KR20090031728A - 방사선 촬영 장치 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 물체의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 이미징 장치에 관한 것이다. 다양한 2패널 방사선 이미징 장치 구성에서, 전면 패널 및 후면 패널은 기판, 신호 감지 센서 및 판독 디바이스의 어레이 및 패시베이션 층을 구비한다. 전면 패널 및 후면 패널은 물체를 통과하는 X선에 반응하는 신틸레이팅 형광층을 구비하여 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. X선 장치는 합성 X선 영상을 생성하도록 X선 영상을 신호를 결합시키는 수단을 구비한다. 또한, 서로에 대한 신틸레이팅 형광층들의 조성 및 두께는 합성 X선 영상의 진단 효율을 향상시키도록 선택된다.
Description
본 발명은 일반적으로 디지털 방사선 촬영에 관한 것으로, 특히 영상 품질을 향상시키기 위한 디지털 방사선 평판 촬영 장치 내의 복수의 비대칭 스크린의 사용에 관한 것이다.
일반적으로, X선을 흡수하고 광을 생성하도록 신틸레이팅 형광 스크린을 사용하는 의학적 X선 검출기는 형광 스크린 내의 횡방향 광 확산으로 인한 공간 해상도의 손실을 겪는다. 횡방향 광 확산을 감소시키고 적절한 공간 해상도를 유지하기 위해, 형광 스크린은 충분히 얇게 제조되어야 한다.
촬영 장치의 공간 해상도 및 X선 검출 능력은 종종 변조 변환 함수(MTF:modulation tranfer function) 및 X선 흡수 효율에 의해 각각 특징지어진다. 얇은 형광 스크린은 X선 흡수율이 감소되는 대신 보다 우수한 MTF를 생성한다. 일반적으로, 코팅 밀도 및 형광 스크린의 두께는 공간 해상도와 X선 흡수 효율 사이에서 트레이드오프되는 설계로 사용된다.
예를 들어, Lanex Fine 및 Lanex Fast Back 스크린이 Eastman Kodak Co.에 의해 제조되는 두 개의 전형적인 상업적 스크린이다. 두 개의 스크린 모두 Gd2O2S(Tb) 형광물질로 제조된다. Lanex Fast Back 스크린은 보다 두껍고, X선을 보다 효율적으로 흡수하지만, Lanex Fine 스크린보다 낮은 해상도를 갖는다. Lanex Fine 및 Lanex Fast Back 스크린의 코팅 밀도는 각각 34mg/㎠ 및 133mg/㎠이다. Lanex Fine 및 Lanex Fast Back 스크린은 각각 5c/mm에서 24% 및 63%의 X선 흡수 효율(80kVp, 텅스텐 타겟, 2.5-mm Al 고유 여과 및 0.5mm Cu에 의해 필터링됨)과 0.26 및 0.04의 MTF 값을 갖는다.
X선 흡수율을 향상시키고 공간 해상도를 유지하기 위해, 이중-에멀젼 필름과 함께 이중 스크린의 사용이 종래의 스크린-필름(SF) 방사선 촬영 장치 내에 결합된다. 유사하게, 이중-스크린 기술이 X선 흡수 효율을 향상시키도록 컴퓨팅된 방사선 촬영(CR) 내에서 사용되었다. 디지털 CR 장치에서, 저장 형광 스크린은 SF 장치 내에서 사용되는 즉발 발광 형광 스크린을 대신하여 사용된다. 필름은 필요치 않다. X선 노출에 따라서, 저장 형광 스크린은 디지털 방사선 촬영 영상을 생성하도록 전형적으로 레이저 빔을 스캐닝함으로써 후속하여 판독되는 트랩된 전하의 형태로 잠재적 영상을 저장한다.
