JP6855538B2 - 放射線撮影装置、放射線撮影システムおよびその作動方法｛ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｉｍａｇｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ、ｒａｄａｔｉｏｎ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ ｏｐｅｒａｔｉｎｇ ｍｅｔｈｏｄ ｔｈｅｒｅｏｆ｝ - Google Patents

Description

本発明は、放射線撮影装置、放射線撮影システムおよびその作動方法に関する。より詳しくは、本発明は、印加された電界（ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｆｉｅｌｄ）下で電気絶縁材料を用いる放射線撮影装置、放射線撮影システムおよびその作動方法に関する。

放射線撮影写真（Ｒａｄｉｏｇｒａｍ）は、放射線イメージを電荷の画像方式変調パターン（ｉｍａｇｅ−ｗｉｓｅ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ｐａｔｔｅｒｎ）として直接とらえる放射線感応材質の層を用いて生成されてきた。入射したＸ線放射線の強度に応じて、ピクセル化された領域内でＸ線放射線により電気的または光学的に生成された電荷は、規則的に配列された個別の固体−状態放射線センサ（ｄｉｓｃｒｅｔｅ ｓｏｌｉｄ−ｓｔａｔｅ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｓｅｎｓｏｒ）のアレイを用いて量子化される。

米国特許第５，３１９，２０６号には、薄膜トランジスタのような電気感応素子により対応するアナログピクセル（画素）値に後続変換される電子−正孔対（ｅｌｅｃｔｒｏｎ−ｈｏｌｅ ｐａｉｒｓ）の画像方式変調した領域分布を生成するために光伝導物質の層を用いるシステムが開示されている。米国特許第５，２６２，６４９号には、非晶質シリコンフォトダイオードのような感光素子により対応する画像方式変調した電荷の分布に後続変換される画像方式変調した光子分布を生成するためにリン光体（ｐｈｏｓｐｈｏｒ）またはシンチレーション（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｉｏｎ）物質を用いるシステムが開示されている。このような固体−状態システムは、ハロゲン化銀（ｓｉｌｖｅｒ ｈａｌｉｄｅ）フィルムの消費および化学的処理無しにＸ線放射線に繰り返し露出されるのに有用であるという利点がある。

先行技術である図１に示された従来の放射線撮影システム１００のように、セレニウム（Ｓｅｌｅｎｉｕｍ）のような光伝導物質を用いるシステムにおいて、画像方式変調したＸ線放射線に露出される前に、適切な電界を提供するために、電位が上部電極１１０に印加される。Ｘ線放射線に露出される間、電子−正孔対はＸ線放射線の画像方式変調パターンの強度に対応して誘電体層（ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｌａｙｅｒ）１２０下の光伝導層１９０から生成され、これらの電子−正孔対は高電圧電源装置により供給される印加されたバイアス（ｂｉａｓｉｎｇ）電界によって分離される。電子−正孔対は、光伝導層１９０の対向表面に向かって電界ラインに沿って互いに逆方向に移動する。Ｘ線放射線に露出された後、電荷画像は、電荷−収集電極１３０で受信され、基板１７０上に形成されたトランジスタ１５０のストレージキャパシタ１６０に格納される。その後、この画像電荷は、薄膜トランジスタの直交配列と電荷集積増幅器１４０によって読み出される。このような直接変換システムは、Ｘ線を変換する光伝導層の厚さにほぼ独立した高い空間解像度を保持するという明らかな長所を有する。しかし、現在、非常に制限的な数の直接変換光伝導体だけが商用製品に使用できる。

最も大衆的で且つ技術的に成熟した物質は、Ｘ線により生成された正孔および電子のいずれに対しても優れた電荷転送特性を有する非晶質セレニウムである。しかし、原子番号が３４のセレニウムは低エネルギー領域、一般的に５０ＫｅＶ以下でのみ良好なＸ線吸収を有する。高エネルギーＸ線でのセレニウムの吸収係数は小さいため、適切なＸ線をとらえるためにさらに厚いセレニウム層が求められる。良い画像品質の非晶質セレニウムの製造の複雑性および難しさがセレニウム厚さと強い関数関係であるため、成功的なＸ線撮影製品は、乳房Ｘ線撮影（Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ）、低エネルギーＸ線結晶学（Ｃｒｙｓｔａｌｌｏｇｒａｐｈｙ）および低エネルギー非破壊検査のようなさらに低いエネルギーＸ線の適用に制限される。

高エネルギーまたは高強度Ｘ線の適用のために、複数の電子−正孔対が各々の吸収されたＸ線光子から発生しうる。電子および正孔が電界に沿って電荷収集電極またはバイアス電極に移動する時、相当な数の電子および／または正孔がセレニウム層にトラップ（ｔｒａｐ）されることができる。このようなトラップ電荷は、局所電界（ｌｏｃａｌ ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｆｉｅｌｄ）を変化させることによってその後の電荷転送および電荷生成効率を変化させ、「ゴースティング（Ｇｈｏｓｔｉｎｇ）」として知られた現象である後続画像に重なる以前画像のシャドー（ｓｈａｄｏｗ）を招く。このような電荷を除去し、均一な電荷変換特性にセレニウム層を回復させるためには、一般的に或る画像消去工程が求められる。

