JP6538721B2 - レーザー・コンプトンｘ線源を用いた二色放射線撮影の方法 - Google Patents

Description

発明の詳細な説明

〔関連出願に対するクロスレファレンス〕
本願は、ＵＳ仮出願番号６１／９９０、６４２「レーザー・コンプトンＸ線源を用いた二色放射線撮影システムおよび方法」（出願日：２０１４年５月８日）に基づく優先権を主張するものであり、当該仮出願は参照によって本明細書に含まれる。本願はＵＳ特許出願番号１４／２７４、３４８「効率的な狭帯域レーザー・コンプトンＸ線およびガンマ線源の調節された方法」（出願日：２０１４年５月９日）の部分継続出願であり、当該出願は参照によって本明細書に含まれる。ＵＳ特許出願番号１４／２７４、３４８は、ＵＳ仮出願番号６１／８２１、８１３「効率的な狭帯域レーザー・コンプトンＸ線およびガンマ線源の調節された長パルスの方法」（出願日：２０１３年５月１０日）に基づく優先権を主張するものであり、当該仮出願は参照によって本願に含まれる。ＵＳ特許出願番号１４／２７４、３４８は、ＵＳ仮出願番号６１／９９０、６３７「レーザー・コンプトンＸ線またはガンマ線源を用いた超低線量フィードバック撮像システムおよび方法」（出願日：２０１４年５月８日）に基づく優先権を主張するものであり、当該仮出願は参照によって本明細書に含まれる。ＵＳ特許出願番号１４／２７４、３４８は、ＵＳ仮出願番号６１／９９０、６４２「レーザー・コンプトンＸ線源を用いた２色放射線撮影システムおよび方法」（出願日：２０１４年５月８日）に基づく優先権を主張するものであり、当該仮出願は参照によって本明細書に含まれる。
〔連邦政府資金による研究または開発に関する表明〕
合衆国政府は、合衆国エネルギー省とローレンス・リバモア・ナショナル・セキュリティ、エルエルシーとのあいだで、ローレンス・リバモア・ナショナル・ラボラトリーの運営に関して締結された契約番号ＤＥ‐ＡＣ５２‐０７ＮＡ２７３４４に基づき、本発明に対する権利を有する。
〔背景技術〕
〔技術分野〕
本発明は、レーザー・コンプトン散乱によるＸ線およびガンマ線発生に関する。より詳しくは、本発明は、レーザー・コンプトンＸ線源を用いたサブトラクション放射線医学に関する。
〔背景技術〕
従来の二次元Ｘ線／ガンマ線撮影では、患者または対象は広域のＸ線またはガンマ線を照射され、送られた信号が二次元フィルムまたは検出器アレイに記録される。対象内の物質の密度のばらつきは、貫通放射のためにビーム伝達におけるばらつきを引き起こし、こうしたばらつきはフィルムまたは検出器アレイ上で影として現れる。この撮像技術のダイナミック・レンジは、検出器システムの応答反応、および対象の厚みと対象によるＸ線の二次散乱によって決まる。さらに、対象のすべての部位は、同じ入力束（単位面積当たりの光子）を受け、対象に衝突する総線量は、対象の面積および対象の最も密度の高い領域を貫通するのに必要な束、すなわち、対象内の対象構造を決定するのに必要な束によって設定される。この撮像の様相では、対象全体が高い線量を受ける。

目標の対象が小さいか低密度である撮像手順の場合は、原子番号の大きな造影剤を注入または摂取させ、目標の構造について特定の情報を提供する。例えば、冠動脈造影法では、目的は、血管の画像を得ること、とりわけ、血管の孔径が狭まったり血管が詰まったりした領域を特定することである。血液および血管は軟部組織でありサイズが小さいため、それらによるＸ線の減衰全体は、それらが存在する背景マトリクスに比べれば小さなものであり、そのため、従来の全身Ｘ線画像でそれらを十分に決定することは、不可能ではないにしても難しい。この問題を解決するため、周囲の生物学的物質より概して大きな原子番号を有する密度の高い物質を血流に注入して、対象領域でのＸ線減衰を増大させ、それによりコントラストを改善する。当然ながら、ヒトの撮像作業に用いる造影剤は、生物学的に不活性であるか、あるいは少なくとも比較的不活性であると保証されなければならない。冠動脈造影法の場合、ヨウ素含有化合物が造影剤として用いられてきた。ただ、このやり方は確かにコントラストを向上させ必要な空間的情報を提供してくれるが、患者が受ける線量は極めて高くなりうる。冠動脈造影法の中には、患者を丸一年分の許容線量にさらしうるものもある。

コントラストを向上させ、かつ／または、必要なコントラストレベルの画像に必要な線量を下げるため、二色サブトラクション撮像法が提案され、実施されてきた。この様相では、患者は、調整可能な、準単一エネルギーＸ線源を用いて二度照射される。一度目は、Ｘ線源のエネルギーを造影剤のＫ殻吸収端よりわずかに高く設定し、二度目は、わずかに低く設定する。図１に示すように、造影剤の吸収断面は、Ｋ殻吸収領域の周りで劇的に変化するが、一方、周囲の物質の吸収断面は比較的変わらない。二つの画像を標準化して、造影剤を含まない領域において同じ信号を有するようにすると、標準化された二つの画像のサブトラクションから、主に造影剤による画像が得られる。

シンクロトロンＸ線源からのフィルター光を用いて行った初期の実験により、このやり方は画像のコントラストを劇的に上げ、かつ／または患者に対する線量を劇的に減らすことができることが示されたものの、臨床的に互換性のある準単一エネルギーＸ線源がないために、実際の臨床現場での実施は比較的限定されていた。シンクロトロン源は高価であり（１０億ドル超）、大きく（直径１００メートル超）、比較的珍しい。それに加えて、シンクロトロン源の出力は一定で、急に調整することも、対象を容易にスキャンすることもできない。

