出器アレイは第2の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成される。各画素について、処理ユニットは、最高累積電荷を有する検出器アレイに基づいて、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかにX線相互作用イベントを割り当てるように構成される。
言い換えると、暗視野及び位相造影干渉撮像システムのG2回折格子及びそれに付随する別個の検出器に置き換えることができる検出器が提供され、ここで、干渉縞の視認性の低下をもたらす電荷共有及びK蛍光によって引き起こされるクロストークの影響が軽減される。
したがって、X線光子が検出器の画素アレイの一方又は他方に割り当てられる純粋な光子計数検出器が提供される。
これをさらに理解するためには、規格X線Talbot Lau干渉計の動作を考慮する必要がある。このようなシステムでは、干渉縞パターンが検出器の位置に発生する。この縞パターンは基本的にG1格子の拡大像である。すなわち、縞パターンは、X線強度の格子状の周期的に変化するパターンである。その振幅、位相、及び平均強度に関するこの干渉縞パターンの変化は対象物に関する所望の情報を担持し、ここで、格子の1つの動きは、対象物に関する情報を再構成するために使用することができる強度の正弦波変動をもたらす。しかし、干渉パターンの周期は小さすぎて、標準的なX線検出器技術では解決できない。標準的なシステムでは、干渉縞パターンが検出器の前に吸収G2格子を使用することによって、事実上、脱変調されるのはこのためである。干渉計を動作させるために、G2の周期は、縞パターンの周期と一致しなければならない。上述したように、格子の方位に垂直な格子の一つの標準的なシステム移動において、例えば、G2格子に対してフリンジパターンが移動するように、G2格子が実行され、例えば、正弦波強度変動の0、90、180及び270度の位相点で測定値が行われる。
しかしながら、新しい開発においては、今や、検出器自体が第1及び第2の検出器アレイのフィンガである構造を有し、検出器での縞パターンの周期を一致させることができるG2格子を必要としない。したがって、やはり検出器の個々の画素は、検出器上に投影される縞パターンを解像するには大きすぎる可能性がある。しかしながら、干渉計システムが、検出器アレイのフィンガの各々の周期が縞パターンの周期と一致するように設定される場合、縞パターンが検出器を横切って横方向に移動することにつれて、必要な正弦波強度変動を抽出することができる。ここでも、これは、検出器の横方向への移動又はG1回折格子の横方向の移動、あるいは実際にはその両方、あるいは存在する場合にはG0のいずれかを介して行うことができる。実質的に、この横方向の移動により、干渉縞のピークは1つの位置において、画素の第1の検出器アレイのフィンガの中心に位置する電荷発生の最大値をもたらすことができ、干渉縞の谷は、第2の検出器アレイのフィンガの中心に位置する電荷発生のより低い値をもたらす。次いで、干渉縞パターンが第2の位置で検出器を横切って横方向に移動すると、役割は逆転し、電荷のピークは検出器の同じ画素の第2の検出器アレイのフィンガに関連する。実際にはシステムが規格G2格子ベースのシステムによって0度及び180度で取得されるものであろうデータを取得するが、これは依然として、対象物に関する必要な情報を再構成するために使用することができることが確立されている。
検出器は、光子計数検出器とすることができる。
一例を挙げると、各画素について、処理ユニットは、最高累積電荷を有する検出器アレイに基づいて、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷及び第2の検出器アレイによって検出される累積電荷を、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
このようにして、x線相互作用イベントを割り当てるためのどのアレイを決定できるだけでなく、そのイベントに関連するエネルギーを割り当てることによって、エネルギー分解光子計数検出器を提供することができる。
従って、システムは2つの論じられた「位置合わせされる」位置の間の中間位置を説明するために、各アレイに対する累積信号に基づいて全ての電荷を他のいずれかのアレイに割り当てることによって、信号をさらに増加させ、同時にノイズを減少させる。
一例では、直接変換基板が各画素に関連付けられる。
したがって、検出器は直接変換光子計数検出器であり、適切に配置される材料は、事実上電極である第1及び第2の検出器アレイによって収集又は検出することができる電荷発生につながる。
一実施形態では、処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との差が閾値よりも大きい場合に、X線相互作用イベントを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
このようにして、ノイズを考慮した場合であることが明確に決定され得るときに、累積電荷が1つの検出器エラーにのみ割り当てられるので、統計的又はショットノイズの影響が軽減される。