１番目のＸ線に露出された後に、セレニウムは電荷トラッピング（Ｔｒａｐｐｉｎｇ）を経るため、ゴースティング効果にかかるようになる。このような望まない結果により、ゴースティングを減らすためには消去工程が必要である。非晶質セレニウムからのＫ−バンド放射線はまた画像解像度を低下させる。その結果、図１に示された従来技術のように、誘電体層１２０と電荷−収集電極１３０との間に光伝導物質を用いるシステムは、１００ｋｅＶ−ＭＶ範囲のような高エネルギー範囲のＸ線において高品質（例えば、高解像度）の画像を生成することができない。実際に、このような従来技術の装置は、一般的に５０ＫｅＶ以下のような数十ＫｅＶまでの範囲で高解像度の画像を生成できるだけである。

したがって、高い放射線エネルギーまたは高線量（ｈｉｇｈ ｄｏｓｅ）において解像度の損失無しに、そしてゴースティングを最小化する放射線撮影システムを設計することが好ましい。

荷電粒子（ｃｈａｒｇｅｄ ｐａｒｔｉｃｌｅ）を用いる放射線治療の間、患者は（相当な背景Ｘ線およびγ線がある）高い背景放射線空間（ｈｉｇｈ−ｂａｃｋｇｒｏｕｎｄ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｒｏｏｍ）にいることになる。このような環境で、荷電粒子に対する高い検出効率およびＸ線またはγ線に対する低い検出効率を有する検出器を有することが好ましい。

放射線治療の一つの方法は、陽子線療法であって、高エネルギーの陽子ビーム（ｐｒｏｔｏｎ ｂｅａｍ）が患者に照射される。治療を提供する陽子線療法の一つの利点は、陽子が体内の特定位置にイオン化線量の大部分を注ぎ込んだ後、身体をこれ以上通過しないということである。このような効果は、ターゲット（ｔａｒｇｅｔ）を囲む組織の損傷を減らす。しかし、陽子ビームは身体を通過しないため、陽子線療法において、陽子は患者を通過した後には検出されることができず、陽子ビームのエネルギーを正確に検出するのは困難であった。

現在、医師にとっては、陽子ビームが治療のために所望の位置に放射されるか否かおよび陽子ビームの強度が所望のレベルにあるかどうかを知ろうとする要求がある。

通常、患者を治療するのに用いられる陽子ビームの検出または測定は可能ではなかった。その代わりに、別個の陽子ビーム（テストビーム）が検出器に対して照射され、ビームの位置および強度が検出される。別個の陽子ビーム（治療ビーム）が治療のために患者に照射される。

図６は、そのようなシステムの例を提供する。図６に示すように、従来の陽子ビーム治療システム６００は、シンチレーションパネル６０１、カメラ６０２、およびシンチレーションパネル６０１からカメラにシンチレーション（光子）を誘導するためのミラー６０３を含む。

位置および強度がシステム６００により検出された後に、システム６００は移動し、治療ビームは患者に照射される。代案として、シミュレーションされたビームは、治療ビームと並列に生成できる。どの場合も、治療ビームの位置と強度のリアルタイム検出または「インライン線量測定（ｉｎｌｉｎｅ ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ）」は不可能である。その結果、シミュレーションされたビームと治療ビームの位置と強度の間に差があり、治療効果が足りないことがある。

本発明の実施形態による放射線撮影装置は、上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触するピクセルユニットアレイ、および前記ピクセルユニットアレイに接続されたトランジスタアレイを含む。

本発明の一実施形態において、放射線放出装置、上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触するピクセルユニットアレイ、および前記ピクセルユニットアレイに接続されたトランジスタアレイを含む放射線撮影システムが提供される。複数のピクセルユニットの各々は、電気絶縁層の下部表面に配置された電荷収集電極を含む。前記複数のピクセルユニットの各々は、電荷ストレージキャパシタおよび少なくとも一つのトランジスタをさらに含む。

前記複数のピクセルユニットは、Ｘ線半導体無しに電気絶縁層に電気的に接続される。トランジスタは、電荷収集電極と電荷集積増幅器との間に接続される。

本発明のまた他の実施形態において、上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触するピクセルユニットアレイ、および前記複数のピクセルユニットの各々に接続されたトランジスタを含む放射線撮影システムの作動方法が提供される。前記方法は、上部電極にバイアス電圧を印加するステップ、荷電粒子ビームを受信するステップとして、前記荷電粒子ビームが電気絶縁層を貫通して電荷信号を生成するステップ、および複数の電荷信号は複数のストレージキャパシタに格納されるようにストレージキャパシタに電荷信号を格納するステップを含む。前記方法は、一つの行のトランジスタのゲート線バイアス電圧の極性を変更し、複数のストレージキャパシタ中の各々のストレージキャパシタに各々が接続された直交データ線からの電荷を集積するステップをさらに含む。

したがって、本発明の目的、側面および長所は、上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、Ｘ線半導体無しに電気絶縁層に電気的に接続されたピクセルユニットアレイ、およびピクセルユニットアレイに接続されたトランジスタアレイを含む放射線撮影システムを提供することにある。

本発明の他の目的、側面および長所は、同一の参照番号が同一の構成要素、要素または特徴を示す、次の説明および添付図面を参照することによってさらに明らかになるものである。

直接変換技術（Ｄｉｒｅｃｔ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ：ＤＣＴ）を用いる従来の放射線撮影システムの概略図を示す。 本発明の一実施形態による放射線撮影システムの概略図を示す。 本発明の一実施形態による読み出し回路の概略図を示す。 本発明の一実施形態による放射線撮影システムを作動させる方法のフローチャートを示す。 本発明の一実施形態による放射線撮影システム２００から取得したＸ線画像と従来の放射線撮影システムから取得したＸ線画像の比較を示す。 陽子ビーム治療環境で陽子ビーム放射を検出するための従来技術の装置を示す。 本発明の一実施形態による陽子ビーム治療システムである。 本発明の一実施形態によるＳＯＢＰ（Ｓｐｒｅａｄ ｏｕｔ Ｂｒａｇｇ Ｐｅａｋ）陽子ビーム撮影システムを用いて得られたスターターゲットイメージである。 本発明の一実施形態による放射線撮影システムを用いて取得した陽子ペンシルビーム（ｐｅｎｃｉｌ ｂｅａｍ）のイメージを示すグラフィックユーザインターフェース（ＧＵＩ）である。 本発明の一実施形態による撮影システムにより測定された様々な位置座標およびビーム強度プロファイルを有する５個の陽子ペンシルビームの強度を示すグラフである。

