JPH1033519A - 光受容体と高エネルギフォトン変換器および増強器との結合を利用したメガボルト画像の形成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 この発明は、品質の良いメガボルトエネルギ
の画像をリアルタイムで得るための新規な画像形成方法
を提供すると同様に、この新規な画像形成方法に関連し
て使用される新規な検出器を提供するものである。 【解決手段】 本方法は、高密度基板層上に堆積された
光受容体材料層を含む検出体上に画像を形成するため、
フォトンビームを患者のターゲット部分を通過させ次に
検出体を通過させる。高密度基板層は、フォトン量を増
大しかつフォトンビームによって誘因された患者からの
散乱放射をフィルターするために、フォトンビームの入
力側に配置される。それによって、高密度基板を貫通し
たフォトンを電子に変換し、その後光受容体材料層を横
切るこの電子によって画像を形成し、その結果、患者の
治療目標容積をオンラインでモニタする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、メガボルト画像形
成の分野において、良質の画像をリアルタイムで得るた
めの新規な画像形成方法に関する。本発明は同様に、こ
の新規な画像形成方法に関連して使用される新規な検出
器を含む。

【０００２】

【従来の技術】通常の乾燥放射線写真方法では、アモル
ファス（a-Se）セレン層中に直接吸収されたＸ線によっ
て画像が形成される。放射線診断に用いられる低エネル
ギのＸ線フォトンに対しては、この方法によって受け入
れ可能な放射線画像を形成することができる。しかしな
がら、放射線腫瘍学では、通常約０．５ＭｅＶから約２
５ＭｅＶである高エネルギフォトンの殆どは、a-Se媒体
を吸収されることなく通過し、その結果量子検出効率が
低下する。さらに、高エネルギビーム、あるいはメガボ
ルトビームは、患者の体内で相当量の散乱放射を生成
し、この散乱放射はa-Se層上で分散するため結果として
非常に汚い画像が形成される。

【０００３】腫瘍塊を制御し消滅させるために外部ビー
ムによる放射線療法が採用される場合、周りの健康な細
胞が受ける放射線エネルギ量を制限しながら、治療に要
する解剖学的な領域を照射するために細心の注意を払わ
なければならない。このことは、治療を意図する容積上
に治療領域を設定する場合、余病をさけるために、局部
的なエラーが最小でなければならないことを示唆してい
る。メガボルト画像形成、治療画像形成あるいは門脈画
像形成と等しくこの技術分野で周知である、治療前の高
エネルギビームによる画像形成は、ターゲット容積に向
かい合った治療ビーム領域の位置をモニタするための方
法として用いられている。これは、人体の画像が治療機
器のコリメートされた開口あるいは門脈を介して得られ
るため、門脈画像形成と称される。この型の画像形成
は、高エネルギ画像を得るように仕立てられた遅いフィ
ルム感光乳化剤即ちポータルフィルムの出現によって、
２０数年前に可能となった。ポータル画像形成の使用が
増加することによって局所化エラー頻度が減少し、腫瘍
制御が向上することを、何人もが報告している。位置決
めエラーを５mm減少することによって、腫瘍制御が１０
〜２０％向上したことが報告されている。

【０００４】ポータルフィルムは、フィルム上に画像を
生成する電子およびフォトンの数である所謂増強因子を
増加させるために、金属の検出体および／または蛍光ス
クリーン間に配置される。しかしながら不幸にも、ポー
タルフィルムの使用によって機器の品質保証に対して下
記の幾つかの欠点が存在する。ポータル画像は、高エネ
ルギビームに本質的である実験材料のコントラストの低
さに大きく原因し、かつあるドーズを越えた場合のフィ
ルムの飽和特性に原因して、画像コントラストが非常に
低い；後に、診察エネルギにおいて得られた模擬放射線
写真で最初に輪郭付けられた領域に一致させられるポー
タル画像から、理解しうる詳細を見つけ出すことは、放
射線腫瘍医にとって、非常に時間を浪費する過程であ
る；さらにポータル放射線写真の発展の遅れによって、
各治療段階でポータルフィルムを取ることは殆どない。
ポータル画像は一般に、通常数段階あるいは異なる治療
セッションからなる治療全体で、１回か２回取られるの
みである。ポータルフィルムを取る前にしばしば、数回
の治療セッションが実施される。