なお、回転陽極に衝突する電子ビームの終端エネルギーを変化させて、最もエネルギーの高い光子が、求められるＫ端吸収より高いかわずかに低いようにすることで、Ｋ端撮像用に従来の制動放射線源を用いようとした試みもある。しかし実際には、これはあまりうまくいかない。制動放射線源の総Ｘ線量は、電子ビームの終端エネルギーからＤＣへと広がっており、そのため、ビームスペクトルのうち、Ｋ端を超える部分は総Ｘ線生成に比べて比較的小さく、そのため、画像は背景の吸収が支配的となる。このモードでは、患者に対する線量も高い。前記源の制動放射線スペクトラムの低いエネルギーテールに主に由来するためである。この問題は、スペクトルの高エネルギー部分と比較して低エネルギー部分を優先的に減らす原子番号の小さい物質でビームを減衰することで、ある程度は最小にすることができる。しかし、当然ながら、これは、撮像に利用可能なＸ線束の総量を減らし、照射Ｘ線ビーム内での画像品質を下げる散乱Ｘ線の比率を増やし、対象におけるＫ端を超える使用可能な光子およびそれ未満の使用可能な光子を同数生成するのにより高電流の陽極装置が必要となる。

なお、二色臨床撮像には、外殻の吸収端、すなわちＬやＭではなく、Ｋ殻端が一般的に用いられる。これは、Ｋ殻電子を取り除くのに必要なＸ線エネルギーは、臨床用の放射線撮影にとって重要なＸ線領域に一般的に含まれるのに対し、外殻吸収はより低いＸ線エネルギーで生じるからである。しかし、もし対象と源とが適合するならば、同じ二色画像サブトラクションスキームを、外殻吸収端を用いてより低いエネルギーで実施してもよい。
〔発明の概要〕
対象の高コントラストサブトラクションＸ線画像をレーザー・コンプトンＸ線源によるスキャン照射で生成する新たな方法を記載する。本発明はレーザー・コンプトン散乱プロセスのスペクトルと角度の相関関係および特別に設計した開口部および／または検出器を用いて、細いＸ線ビームを生成／記録する。当該ビームのスペクトルは、高エネルギーＸ線の軸上領域と、その周辺のわずかに低いエネルギーＸ線の領域とからなる。レーザー・コンプトン源の終端エネルギーは、高エネルギーＸ線領域が、対象内の特定の造影剤または特定物質のＫ殻吸収端（Ｋ端）を超える光子を含み、一方、その外側の領域が、同じ造影剤または特定物質のＫ端より小さいエネルギーを有する光子からなるように設定される。対象をこのビームで照射することで、当該ビームのそれぞれの部分で照射された領域について、当該対象のＫ端を超える吸収反応とＫ端未満の吸収反応とを同時に記録する。ビームをスキャンするかあるいはビームに対して対象をスキャンすることで、当該対象のＫ端を超える空間反応およびＫ端未満の空間反応を構築することができる。これらの空間反応は、適切に標準化され互いからサブトラクトされると、対象内の特定の造影剤または特定物質の存在または不在に対する感度を有するマップを生成する。それゆえ、サブトラクション画像は、対象内の造影剤または特定物質の存在を示す高コントラスト放射線写真となる。

上記技術をさまざまなＸ線撮像作業に用いて、対象に対して一定のＸ線線量が当てられた際の画像コントラストを高めるか、あるいは求められるコントラストのＸ線画像を得るのに必要なＸ線線量を減らすことができる。特に注目すべきは、この方法は、対象のＫ端を超えるマップとＫ端未満のマップの双方を、Ｘ線源の終端エネルギーの調整またはＸ線源のビーム全体のフィルタリングなしに得ることであり、しかもそれを、従来の回転陽極Ｘ線源には通常存在する低エネルギー非貫通Ｘ線で対象を照射することなしに行えることである。可能な用途としては、血液を造影剤としてのヨウ素でドープして動脈閉塞の画像を提供するのに使われる冠動脈造影法、あるいは胸部にガドリニウムベースの造影剤を注入して前癌物質と関連している血管新生の画像を得るのに使われる低線量マンモグラフィが挙げられるが、これらに限定されるものではない。どちらの場合でも、造影剤のサブトラクションＸ線画像は重要な情報を提供でき、しかもそれを、従来のＸ線放射撮影法と同等のあるいはよりよい画質で、かつ／または従来のＸ線放射線撮影法よりもずっと少ない線量で行う。

本発明は広範囲の用途に用いられる。そうした用途としては、高コントラストＸ線撮像、医療用Ｘ線撮像（例えば、血管造影法やマンモグラフィ）、対象または患者内の特定の原子種のサブトラクションＸ線撮像、Ｘ線を用いた多数の構成要素の非破壊的鑑定（例えばコンピュータのチップや構成要素の要素特定放射線撮影）が挙げられる。
〔図面の簡単な説明〕
添付の図面は、本開示に組み込まれその一部を成すものであり、本発明の実施形態を示し、明細書とともに本発明の本質を説明するものである。

図１は、さまざまな要素のＫ端吸収係数対エネルギーを示す。

図２Ａは、開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの、ゆるく開口部を通した広帯域スペクトルを示す。

図２Ｂは、開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの、軸上高エネルギー狭帯域スペクトルを示す。

図２Ｃは、開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの軸上スペクトルを取り囲む狭帯域のより低いエネルギースペクトルを示す。