簡略化および例示の目的で、本発明は主に例示的な実施形態を参照して説明する。以下の説明において、本発明の完全な理解を提供するために多数の特定の細部事項が提示される。しかし、通常の技術者であれば、本発明がこのような特定の細部事項に制限されずに実施できるのは明らかなことである。他の例において、本発明を不要に不明瞭にするのを避けるために、公知の方法および構造については詳細に説明しない。

本発明の実施形態は、放射線撮影システムおよび放射線撮影システムを作動させる方法を提供する。本発明の詳細な内容は、下記の実施形態を参照してより詳しく説明される。本明細書に含まれていない実施形態は通常の技術者に容易に認識および理解できるものであって、その説明は省略する。

放射線は、Ｘ線、γ線およびイオン化放射線から少なくとも一つ以上が選択される。イオン化放射線は、物質を貫通し、シンチレーション物質から光を生成する全ての放射線であればよい。例えば、イオン化放射線は、α線、β線、量子ビーム、荷電粒子ビーム、中性子などである。

図２は、本発明の実施形態による放射線撮影システム２００を示す概略図である。放射線撮影システム２００は、放射線放出装置２０５および放射線撮影装置２０６を含む。一実施形態は、荷電粒子放射線と関連して以下で説明される。荷電粒子放射線の例は、イオンビーム放射線である。荷電粒子放射線またはイオンビーム放射線の例は、陽子ビーム放射線、ヘリウムイオンビーム、炭素イオンビーム、重（ｈｅａｖｙ）イオンビーム、電子ビーム、ミュー粒子（ｍｕｏｎ）ビーム、パイ中間子（ｐｉｏｎ）ビームなどである。放射線撮影装置２０６は、上部電極２１０、電気絶縁層２２０および電荷収集電極２３０を含む。放射線撮影システム２００は、電荷集積増幅器２４０、トランジスタ２５０およびストレージキャパシタ２６０をさらに含む。上部電極２１０は、スパッタリング（ｓｐｕｔｔｅｒｉｎｇ）蒸着および／または接着により形成され、金属のような任意の導電性物質で形成される。電気絶縁層２２０の例としては、ポリテトラフルオロエチレン（ＴＥＦＬＯＮ（登録商標））およびアクリル樹脂のような、水素（Ｈ）、酸素（Ｏ）、炭素（Ｃ）、窒素（Ｎ）、フッ素（Ｆ）のような、低いＺ物質（例えば、核内に陽子の低い原子番号を有する化学元素）を含む有機化合物で形成されるが、これらに限定されるものではない。電気絶縁層２２０の好ましい材料の例としては、絶縁耐力（ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｓｔｒｅｎｇｔｈ）の高いパリレン（ｐａｒｙｌｅｎｅ）、ＢＣＢ（Ｂｅｎｚｏｃｙｃｌｏｂｕｔｅｎｅ）、ポリイミドフィルム（ＫＡＰＴＯＮ）が挙げられる。パリレンに対して真空蒸着が使用でき、好ましくは、５０ミクロン（ｍｉｃｒｏｎ）の厚さを有するフィルムテープを準備することによってパリレンまたはカプトン（ＫＡＰＴＯＮ）のいずれか一つに対して接着が使用できる。図２において、放射線撮影装置２０６の左側にあるキャパシタは、電気絶縁層２２０およびストレージキャパシタ２６０の静電容量（ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）を示す。

放射線撮影システム２００において、放射線放出装置２０５は放射線撮影装置２０６の上部に配置され、上部電極２１０は電気絶縁層２２０の上部面に配置され、ピクセルユニットとしての電荷収集電極２３０は電気絶縁層２２０の下部面に配置される。一実施形態において、ピクセルユニットとしての電荷収集電極２３０は、電気絶縁層２２０内で電気絶縁層２２０の下部面に配置される。一実施形態において、ピクセルユニットは電気絶縁層２２０に電気的に接続され、少なくとも一つのトランジスタはピクセルユニットが電気絶縁層２２０の下部表面に配置されるように各ピクセルユニットに接続される。各々のトランジスタは電荷収集電極２３０のうちの一つとグラウンド（ｇｒｏｕｎｄ）との間に接続され、電子収集電極２３０は電気絶縁層２２０の下部表面内に位置してもよい。

他の実施形態において、ピクセルユニットは、電荷収集電極２３０、ストレージキャパシタ２６０およびトランジスタ２５０を含むことができる。電荷収集電極２３０は、電気絶縁層２２０のピクセル領域で電荷信号を収集する。ストレージキャパシタ２６０は、電荷収集電極２３０により収集された電荷信号を格納するように電荷収集電極２３０に接続される。電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）２５０は、電荷収集電極２３０に接続され、ストレージキャパシタ２６０および外部の電荷集積増幅器２４０との間のスイッチとして作用する。