一例では、処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との差が閾値よりも大きい場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例では、処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを廃棄するように構成される。
したがって、暗視野及び／又は位相造影動作モードでは、縞のピークが第1の検出器アレイのフィンガに関連する位置にあるか、第2の検出器アレイに関連するフィンガに関連する位置にあるかを統計的に有意な方法で決定することができない場合、信号は使用されない。
このようにして、さもなければ、暗視野及び位相コントラスト撮像に望ましくないDCバックグランドを生成するノイズを低減することができる。
一例では、動作の減衰モードでは処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、X線相互作用イベントを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例では、動作の減衰モードでは処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
このようにして、信号は暗視野又は位相コントラスト撮像のために使用される必要はなく、減衰画像データを提供し、そこで信号は、増加した解像度で最大化され得る。
一例では第1の検出器アレイの各フィンガが10乃至20μmの幅を有し、第2の検出器アレイの各フィンガは10乃至20μmの幅を有する。
一例では、第1の検出器アレイのフィンガが第2の検出器アレイのフィンガと同じ幅を有する。
一例では、第1の検出器アレイのフィンガが第2の検出器アレイのフィンガに対して異なる幅を有する。
一実施形態では各画素の第1の検出器アレイが3つ又は5つのフィンガを含み、各画素の第2の検出器アレイは同数のフィンガを含む。
一例では、各画素は154μmの幅を有する。
一例では、各画素が154μmの幅に垂直な幅を有する。
したがって、検出器の画素は、標準的な154μm四方の画素とすることができる。
したがって、検出器の画素は、標準的な154μm四方の画素とすることができる。
第2の態様では、X線源と、干渉装置と、第1の態様による検出器(10)とを備えるX線撮像システムが提供される。
上記の態様及び実施例は以下に記載される実施形態から明らかになり、それを参照して説明される。
以下、添付図面を参照して、例示的な実施形態について説明する。
図1は、暗視野及び／又は位相コントラスト干渉撮像システムのための検出器10の一例を示す。検出器10は、複数の画素50と、複数の第1の検出器アレイ20と、複数の第2の検出器アレイ30と、処理ユニット40とを備える。複数の画素は、2次元パターンで配列される。各画素は、第1の検出器アレイ及び第2の検出器アレイを含む。各第1の検出器アレイは、複数のフィンガ22を備える。各第2の検出器アレイは、複数のフィンガ32を備える。各画素に対して、第1の検出器アレイのフィンガは、第2の検出器アレイのフィンガと交互にインターリーブされる。入射X線光子との各画素相互作用はその画素の第1の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷発生をもたらすことができ、その画素の第2の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷発生をもたらすことができる。各画素について、第1の検出器アレイは第1の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成され、第2の検出器アレイは第2の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成される。各画素について、処理ユニットは、最高累積電荷を有する検出器アレイに基づいて、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかにX線相互作用イベントを割り当てるように構成される。
一例では、この検出器が減衰画像データを決定するのに適している。
一例では、複数の第1の検出器アレイの複数のフィンガが互いに実質的に平行である。
一例では、複数の第2の検出器アレイの複数のフィンガが互いに実質的に平行である。
一例では、複数の第1の検出器アレイの複数のフィンガが複数の第2の検出器アレイの複数のフィンガと実質的に平行である。
検出器がシステム内で使用される場合、検出器は、各画素に対して、第1の検出器アレイのフィンガが入射X線に対して垂直な方向において、第2の検出器アレイのフィンガと交互にインターリーブされるように、X線源に対して配向されることになる。
一例によれば、各画素について、処理ユニットは、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷及び第2の検出器アレイによって検出される累積電荷を、最高累積電荷を有する検出器アレイに基づいて、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例によれば、直接変換基板が各画素に関連付けられる。