최근에, 액티브 매트릭스 박막 전자기기에 기초하는 디지털 평판 X선 이미저가 진단 방사선 촬영 및 디지털 유방 X선 촬영과 같은 애플리케이션에 대한 유망한 기술이 되고 있다. 디지털 방사선 촬영(DR)에서 사용되는 X선 에너지 변환 방법에 는 두 가지 유형, 즉 직접적 방법 및 간접적 방법이 존재한다. 직접적인 방법에서, 광컨덕터 내에 흡수된 X선은 직접 전하 신호로 변환되고, 액티브 매트릭스 어레이(AMA) 상의 픽셀 전극 상에 저장되며 디지털 영상을 생성하도록 박막 트랜지스터(TFT)를 사용하여 판독된다. 다공성 셀레늄(a-Se)은 일반적으로 광컨덕터로서 사용된다. 간접적 방법에서, 단일 형광 스크린이 X선을 흡수하는 데에 사용되어 결과적인 광자가 각 픽셀에서 단일 광다이오드(PD) 및 TFT를 통해 AMA에 의해 검출된다. 광다이오드는 흡수된 X선 에너지에 비례하여 형광에 의해 제공된 광을 흡수한다. 저장된 전하는 간접적 방법에서와 같이 TFT 스위치를 통해 판독된다.
수소화된 다공성 실리콘(a-Si:H)은 흔히 광다이오드 및 TFT 스위치를 형성하는 데에 사용된다. 도 1a는 종래 기술의 a-Si 기반의 평판 이미저 내의 단일 이미징 픽셀(10)의 단면도를 도시한다(실제 축적대로 도시된 것은 아님). 각 이미징 픽셀(10)은, 도 1b에 도시된 바와 같이, 광다이오드(70) 및 TFT 스위치(71)를 구비한다. X선 컨버터(예로서, 조명 형광 스크린(12))의 층은 광다이오드-TFT 어레이에 연결된다. 광다이오드(70)은 패시베이션 층(14), 인듐 주석 산화물 층(16), p-도핑된 a-Si 층(18), 진성 a-Si:H 층(20), n-도핑된 a-Si 층(22), 금속층(24), 유전층(26) 및 유리 기판(28)을 포함한다. X선 광자 경로(30) 및 가시광선 광자 경로(32) 또한 도 1a에 도시되었다. 단일 X선이 형광물질에 의해 흡수될 때, 다수의 광자가 등방성으로 방출된다. 방출된 광의 일부만이 광다이오드에 도달하여 검출된다.
도 1b는 감지 어레이(81)로 구성되는 평판 이미저(80)의 블록도를 도시한다. a-Si 기반의 센서 어레이는 m개의 데이터 라인(84)과 n개의 게이트 라인(83)으로 구성된다. 각각의 픽셀은 박막 트랜지스터(TFT)(71)에 접속된 a-Si 광다이오드(70)로 이루어진다. 각 광다이오드(70)는 공동 바이어스 라인(85) 및 자신의 관련된 TFT의 드레인(D)에 접속된다. 바이어스 라인(85)은 광다이오드(70) 및 TFT(71)에 인가된 바이어스 전압을 전달한다. TFT(71)는 그들의 관련된 게이트 라인(83)에 의해 제어되고 어드레스되었을 때, 저장된 전하를 데이터 라인(84) 상으로 전송한다. 판독 중에, 게이트 라인은 유한 시간(대략 10 내지 100㎲) 동안 턴온되어 해당 열 상의 TFT(71)에 대해 그들의 픽셀 전하를 모든 m개의 데이터 라인으로 전송하기에 충분한 시간을 허용한다. 데이터 라인(84)은 동시에 동작하는 전하 증폭기(86)에 접속된다. 일반적으로, 전하 증폭기(86)는 다수의 그룹으로 분할되며, 각각의 그룹은 일반적으로 32, 64, 128개의 전하 증폭기를 갖는다. 관련된 전하 증폭기는 각 그룹 내에서 영상 신호를 검출하고, 신호를 멀티플렉서(87)로 클록하며, 그에 따라 신호가 멀티플렉스되고 후속하여 아날로그-디지털 컨버터(88)에 의해 디지털화된다. 디지털 영상 데이터는 메모리(93)에 대한 커플링으로 전송된다. 게이트 라인(83)은 차례대로 턴온되며, 전체 프레임이 스캐닝되는 데에는 대략 수 초가 요구된다. 추가적인 영상 보정 및 영상 프로세싱이 컴퓨터(90)에 의해 수행되며, 결과적인 영상은 모니터(91) 상에 디스플레이되거나 프린터(92)에 의해 미디어 상에 인쇄된다.