本発明の実施形態による検出器（放射線撮影システム２００とも称する）において、荷電粒子が誘電体層（電気絶縁層）２２０を横切る時点で、その経路に沿う連続的なイオン化は、バイアス電極２１０からピクセル電極２３０に電流が伝導されるのを許容する伝導性チャネルを形成する。この伝導性チャネルは、荷電粒子が誘電体層２２０を横切る時にのみ開放される。その反面、Ｘ線またはγ線光子と誘電体層２２０の光−電気（ｐｈｏｔｏ−ｅｌｅｃｔｒｉｃ）相互作用は、相互作用点に限定された電子−正孔対のグループを生成する。バイアス電極とピクセル電極との間の電界があっても、誘電体層２２０での電子−正孔対の電荷分離および移動性は制限され、それにより、バイアス電極からピクセル電極への電流を許容する伝導性経路を生成するためには、ピクセルで隣接した位置での複数のＸ線またはγ線光子の相互作用が求められる。この検出器２００（または放射線撮影システム２００）において、単一のＸ線またはγ線の検出は低いが、荷電粒子の検出は高い。よって、高い背景光子放射環境においても背景光子ノイズに対する荷電粒子信号の比率が高い。

図３は、本発明の一実施形態による読み出し回路３００の概略図を示す。

図３に示すように、ピクセル行列は、Ｎ行（ｒｏｗ）×Ｍ列（ｃｏｌｕｍｎ）のように多重行および多重列で配列される。図３は３行×３列の配列を示しているが、異なる数の行と列が用いられてもよい。各行のトランジスタのゲート線は、複数の外部ゲートドライバの各々に接続される。ゲート線に直交する各列のトランジスタのデータ線は、複数の電荷集積増幅器の各々に接続される。放射線ビームに露出される前に、電気絶縁体の降伏電圧（ｂｒｅａｋｄｏｗｎ ｖｏｌｔａｇｅ）を超過しない大きさを有するバイアス電圧が上部電極２１０に印加され、負電圧（ｎｅｇａｔｉｖｅ ｖｏｌｔａｇｅ）がピクセルＦＥＴトランジスタの全てのゲート電極に印加される。放射線ビームが露出される間、絶縁層２２０のイオン化チャネル電流は、放射線の強度または線量（ｄｏｓｅ）に比例して増加する。各ピクセル上のローカルイオン化チャネル電荷は、ストレージキャパシタ２６０に格納される。

放射線ビーム露出に起因した画像の読み出しの間、一つの行（１行、２行または３行）でのゲート電圧は負（ｎｅｇａｔｉｖｅ）の値から正（ｐｏｓｉｔｉｖｅ）の値に変換され、その行の各ピクセルに格納された電荷が直交データ線３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃを経て各々の電荷集積増幅器２４０ａ、２４０ｂ、２４０ｃに伝達されるようにし、次いで処理コンピュータ（図３に図示せず）によりデジタル化される。行列の一つの行のデータが完了した後、その行のゲート線の電位は負の値に戻り、ＦＥＴトランジスタは「オフ（Ｏｆｆ）」状態に戻る。ゲート線の次の行の電位は負の値から正の値に変換され、格納された電荷が直交する電荷集積増幅器に流れるようになる。このプロセスは、ピクセル行列の全ての電荷が読み出されるまで交互に繰り返されるであろう。

一実施形態において、ピクセルユニットアレイは、非晶質セレニウムのような電荷生成物質（Ｃｈａｒｇｅ Ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ Ｍａｔｅｒｉａｌ：ＣＧＭ）を有する放射線変換器のための介在層（ｉｎｔｅｒｖｅｎｉｎｇ ｌａｙｅｒ）を備えず、またはＸ線エネルギーを電子−正孔対に変換するための光伝導層を備えず、電気絶縁層２２０に直接結合される。セレニウムからなる層がない電気絶縁材料の薄い層を用いれば、光子と絶縁材料の相互作用である光電効果（ｐｈｏｔｏ−ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｅｆｆｅｃｔ）による電荷生成効率は、光子のセレニウムとの相互作用による電荷生成効率より通常１００倍低い。しかし、粒子ビーム放射線に露出されれば、イオン化チャネルを通過する電荷は高い空間解像度を保持する反面、さらに低い桁数の電荷トラッピング（ｔｒａｐｐｉｎｇ）または続く画像に影響を与える局所電界の変化を示す。電気絶縁層２２０および電気絶縁層２２０内に電荷収集電極２３０を有する放射線撮影システム２００は、セレニウムからなる層を有さず、電気絶縁層２２０上に電子を遮断する層を有しない。

本発明に係る一実施形態において、放射線撮影システム２００は、粒子放射線ビームから画像を得ることができる。エネルギーを有する荷電粒子が絶縁体を横切れば、荷電粒子は絶縁材料内の中性原子をイオン化させ、その経路に沿ってイオン化チャネルを形成する。このイオン化チャネルは、バイアス電極と各々のピクセルのストレージキャパシタ内に蓄積された電荷を有するピクセル電極との間に電流が流れるようにする。このイオン化チャネルは、絶縁層からエネルギーを有する荷電粒子が離脱すれば閉じられる。絶縁材料のイオン化は、電子ビーム、陽子ビーム、ヘリウムイオンビーム、炭素イオンビーム、重イオンビーム、ミュー粒子ビーム、パイ中間子ビームなどを含む様々な類型の荷電粒子ビーム放射線によって発生しうる。