【０００５】療法画像を得るために、通常の乾燥放射線
写真方法が実験的に使用されているが、あまり成功して
いない。静電粉末を現像する場合の遅れ、高エネルギ療
法に対してこのシステムが不十分な感度を有しているこ
と、および増加する患者による散乱が増加することによ
って、ポータル画像の利用は非常に制限されている。電
子式デジタルポータル画像装置（ＥＰＩＤｓ）では、ポ
ータル放射線写真の化学的現像によって生じる時間遅延
問題を解消することと同様に、療法エネルギに本質的な
コントラストの低い実験材料から出来るだけ多くの情報
を抽出する問題に注目している。実験的かつ商業的なＥ
ＰＩＤｓは、以下の技術を包含している。すなわち蛍光
透視画像形成技術、液体イオン化チャンバあるいはリニ
アダイオードアレイである。蛍光透視画像検出器は、蛍
光体のように放射エネルギ（フォトン＋電子）を光学的
なフォトンに変換する、シンチレーション（発光）材料
を用いている。この光学的フォトンはその後光学的シス
テム（ミラー＋レンズ）を介して案内され、ビデオカメ
ラまたは電荷結合素子（ＣＣＤ）のような感光性材料に
よって検出される。しかしながら主に光学システムのた
めにこのような検出素子の量子効率が低く、その結果画
質は低く成らざるを得ず、理解可能な画像を形成するた
めに、多くのフレームの平均を取る必要がある。検出器
も同様に、折り重ね式のミラー光学系を使用しているた
め、その体積が大きくなる。他の技術では、放射エネル
ギ（フォトン＋電子）を電荷（電子＋イオン）に変換す
るために、液体を用いている。電界を印加し、それによ
って移動する電荷は電流を生成し、この電流は複数の電
位差計によって収集される。蛍光体に比べてこの液体の
Ｘ線吸収率は低いため、このシステムの感度はやや低
く、そのため理解可能な画像を形成するためにはドーズ
量を大きくする必要がある〔１９９４年版メディカルフ
ィジックス（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．）、２１（６）巻、７
５５−７６０ページ参照〕。

【０００６】前述の装置のオンライン特性、および画像
をリアルタイムで得ることができると言う事実は、これ
らの装置を非常に魅力的なものにしている。それにもか
かわらず、主として現在のＥＰＩＤＳに比べてその優れ
た画像品質のために、ポータル放射線写真（金属の検出
体−フィルムの組み合わせ）が、未だに、放射線写真セ
ンタで実施される幾何学的セットアップ制御の最も一般
的な使用形態である。

【０００７】米国特許第４、９６１、２０９号において
開示されているＸ線画像走査システムは、通常の平坦な
セレン光受容体を使用している。この光受容体は、可動
な透明スリットセンサ電極を有し、この電極を横切る光
ビームは、Ｘ線露光後、光受容体をラスタパターンに放
電する。米国特許第４、７７０、９６５号では、砒素を
ドープしたセレンによって形成された合金層の導電性基
板を備える、電子写真画像部材が開示されている。この
基板は、アルミニウム、チタン、ニッケル、クロム、真
鍮、銅、亜鉛、銀、錫等の導電性材料と結合された、例
えばアルミニウムのような不透明な金属である。

【０００８】米国特許第５、３２０、９２７号には、光
受容体を形成するために、基板上にセレン−砒素被膜を
真空中で堆積する方法が示されている。この特許はさら
に、セレン−砒素合金と酸化錫をコーティングした基板
またはアルミニウム基板の何れかを含む、電子写真画像
のための検出器を開示している。米国特許第５、３０
０、７８４号には、光学的に透明なガラスと酸化錫をコ
ーティングした基板を有する、セレン合金の電子写真画
像部材が開示されている。Ｘ線画像はこの光受容体の側
に形成され、透明基板を介して非常に細い光ビームによ
って走査される。

【０００９】ヨーロッパ特許第０５６５７６６号では、
銅フィルムによって基板をコーティングする技術が検討
されている。この明細書で言及された基板はプラスチッ
クおよび／または有機物であるが、この方法を他の基板
に対しても効果的に使用することができる、と記載され
ている。しかしながら、セレン基板について直接言及さ
れておらず、さらにこれらの基板に対して、メガボルト
エネルギを使用する画像形成も提案されていない。

【００１０】１９８９年版ＩＥＥＥ会報「核科学」、３
６巻１３４７−１３５２頁に、別のシステムが記載され
ている。このシステムは、原子番号Ｚが大きい材料によ
って感度が向上すると言う原理に従った放射線検出器で
ある。しかしながら、空間的な情報は提供されておら
ず、したがってこれは２Ｄ画像センサとは見做すことが
できない。

【００１１】米国特許第５、２６２、６４９号には、金
属プレート、蛍光体および水素含有アモルファスシリコ
ンの感光センサアレイを用いるピクセル化された薄膜検
出体アレイが記載されている。ここには、センサの厚さ
を増すことによって金属プレートと蛍光体層を不必要に
することが可能であると述べられているが、本特許で
は、この事実は証明されていない。言い換えると、蛍光
体層は、放射線を光に変換するために必要であり、この
光はその後アモルファスシリコン層によって捕獲され空
間的な情報に変換される。

【００１２】

【発明が解決しようとする課題】ポータル画像形成のた
めの画像形成システムを、さらに向上させる必要が今な
お存在する。量子情報のための増強器を使用することに
よって、画像品質を向上させることが可能である。前記
何れの参考文献も、量子情報の増強器としての金属基板
またはその他の材料について、およびポータル画像形成
における衝突患者散乱から、低エネルギ感知性光受容体
材料を遮蔽する方法について、何らの記載、開示または
示唆がない。

【００１３】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、患者の
標的容積に対する治療ビーム領域の位置をリアルタイム
でモニタするための改良された画像形成方法を提供す
る。さらに特定すると、この方法は検出器のフォトン変
換基板を高エネルギＸ線ビームの入射側に配置し、放射
線に感応する光受容体材料をその反対側に配置すること
を含む。なおこの基板は、好ましくは導電体である高密
度材料で形成されている。動作時、フォトンがこの高密
度材料上に衝突し、電子に変換される。その後、光受容
体材料を横切る電子によってこの材料上に画像が生成さ
れる。