図２Ｄは、図２Ａから２Ｃの開口ビームの角関連スペクトルを示す。

図３Ａは、Ｋ端を超えるレーザー・コンプトンＸ線源を撮像する構成を示す。

図３Ｂは、Ｋ端未満のレーザー・コンプトンＸ線源を撮像する構成を示す。

図４Ａは、本発明の二画素の様相の実施形態を示す。

図４Ｂは、図４Ａの二画素の様相とともに用いる二画素検出器の実施形態を示す。

図５Ａは、本発明の「多画素」の様相の実施形態を示す。

図５Ｂは、図５Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。当該検出器は画素の二次元アレイからなっており、ビームの高エネルギー部分と低エネルギー部分両方の範囲を定める。

図６Ａは、本発明の「均等な空間寸法」の様相の実施形態を示す。この実施形態では、ビームがスリットを通過することで、ビームの諸部分が横または縦の寸法において等しくなるようにする。

図６Ｂは、図６Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。

図７Ａは、本発明の「非連続環状ビーム」の様相の実施形態を示す。この実施形態では、ビームは開口部／ビームブロックのセットであり、高エネルギーＸ線および低エネルギーＸ線を用いてそれぞれ異なる環状ビームを作る。

図７Ｂは、図７Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。

図７Ｃは、Ｘ線内に位置する環状ビームブロック９０の拡大図を示す。

図８Ａは、本発明に係る「ディザリング検出器」の様相を示す。

図８Ｂ−８Ｄは、図８Ａの実施形態のビーム内における検出器のさまざまな位置を示す。

図９Ａ−９Ｂは、本発明に係る「ディザリング開口部」の様相を示す。
〔発明を実施するための形態〕
本発明では、レーザー・コンプトン散乱プロセスを用いてＸ線ビームを生成する。このＸ線ビームは、二つの異なるＸ線スペクトルを有する二つの異なる空間的領域から成っている。一方の領域は軸上にあり、より高いエネルギーの光子を有する。他方の領域は上記一方の領域を取り巻き、より低いエネルギーの光子を有する。このビームはそれから、スキャン撮像の様相で用いられて、対象の二色サブトラクションＸ線画像を生成する。レーザー・コンプトンＸ線ビームエネルギーを適切に設定しているので、このサブトラクション画像は、放射線撮影された対象内の特定の物質の存在に対してのみ高い感度を有する。この高コントラスト低線量の画像は、レーザー・コンプトンＸ線源の終端エネルギーを調整することなしに、つまり、Ｘ線源を調整することなしに、得られる。

レーザー・コンプトン散乱（逆コンプトン散乱とも称される）は、エネルギーレーザーパルスが相対論的電子の短期間の集団から散乱するプロセスである。このプロセスは、準単一エネルギーＸ線ガンマ線放射の短期間の突発を生じさせるのに便利な方法だと認識されてきた。電子と相互に作用する際、入射したレーザー光は、上記集団内の電子の横軸の動きを引き起こす。実験室の静止座標で観察した際のこの動きからの放射は、前方に向かう、ドップラー偏移した、高エネルギー光子のビームとして見える。正面衝突するため、レーザー・コンプトン源の全スペクトルはＤＣから入射レーザーのエネルギーの４γ^２まで広がる。ここで、ガンマは電子ビームの標準化されたエネルギーである。すなわち、ガンマ＝1 when Electron energy?＝５１１ＫｅＶである。レーザー・コンプトン源の終端エネルギーは、電子の集団のエネルギーおよび／またはレーザー光子のエネルギーを変えることで調整できる。数ＫｅＶから１ＭｅＶを超えるまでの範囲の高エネルギー放射のビームがこのプロセスによって生成され、広範囲の用途に用いられてきた。

放射されたコンプトン光のスペクトルは、正方向にのみ出射された最も高いエネルギーの光子を有する電子ビームの進行方向と、角度において高い相関関係がある。図２を参照のこと。レーザー・コンプトンビームの通路に適切に設計した開口部を設けることで、帯域幅（ＤＥ／Ｅ）が通常は１０％以下である準単一エネルギーＸ線またはガンマ線ビームを容易に作ることができる。

レーザー・コンプトンＸ線源は、特に従来の回転陽極Ｘ線またはガンマ線制動放射線源と比較して極めて平行化されている。レーザー・コンプトン源の半帯域幅スペクトルの出射の円錐角は、ガンマで１ラジアンまたはミリラジアンのオーダーであり、最も狭い帯域幅の円錐角、スペクトルの軸上部分は、１０マイクロラジアンのオーダーであってもよい。典型的な回転陽極源は、０．５ラジアンまでのビームの開きを有する。このように極めて平行であるために、レーザー・コンプトンＸ線源は画素毎に撮像する様相に理想的に適している。

さらに、レーザー・コンプトンＸ線源は、衝突点（相互干渉点）においてレーザー光子と電子が同時に存在することに依存している。どちらかを取り除くと、レーザー源の出力はなくなる。そのため、Ｘ線またはガンマ線出力を急に点けたり消したりするのが容易である。

図２Ａから２Ｄに示すように、本発明は、レーザー・コンプトンＸ線ビームの、角度と相関関係のあるスペクトル出力の二つの領域を用いている。最も高いエネルギーの光子を含むビームの軸上部分と、そのすぐ外を取り囲む、それより低いエネルギーの光子を含むビームの部分である。ビームの軸上部分と比較しての、取り囲む領域の範囲や、取り囲む領域のスペクトルや、取り囲む領域の光子の数は、ビーム全体を適切な開口部および／または決まったサイズのビームブロックに通すことで簡単に決めることができる。レーザー・コンプトンＸ線源を、一定のレーザーパルスエネルギーおよび一定のバンチ電荷で作動させることで、レーザー・コンプトンＸ線源の総出力および上記二つの領域におけるＸ線光子総数同士の比を一定で定まったものにできる。