本発明に係る一実施形態において、放射線ビームは高強度のＸ線ビームであり、Ｘ線エネルギーは約５ＫｅＶ〜約１０ＭｅＶの範囲である。伝導性チャネルは、ピクセル内の多重Ｘ線光子の濃度がバイアス電極とピクセル電極との間の連続的な経路を形成するのに十分に高い場合に形成される。特に、本発明の実施形態は、５０ＫｅＶ（または５０ＫｅＶ〜１０ＭｅＶ）より大きいエネルギーレベルを有する高強度のＸ線を用いて高解像度の画像を生成することができ、これは従来技術の装置が高解像度の画像を生成できる範囲を脱したのである。さらに、本発明の実施形態は、１００ＫｅＶまたはそれ以上（または１００ＫｅＶ〜１０ＭｅＶ）のエネルギーレベルを有する高強度のＸ線を用いて高解像度の画像を生成することができ、これは従来技術の装置が高解像度の画像を生成できる範囲を相当に超過したのである。しかし、本発明の範囲を脱せず、且つ、放射線撮影システム２００を用いる目的に応じて任意の特定のレベルのＸ線エネルギーが適用されることができる。

一実施形態によれば、上部電極２１０に印加される放射線の範囲は、時間当たりに５０ミリレントゲン（ｍｉｌｌｉｒｏｅｎｔｇｅｎ）（ｍＲ／ｈｒ）またはそれ以上である。他の実施形態において、上部電極２１０に印加される放射線の範囲は、１００ｍＲ／ｈｒまたはそれ以上である。一実施形態によれば、電気絶縁層２２０は、約０．１マイクロメータまたはそれ以上の厚さを有することができる。本発明の説明および請求範囲によれば、用語「約０．１マイクロメータ」は１０％以下の変化を意味する。しかし、電気絶縁層２２０の厚さは、本発明の範囲を脱せずに、放射線撮影システム２００を用いる目的に応じて選択されることができる。一実施形態によれば、電気絶縁層２２０は、１０ｍｍ以下の厚さを有する。

一実施形態において、放射線撮影システム２００は陽子ビームシステムであり、放射線撮影システム２００の上部電極２１０に陽子ビームを照射することによって画像が生成され、電気絶縁層２２０は十分に薄くて放射線撮影システム２００内で電荷を生成した後、陽子ビームは電気絶縁層２２０を通過して患者に伝達される。このような実施形態において、電気絶縁層は、少なくとも約０．１マイクロメータである。

一実施形態において、電気絶縁層２２０は、電荷収集電極２３０の上部に蒸着される。電荷収集電極２３０は、上部電極２１０が付着される電気絶縁層２２０の上部表面に対向する電気絶縁層２２０の下部表面に配置される。他の実施形態において、電荷収集電極２３０は、図２に示すように、電気絶縁層２２０の下部表面において電気絶縁層２２０内に一体化できる。本発明の実施形態において、電荷収集電極２３０は電気絶縁層２２０と直接接触し、または、言い換えれば、光伝導層が電荷収集電極２３０と電気絶縁層２２０との間に形成されない。一実施形態において、上部電極２１０は、電気絶縁層２２０の上部表面に直接形成され、電気絶縁層２２０の上部表面と直接接触する。

一実施形態において、放射線撮影システム２００の放射線撮影装置２０６は、基板２７０、ストレージキャパシタ２６０、トランジスタ２５０および電荷集積増幅器２４０を含む商業的に利用可能な薄膜トランジスタパネルから始めて準備できる。液晶ディスプレイに用いられる商業的に利用可能なパネルは、薄膜トランジスタパネルを製造するための便利な出発点でもある。電荷収集電極２３０は、薄膜トランジスタパネル上に形成される。電荷収集電極２３０の表面上に、電気絶縁層２２０が適用される。電気絶縁層２２０は、電荷収集電極２３０上に直接形成される。また、電気絶縁層２２０は、薄膜トランジスタパネル上に直接形成される。上部電極２１０は、電気絶縁層２２０上に形成される。

従来のシンチレーション撮影検出器の閃光（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｉｎｇ ｌｉｇｈｔ）はフォトダイオードにより光を電気的電荷に変換する前に通常数百ミクロン（ｍｉｃｒｏｎ）の遠い距離を移動する必要がある。このような長い光学経路に沿って、従来のシンチレーション撮影検出器の閃光はシンチレーション物質内部で散乱し、その結果、画像の鮮明度が低下する。

その反面、非晶質セレニウムのような従来の直接変換光伝導物質の問題点は、光伝導層内で生成された一部の電荷が光伝導層内でトラップされた電荷として留まり続けるだけでなく、光伝導層の表面と隣接した層の間の平坦な界面（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）に留まることができるということである。このような残余電気的電荷は、次のＸ線露出前に完全に除去されなければならない。そうでなければ、以前の放射線パターンと関わる虚像（ｆａｌｓｅ ｉｍａｇｅ）パターンが後続する放射線画像に追加されうる。本発明の放射線撮影システム２００において、相当なヒステリシスの（ｈｙｓｔｅｒｅｔｉｃ）電荷移動がない電気絶縁材料は上部電極２１０、電気絶縁層２２０および電荷収集電極２３０の新しい構造または実現に用いられ、残留電荷消去方式が撮影に必要でなく、高い空間解像度が保持できる。

図４は、本発明の一実施形態による、放射線撮影システム２００を動作させる方法４００のフローチャートを示す。放射線撮影システムは、上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、電気絶縁層の上部表面上の上部電極、電気絶縁層に電気的に接続されたピクセルユニットアレイ、およびピクセルユニットアレイに接続されたトランジスタアレイを有する放射線画像生成装置を含む。方法４００は、コンピュータ・システムにおいてグラフィックユーザインターフェース（ＧＵＩ）を用いて電子的に実行および動作される。例えば、ユーザは、コンピュータ・システムのＧＵＩと相互作用して、放射線を放出するように放射線放出装置を制御する命令を生成し、放出された放射線に基づいて電気信号を出力するのに必要な電荷を生成するように放射線イメージ生成装置を制御することができる。その次に、コンピュータ・システムは、受信された信号をディスプレイ装置上に出力される画像に変換するか、または電気的格納装置（メモリ）に格納することができる。