一例では、直接変換基板がX線が検出器と相互作用する方向に関して、第1及び第2の検出器アレイの上にある。
一例によれば、処理ユニットは第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との差が閾値よりも大きい場合に、X線相互作用イベントを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例では、閾値は絶対閾値である。
一例では、閾値が2つの検出器アレイの累積電荷に対して決定される。例えば、閾値は、検出される累積電荷の平方根に関連し得る。
一例によれば、処理ユニットは第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との差が閾値よりも大きい場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例によれば、処理ユニットは第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを廃棄するように構成される。
一例によれば、動作の減衰モードでは、処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、X線相互作用イベントを第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例によれば、動作の減衰モードでは、処理ユニットが第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷との間の差が閾値以下である場合に、第1の検出器アレイによって検出される累積電荷と、第2の検出器アレイによって検出される累積電荷とを、第1の検出器アレイ又は第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される。
一例によれば、第1の検出器アレイの各フィンガは10乃至20μmの幅を有し、第2の検出器アレイの各フィンガは、10乃至20μmの幅を有する。
一例では、第1の検出器アレイの各フィンガが5乃至10μmの幅を有する。
一例では、第2の検出器アレイの各フィンガが5乃至10μmの幅を有する。
一例では、第1の検出器アレイの各フィンガが20乃至30μmの幅を有する。
一例では、第2の検出器アレイの各フィンガが20乃至30μmの幅を有する。
一例によれば、第1の検出器アレイのフィンガは、第2の検出器アレイのフィンガと同じ幅を有する。
一例によれば、第1の検出器アレイのフィンガは、第2の検出器アレイのフィンガに対して異なる幅を有する。
一例では、検出器アレイのフィンガのデューティサイクルは40％である。このようにして、信号対雑音は、50％のデューティサイクルを有する構成の場合のそれを上回るように増加され得ることが分かっている。
一例では、デューティサイクルは47．5％である。
一例では、デューティサイクルは45％である。
一例では、デューティサイクルは42．5％である。
一例では、デューティサイクルは37．5％である。
一例では、デューティサイクルは35％である。
一例では、デューティサイクルは32．5％である。
一例では、デューティサイクルは30％である。
デューティサイクルは例えば、異なる幅を有するアレイのフィンガの幾何学的形状に基づいて、リアルデューティサイクルとすることができることに留意される。しかしながら、デューティサイクルは有効なデューティサイクルであると考えることもでき、この場合、新しい検出器の動作はその動作の効果としてデューティサイクルの低減を実質的にもたらすことができ、それによって、50％の物理的デューティサイクル構成を実際に有する構造に対して50％未満の低減されるデューティサイクルの利点を提供する。
一例では、複数の画素が2Dの長方形又は正方形の格子内に配置される。
一例によれば、各画素の第1の検出器アレイは4つ又は5つのフィンガを含み、各画素の第2の検出器アレイは、同数のフィンガを含む。
一例によれば、各画素は154μmの幅を有する。
一例によれば、各画素は、154μmの幅に垂直な幅を有する。
一例では、各フィンガの長さはその幅よりも実質的に大きい。
図2は、X線撮像システム100の一例を示す。X線撮像システム100は図1に関して説明したように、X線源110と、干渉装置120と、検出器10とを含む。
画像データの取得及び減衰も行うことができる、暗視野、位相コントラスト干渉撮像システムのための検出器、及びこのような検出器を有するX線撮像システムが、図4乃至図7を参照して特定の実施形態に関して説明される。
図4は上面から見た画素設計の概略図である。検出器の1つの画素50のみが示されており、この画素は2つの検出器アレイ20及び30と、関連するフィンガ又は電極22及び32とを有するが、検出器は2次元格子にレイアウトされる多くのそのような画素を有する。直接変換材料は、パルス計数フロントエンドと共に利用される。既存の技術を便宜的に整合させるために、基本的な画素ジオメトリは154μmの画素サイズを有し、ゲート及び読み出しラインを有する標準X線検出器に類似している。したがって、完全な検出器は図4に示されるような多くのそのような画素を有するが、必要な検出器領域をカバーするために2D格子に配置されることが理解されるのであろう。各画素は図4に示すのと同じであり、同じように配向しており、X線相互作用は示される構造に対して垂直であり、したがってページ内にある。