【００１４】本発明はさらに、好ましくは電導体である
高密度材料で形成された基板と、この基板上に堆積され
た光受容体材料層を含む新規な検出器に関する。光受容
体材料として好ましいものとして、アモルファスセレ
ン、ヨウ化水銀、テルル化カドミニウム、酸化鉛等が含
まれる。

【００１５】

【発明の実施の形態】本発明は、癌病巣を治療に先立っ
て局所化し、かつ癌病巣治療の検証のために使用され
る、非常に優れた画質の放射線腫瘍治療画像を提供する
ための画像形成方法に関する。提案した方法は、通常の
乾燥放射線写真方法とは以下の２点で相違している。第
１に、Ｘ線ビームは基板側から検出器に入射し、光受容
体材料層はその反対側にある。第２に、検出器の基板
は、通常の乾燥放射線写真方法で使用される低密度で不
活性なアルミニウム金属層よりもむしろ、好ましくは電
導体である高密度材料層を含むことである。静電潜像は
その後、通常の方法、例えば、静電的非接触プローブあ
るいはプローブアレイによる走査、能動的マトリックス
自己走査システム、自己走査電圧スィッチングシステ
ム、投射システム等に関連する光誘起放電走査レーザー
ビーム方法によって読み取られる。

【００１６】以下に使用可能な種々の読取方法について
簡単に説明する。 １．非接触電圧または電荷プローブまたはプローブアレ
イ：電圧あるいは電荷あるいは電流を測定する非接触プ
ローブまたは直線状プローブを使用して、検出器の２次
元表面に渡ってラスタ状にあるいは直線状に走査する
か、あるいは検出器上の電圧または電荷の何れかを縦方
向あるいは横方向に移動することなく測定する２Ｄプロ
ーブアレイを使用する。 ２．光誘起放電走査レーザビーム方法 この読出アプローチは、青色レーザビームを走査して、
固体二重誘電体構造中に光誘起放電を発生させることを
基本としている。 ３．能動的マトリックス自己走査システム 入射Ｘ線を電子−ホール対に変換するための光受容体層
を有する検出器であって、前記電子−ホール（正孔）対
はその後印加電圧によって分離され、光受容体材料表面
に引きつけられる。合成電荷潜像は、セレン化カドミウ
ムの薄膜トランジスタの広領域能動的マトリックスアレ
イまたは水素を含むアモルファスシリコンアレイの薄膜
トランジスタとフォトダイオードによって、その場所か
ら読みだされる。 ４．自己走査電圧スイッチングシステム このアプローチは、固体または機械的なスイッチのアレ
イとさらに自己走査による電荷／電流検出に基づいてい
る。この事は、それぞれが薄い平行な導電性ストリップ
を有する２個の回路基盤の組み立てを暗示する。なおこ
の平行な導電性ストリップはその間に光受容体を挟み込
んでいる。接触を良好にするために真空を用いることが
できる。２個の回路基盤上のストリップは互いに直交
し、一方の基盤上のストリップを測定装置あるいは信号
電位差計に接続している。読出は照射期間中に行われ；
他方の基盤はそれぞれが電圧スイッチに接続された測定
用電極に直交するストリップを有している。各電圧電極
は順次活性化され、電子−ホール対へのエネルギ変換に
よって誘発された合成電流は、これらの電極によって測
定される。読取は、照射の直ぐ後に行うことが可能であ
る。ポリマー絶縁体を光受容体と測定用ストリップ電極
間に配置する。電圧電極の全てを、照射に先立って必要
とされる高電圧に接続し、光受容体の表面で電荷の分極
を誘発する。この外部高電圧は取り除かれるが、光受容
体を横切る分極は存続して照射期間中に光受容体内に形
成された電子−ホール対を分離し、それらを光受容体の
表面に引きつける。光受容体とポリマーの界面に形成さ
れた静電潜像の読出は、各電圧電極を反対の極性に順次
活性化することによって、さらに合成誘起電流を測定用
電極によって測定することによって、実行される。 ５．フィルタされた後方投影による再構築 高密度導電性基板は、照射期間中高電圧である。測定用
ストリップ電極は回路基盤上にあり、かつ光受容体の反
対側に配置されている。各ストリップは一個の電位差計
に接続されている。照射期間中、検出器は機械的に回転
されており、各ストリップ電極からの合成電流が測定さ
れる。各ストリップに対する、電流対時間曲線は、コン
ピュータ断層撮影法によって得られる投影と類似の投影
を示す。標準的な投影再構築技術（例えば、フィルタさ
れた後方投影、繰り返し等）を用いて、２次元ピクセル
位置毎の電流が計算される。

【００１７】検出器は高密度基板を有していて、この基
板は導電性の金属かまたは合金が好ましく、患者に向か
ってビームの入口側に配置されている。このようにする
ことによって、図２に示すように、基板はＸ線またはフ
ォトンの情報を集める媒体として動作する。より高い密
度を有するこの基板は、この基板上に衝突する高エネル
ギフォトンまたはＸ線を、光受容体層よりも多く吸収す
る。主に患者によって変調されたフォトンビームと基板
との相互作用によって集められた電子によって、光受容
体材料層上に潜像が形成される。残留電子は前方方向に
優先的に散乱され、その後光受容体材料と相互作用す
る。電子の荷電特性によって、電子は、その反対のフォ
トンとよりもむしろ光受容体層と容易に相互作用する。
このような相互作用は、光受容体材料に到達する情報量
を増強し、その結果合理的なドーズ量で画像品質を改良
する。このようにして、通常の乾燥Ｘ線写真におけるフ
ォトンによって生成された画像とは反対に、主に光受容
体材料媒体を横切る電子によって生成された画像が得ら
れる。基板の、ソースから離れて対向する方向の位置決
めによる増強効果を図４に示す。なおこの図の例では基
板を銅で形成している。