전기적 노이즈를 가능한 한 감소시키기 위해, 보정된 이중 샘플링(CDS) 회로(89)가 각각의 전하 증폭기(86)와 멀티플렉서(87) 사이에 배치될 수 있다. 영상 신호의 판독 시퀀스에서, 신호 전하가 전하 증폭기(86)에 의해 검출되기 전과 후에 각각의 데이터 라인(84) 상의 전하 신호가 샘플링되고, 결과적인 차이가 측정된 신호가 된다. 이러한 샘플링 방안에서, 백그라운드 노이즈는 영상 신호로부터 감소된다. 이중 보정 샘플링 회로(89)는 평판 이미저(80)에 있어서 바람직하지만, 기능을 위한 이미저에는 필요하지 않다. 평판 이미저(80)의 다양한 유닛, 즉 필요한 타이밍, 바이어싱, 스위칭, 샘플링, 스캐닝 및 데이터 판독 기능을 제공하는 게이트 드라이버(82), 전하 증폭기(86), 보정된 이중 샘플링 회로(89) 및 아날로그-디지털 컨버터(88)의 동시발생 동작은 제어 로직 유닛(94)을 통해 컴퓨터(90)에 의해 제어된다.
a-Si 기반의 간접적 평판 이미저의 동작은 당업자에게 알려져 있으며, 따라서 본 명세서에는 간략한 설명만이 제공되었다. 입사 X선 광자는 형광 스크린(12) 내의 광학적 광자로 변환되고, 이러한 광학적 광자는 후속하여 a-Si:H n-i-p 광다이오드(70) 내의 전자-홀 쌍으로 변환된다. 일반적으로, 역 바이어스 전압이 바이어스 라인(85)에 인가되어 광다이오드 양단에 전기장(및 그에 따른 공핍 영역)을 생성하며 전하 수집 효율을 개선한다. 광다이오드의 픽셀 전하 용량은 바이어스 전압과 광다이오드 커패시턴스의 곱에 의해 결정된다. 영상 신호는 관련된 TFT(71)가 비-전도성("오프") 상태에 유지되는 동안 광다이오드에 의해 집적된다. 이것은 게이트 라인(83)을 네가티브 전압에 유지시킴으로써 달성된다. 어레이는 TFT의 스위칭 열(row)을 TFT 게이트 제어 회로에 의해 전도성 상태로 순차적으로 스위칭함으로써 판독된다. 상응하는 게이트 라인(83)으로 포지티브 전압을 인가함으로써 픽셀 의 열이 전도성("온") 상태로 스위칭되었을 때, 이러한 픽셀로부터의 전하는 데이터 라인(84)을 따라서 전달되고 외부의 전하-민감성 증폭기(86)에 의해 집적된다. 그 다음 열은 비전도성 상태로 다시 스위칭되고, 프로세싱은 전체 어레이가 판독될 때까지 각각의 열에 대해 반복된다. 외부 전하-민감성 증폭기(86)로부터의 신호 출력은 병렬-직렬 멀티플렉서(87)에 의해 아날로그-디지털 컨버터(ADC)(88)로 전달되고, 후속하여 디지털 영상을 산출한다. 이와 달리, 개별적인 ADC가 전하 증폭기(86)로부터의 각 신호 출력에 위치될 수 있다. 멀티플렉서(87)는 따라서 평판 패널 이미저(80)로부터 제거될 수 있다. 평판 이미저는 단일-샷(방사선 촬영) 및 연속적인(형광 투시법) 영상 획득 모두가 가능하다.
이중 에너지 차감 이미징(dual energy subtraction imaging)으로 알려진 다른 이미징 기술은, 가슴 방사선 촬영 및 혈관 촬영에서의 질병 검출에 대한 해부학상 백그라운드의 영향을 감소시키는 데에 사용되어왔다. 이러한 방법은 뼈와 연조직의 서로 다른 에너지-의존 흡수 특성에 기초한다. 일반적으로, 두 개의 로우(raw) 영상이 생성된다. 하나는 저에너지의 높은 콘트라스트(constrast) 영상이고, 다른 하나는 고에너지의 낮은 콘트라스트 영상이다. 이들 두 영상의 비선형적 조합을 획득함으로써, 순수한 뼈와 연조직 영상이 획득될 수 있다. 이러한 촬영 기술은 병리학의 진단 및 해부학의 설계를 개선할 것이다.