しかしながら、標準X線検出器の画素構造は154μm画素50あたり2つのサブ画素電極(フィンガを有する検出器アレイ20及び30とも呼ばれる)が独立して読み出され得るように、図4に示される構造を提供するように修正される。図4に示す例では、画素内の2つの電極構造(フィンガを有する第1の検出器アレイ及びフィンガを有する第2の検出器アレイ)を次々に読み出すことができるように、1つの代わりに2つのゲートラインが存在する。あるいは、2つの電極構造体(フィンガ)を同時に読み出すことができるように、1画素あたり1ゲートラインだが2本の読み出しラインがあってもよい。
櫛状のインターリーブ電極(フィンガ)22、32の構造サイズは10乃至20μm程度である。一例として、標準X線検出器で使用される154μmの標準画素サイズと互換性があるように、15．4μmのピッチで、5本のフィンガを下にし、5本のフィンガを上にすることができる。あるいは、19．25μmのピッチで、4本のフィンガを下にし、4本のフィンガを上にすることができる。DAX及びgbPC撮像では、インターリーブされるフィンガ電極のピッチが異なる検出器画素にわたって中断されない。
2つのチャネル又はアレイ20及び30のフィンガ電極22及び32を横切る代表的な信号分布が図5及び図6に示されており、簡単のために、示されているのは1つのX線相互作用イベントのみである。電荷雲は、光子が直接吸収材料によって吸収され、電荷が生成される点から移動することにつれて、電極に広がる。したがって、電荷雲は電極線(フィンガ)のいくつかを覆うことになる。この効果は、光子計数検出器技術におけるパルス共有として知られている。0．5mm厚の検出器層の場合、半径15μmの均一電球が期待できることをシミュレーションで示した。注意すべきことであるが、干渉装置において検出器が使用される場合、G2吸収格子及び関連する検出器を置き換えると、実際には検出器の表面に投影される縞パターンも存在することになり、ここで、干渉システムはフリンジ期間がフリンジ期間に一致するG2格子の期間に類似して、検出器アレイのそれぞれのフィンガの期間と等しくなるように設定される。
図5に示すように、電荷は、電極(フィンガ)全体に比較的均一に広がることができる。これは、電荷雲が非常に広い場合、又は初期イベント(すなわち、電荷雲中の光子の変換)がフィンガの間の境界の近くで起こった場合に起こり得る。
新しい設計では、パルスが2つのチャネルで同時に(同時モードで)検出され、それらの高さ(例えば、それらの全エネルギー)が比較される。これにより、全てのフィンガ22によって収集される第1検出器アレイ20内の全ての電荷が蓄積され、全てのフィンガ32によって収集される第2検出器アレイ30内の全ての電荷が蓄積される。1つのアレイにおける全エネルギーは、他のアレイにおける全エネルギーと比較することができる。アレイの一方又は他方へのX線相互作用イベントの割り当ては、どのアレイが純粋な光子計数システムを提供する最高の累積電荷を有したかに基づいて実行することができる。しかし、両方のアレイ又はチャネルからチャネルの1つ(第1の検出器アレイ20又は第2の検出器アレイ30)へのすべてのエネルギーの割り当ては、最高の信号を有するチャネル／アレイに基づいて行うこともでき、それによってエネルギー分解光子計数モードを提供する。図6に示すように、ある状況ではイベント及び／又はエネルギーが割り当てられるべきアレイの決定は非常に明確であり、画素の1つの検出器アレイのフィンガは画素の他の検出器アレイのフィンガよりも多くの電荷を明確に収集する。しかしながら、図5に示すように、状況は複雑になる可能性がある。1つはG1格子によって生成されるフリンジパターンが新しい検出器に投影され、それらのフリンジが横方向に移動することを想起しなければならず、ここで、フリンジは各検出器アレイのフィンガの周期と等しい周期を有することを思い出さなければならない。したがって、必ずしも干渉縞のピークは一方の検出器アレイのフィンガ上に集中して電荷を生成し、干渉縞の動きに伴って、その干渉縞のピークは、画素の他方の検出器アレイのフィンガ上に集中して電荷を生成するように動く。したがって、ある時点で、各アレイに対する蓄積電荷は同じであり、非計数ノイズであり、ノイズと共に、一方のチャネル又は他方への割当てが困難である範囲が存在する。この状況は上述のように、単一のx線相互作用イベントから電荷が広がるために、さらに複雑になる。換言すれば、特定のチャネルへの割り当ては、もし2つのチャネル内のパルスが高さにおいて非常に類似していれば、ノイズを強く受け、そこではショットノイズのために、全ての電荷が実際には間違ったチャネルに割り当てられ得る。これは、電荷雲が非常に広い場合や、初期イベント(すなわち、電荷雲中の光子の変換)がチャネルの境界近くで起こった場合に起こりうる。そして、論じられているように、ある干渉縞パターンで検出器の位置に起こる頻度が高くなると予想される。ノイズに対するこの感度は、これらのタイプのイベントが暗視野／位相コントラスト(DAX／gbPC画像)には望ましくないDCバックグランドを主に生成することを意味する。