具体的には、図２Ａに、レーザー・コンプトンＸ線源からの拡散出力ビーム１０の側面断面図を示す。当該断面は、ビーム１０の中心を通るページの平面で切り取ったものである。以下の説明では、「軸」という用語は、ビーム１０が伝搬する中心の光学軸を示す。ビーム１０のエネルギーは軸上領域１２の中心で最も高く、中心軸からのビームの半径距離とともに減少する。このため、領域１４は領域１２よりもエネルギーが小さく、領域１６は領域１４よりもエネルギーが小さい。図２Ａ、２Ｂ、２Ｃの諸領域は互いに分離するはっきりとした線を有しているが、実際には、最も中心の最もエネルギーの高いビームから外半径の最も低いエネルギーまで、エネルギーが連続的に変化している。この図は、円形開口部２０の断面図も含んでいる。図２Ａでは、開口部２０は、領域１２と１４は通すが、領域１６の大部分は通さず、ただし小さな部分だけは通す大きさの開口直径を有している。図２Ｄの曲線４０より下の領域は、ビーム領域１２、１４、１６の各部分のエネルギーの合計である光（Ｘ線エネルギー）の、ゆるい開口部を通った、広帯域スペクトルである。図２Ｂに、小直径開口部２２の使用を示す。図２Ｄの曲線より下の領域は、ビーム領域１２だけの、軸上高エネルギー狭帯域スペクトルを示す。図２Ｃは、ビーム領域１２および１４は通すがビーム領域１６は通さない大きさの直径を有する開口部２４の使用を示す。ビームブロック２６が設けられてビーム領域１２をブロックし、これにより、ビーム領域１４だけが目標に向かって伝搬できる。なお、ビーム１４は側面図で示されている。したがって、実際には、ビームは円形であり、ビーム領域１２が開口部２６でブロックされているため中心領域にはエネルギーがない。このため、図２Ｄの曲線４４より下の領域は、ビーム領域１４だけの、狭帯域低エネルギースペクトルを示す。なお、本明細書に記載した例示的な実施形態の多くでは円形の開口部を用いているが、本発明は特定の開口部の形状に限定されるものではない。送られた正確なスペクトルは、開口部および／またはビームブロックの形状およびサイズ、およびレーザーの偏光によって決まる。

二色サブトラクションＸ線画像を生成するために、低拡散のレーザー・コンプトンＸ線ビームで対象をスキャンするか、あるいは固定されたビームで対象をラスタスキャンするか、あるいはビームのスキャンと対象のスキャンを組み合わせる。例示のため（図３Ａおよび３Ｂを参照）、ビームが固定されてＺ方向に伝搬し、対象がＸＹ平面でラスタスキャンされると仮定する。二色サブトラクション画像の目的は、この対象内部に、自然に生じるあるいは造影剤として人工的に加えられた特定の原子物質の存在を検出することである。レーザー・コンプトン源用のビームエネルギーは、軸上高エネルギーＸ線ビーム光子が原子物質／造影剤のＫ殻吸収端を超えており、外側のそれを取り囲む低エネルギーＸ線ビーム光子がＫ殻吸収閾値より下にあるように選択される。スキャンの位置毎に、送られたＸ線ビームは、当該Ｘ線ビームと一直線上にあり当該Ｘ線ビームに対して空間的に固定されている電子Ｘ線高感度検出器に衝突する。検出器は、Ｘ線ビームの内側部分および外側部分から当該検出器に衝突する、弾道光子の数をそれぞれ記録する。対象を十分にスキャンしたら、ビームの内側部分と外側部分双方はそれぞれ、対象の二次元の範囲全体を露光し終えているであろう。検出器がＸ線の光子の数をビームの内側部分の位置の関数として記録することは、対象が造影剤のＫ端を超える光子を減衰することを表す。一方、検出器がビームの外側部分に対してＸ線の光子の数を記録することは、対象が造影剤のＫ端未満の光子を減衰することを表す。造影剤の吸収原子とは異なる原子からなる対象内の物質に対して、Ｘ線ビームの二つの領域に含まれる光子の相対的な減衰は基本的に同じである。したがって、スキャンによって得られた二つの画像を、適切に標準化して数値の上でサブトラクトすると、造影剤がある場所以外はすべて、差は一次ゼロとなる。この技術は、対象内の造影剤や特定の原子物質が当該対象の全マトリクスと原子量が大きく異なる場合、そうした造影剤や特定の原子物質の撮像用に、極めて高感度で低線量の様相を提供する。

より具体的には、図３Ａに、図２Ｂのシステムによって提供されるビーム領域１２を示す。レーザー・コンプトンＸ線源は、ビーム領域１２が対象５０における対象物質のＫ端を超えるエネルギーを有するように、構成されている。対象例５０はヒトの組織でもよいが、もちろん他の対象をビームの中に配置してもよい。ビーム領域１２は、対象５０を通ってＺ方向へ伝搬し、Ｘ線検出器５２へと達する。そのような検出器は本技術分野で知られている。また、図は対象をヒトとしている。そのような場合、その人間は、対象物質を含む造影剤を摂取または注入される。その人間または対象をＸＹ方向にラスタスキャンして、造影剤によって吸収されないＫ端を超えるＸ線光子の画像を集めたり取得したりできる。図３Ｂに、図２Ｃのシステムによって提供されるビーム１４を示す。この場合、ビーム領域１４だけが、物体５０を通って伝搬し、Ｘ線検出器５２に達する。その人間または対象をＸＹ方向にラスタスキャンして、物体を通過するＫ端を下回るＸ線光子の画像を集めたり取得したりできる。本明細書で論じたように、スキャンによって得られた二つの画像を、適切に標準化して数値の上でサブトラクトすると、造影剤がある場所以外はすべて、差は一次ゼロとなる。