高い空間画像解像度を有する画像を得るために使用できる図２および３に示された放射線撮影システム２００の方法の実施形態を、図４に示された方法４００のフローチャートを参照して説明することにする。方法４００は、一般化された例示を示し、本発明の範囲を脱せずに他のステップが追加されるかまたは既存ステップが除去、修正または再配列できることは通常の技術者にとって明らかなことである。また、前記方法４００は一例として放射線撮影システム２００に関して説明されたが、これに限定されず、前記方法４００は他の類型の放射線撮影システムで実行できる。

ステップ４０１において、電気絶縁層の降伏電圧を超過しない大きさ以下のバイアス電圧が電気絶縁層２２０に向かって上部電極２１０に印加される。

ステップ４０２において、ゲート線バイアス電圧がトランジスタ２５０のゲートに印加され、トランジスタ２５０の各々を「オフ」状態にする。

ステップ４０３において、放射線放出装置２０５から放射線が放出され、上部電極２１０から電気絶縁層２２０に向かって信号が受信される。受信された信号に基づいて、荷電粒子が電気絶縁層２２０を貫通して電荷信号を生成する。一実施形態において、放射線は高強度のＸ線放射線であり、光子はＸ線光子である。一実施形態によれば、Ｘ線信号の電圧は、５ＫｅＶ〜約１０ＭｅＶの範囲である。一実施形態によれば、上部電極２１０に印加される放射線の範囲は、時間当たりに５０ミリレントゲン（ｍＲ／ｈｒ）またはそれ以上である。他の実施形態において、上部電極２１０に印加される放射線の範囲は、１００ｍＲ／ｈｒまたはそれ以上である。他の実施形態によれば、放射線は陽子ビーム放射線であり、光子は上部電極２１０に照射される陽子ビームに基づいて生成される。ステップ４０３において、信号はピクセルユニットアレイで収集される。各ピクセルユニットは、図２に示すように、電気絶縁層２２０の下部面に配置された電荷収集電極２３０を含む。ステップ４０３において、信号は電気絶縁層２２０内に収集される。

ステップ４０４において、電荷信号は電荷ストレージキャパシタ２６０に格納される。一つの行のゲート線バイアス電圧の極性が変更され、各行の全てのピクセルトランジスタが「オン（Ｏｎ）」状態になるようにする。さらに、直交データ線からの電荷が集積された後、集積された電荷がコンピュータメモリに格納される値としてデジタル化される。ゲート線バイアス電圧の極性が復元され、各行のトランジスタが「オフ（Ｏｆｆ）」状態になるようにする。次の行のゲート線バイアス電圧の極性が変更され、次の行の全てのピクセルトランジスタが「オン」状態になるようにする。このようなステップは、アレイに格納された全ての電荷信号が読み出されてコンピュータメモリに格納されるまで繰り返される。

ステップ４０５において、電荷ストレージキャパシタに格納された信号に基づいて放射線画像が生成され、生成された放射線画像はディスプレイに表示される。放射線画像は、コンピュータモニターまたはフィルムまたは紙を介して電気的に表示できる。

図５は、本発明の一実施形態による放射線撮影システム２００から取得したＸ線画像と従来の放射線撮影システムから取得したＸ線画像の比較を示す。図５（Ａ）および図５（Ｃ）は、本発明の一実施形態による放射線撮影システム２００から取得したＸ線画像を示す。図５（Ｂ）は、間接変換方法を用いるＸ線検出器から取得したＸ線画像を示す。図５（Ｄ）は、光伝導層１９０を含む、図１に示したものと類似した構造を含むＸ線検出器から直接変換方法を用いて取得したＸ線画像を示す。本発明の一実施形態による放射線撮影システム２００から取得したＸ線画像は、間接変換方法を用いるＸ線検出器から取得したＸ線画像に比して優れた画像品質を示す。また、本発明の一実施形態による放射線撮影システム２００から取得したＸ線画像は、直接変換方法を用いるＸ線検出器から取得したＸ線画像に比してさらに良いイメージ品質または少なくとも同一の品質を示す。

「検出量子効率（Ｄｅｔｅｃｔｉｖｅ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ、ＤＱＥ）」は、検出装置がどれほど効率的であるかの尺度である。放射線撮影システム２００に対するＤＱＥはＸ線およびγ線に対して１０％未満であり、イメージ化可能なデータを得るために高エネルギーＸ線の使用を要する。しかし、陽子ビーム放射線（荷電粒子）に対する放射線撮影システム２００のＤＱＥは１００％に近く（すなわち、９８％〜１００％の範囲内）非常に高い。一つのＸ線またはγ線は、検出可能なイメージ化可能ポイント（ｉｍａｇｅａｂｌｅ ｐｏｉｎｔ）を生成することができない。しかし、陽子のような全ての単一荷電粒子は絶縁層を横切るため、放射線撮影システム２００内でイメージ化可能ポイントを生成する。

また、陽子線療法において、患者は高い背景放射線空間（すなわち、相当な背景Ｘ線およびγ線がある所）にいる。Ｘ線およびγ線のＤＱＥは放射線撮影システム２００では低いが、荷電粒子の検出は高いため、高い背景放射線の環境においても陽子ビームを用いる放射線撮影システムの正確度は高い。その結果、一実施形態によれば、放射線撮影システムは、陽子放射線治療動作において陽子ビームを受信するのに用いられる。