이중 에너지 차감 이미징은 이중-노출 기술 및 단일-노출 기술의 두 개의 일반적인 접근법을 갖는다. 이중-노출 기술에서, 두 개의 서로 다른 영상이 두 개의 서로 다른 X선관 전압 설정에서 두 개의 노출을 설정함으로써 검출기로부터 획득된 다. 환자에 대한 이중 노출이 수행되어야 하고, X선관 전압의 스위칭이 유한 시간 동안 수행되기 때문에, 이중 노출 기술은 두 개의 영상 사이의 환자 움직임 아티팩트 및 오기재에 민감할 것이다. 에너지 필터가 저에너지 성분을 감쇠시키도록 두 개의 검출기 사이에 샌드위치되는 단일-노출 기술에서, 두 개의 서로 다른 영상들이 환자를 오직 한 번만 노출시켜 동시에 획득된다. 단일-노출 기술은 환자 움직임 오기재 아티팩트의 감소 및 X선 방사선량의 감소의 장점을 갖는다. 이중 에너지 차감 이미징은 단일-노출 또는 이중-노출 기술을 사용하는 스크린-필름 및 컴퓨팅된 방사선 촬영 장치 모두에서 구현되었다.
도 2에 도시된 바와 같은 종래 기술의 스크린-필름 장치(40)는 도 2에 도시된 바와 같이 비대칭 스크린(전면 스크린(44) 및 후면 스크린(56))을 비대칭 에멀전으로 코팅된 제로-크로스오버 필름(즉, 다른 측면 상에 에멀전을 노출시키도록 필름 지지부를 가로지르는 각 스크린에 의해 방출되는 광이 존재하지 않음)과 결합시킨다. X선 광자 경로(42)는 스크린-필름 장치(40)로의 X선의 들어오는 경로를 도시한다. 크로스오버 방지 층(48, 52)(광 흡수층)은 각각의 에멀전 층(전면 에멀전 층(46) 및 후면 에멀전 층(54)) 및 필름 지지층(50) 사이에 증착된다. 비교적 느린, 고해상도의 전면 스크린(44)이 높은 콘트라스트의 전면 에멀전 층(46)을 노출시킨다. 전면 스크린(44)과 전면 에멀전(46)의 조합은 주로 폐 부분의 이미징을 담당한다. 또한, X선 양자를 높은 효율로 흡수하는 빠른 표준-해상도 후면 스크린(56)은 넓은 래티튜드(latitude)의 후면 에멀전(54)을 노출시키고, 저노출 종격막 및 심장 후방영역의 이미징을 주로 담당한다. 그 결과, 폐 영역과 종격 구역이 명확하게 기록된다. 이러한 스크린-필름 이미징 장치는 주로 노출된 필름이 최종 영상을 형성하도록 화학적으로 프로세싱되어야 하는 아날로그(디지털이 아님) 장치이다. 노출로부터 영상 디스플레이까지 수 분이 소요될 수 있다. 이 장치는 좁은 동적 범위를 갖고 따라서 좁은 노출 래티튜드를 갖는다. 영상은 영상 개선을 위해 디지털적으로 프로세싱되고, 모니터 상에 디스플레이되고, 컴퓨터 또는 디지털 저장 디바이스 내에 저장되며 무선으로 또는 인터넷 또는 다른 통신 네트워크를 통해 전송될 수 없다.
도 3을 참조하면, 종래 기술의 이중-스크린 컴퓨팅된 방사선(CR) 이미징 장치(60)가 X선 흡수율을 증가시키고 따라서 전반적인 영상 신호 대 노이즈 비율(SNR) 및 콘트라스트 대 노이즈(CNR)을 증가시키는 데에 사용되었다. 이러한 기술을 사용하여, 두 개의 CR 스크린(전면 스크린(62) 및 후면 스크린(64))은 도 3에 도시된 바와 같이 환자(68)를 통과하는 X선(66)으로의 노출을 위한 카세트(cassette) 내에 배치된다. 노출된 스크린(62, 64)은 전면 영상 및 후면 영상을 형성하도록 레이저 스캐너를 사용하여 개별적으로 스캐닝된 다음 최종 영상의 품질을 최적화하기 위한 다양한 방법으로 포개진다.