一つの特別な例としては、ヨウ素を含有する造影剤を血流に注射する血管造影法が挙げられる。ヨウ素は原子番号が５３であり、３３．２ＫｅＶのＫ端吸収エネルギーを有する。それを取り囲む組織は、通常、より原子量の低い原子、例えば炭素、酸素、水素などからなる。これらの原子は、ヨウ素のＫ端である３３．２ＫｅＶ前後ではさほど減衰しない。このようにして、ヨウ素のＫ端に合わせたレーザー・コンプトンＸ線ビームを用いた二色サブトラクション画像により、ヨウ素の位置を示す高コントラストマップが生成され、その結果、ヨウ素を含む血管の高コントラスト画像が生成される。

以下に、レーザー・コンプトンＸ線源を用いた二色サブトラクション撮像の変形例をいくつか示す。本発明はこれらの例に限定されるものではない。

１．図４Ａに、本発明の二画素の様相の実施形態を示す。図４Ｂに、図４Ａの二画素の様相とともに用いる二画素検出器の実施形態を示す。この例においては、検出器は二つの検出領域だけを有する。ビームの軸上高エネルギー領域（ビーム領域１２）の範囲を定める検出領域と、ビームの所望の周辺低エネルギー領域（ビーム領域１４）の範囲を定める検出領域である。そのような検出器は、珪素Ｘ線ダイオードを形成するのに用いるのと同じ微細成形加工技術を用いて組み立ててもよい。あるいは、検出器の画素が上記二つの領域と関連する二つのグループに分けられるならば、Ｘ線ＣＣＤのような二次元検出器を用いてもよい。この様相の利点は、検出器を単純化できることと、データの削減である。しかしながら、画像の空間分解能は、二つの領域におけるビームの空間的範囲に限定される。図４Ａは、対象５０と二画素Ｘ線検出器５６とのあいだに高Ｚチューブ７０を有する。高Ｚチューブ７０は、散乱したＸ線が検出器５４に到達するのを防ぐため、ビームの直径に合わせてある。図４Ｂに、二画素Ｘ線検出器５４の面を示す。内側の丸い画素領域６４はＫ端「を超える」光子を記録し、外側の環状の画素領域６６はＫ端「未満の」光子を記録する。

２．図５Ａに、本発明の「多画素」の様相の実施形態を示す。図５Ｂに、図５Ａの実施形態とともに用いる例示的な検出器の面を示す。当該検出器は画素の二次元アレイからなっており、ビームの高エネルギー部分と低エネルギー部分両方の範囲を定める。図５Ａの要素は図４Ａの要素と同じなので、同じ番号を与えられている。違いは、本実施形態が二次元Ｘ線検出器アレイ５６を用いていることである。この例では、検出器は、高分解能二次元検出器、例えば二次元Ｘ線ＣＣＤ検出器だが、これに限定されるものではない。画像の空間分解能はＣＣＤ要素の間隔とレーザー・コンプトンＸ線源のサイズで決まる。画像の数値上の登録およびサブトラクションは、上記の変形例１よりも多くの計算を必要とする。アレイタイプの検出器を用いる実施形態では、高エネルギー領域内に完全にある画素だけが、当該領域のエネルギーレベルを計算するのに用いられる。同じことはより低いエネルギー領域にも当てはまる。より低いエネルギービーム領域を検出するアレイの領域内に完全にある画素だけが、より低いビームエネルギーレベルを計算するのに用いられる。それぞれのビーム領域内に完全に存在するわけではない画素は、計算の際に捨てられる。図５Ｂに、検出器アレイの面を示す。内側の画素領域７４はＫ端「を超える」光子を記録し、外側の画素領域７６はＫ端「未満の」光子を記録する。

３．均等な面積の様相を用いる実施形態においては、二つのＸ線領域の面積は等しく設定される。これは、ビームの中に開口部を置いて外側の周囲のビームの範囲を限定することでも達成できるし、あるいはビームの外側領域によって範囲を定められる検出器の範囲を限定して、ビームのこの部分によって照射される面積がビームの内側部分によって照射される面積に等しくすることでも達成できる。このモードは、画像の再構成と関わる演算オーバーヘッドを減らし、ビームの一方の部分が、他方の部分より多く、対象をサンプルしないようにする。

４．均等な束の様相を用いる実施形態では、周辺領域のサイズは、当該領域に含まれる光子の総数が軸上領域に含まれる光子の総数に等しくなるように設定される。二つの領域で記録された画像は当然、標準化され、それにより画像の再構築を容易にする。

５．図６Ａに、本発明の「均等な空間寸法」の様相の実施形態を示す。この実施形態では、ビームがスリットを通過することで、ビームの諸部分が横または縦の寸法において等しくなるようにする。図６Ｂに、図６Ａの実施形態とともに用いる検出器５６を示す。図５Ａの要素と同じ要素は同じ番号を与えられている。この例では、ビーム全体がスリット開口部８０を通過することで、周辺領域が横または縦の寸法において限定され、軸上高エネルギーＸ線領域の横または縦の寸法と等しくなる。これにより、スキャンとデータ検索アルゴリズムが単純化される。図６Ｂに、検出器アレイの面を示す。内側の画素領域８４はＫ端「を超える」光子を記録し、外側の画素領域８６はＫ端「未満の」光子を記録する。