【００１８】図５は、光受容体材料がアモルファスセレ
ンである場合の、低エネルギフォトンに対する検出器の
高感度特性を示す。なおこの低エネルギフォトンはクリ
ナック（Clinac) −２３００Ｃ／Ｄ（６ＭＶモード）装
置のスペクトル中には存在するが、しかしコバルト（Co
balt）−６０ユニットのスペクトル中には存在しない。
基板を高エネルギフォトンソースの方向に向けて位置決
めすることにより、光受容体は、患者の出射層からの散
乱電子による望ましくない汚染から、さらに少しではあ
るが患者から生成された低エネルギフォトンから、遮蔽
される。このようにして、本検出器は、（１）フォトン
Ｘ線量子の増強器として、さらに（２）散乱放射線に対
するフィルタと見做すことができる。Ｘ線ソースに面
し、あるいはＸ線ソースから離れた、以下の３個の基板
が示されている。これらは、アルミニウム（厚さ２m
m）、ＩＴＯガラス（厚さ１mm）および銅（厚さ１mm）
である。各グラフの説明の括弧の中に最初に書かれてい
るものは、何がソースに面して配置されているかを示し
ている。同様に、光受容体層（a-Se）の厚さを変化させ
た時の異なる振る舞いを、光受容体の厚さが１５０、３
００、５００ミクロンであるアルミニウム基板、a-Se層
の厚さが５００ミクロンのＩＴＯガラス基板およびa-Se
層の厚さが３００ミクロンの銅基板について比較してい
る。図から理解されるように、a-Se層の厚さは情報の範
囲を制御しているように見える。

【００１９】図６は、単一エネルギのCo-60 ビームによ
る結像結果を示している。コントラストが詳細なファン
トム（それぞれ〜３cGy ）を結像する場合、患者散乱を
シミュレートする電子散乱と幾らかの低エネルギフォト
ン散乱を生成する。ガンマ線ソース（図６ａ）に面した
銅の基板によって、この散乱のかなりの部分が除去さ
れ、ファントム像を得る事ができる。一方、銅基板がソ
ースから離れている場合（図６ｂ）、得られた画像はフ
ァントム散乱からの寄与分を含み、ファントム画像の詳
細さは破壊される。この事実は、図７に示すように、ク
リナック-2300 C/D 線型加速器の多重エネルギビームか
ら得られた画像に対しても、同様に明白である。

【００２０】望ましくない患者散乱を除去する目的のた
めには、基板の厚さが与えられたフォトンビームエネル
ギと検出器のタイプに対する電子の平均範囲に等しいか
あるいは大きい限り、全ての金属あるいは合金基板が適
切である。電子の平均範囲は、フォトンビームエネルギ
の増加に伴って増加する。前面検出器の必要な厚さは、
それの物理的な密度が減少するに伴って増加する。好ま
しい基板は、アルミニウム、銅、イリジウム、真鍮、ス
チール、鉄、鉛ガラス、ガラス（シリケート）上のイン
ジウム−錫酸化物（ＩＴＯ）、鉛、タングステンおよび
それらの合金を厚さの関数として含んでいる。銅、タン
グステンおよびステンレススチールが、画像解像度およ
び量子増強に関して最も好ましい。この主な理由は、電
子の範囲および基板中に生成された電子の残留縦方向散
乱が、金属の密度を増加させることによって短くなるこ
とである。この結果、光受容体材料層内でより多くのエ
ネルギが局部的に堆積し、その結果解像度を向上する。
さらに、単位体積当たりのコンプトン相互作用の数が、
密度が高い金属あるいは合金において大きいので、その
ため大きな電子フラックスを生成する。

【００２１】画像検出器の画像コントラストおよびその
動作範囲は、光受容体材料層の厚さに強く依存する。光
受容体材料層の厚さが増加することによって、図４およ
び５に示すように、画像コントラストは向上するが、反
対にシステムの動作範囲は減少する。基板上に堆積され
た光受容体材料層の厚さは、一般に１５０から１０００
ミクロンであるが、しかし必要ならば、要求される動作
範囲に依存して、これよりも大きくて良い。図１は検出
器の構成要素を示す。具体的には、検出器１０は、好ま
しくは導電性基板である基板層１２を含み、この層上に
は通常の方法で０．５から１．５μｍの絶縁性界面層１
４が堆積されている。次に、光受容体材料層１６が同様
に通常の方法で堆積される。光学的保護皮膜１８を検出
器上に設けて損傷を防ぎさらに画質を向上する。好まし
い絶縁性界面層材料として、酸化アルミニウムを含み、
好ましい被膜材料としては酢酸セルロース、パリレン
（Parylene、商品名）、ポリカーボネート等が含まれ
る。