예를 들어, 가슴 이미징에서, ST 스크린을 단독으로 사용하는 것과 비교하여 총 X선 흡수 효율에 대한 타협 없이 MTF를 증가시키도록 표준-해상도(ST) 스크린 및 고해상도(HR) 스크린을 사용할 수 있다. HR 스크린의 후면 내의 ST 스크린의 사용은 HR 스크린의 고주파수 성능을 열화하지 않는다. 대신, 이것은 저 주파수 내지 중간 주파수 범위의 영상 품질을 개선시키고 고주파수 범위 내의 품질을 보존한다. 그 결과, 이러한 기술은 고해상도 디테일 이미징을 가능케 한다(예로서, 기흉 또는 늑골 골절).
일 종래 기술의 멀티-스크린 CR 장치는 동일한 방향으로부터 보여지는 물체의 방사선 촬영 잠상(latent image)을 기록하기 위해 X선에 노출되는 복수의 자극가능한(stimulable) 형광 플레이트로부터 판독된다. 그 다음 평균화된 영상 신호가 영상의 콘트라스트를 개선하기 위해 그라데이션(gradation) 프로세스를 거치게 된다. 그 결과, 진단 효율 및 정확도가 크게 향상될 수 있다.
X선 빔에 노출된 물체의 X선 영상을 생성하기 위한 다른 종래기술의 이중-스크린 CR 장치는 물체를 통과한 후 X선 복사를 수신하는 데에 사용되는 저장 형광 플레이트를 구비한다. 이러한 저장 형광 플레이트는 각 면 상에 배치된 광-자극가능한 저장 형광 층을 갖는 두 개의 주요 표면을 구비하는 기판을 구비한다. 두 개의 저장 층들은 서로 다른 재료 또는 두께를 갖는다. 이중 판독 디바이스는 각각의 저장 층 내에 저장된 복사 신호를 판독하는 데에 사용된다. 이중 판독 디바이스는 각각의 저장 층을 판독하기 위한 두 개의 개별적인 판독 장치의 셋들을 포함한다. 각각의 판독 장치는 저장 전하를 여기시키는 스캐닝 레이저 빔, 자극된 광을 수집하는 광학적 수집기, 자극된 광을 전기 신호로 변환하는 광전 증배관(photomultiplier) 튜브를 구비한다. 기판(금속 호일과 같은)은 여기 레이저 빔과 자극된 광에 의해 침투불가능하기 때문에 두 개의 저장 층들 내에서 생성된 영상 신호의 크로스오버가 존재하지 않는다.
다른 종래 기술의 이중-스크린 CR 장치는 영상 중첩 방법을 사용하며 이때 두 개의 저장 형광 스크린에 의해 기록된 단일 물체의 두 개의 복사 영상을 나타내는 복수의 영상 신호들에 대해 추가적인 프로세스가 실행된다. 픽처 소자에 상응하는 영상 신호는 사전결정된 웨이트 인자(weight factor)에 의해 웨이팅되고 출력 영상 신호를 형성하도록 추가된다. 낮은 신호 대 노이즈 비율을 갖는 주파수 성분과 관련된 웨이트 인자의 값은, 각각의 영상 신호의 주파수 특성에 따라, 보다 높은 신호 대 노이즈 비율을 갖는 주파수 성분과 관련하여 웨이트 인자의 값보다 작은 것으로 나타내어 진다.
디지털 이미징 기술과 같이, 전술된 CR 기반의 이미징 장치는 스크린-필름 장치보다 나은 바람직한 디지털 장점을 갖는다. 그러나, CR 장치는 잠재적 X선 영상을 출력 디지털 영상으로 변환하는 레이저 스캐너와, 저장 형광 플레이트 상에 남아있는 잔여 영상을 이전의 X선 노출로부터 지우는 광학적 유닛을 필요로 한다. 영상이 디스플레이되는 데에는 약 30초 내지 몇 분이 소요될 수 있다.
다른 종래 기술의 장치가 이중 에너지 차감 이미징과 관련된다. 하나의 종래 기술의 이중 에너지 차감 기술은 단독 폐 결절 내의 석회 침착을 검출하기 위한 종래의 스크린-필름 조합을 사용한다. 이 기술에서, 두 개의 노출이 사용되었다. 그러나, 임상 실시에서 두 개의 방사성 촬영 노출 사이 간격 동안의 환자의 움직임이 차감 영상을 열화할 것이다. 다른 종래 기술은 구리 여과에 의해 분리되고 단일 카세트로 로딩된, 하나의 X선관 전압 및 두 개의 서로 다른 스크린-필름 조합을 사용하여 이중-에너지 가슴 방사선 촬영으로 단일-노출 기술을 구현한다. 이 기술은 가슴 방사선 촬영에서 뼈의 콘트라스트를 억제함으로써 폐 석회 침착을 검출하는 데 에 사용된다.