６．図７Ａに、本発明の「非連続環状ビーム」の様相の実施形態を示す。図５Ａの実施形態と同じ要素は同じ番号を与えられる。環状開口部９０は、ビーム領域１２’とビーム領域１４’のあいだに光子のない領域９２を作るように配置されている。図７Ｂに、図７Ａの実施形態とともに用いる検出器の面を示す。直線偏光レーザー光のレーザー・コンプトンＸ線ビームプロファイルは、長円形をしている。この様相では、円形の環状オブスキュレーションがビーム内に配置され、ビームの二つの異なるスペクトル領域を形成している。これは、異なるビーム領域を物理的に形成する最も単純な方法である。

７．図８Ａに、本発明に係る「ディザリング検出器」の様相を示す。図５Ａの実施形態と同じ要素は同じ番号を与えられる。図８Ｂから８Ｄに、図８Ａの実施形態のビーム内における検出器のさまざまな位置を示す。この例では、Ｘ線ダイオードとコリメータ開口部／チューブとから成る単一画素検出器５８が、Ｘ線ビームの高エネルギー部分に等しい領域の範囲を定める。Ｘ線ビームを固定して、検出器をレーザーの伝搬方向を横切る面でディザリングし、当該検出器がビームの低エネルギー部分と高エネルギー部分を交互に受けるようにする。図８Ｂに、「上」位置に配置してＫ端「未満の」光子１４のみを受け取るようにした検出器５８を示す。図８Ｃに、「中」位置に配置してＫ端「を超える」光子１２のみを受け取るようにした検出器を示す。図８Ｄに、「下」位置に配置してＫ端「未満の」光子１４のみを受け取るようにした検出器を示す。この様相により、最も速く、最も単純で、かつ／または最も安価な検出器を用いてＸ線画像を生成することが可能になる。しかしこの様相は、対象が受ける線量が二倍になる。

８．図９Ａと９Ｂに、本発明に係る「ディザリング開口部」の様相を示す。図５Ａの実施形態と同じ要素は同じ番号を与えられる。この例では、ビーム領域１２と１４双方の全領域の範囲を定める固定検出器６０が用いられる。Ｘ線ビームを生成するレーザー電子相互作用点の後ろで対象の前に、可動開口部またはビームブロック１１０がビーム中に配置される。この開口部の役割は、ビームのうち軸上高エネルギー部分と周辺低エネルギー部分とを、レーザー・コンプトンＸ線源のパルス出力に合わせて交互にブロックすることである。図９Ａに、「中」位置に配置されて、高エネルギーＸ線からなるビーム領域１２だけを通す開口部１１０を示す。図９Ｂに、「上」位置に配置されて、低エネルギー線からなるビーム領域１４だけを通す開口部１１０を示す。この交互のビームブロックは、幾通りものやり方で作ることができる。例えば、適切な形状の高Ｚ物質を低Ｚディスク上に配置し、当該ディスクをビームの中で開口部を設けるような速度で回転させ、所望のビーム部分がブロックされ所望のビーム部分が送られるようにすることによってである。この様相は、対象のＫ端「を超える」減衰とＫ端「未満の」減衰とを交互に記録する。この様相により、速く、単純で、かつ／または安価な検出器を用いてＸ線画像を生成することができ、対象は上記１から６の例以上の線量にさらされない。しかし、この様相は、画像を蓄積するのに二倍長くかかる。なお、ディザリング検出器とディザリング開口部の様相を組み合わせて、より面積の狭いＸ線検出器を用いることができる。原則として、本開示に示された散乱減少チューブ７０は、開口部および／または検出器と同期してディザリングすることができ、それにより、チューブ直径を小さくし、撮像された対象の背面から現れる不必要な散乱Ｘ線光子をより多く区別することができる。

９．本発明の一実施形態を二重環状様相と呼ぶ。この例では、ビームの軸上部分は用いられず、ビームの二つの環状部分が選ばれる。ビームのスペクトルのエネルギーは角の関数として減少するので、外側の環より高いエネルギー光子を含んでいる内側の環を選ぶことができる。上記したように、これら二つの環を用いて、二色サブトラクション画像を形成することができる。この様相特有の利点は、二つのビームは同様の形状を持つということのみである。この実施形態では、内側の環はＸ線ビームの光軸上に中心を置いてはいないが、源の電力を高めて、内側の環が対象物質のＫ端を超えるエネルギーレベルを有するようにできる。

１０．他の実施形態では、開口部を用いてレーザー・コンプトンビームの範囲を制限することはせず、全ビームが撮像対象に入射する。ビーム通路から対象を取り除くことで、全レーザー・コンプトンビームのプロファイルが下流の二次元検出器上に得られる。この検出器上の画像位置は、Ｘ線光子エネルギーの特定の範囲と関連しており、上記のように用いて二色サブトラクションレントゲン写真を生成することができる。この様相は、レーザー・コンプトン源で対象をスキャンし、外側のビーム範囲を制限する可動開口部が非実際的である用途に適している。

１１．他の様相では、タイムゲート検出器を用いて、当該検出器に届くＫ端光子を超えるかそれ未満の弾道光子を記録し、検査中の対象によって散乱され検出器の位置に達しうる任意の光子と区別する。当該検出器のタイムゲートは、レーザー・コンプトンＸ線パルスの持続時間のオーダー、つまり数ピコ秒から数十ピコ秒である必要がある。タイムゲートはＸ線パルスと同期している必要がある。この様相は、画像から背後で散乱したＸ線光子を取り除くことで一定の線量につきより高いコントラストを可能にするのみならず、Ｋ端を超える画像およびＫ端未満の画像それぞれにおいて正確なエネルギーの弾道光子のみが存在するようにすることでサブトラクション画像を改良する。この様相は、ゲート二次元検出器で実現してもよいし、ゲート単一画素検出器で実現してもよい。