したがって、パルスは2つのチャネルで同時に(同時モードで)検出され、それらの高さ(例えば、それらの全エネルギー)が比較される。そして、エネルギー差が決定され、以下のケースが対処される。 パルス間の差が閾値より大きい場合、全エネルギーは、より大きいパルスを有するチャネル(画素50の2つの検出器アレイ20又は30のうちの1つ)に割り当てられる。パルス間の差が閾値以下である場合、全エネルギーは、廃棄されるか、又は減衰画像の生成のためにのみ後に使用される第3のチャネルに割り当てられる。
代替実施形態では絶対閾値は存在しないが、2つのパルスの全エネルギーに対する閾値が存在する。そのようにして、すべての吸収イベントは1つの検出器画素内の電荷共有とは無関係に、正しい検出器アレイに帰属することができる。画素のエッジ付近の吸収イベントを説明するために、隣接する画素の一致する信号が比較され、それらがgbPC / DAX撮像におけるノイズをもたらす場合、それらは廃棄されるが、減衰画像を構築する際に利用されることができる。
図7は、G2のデューティサイクルに応じた任意の単位での信号対雑音比を示す。これは、DAX / gbPCの信号対雑音比(SNR)が同じ状態が画素の検出器アレイのフィンガに同様に適用される場合に、G2, のデューティサイクルを低減することによって改善され得ることを示す。注意すべきことであるが、デューティサイクルを減少させると、DAX(及び位相コントラスト画像)のSNRは改善されるが、減衰画像のSNRは減少する。なぜならば、第1の場所ではより多くの光子が廃棄されるからである。この効果は、以下により詳細に説明することができる。吸収G2を有する「従来の」暗視野／位相コントラストX線システムでは、減衰画像と暗視野画像は競合する利点を有する。減衰画像を考慮すると、G2格子は全く役に立たず、検出される光子の個数を減少させるだけであり、従って、SN比を減少させる。暗視野画像を考慮すると、正弦波状信号の振幅及び平均を測定したいので、それは少し複雑である。振幅については、信号の周期が回折格子の周期と一致していることに注意する必要がある。デューティサイクル50％の場合、基本的にボックスカーのローパスフィルタが信号に適用されてからサンプリングされる。ローパスフィルタリングは測定される信号の振幅を減少させるため、ローパスフィルタリングの影響を減少させるために、デューティサイクルを減少させることが望まれている。もちろん、同時に、光子の数が減り、したがってノイズが増える。図7は、約40％のデューティサイクルを有するG2格子を使用することが最良のトレードオフであるというシミュレーション結果を示す。したがって、G2／検出器の組み合わせを仮想的に作成する新しい検出器設計では、同様の高さを有するパルスを(閾値内で)破棄することによって、2つのチャネルのデューティサイクルが効果的に低減され、減衰画像の線量効率を維持しながら、暗視野画像及び位相コントラスト画像SNRが改善される結果となる。特定の状況において、電荷を通して離れることによってこのデューティサイクルを生成することに加えて、画素の2つの検出器アレイのフィンガの実際の構造は50％以外のデューティサイクルを有するように修正することができ、それによって、信号対雑音の改善も提供する。
したがって、DAX / gbPCのためのこの新しい検出器は、154μm正方形の検出器画素あたり2つの電極(フィンガ)のアレイを有する検出器をカウントする。特定の実施において、この画素サイズはスペクトルCTで使用される0．5mm四方の画素よりも10．5×小さく、これにより、スペクトルCT概念において、CZT検出器よりも10×低移動度を有する検出器材料の使用が可能になる。ペロブスカイト、とりわけメチルアミンヨウ化鉛(MA PbI3)は、このカウントDAX／gbPC検出器に適している。
本発明の実施形態は、異なる主題を参照して説明されることに留意される。特に、いくつかの実施形態は方法タイプの特許請求の範囲を参照して説明され、他の実施形態は装置タイプの特許請求の範囲を参照して説明される。しかしながら、当業者は上記及び以下の説明から、別段の通知がない限り、1つのタイプの主題に属する特徴の任意の組合せに加えて、異なる主題に関する特徴間の任意の組合せも、本出願で開示されると考えられることを理解するのであろう。しかしながら、全ての特徴を組み合わせて、特徴の単純な合計よりも多い相乗効果を提供することができる。
本発明は図面及び前述の説明において詳細に図示及び説明されてきたが、そのような図示及び説明は例示的又は例証的であり、限定的ではないと考えられるべきである。本発明は、開示される実施形態に限定されない。開示される実施形態に対する他の変形は図面、開示、及び従属請求項の検討から、請求される発明を実施する際に当業者によって理解され、達成されることができる。
特許請求の範囲において、単語「有する」は他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞「a」又は「an」は複数を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲において再引用されるいくつかの項目の機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項において再引用されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