스크린-필름 조합을 사용하는 전술된 기술에서, 필름 상에 기록된 영상 쌍은 먼저 디지털화된 후 그 다음 뼈가 없는 영상 및 연조직이 없는 영상을 생성하도록 프로세싱된다. 이것은 전반적인 이중-에너지 방사선 촬영 절차를 본질적으로 감소시키고 필름 디지털화에 의해 발생된 영상 열화로 인해 영상 품질을 감소시킨다.
하나의 종래 기술의 컴퓨팅된 방사선 촬영 시스템은 스캐닝 레이저-자극된 조명을 사용하여 단일-노출 이중 에너지 차감 이미징 기술에 의존한다. 이러한 장치는 저에너지 영상 및 고에너지 영상을 동시에 생성한다. 이러한 두 개의 원 영상은 각각 제 1 이미징 플레이트(환자에 더 가까움) 및 제 2 이미징 플레이트에 의해 기록된 영상들이다. 새로운 영상은 차감 프로세싱에 의해 획득된다. 그러나, 영상 확대율은 두 개의 플레이트 사이의 고정 간격으로 인해 제 1 이미징 플레이트와 제 2 이미징 플레이트 사이에서 미세하게 다르다. 따라서, X선 빔의 중심으로부터 거리가 있는 영역에서 오기재가 발생한다.
컴퓨팅된 방사선 촬영을 사용하는 다른 종래 기술의 이중-노출 이중 에너지 차감 이미징 장치는 저에너지 영상과 고에너지 영상을 기록하도록 필터 체인저 및이미징 플레이트 체인저를 사용한다.
전술된 이중 에너지 CR 장치가 종래의 스크린-필름 장치에 의해 공급되지 않는 새로운 진단 정보를 제공하지만, 이러한 장치는 낮은 차감 효율, 작업 흐름의 불편리성 및 CR 기술의 검출양자효율(DQE)에 의해 방해되었다.
최근에, 이중-노출 이중 에너지 차감 이미징이 다공성 실리콘 TFT 어레이에 연결된 CsI:Tl 신틸레이터 또는 네 개의 CCD 카메라에 연결된 Gd2O2S 신틸레이터에 기초하는 디지털 평판 이미징 장치 내에서 구현되었다. 이중-노출 기반의 DR 장치가 폐 질환의 검출 및 특성의 향상을 나타내었지만, X선관 로딩, 환자에 대한 X선 방사선량 및 환자 움직임 아티팩트와 같은 문제가 여전히 존재한다.
이에 따라, 이중 신틸레이팅 스크린(신틸레이팅 형광층)의 애플리케이션을 간접적인 디지털 방사성 촬영(DR) 장치로 확대해야할 필요성이 존재한다. 또한, 간접적인 디지털 방사선 촬영(DR) 장치 내의 이중 신틸레이팅 스크린의 애플리케이션을 단일-노출 이중 에너지 차감 이미징에 대해 확장할 필요성이 존재한다.
본 발명의 일 실시예에서, 물체의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 촬영 장치(a radiographic imaging appratus)가 제공되며, 이는 다음을 포함한다:
(a) 전면 패널로서,
(i) 제 1 및 제 2 표면을 구비하는 제 1 기판과,
(ⅱ) 제 1 기판의 제 1 표면 위에 또는 제 1 기판의 제 2 표면 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이와,
(ⅲ) 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 상에 배치된 제 1 패시베이션 층과,
(ⅳ) 광을 생성하도록 제 1 패시베이션 층 위에 또는 아래에 배치되어 상기 물체를 통과하는 X선에 반응하는 제 1 두께를 갖는 제 1 신틸레이팅 형광층(a first scintillating phosphor layer) - 광은 제 1 신호 감지 소자를 조명하여 제 1 신호 감지 소자가 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 을 포함하는 전면 패널과,
(b) 후면 패널로서,
(i) 제 1 및 제 2 표면을 구비하는 제 2 기판과,
(ⅱ) 제 2 기판의 제 1 표면 위에 또는 제 2 기판의 제 2 표면 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이와,
(ⅲ) 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이 상에 배치된 제 2 패시베이션 층과,
(ⅳ) 광을 생성하도록 제 2 패시베이션 층 위에 또는 아래에 배치되어 상기 물체와 상기 전면 패널을 통과하는 X선에 반응하는 제 2 두께를 갖는 제 2 신틸레이팅 형광층 - 광은 제 2 신호 감지 소자를 조명하여 제 2 신호 감지 소자가 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 을 포함하는 후면 패널과,
(c) 합성 X선 영상을 생성하도록 제 1 X선 영상과 제 2 X선 영상의 신호를 결합하는 수단을 포함하고,
(d) 제 1 신틸레이팅 형광층 및 제 2 신틸레이팅 형광층의 서로에 대한 조성 및 두께는 개선된 검출양자효율(detective quantum efficiency)을 제공하도록 선택되는 물체의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 촬영 장치.