【００２２】図３は、図中に示されるデータのための、
帯電および読出検出システムを示している。具体的に
は、検出器１０は軽くかつ堅固な筐体２０内に、基板１
２をソース方向に向け、光受容体層１６を反対側に向け
て、収められている。フォトンを電子に変換する基板層
１６にバイアス電圧を印加こともできるが、しかしもし
Ｘ線フォトン変換器が非電導性の材料で形成されている
場合、バイアス電圧は例えばＩＴＯ、アルミニウム等の
電導性材料の薄膜に印加される。照射の前に、周囲の空
気をイオン化して光受容体層１６を所定の電位に帯電す
るために、スコロトロン (scorotron)２２が用いられ
る。入射Ｘ線ビームはこのようにしてフォトン変換器と
相互作用し、２次電子を生成する。なおこの２次電子
は、電子−ホール対を生成することによってエネルギを
光受容体層中に堆積し、光受容体層上に潜像を形成す
る。２個の独立したｘ、ｙ方向の微小位置決め装置２
６、２８上に取り付けられた静電プローブ２４によっ
て、光受容体層上の残留電位分布を検出する。このプロ
ーブからのアナログ信号はその後、取得プログラムを含
むアナログ−デジタル変換器（図示せず）に送られる。
その後、２次元画像が処理され分析されてリアルタイム
でモニタ上に表示される。

【００２３】本出願において示された実験的証拠は、a-
Seに基づいたオンライン結像システムにおける結像特性
の結果である。このオンライン結像システムはポータル
フィルムに関した遅延問題に解決方法を与えることが期
待され、さらにコントラストと検出量子効率を向上した
画像を提供する。本発明の方法および検出器の予期しな
い特性を示すために使用されるファントムは、２５cm²
の表面を有し厚さが１３mmであるアルミニウムのブロッ
クである。このブロックは、深さおよび直径が異なる１
０行１０列のホールを含んでいる。このファントム特性
のより詳細な記載は、１９９０年版、「医療物理」（Ｍ
ｅｄ．Ｐｈｙ．）第１７（５）巻、７６９頁（表III)を
参照されたい。

【００２４】治療画像の品質の改良は、次のような検出
器の使用を通して探究されている： （１）検出器の基板が患者による散乱を除去するためフ
ォトンＸ線ソースの入射側に配置され、それによって信
号対ノイズ比を向上したもの；および（２）基板を高密
度材料、好ましくは金属で形成し、情報輸送用の量子の
吸収量および空間的解像度を最適化したもの。

【００２５】通常の乾燥Ｘ線写真用検出器の設計では、
この基板は一般にアルミニウムであり、単なる支持体と
して、さらにアモルファスセレン検出媒体の導電性基板
として働く。この基板の厚さおよび成分は殆ど重要では
ない。この検出器は、低いエネルギ、例えば１２０ｋｅ
Ｖのエネルギによって得られる放射線診断に対して十分
にその目的を達成する。しかしながら、メガボルトのエ
ネルギでは、a-Se薄膜の検出量子効率は非常に低く、患
者から光受容体材料表面への情報量の移動は非常に低
い。さらに、メガボルト画像形成では、患者から非常に
多くの電子散乱が発生し、これらは光受容体材料層によ
って直接吸収され、その結果非常に汚い画像が形成され
る。

【００２６】本発明の基板の厚さと成分は、非常に重要
である。この基板は好ましくは導電性であり、その上に
衝突するＸ線の殆どを吸収することを可能とする物理的
特性を有している一方で、横方向の電子の散乱が同時に
非常に低い。その解像度は、銅、イリジウム、真鍮、鋼
鉄、鉄、鉛、タングステン、およびそれらの合金、ある
いは例えばステンレススチールのようなその他の合金、
あるいは鉛ガラスあるいはガラス上のＩＴＯなどを材料
とする、高密度基板を使用することによって改良され
る。これは、このような材料が電子の範囲を短くし、そ
れによって散乱電子の横方向の範囲を短くするからであ
る。ある与えられた基板の厚さに対して、高密度金属基
板は、密度の低い金属基板よりも多くフォトンを吸収す
る。さらに、横方向の電子散乱の角度を減少させるため
に、低い原子番号が探索されたが、しかし物理的な密度
は原子番号が増加するに従って増加する。その結果、関
係する治療機器のエネルギに対する最適な金属基板を得
るために、物理的密度効果と画像への原子番号の寄与と
の間でバランスを取る必要がある。検出器の光受容体段
階で増強因子を増加し、一方で同時に横方向散乱による
画像の解像度の低下を防ぐと言う問題は、各基板に対し
て独立に処理すべき最適化の問題である。

【００２７】検出器の金属材料を変化させ、かつＸ線ソ
ースに対する検出器の位置決めを変化させた場合の比較
を、コバルト−６０（Ｃｏ−６０）とクリナックリニア
アクセレレータ（Ｃｌｉｎａｃ−２３００Ｃ／Ｄ）Ｘ線
治療機器を用いて行った。なお後者はＸ線治療の技術分
野で一般的な装置である。図５は、感度曲線（検出器上
に残留する電圧対与えられたドーズ量）がa-Se層の厚さ
に依存していることを示している。検出器上の初期電圧
あるいはa-Se層の厚さのようなパラメータを変えること
により、幅の広い放電曲線が生成される。例えば１５０
ミクロンのa-Se層では、その曲線は名目初期電圧２１０
０Ｖで、０から２０ｃＧｙにおいてかなり直線的であ
る。これは、光学的密度対ドーズ量の特性曲線が約３ｃ
Ｇｙで飽和する（図８参照）一般的な治療画像フィルム
（ＲＰ Ｋｏｄａｋ 治療局所化フィルム）と比較する
ことができる。