Claims (15)
- 暗視野及び／又は位相コントラスト干渉撮像システムのための検出器であって、前記検出器は、
複数の画素と、
複数の第1の検出器アレイと、
複数の第2の検出器アレイと、
処理ユニットと
を有し、
前記複数の画素は2次元パターンで配置され、
各画素は、第1の検出器アレイ及び前記第2の検出器アレイを有し、
各第1の検出器アレイは、複数のフィンガを有し、
各第2の検出器アレイは、複数のフィンガを有し、
各画素に対して、前記第1の検出器アレイのフィンガは、前記第2の検出器アレイのフィンガと交互にインターリーブされ、
各画素について、入射X線光子との相互作用が、その画素の前記第1の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷生成をもたらし、その画素の前記第2の検出器アレイの少なくとも1つのフィンガにおける電荷生成をもたらし、
各画素について、前記第1の検出器アレイは、前記第1の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成され、前記第2の検出器アレイは、前記第2の検出器アレイの複数のフィンガに関連する累積電荷を検出するように構成され、
各画素について、前記処理ユニットは、最高累積電荷を有する前記検出器アレイに基づいて、前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかにX線相互作用イベントを割り当てるように構成される、検出器 。 - 各画素について、前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷とを、前記最高累積電荷を有する前記検出器アレイに基づいて、前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される、請求項1に記載の検出器。
- 直接変換基板が各画素に関連付けられる、請求項1乃至2の何れか一項に記載の検出器。
- 前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷との間の差が閾値よりも大きいとき、前記X線相互作用イベントを前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される、請求項1乃至3の何れか一項に記載の検出器。
- 前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷との間の差が閾値よりも大きいとき、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷とを、前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される、請求項1乃至4の何れか一項に記載の検出器。
- 前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷との間の差が閾値以下であるとき、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷とを廃棄するように構成される、請求項4乃至5の何れか一項に記載の検出器。
- 動作の減衰モードにおいて、前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷との間の差が閾値以下であるとき、前記X線相互作用イベントを、前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される、請求項1乃至6の何れか一項に記載の検出器。
- 動作の減衰モードにおいて、前記処理ユニットは、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷との間の差が閾値以下であるとき、前記第1の検出器アレイによって検出される前記累積電荷と、前記第2の検出器アレイによって検出される前記累積電荷とを、前記第1の検出器アレイ又は前記第2の検出器アレイの何れかに割り当てるように構成される、請求項1乃至7の何れか一項に記載の検出器。
- 前記第1の検出器アレイの各フィンガは10乃至20μmの幅を有し、前記第2の検出器アレイの各フィンガは10乃至20μmの幅を有する、請求項1乃至8の何れか一項に記載の検出器。
- 前記第1の検出器アレイのフィンガは、前記第2の検出器アレイのフィンガと同じ幅を有する、請求項1乃至9に記載の検出器。
- 前記第1の検出器アレイのフィンガは、前記第2の検出器アレイのフィンガと異なる幅を有する、請求項1乃至9の何れか一項に記載の検出器。
- 各画素の前記第1の検出器アレイは4又は5本のフィンガを有し、各画素の前記第2の検出器アレイは同数のフィンガを有する、請求項1乃至11の何れか一項に記載の検出器。
- 各画素は154μmの幅を有する、請求項1乃至12の何れか一項に記載の検出器。
- 各画素は154μmの幅に垂直な幅を有する、請求項1乃至13の何れか一項に記載の検出器。
- X線撮像システムであって、
X線源と、
干渉装置と、