図７は、一実施形態による放射線治療システムを示す。特に、図７は、陽子ビーム放射線治療システム７００を示す。このシステムは、陽子加速器７０１、陽子シェーパ（ｐｒｏｔｏｎ ｓｈａｐｅｒ）７０２および撮影システム７０３を含む。

作動時、陽子粒子は、陽子加速器７０１により加速される。陽子加速器７０１により加速された陽子粒子は、所望の形状のビームを形成するために陽子シェーパ７０２を通過する。例えば、患者７０４の腫瘍が治療される実施形態において、陽子シェーパ７０２は、陽子加速器７０１により加速された陽子ビームを腫瘍の直径に対応する直径（または腫瘍に対して予め決定された大きさ内で）を有するように成形する。陽子シェーパ７０２は、磁石、コイル、コリメータなどを用いて加速された陽子ビームを成形する。

撮影システム７０３は、図２の放射線撮影システム２００に対応する。本発明の実施形態によれば、放射線撮影システム２００の電気絶縁層２２０は、粒子ビームが陽子ビームが終結する患者７０４に達するために撮影システム７０３を通過することを許容するように十分に薄い。一実施形態において、電気絶縁層２２０は、少なくとも約０．１マイクロメータである。

一実施形態において、システム７００は、撮影制御コンピュータ７０５を含む。撮影制御コンピュータ７０５は、撮影システム７０３を介して患者７０４に特定の形状の陽子ビームを放出するように陽子加速器７０１および陽子シェーパ７０２の動作を制御する、制御回路を含むかまたはプログラムされる。前記撮影制御コンピュータ７０５は、撮影システム７０３を通過する陽子ビームに基づいて撮影システム７０３からの信号をさらに受信し、受信された信号に基づいてデータを格納および分析し、画像を生成することができる。一実施形態において、撮影制御コンピュータ７０５は、患者７０４の位置データを格納し、撮影システム７０３から受信された信号に基づいて陽子ビームの位置データを患者７０４の位置データにマッピングする。

図８は、陽子加速器７０１からの１５０ＭｅＶ ＳＯＢＰ（Ｓｐｒｅａｄ ｏｕｔ Ｂｒａｇｇ Ｐｅａｋ）陽子ビームおよび本発明の実施形態による撮影システム７０３を用いて、患者７０４の代わりに得られたスターターゲットのイメージである。

図９は、本発明の一実施形態による撮影制御コンピュータ７０５で用いられるグラフィックユーザインターフェース（ＧＵＩ）の例である。ＧＵＩは、撮影システム７０３により出力された信号および陽子ペンシルビームの強度プロファイル９０２に基づいて生成された１５０ＭｅＶ陽子ペンシルビームを描写するイメージ９０１を含む。

図１０は、本発明の実施形態による撮影システム７０３により測定された５個の陽子ペンシルビーム１０ａ、１０ｂ、１０ｃ、１０ｄおよび１０ｅの強度プロファイルおよび位置を示すグラフである。図１０に示すように、撮影システム７０３は、撮影制御コンピュータ７０５によりグラフで表されるようにＸ軸およびＹ軸（図１０ではＸ軸のみ示される）に沿って強度および位置データを出力することができる。

本発明の全体にわたって具体的に説明したが、本発明の代表的な実施形態は、広範囲な応用分野にわたって有用性を有し、以上の論議は、制限的に意図されたものではなく、制限的に解釈されてもいけず、本発明の様態に対する例示的な論議として提示されたものである。

本明細書に記述し例示したものは、本発明の実施形態の一部の変形例による実施形態である。本明細書で用いられた用語、説明および図面は単に説明のためのものであって、限定的な意味を有するものではない。通常の技術者であれば、本発明の思想および範囲内で多くの変形が可能であることを分かるはずである。本発明は次の請求範囲およびその均等物によって定義されるものであり、ここでの全ての用語は特に明示されない限り最も広い意味で意味がある。

Claims (29)