【００２８】ソースに向かう高物理的密度の金属基板を
使用した検出器では、この基板が患者または物体からの
散乱放射から光受容体材料を遮蔽するため、コントラス
トの高い治療画像が得られる。さらに、モンテカルロシ
ュミレーション法および予備の物理的測定は、この提案
したシステムがさらに非常に優れた空間的解像度を提示
することを示している。後者は、光受容体材料中の電子
の走行長が、散乱フォトンのそれよりも短いと言う事実
に基づいている。

【００２９】典型的なメガボルト検出器あるいは本発明
に基づいた検出器は、好ましくは前述したように高物理
的密度の金属材料を含んでいる。高密度材料の役割は、
薄い多層構造に対して支持体を提供する事である。なお
この薄い多層構造は、これを量子の増強器としておよび
散乱放射のフィルターとして作動させるために、高エネ
ルギＸ線フォトンおよび電子を検出しそれを電荷に変換
するために使用される。この高物理的密度材料の最適な
厚さは、高い空間的な解像度を維持する一方で、患者に
よる散乱電子またはフォトンが阻止されかつフィルター
される状態に置いて得られる。この厚さの範囲は、０．
２から５mmが好ましい。次に、通常の減圧マグネトロン
スパッタリングによって、０．１から２μｍの厚さのア
ルミニウム薄膜が高物理的密度基板上に堆積される。さ
らに、阻止層として言及される酸化アルミニウムの薄層
をアルミニウム電極上に形成しあるいは堆積して、アル
ミニウム金属電極からの電荷の注入を低下させる。酸化
物層は、減圧されかつ酸素を多く含む環境下でプラズマ
グロー放電を行ってアルミニウムを酸化させることによ
り、最も良く得られる。阻止層は、酸化アルミニウムを
ＲＦスパッタすることにより、得ることができる。阻止
層の厚さは、０．０１から０．２μｍが好ましい。次
に、減圧下での加熱蒸発による通常の方法で、好ましく
は砒素および塩素をドープしたアモルファスセレンの光
受容体層を堆積する。砒素および塩素の両者のドーピン
グレベルは、通常の技術を有する等業者によって、光受
容体セレン層の優れた電荷輸送特性を得ると同時に暗放
電電流を低く維持するように選択される。アモルファス
セレン層の厚さは、１５０から１０００μｍが好まし
く、さらに５００μｍが最も好ましい。次に、０．０１
から１μｍの厚さを有する酢酸セルロース、ポリカーボ
ネート、パリレンの薄い保護および不活性化層を、光受
容体層上に堆積する。

【００３０】この検出器は、酸化錫インジウム（ＩＴ
Ｏ）を材料とするピクセル電極を備えた、水素を含むア
モルファスシリコンあるいはセレン化カドミウム多結晶
で形成された薄膜トランジスタのピクセルアレイによっ
て構成される、自己走査型センサを含んでいる。次に、
ピクセル化されたＩＴＯ上に直接、光受容体アモルファ
スセレン層が堆積され、さらにキャリアの注入を最小に
するため、薄い重合体（ポリマ）層または高濃度にドー
プされたセレン−砒素アルカリ合金層の何れかで形成さ
れた阻止層を直接、主な光受容体セレン層上に堆積す
る。電導性の金属で形成された薄い金属電極を阻止層上
に堆積する。次にこの構造体の前部に高密度金属を設け
る。この高物理的密度材料は、例１として示した検出器
に、その役割、性質および厚さにおいて比較しうる。他
の考えられる検出器は、１個のグループが他のグループ
に対して直交する多重ストリップ導体の２個のグループ
を含んでいる。アルミニウムのような多重ストリップ薄
膜導体の第１のグループは、ガラスまたはプラスティッ
クのような低密度非導電性基板上に堆積される。次に、
均一で薄い阻止層が、例１で示したように形成されある
いは堆積される。光受容体セレン層も同様に例１で示し
た様にして堆積される。次に、ポリカーボネート、ポリ
エステル、ポリイミド等の重合体層であって、一方の側
に第２のグループの多重ストリップ導体を有する層が光
受容体セレン層上に、第２のグループの多重ストリップ
導体を第１のグループに垂直方向に配置して、積層され
る。高物理的密度の増強器が同様に、前述したようにし
て使用される。

【００３１】本発明は、高密度基板をＸ線ソースに向け
て配置し、かつ光受容体材料を患者の露光時に放電させ
ると言う事実に基づいている。光受容体材料表面上に残
留する静電潜像の帯電および読出プロセスは、通常のデ
ジタル乾燥Ｘ線写真において用いられているプロセスと
類似している。一般に走査型非接触静電プローブが使用
されるが、しかしアクティブマトリックス自己活性化シ
ステム、自己走査スイッチングシステムあるいは投射シ
ステムと共に、多重プローブマトリックス、光誘起放電
走査レーザビーム法も同様に使用される。患者に対する
検出器の幾何学的な位置関係のために、この検出器を読
取装置に対して反転しあるいは取り出す必要が無いこと
に注意すべきである。図２−３に示すように、検出器は
画像形成機構あるいは装置において直接下から読みださ
れる。