本発明に関する上記記載は例示および説明のために提示されたものであり、網羅的である意図、または開示されたそのままの形態に本発明を限定する意図によるものではない。上記教示に照らして、多数の変形や変更が可能である。開示された実施形態はあくまでも本発明の本質およびその実際の応用を説明するためのものであり、それによって、当業者が、意図された実際的な利用に適したさまざまな実施形態およびさまざまな変形例において最もよく本発明を用いることができるようにするためのものである。本発明の範囲は、以下の請求項により定められるべきものである。

さまざまな要素のＫ端吸収係数対エネルギーを示す。 開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの、ゆるく開口部を通した広帯域スペクトルを示す。 開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの、軸上高エネルギー狭帯域スペクトルを示す。 開口部を設けたレーザー・コンプトンＸ線源からのビームの軸上スペクトルを取り囲む狭帯域のより低いエネルギースペクトルを示す。 図２Ａから２Ｃの開口ビームの角関連スペクトルを示す。 Ｋ端を超えるレーザー・コンプトンＸ線源を撮像する構成を示す。 Ｋ端未満のレーザー・コンプトンＸ線源を撮像する構成を示す。 本発明の二画素の様相の実施形態を示す。 図４Ａの二画素の様相とともに用いる二画素検出器の実施形態を示す。 本発明の「多画素」の様相の実施形態を示す。 図５Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。当該検出器は画素の二次元アレイからなっており、ビームの高エネルギー部分と低エネルギー部分両方の範囲を定める。 本発明の「均等な空間寸法」の様相の実施形態を示す。この実施形態では、ビームがスリットを通過することで、ビームの諸部分が横または縦の寸法において等しくなるようにする。 図６Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。 本発明の「非連続環状ビーム」の様相の実施形態を示す。この実施形態では、ビームは開口部／ビームブロックのセットであり、高エネルギーＸ線および低エネルギーＸ線を用いてそれぞれ異なる環状ビームを作る。 図７Ａの実施形態とともに用いる検出器を示す。 Ｘ線内に位置する環状ビームブロック９０の拡大図を示す。 本発明に係る「ディザリング検出器」の様相を示す。 図８Ａの実施形態のビーム内における検出器のさまざまな位置を示す。 本発明に係る「ディザリング開口部」の様相を示す。

Claims (30)