請求項1乃至14の何れか一項に記載の検出器と
を有する、X線撮像システム。
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Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004151007A (ja) * | 2002-10-31 | 2004-05-27 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
| US20100246765A1 (en) * | 2009-03-31 | 2010-09-30 | Fujifilm Corporation | Radiation phase contrast imaging apparatus |
| WO2017212000A1 (en) * | 2016-06-08 | 2017-12-14 | Koninklijke Philips N.V. | Analyzing grid for phase contrast imaging and/or dark-field imaging |
| JP2018528408A (ja) * | 2015-07-21 | 2018-09-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 位相コントラスト及び／又は暗視野撮像のためのｘ線検出器 |
| CN109863424A (zh) * | 2017-08-23 | 2019-06-07 | 皇家飞利浦有限公司 | 对相衬x射线成像和/或暗场x射线成像中的x射线入射条纹图样的x射线探测 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001027656A1 (en) | 1999-10-08 | 2001-04-19 | Mamea Imaging Ab | Method and arrangement relating to x-ray imaging |
| JP4418888B1 (ja) | 2009-03-25 | 2010-02-24 | 株式会社アキュセラ | Ｘ線治療装置 |
| JP5875790B2 (ja) | 2011-07-07 | 2016-03-02 | 株式会社東芝 | 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 |
| US10365380B2 (en) | 2015-08-27 | 2019-07-30 | Koninklijke Philips N.V. | Photon counting device and method |
| US10573690B2 (en) | 2015-09-17 | 2020-02-25 | Koninklijke Philips N.V. | Method for producing a radiation detector and radiation detector |
| US10067240B1 (en) | 2017-03-06 | 2018-09-04 | Prismatic Sensors Ab | X-ray detector system based on photon counting |
-
2019
- 2019-10-01 EP EP19200734.2A patent/EP3799787A1/en not_active Withdrawn
-
2020
- 2020-09-16 JP JP2022520079A patent/JP7288145B2/ja active Active
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- 2020-09-16 WO PCT/EP2020/075798 patent/WO2021063674A1/en unknown
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004151007A (ja) * | 2002-10-31 | 2004-05-27 | Toshiba Corp | 放射線検出器 |
| US20100246765A1 (en) * | 2009-03-31 | 2010-09-30 | Fujifilm Corporation | Radiation phase contrast imaging apparatus |
| JP2018528408A (ja) * | 2015-07-21 | 2018-09-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 位相コントラスト及び／又は暗視野撮像のためのｘ線検出器 |
| WO2017212000A1 (en) * | 2016-06-08 | 2017-12-14 | Koninklijke Philips N.V. | Analyzing grid for phase contrast imaging and/or dark-field imaging |
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