【００３２】帯電シーケンスにおいて、スコロトロンが
光受容体材料層の表面から３−５mmの距離に配置され
る。スコロトロンのワイアを横切って６５００Ｖが印加
され、その一方で２１００Ｖがグリッドを横切って印加
される。このグリッドは、スコロトロンワイアの周りの
高電圧で生成された正のイオンが、確実に光受容体材料
の表面に均一に堆積されるようにするものである。この
スコロトロンは、機械的ステージによって、検出器全面
上を数回に渡って移動させられる。この検出器は均一な
電荷分布を確実にするために、二重に帯電させられる。
この表面では次に、検出器が約２１００Ｖの均一露光を
受けていることを保証するため、例えば検出器のコーナ
ーや中央のような数カ所の重要な位置が走査される。導
電性基板、グリッドおよびスコロトロンは、同じ電位
（０Ｖあるいはバイアス電圧）に設定されている必要が
ある。

【００３３】帯電によって、この検出器はメガボルト露
光に対して準備が整う。検出器は図２に示すように配向
される。露光期間中、金属基板中に生成された電子およ
び光受容体材料と直接相互作用するフォトンは、光受容
体材料層中に電子−ホール対を生成する。これらの電子
−ホール対は次に、帯電シーケンスによって生成された
電界の影響下で移動する。負の電荷は電界線に沿って移
動し、光受容体材料層の表面で正電荷によって消滅す
る。正の電荷は基板とは反対方向に移動し電極に誘起さ
れた負の電荷によって消滅する。光受容体材料の表面上
の潜像は、患者によって変調されたＸ線ビーム強度を反
映する。この検出器はこの露光シーケンス中にもう一
度、暗室中に置かれる必要がある。

【００３４】次に静電潜像が読み取られる。このため
に、数種類の一般的な方法がある。静電カップリングプ
ローブを、アレイ上に配置しあるいは単独で使用するこ
とができる。これらは、アレイ上のプローブの数および
希望する走査解像度に応じて、表面を数回掃引する。走
査シーケンスは、プローブアレイを移動させあるいは検
出器機構を移動させることによって実行される。他の方
法として、レーザを使用して、希望するスポットにレー
ザを照射して表面の一領域あるいは一ピクセルに放電を
誘起し、その後検出器上のその領域の放電をコンデンサ
ー結合装置によって検出することによって、表面を走査
する。検出器全体は、ピクセル毎に、ラスタ形状に走査
される。読みだしシーケンスがどのようなものであって
も、これは暗室中で行われる必要がある。

【００３５】本発明を特定の実施例に関連して説明した
が、さらなる変更が可能であること、およびこの出願
は、一般にこの発明の原理に従い、かつこの発明が属す
る技術の範囲内で既知であってまたは習慣的に実施され
ているような、およびこれまでに述べた主要な特徴に適
用され添付の請求の範囲に従うような本開示からの相違
をも含む、この発明の全ての変更、使用あるいは応用を
カバーすることを意図していることが理解される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による検出器の断面図。

【図２】金属基板をソース方向に向けたa-Se検出器を用
いた治療局所化および／または治療確認期間中の、機器
構成を示す図。

【図３】使用した帯電および読みだしアッセンブリを示
す図。

【図４】厚さが１mmの銅の検出器および厚さが３００ミ
クロンのa-Se層で構成された検出器を備えたＣｏ−６０
治療機器から得られた放射・放電即ち感度曲線を示し、
検出器がＸ線ソースに面した場合と離れる方向に面した
場合の結果を示す図。

【図５】３個の異なる基板について、クリナック（Ｃｌ
ｉｎａｃ）−２３Ｃ／Ｄ（６ＭＶモード）の治療機器か
ら得られる、種々の放射・放電（感度）曲線を示す図。

【図６】１mmの銅基板と３００ミクロンのa-Se検出器
を、基板をソース方向に向け（６ａ）、基板をソースか
ら離れる方向に向け（６ｂ）た場合の、Ｃｏ−６０治療
機器からの詳細コントラストのファントム画像を示す
図。

【図７】１mmの銅基板（a-Se層が３００ミクロン）を有
する検出器を、基板をソース方向に向け（７ａ）、基板
をソースから離れる方向に向け（７ｂ）た場合の、クリ
ナック（Ｃｌｉｎａｃ）−２３００Ｃ／Ｄ治療機器から
得られた詳細コントラストのファントム画像を示し、全
画像は画像検出面において０．６ｃＧｙの照射によって
得られた図。

【図８】クリナック（Ｃｌｉｎａｃ）−１８、１０ＭＶ
のフォトンビームからおよびＣｏ−６０機器から得られ
たＲＰコダック（Ｋｏｄａｋ）治療局所化フィルムに対
するフィルム特性曲線を示す図。