1. 上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、
   前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、および
   前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触する複数のピクセルユニットを含み、
   前記電気絶縁層は光伝導物質を含まないことを特徴とし、
   前記上部電極に放射線が照射され、前記上部電極にバイアス電圧が印加されることにより、前記電気絶縁層がイオン化され、前記ピクセルユニットに対して電荷信号が生成される、
   放射線撮影装置。
2. 前記複数のピクセルユニットの各々は、電荷収集電極を含むことを特徴とする、請求項１に記載の放射線撮影装置。
3. 前記電荷収集電極は、前記電気絶縁層内で前記電気絶縁層の下部表面に配置されることを特徴とする、請求項２に記載の放射線撮影装置。
4. 前記複数のピクセルユニットの各々は、電荷ストレージキャパシタおよび少なくとも一つのトランジスタをさらに含むことを特徴とする、請求項２に記載の放射線撮影装置。
5. 前記複数のピクセルユニットは、前記電気絶縁層の下部表面に配置されることを特徴とする、請求項４に記載の放射線撮影装置。
6. 前記トランジスタは、前記電荷収集電極と電荷集積増幅器との間に接続されることを特徴とする、請求項４に記載の放射線撮影装置。
7. 前記電気絶縁層の厚さは、少なくとも０．１マイクロメータ以上であることを特徴とする、請求項１に記載の放射線撮影装置。
8. 放射線放出装置、および
   前記放射線放出装置から放射線を受信し、前記放射線に基づいて画像を生成するように構成された放射線撮影装置を含み、
   前記放射線撮影装置は、
   上部表面および下部表面を有する電気絶縁層、
   前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、および
   前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触する複数のピクセルユニットを含み、
   前記電気絶縁層は光伝導物質を含まないことを特徴とし、
   前記上部電極に放射線が照射され、前記上部電極にバイアス電圧が印加されることにより、前記電気絶縁層がイオン化され、前記ピクセルユニットに対して電荷信号が生成される、
   放射線撮影システム。
9. 前記複数のピクセルユニットの各々は電荷収集電極を含み、
   前記電荷収集電極は前記電気絶縁層内で前記電気絶縁層の下部表面に配置されることを特徴とする、請求項８に記載の放射線撮影システム。
10. 前記電気絶縁層は、パリレン（ｐａｒｙｌｅｎｅ）、ＢＣＢ（Ｂｅｎｚｏｃｙｃｌｏｂｕｔｅｎｅ）およびポリイミドフィルム（ＫＡＰＴＯＮ）のいずれか一つからなることを特徴とする、請求項８に記載の放射線撮影システム。
11. 前記放射線放出装置は、Ｘ線放出器であることを特徴とする、請求項８に記載の放射線撮影システム。
12. 前記放射線放出装置は、荷電粒子ビーム放出器であることを特徴とする、請求項８に記載の放射線撮影システム。
13. 前記荷電粒子ビーム放出器は、陽子ビーム放出器であることを特徴とする、請求項１２に記載の放射線撮影システム。
14. 前記放射線撮影装置は、陽子ビームが前記放射線撮影装置を通過した後に患者に照射されるように前記荷電粒子ビーム放出器と患者との間に配置されることを特徴とする、請求項１３に記載の放射線撮影システム。
15. 前記電気絶縁層の厚さは、少なくとも０．１マイクロメータ以上であることを特徴とする、請求項１３に記載の放射線撮影システム。
16. 上部表面および下部表面を有し、光伝導物質を含まない電気絶縁層、前記電気絶縁層の上部表面上の上部電極、前記電気絶縁層に電気的に接続され、前記電気絶縁層の下部表面と直接接触する複数のピクセルユニット、および前記複数のピクセルユニットの各々に接続されたトランジスタを含む放射線撮影システムの作動方法であって、
    （１）前記上部電極にバイアス電圧を印加するステップ、
    （２）前記上部電極に照射される放射線ビームに基づいて生成される荷電粒子を受信するステップであり、前記上部電極に放射線が照射され、前記上部電極にバイアス電圧が印加されることにより、前記電気絶縁層がイオン化され、前記荷電粒子は前記電気絶縁層を貫通して前記ピクセルユニットに対して電荷信号を生成するステップ、
    （３）複数の前記電荷信号が複数のストレージキャパシタに格納されるように前記電荷信号を前記ストレージキャパシタに格納するステップ、
    （４）一つの行のトランジスタのゲート線バイアス電圧の極性を変化させるステップ、および
    （５）複数の前記ストレージキャパシタ中の各々のストレージキャパシタに各々が接続された直交データ線から、電荷を集積電荷として集積するステップを含む、放射線撮影システムの作動方法。
17. 前記ステップ（５）は、前記集積電荷を値としてデジタル化し、前記値をコンピュータメモリに格納するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
18. （６）前記ゲート線バイアス電圧の極性を復元して前記一つの行のトランジスタをオフ状態になるようにするステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１７に記載の放射線撮影システムの作動方法。
19. （７）前記ゲート線バイアス電圧の次の行の極性を変更して前記次の行のトランジスタをオン状態になるようにするステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１８に記載の放射線撮影システムの作動方法。
20. 複数の前記電荷信号が複数の前記荷電粒子によって生成され、前記複数のストレージキャパシタに複数の前記電荷信号が格納され、
    （８）各々の前記電荷信号が読み出されて前記コンピュータメモリに格納されるまで前記ステップ（５）、（６）および（７）を繰り返すステップをさらに含むことを特徴とする、請求項１９に記載の放射線撮影システムの作動方法。
21. 前記バイアス電圧は、前記電気絶縁層の降伏電圧を超過しない大きさとすることを特徴とする、請求項１６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
22. 前記放射線ビームは、Ｘ線ビームであることを特徴とする、請求項１６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
23. 前記上部電極から前記電気絶縁層に向かって前記電荷信号を受信する前に、前記トランジスタのゲートに前記ゲート線バイアス電圧を印加するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項２２に記載の放射線撮影システムの作動方法。
24. 前記トランジスタがオフ状態になるように前記ゲート線バイアス電圧が前記トランジスタの前記ゲートに印加されることを特徴とする、請求項２３に記載の放射線撮影システムの作動方法。
25. 前記ステップ（４）において、前記一つの行の全てのトランジスタがオン状態になるように前記一つの行のトランジスタのゲート線バイアス電圧の極性が変更されることを特徴とする、請求項２４に記載の放射線撮影システムの作動方法。
26. 前記放射線ビームは、陽子ビームであることを特徴とする、請求項１６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
27. 前記陽子ビームが前記放射線撮影システムを通過した後に、前記陽子ビームを患者に照射するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項２６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
28. 前記電気絶縁層は少なくとも０．１マイクロメータ以上であり、前記陽子ビームは前記電気絶縁層を貫通して通過することを特徴とする、請求項２６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
29. 前記放射線ビームは、電子ビーム、ヘリウムイオンビーム、炭素イオンビーム、重イオンビーム、ミュー粒子ビームおよびパイ中間子ビームのうちの一つであることを特徴とする、請求項１６に記載の放射線撮影システムの作動方法。
    

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