1. 試験要素のＫ殻吸収端より大きなエネルギーを有する第一ビーム領域を含むＸ線ビームを供給する工程であって、当該Ｘ線ビームはさらに、当該試験要素のＫ殻吸収端より小さなエネルギーを有する第二ビーム領域を含む、工程と、
   前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とが重複しないように前記Ｘ線ビームを対象上の第一の位置に向ける工程と、
   前記第一ビーム領域の第一エネルギーと前記第二ビーム領域の第二エネルギーそれぞれの部分が前記第一の位置を通過したあと、前記第一エネルギーと前記第二エネルギーとを検出する工程と、
   前記第一エネルギーのパターンと前記第二エネルギーのパターンとの差異を計算する工程と、
   前記差異を表示する工程と、を含む方法。
2. 前記Ｘ線ビームをレーザー・コンプトンＸ線源で生成する工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記差異を表示する工程は、前記差異をデータまたは画像として表示する工程を含む、請求項１に記載の方法。
4. 請求項１に記載の諸工程を異なる位置で複数回繰り返す工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記対象と前記Ｘ線ビームそれぞれの相対的位置を互いにラスターすることにより、請求項１に記載の諸工程を複数回繰り返す工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記Ｘ線ビームは前記源と前記対象とのあいだの開口部を通され、前記Ｘ線ビームの前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域のみが前記対象へと伝搬する、請求項１に記載の方法。
7. 前記第一ビーム領域または前記第二ビーム領域のうち一度に一方しか前記位置に伝搬できず、その後、他方が前記位置に伝搬する、請求項６に記載の方法。
8. 前記対象によって散乱されたＸ線の少なくとも一部を、高Ｚチューブを用いて検出されないようにする、請求項１に記載の方法。
9. 前記検出する工程は、前記第一エネルギーを検出する内側領域および前記第二エネルギーを検出する外側領域を有するＸ線検出器を用いて行われる、請求項１に記載の方法。
10. 前記検出する工程は、二次元Ｘ線検出器アレイを用いて行われる、請求項１に記載の方法。
11. 前記二次元検出器アレイの画素のうち、前記第一エネルギーに完全に覆われた画素だけを用いて前記第一エネルギーを計算し、前記二次元検出器アレイの画素のうち、前記第二エネルギーに完全に覆われた画素だけを用いて前記第二エネルギーを計算する、請求項１０に記載の方法。
12. 前記Ｘ線ビームをスリットに通すことで、前記第一ビーム領域の一つの寸法と前記第二ビーム領域の一つの寸法とを同じにする、請求項１に記載の方法。
13. 前記Ｘ線ビームを開口部に通すことで、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とのあいだに、どちらの領域の光子も存在しない異なる領域を存在させる、請求項１に記載の方法。
14. 前記検出する工程は、面積が小さいので前記第一エネルギーと前記第二エネルギーのうち一方しか一度に検出できないＸ線検出器を用いて行われ、当該方法はさらに、前記検出器を前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とのあいだでディザリングする工程を含む、請求項１に記載の方法。
15. 前記第一領域と前記第二領域は開口部を通されることでほぼ同じ面積を有する、請求項１に記載の方法。
16. 前記第二領域のサイズは、前記第二ビーム領域に含まれる光子の数が前記第一領域に含まれる光子の数に等しくなるように設定される、請求項１に記載の方法。
17. 前記ビームの通路内で前記対象より前に開口部が設けられ、当該開口部は前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域のうち一方だけが通るように構成されており、当該方法はさらに、前記開口部をディザリングして、まず一方のビーム領域を、続いて他方のビーム領域を通す、請求項１に記載の方法。
18. 試験要素のＫ殻吸収端より大きなエネルギーを有する第一ビーム領域を含むＸ線ビームを供給する源であって、当該Ｘ線ビームはさらに、当該試験要素のＫ殻吸収端より小さなエネルギーを有する第二ビーム領域を含む、源と、
    前記第一ビーム領域の第一エネルギーと前記第二ビーム領域の第二エネルギーそれぞれの部分が対象の第一の位置を通過したあと（ここで、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とは、前記対象上の第一の位置に向ける際に重複しない）、前記第一エネルギーと前記第二エネルギーとを検出するよう構成された検出器と、
    前記第一エネルギーのパターンと前記第二エネルギーのパターンとの差異を計算するよう構成された処理装置と、
    前記差異を表示するよう構成された表示装置と、を備える装置。
19. 前記源はレーザー・コンプトンＸ線源を含んでいる、請求項１８に記載の装置。
20. 前記源と前記対象とのあいだに位置する第一開口部をさらに備え、当該開口部は、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域のみを前記対象へと伝搬させる、請求項１８に記載の装置。
21. 前記第一ビーム領域または前記第二ビーム領域のうち一度に一方しか前記位置に伝搬できず、その後、他方が前記位置に伝搬する、請求項２０に記載の装置。
22. 前記対象と前記検出器との間に位置する高Ｚチューブをさらに備え、前記高Ｚチューブは、前記対象によって散乱されたＸ線の少なくとも一部を検出されないようにする、請求項１８に記載の装置。
23. 前記検出器は、前記第一エネルギーを検出する内側領域および前記第二エネルギーを検出する外側領域を有する、請求項１８に記載の装置。
24. 前記検出器は二次元Ｘ線検出器アレイを含む、請求項１８に記載の装置。
25. 前記源と前記対象とのあいだに位置するスリット開口部をさらに備え、前記スリットは、前記第一ビーム領域の一つの寸法と前記第二ビーム領域の一つの寸法とをほぼ同じにする、請求項１８に記載の装置。
26. 前記ビーム内に位置する環をさらに備え、当該環は、前記Ｘ線ビームを開口部に通すことで、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とのあいだに、どちらの領域の光子も存在しない異なる領域を存在させる、請求項１８に記載の装置。
27. 前記検出器は面積が小さいので前記第一エネルギーと前記第二エネルギーのうち一方しか一度に検出できず、当該装置はさらに、前記検出器を前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とのあいだでディザリングする手段を備えている、請求項１８に記載の装置。
28. 前記ビーム内に位置する開口部を有し、当該開口部は、（ｉ）前記第一領域と前記第二領域がほぼ同じ面積を持つよう設定すること、（ｉｉ）前記第二領域のサイズを、前記第二ビーム領域に含まれる光子の数が前記第一領域に含まれる光子の数に等しくなるように設定すること、（ｉｉｉ）前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域のうち一方だけを通すこと、から成る群から選ばれる一つの機能を果たし、当該装置はさらに、前記開口部をディザリングして、まず一方のビーム領域を、続いて他方のビーム領域を通させる手段を備えている、請求項１８に記載の装置。
29. レーザー・コンプトンＸ線源により生成されたＸ線ビームを用いた二色放射線撮影の方法であって、当該方法は、
    レーザー・コンプトンＸ線源からＸ線ビームを供給する工程であって、当該Ｘ線ビームは、試験要素のＫ殻吸収端より大きなエネルギーを有する第一ビーム領域と、当該試験要素のＫ殻吸収端より小さなエネルギーを有する第二ビーム領域とを含む、工程と、
    前記第一ビーム領域を対象の第一の位置に向ける工程と（ここで、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とは重複しない）、
    前記対象を前記第一の位置で通過した前記第一ビーム領域からの任意の光子の一部分の第一エネルギー測定値を取得する工程と、
    前記第二ビーム領域を前記第一の位置に向ける工程と、
    前記対象を前記第一の位置で通過した前記第二ビーム領域からの任意の光子の一部分の第二エネルギー測定値を取得する工程と、
    前記第一エネルギー測定値と前記第二エネルギー測定値との差異を計算する工程と、
    前記差異を表示する工程と、を含む方法。
30. レーザー・コンプトンＸ線源により生成されたＸ線ビームを用いた二色放射線撮影の装置であって、当該装置は、
    Ｘ線ビームを供給するレーザー・コンプトンＸ線源であって、当該Ｘ線ビームは、試験要素のＫ殻吸収端より大きなエネルギーを有する第一ビーム領域と、当該試験要素のＫ殻吸収端より小さなエネルギーを有する第二ビーム領域とを含む、レーザー・コンプトンＸ線源と、
    第一エネルギー測定値と第二エネルギー測定値とを取得するよう構成され位置している検出器であって、当該第一エネルギー測定値は、対象を当該対象上の第一の位置で通過した前記第一ビーム領域からの任意の光子の一部分の測定値であり、当該第二エネルギー測定値は、前記対象を前記第一の位置で通過した前記第二ビーム領域からの任意の光子の一部分の測定値である、検出器と（ここで、前記第一ビーム領域と前記第二ビーム領域とは、前記対象を通過して伝播する際に重複しない）、
    前記第一エネルギー測定値と前記第二エネルギー測定値との差異を計算する手段と、
    前記差異を表示する手段と、を備える装置。

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