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者の目標容積に対する治療ビーム領域
   の位置をリアルタイムでモニタするためにメガボルト画
   像を形成する画像形成方法であって、 高密度基板層上に堆積された光受容体材料層からなる検
   出器上に、フォトンビームを最初前記患者の前記目標容
   積中を、その後前記検出器を通過させることによって画
   像を生成し、フォトン量子を増強しさらに前記フォトン
   ビームによって誘起された前記患者からの散乱放射をフ
   ィルタするために、前記高密度基板の層を前記フォトン
   ビームの入射側に配置し、それによって、前記高密度基
   板に衝突するフォトンが電子に変換されさらにその後前
   記光受容体材料層を横切る前記電子によって画像が生成
   されるようにして、前記患者の治療目標容積をオンライ
   ンでモニタする、画像形成方法。
2. 【請求項２】 前記高密度基板は、銅、イリジウム、真
   鍮、鋼鉄、タングステンおよびその合金、スレンレスス
   チール、ガラス基板上のインジウム−錫酸化物あるいは
   鉛ガラスである、請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記高密度基板の層厚は、空間的な高解
   像度を維持する一方で、患者による散乱電子あるいはフ
   ォトンが阻止されフィルタされるものである、請求項１
   に記載の方法。
4. 【請求項４】 前記基板の層厚は０．２から５mmであ
   り、前記光受容体材料の層厚は５０から１０００μｍで
   ある、請求項３に記載の方法。
5. 【請求項５】 前記光受容体材料はアモルファスセレ
   ン、ヨウ化水銀、テルル化カドミウムあるいは酸化鉛で
   ある、請求項１に記載の方法。
6. 【請求項６】 厚さが０．１から２μｍのアルミニウム
   層を前記高密度基板上に堆積し、その上に前記光受容体
   を堆積する前に前記アルミニウム層を酸化する、請求項
   ５に記載の方法。
7. 【請求項７】 前記光受容体材料は、砒素および塩素を
   ドープしたアモルファスセレンである、請求項５に記載
   の方法。
8. 【請求項８】 前記フォトンビームはＸ線またはガンマ
   線である、請求項１に記載の方法。
9. 【請求項９】 前記光受容体上に形成される静電潜像
   は、非接触プローブあるいはプローブアレイ、あるいは
   走査レーザビームによって読みだされる、請求項１に記
   載の方法。
10. 【請求項１０】 患者の目標容積に対する治療ビーム領
    域の位置をリアルタイムでモニタするためにメガボルト
    画像を形成する画像形成方法であって、 銅、タングステンあるいはそれらの合金、あるいはステ
    ンレススチールからなる第２の層上に堆積された砒素お
    よび塩素をドープしたアモルファスセレンからなる第１
    の層を含む検出器上に、Ｘ線をまず前記患者の目標容積
    を通過させその後前記検出器を通過させることによっ
    て、画像を生成し、前記第２の層上に衝突したフォトン
    が電子に変換され、さらにその後前記第１の層を横切る
    電子によって画像が生成されるように、前記第２の層
    を、フォトン量子を増強し該フォトンビームによって誘
    起された前記患者からの散乱放射をフィルタするため
    に、前記フォトンビームの入射側に置き、それによって
    前記治療目標容積をオンラインでモニタする、画像形成
    方法。
11. 【請求項１１】 患者の目標容積に対する治療ビーム領
    域の位置をモニタするためにメガボルト画像を形成する
    ための検出器であって、該検出器は、フォトン量子を増
    強しかつ前記フォトンビームによって誘起された前記患
    者からの散乱放射をフィルタするための高密度基板の層
    と、その上に堆積された光受容体材料層であって該光受
    容体材料を横切る電子によって画像が形成される層、と
    を具備する、検出器。
12. 【請求項１２】 前記基板は、銅、イリジウム、真鍮、
    ガラス基板上のインジウム−錫酸化物、鉛あるいはタン
    グステンである、請求項１１に記載の検出器。
13. 【請求項１３】 前記高密度基板の厚さは、患者によっ
    て散乱された電子あるいはフォトンを阻止しフィルタす
    る一方で高空間解像度を維持する厚さである、請求項１
    １に記載の検出器。
14. 【請求項１４】 前記基板の層厚は０．２から５mmであ
    り、前記光受容体材料層の厚さは５０から１０００μｍ
    である、請求項１３に記載の検出器。
15. 【請求項１５】 前記光受容体材料は、アモルファスセ
    レン、ヨウ化水銀、テルル化カドミウムあるいは酸化鉛
    である、請求項１１に記載の検出器。
16. 【請求項１６】 ０．１から２μｍの厚さのアルミニウ
    ム層が、前記高密度基板上に堆積され、かつその上に前
    記光受容体を堆積する前に酸化されている、請求項１５
    に記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記光受容体材料は砒素および塩素を
    ドープしたアモルファスセレンである、請求項１５に記
    載の検出器。
18. 【請求項１８】 患者の目標容積に対する治療ビーム領
    域の位置をモニタするためにメガボルト画像を形成する
    ための検出器であって、該検出器は、フォトン量子を増
    強しかつフォトンビームからの散乱放射をフィルタする
    ための銅、タングステンあるいはそれらの合金あるいは
    ステンレススチールの層と、その上に堆積されたアモル
    ファスセレン層であって該アモルファスセレン層を横切
    る電子によって画像が生成されるもの、とを具備する、
    検出器。
19. 【請求項１９】 前記アモルファスセレンは砒素および
    塩素がドープされている、請求項１８に記載の検出器。