본 발명의 다른 실시예에서,
(a) 광을 생성하기 위해 물체를 통과하는 X선에 반응하는 제 1 두께를 갖는 제 1 신틸레이팅 형광층과,
(b) 제 1 신틸레이팅 형광층 아래에 배치된 제 1 패시베이션 층과,
(c) 제 1 패시베이션 층 아래에 배치되어 제 1 신틸레이팅 형광층으로부터의 조명을 수신하는 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 - 제 1 신호 감지 소자는 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 와,
(d) 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 아래에 배치된 제 1 크로스오버 감소 층(crossover reducing layer)과,
(e) 제 1 크로스오버 감소 층 아래에 배치된 기판과,
(f) 기판 아래에 배치된 제 2 크로스오버 감소 층과,
(g) 제 2 크로스오버 감소 층 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이와,
(h) 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이 아래에 배치된 제 2 패시베이션 층과,
(i) 제 2 패시베이션 층 아래에 배치된 제 2 신틸레이팅 형광층 - 제 2 신틸레이팅 형광층은 제 2 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성하도록 물체와 제 2 신틸레이팅 형광층 위의 모든 층들을 통과하는 X선에 반응하는 제 2 두께를 갖고, 그에 따라 제 2 신호 감지 소자는 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 과,
(j) 합성 X선 영상을 생성하도록 제 1 X선 영상과 제 2 X선 영상의 신호를 결합하는 수단을 포함하고,
(k) 제 1 신틸레이팅 형광층 및 제 2 신틸레이팅 형광층의 서로에 대한 조성 및 두께는 개선된 검출양자효율을 제공하도록 선택되는, 물체의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 촬영 장치가 제공된다.
전술된 비대칭 이중-스크린 디지털 방사선 촬영 장치는 단일-스크린 디지털 방사선 촬영 장치보다 나은 몇몇 장점을 갖는다. 본 발명은 영상 품질을 평가하는 데에 키 메트릭(key metric)인 보다 높은 검출양자효율(DQE)을 제공한다. 본 발명의 장치의 보다 높은 MTF는 더욱 선명한 영상을 제공한다. 보다 높은 X선 흡수율은 보다 높은 검출기 속도를 나타낸다. 본 발명의 예시적인 장치의 보다 낮은 노이즈 레벨은 보다 낮은 양자 모틀(mottle)을 제공한다. 본 발명의 실시예의 보다 높은 검출양자효율은 보다 높은 전반 영상 품질을 제공한다. 또한, 간접적인 DR 장치 내에서 비대칭 스크린의 쌍을 사용하는 것은 X선 형광 스크린의 설계 내에서 X선 흡수율(일반적으로 증가된 두께의 스크린을 요구함)과 공간 해상도(일반적으로 감소된 두께의 스크린을 요구함) 모두를 동시에 유지하기 위한 충돌을 뚜렷하게 쉽게 만든다. 또한, 평판 이미징 장치에서 가요성 기판(예로서, 금속 호일, 플라스틱 시트, 또는 이들의 조합)을 사용하는 것은 장치의 기계적 강도 및 물리적 내구성을 향상시키며, 기판으로 인한 X선 흡수율 손실을 감소시킨다.
제안된 단일-노출 이중-에너지 디지털 방사선 촬영 장치는 종래 기술보다 나은 다수의 장점을 갖는다. 이러한 실시예에서는 X선관 전압의 스위칭을 요구하지 않는다. 영상 내의 환자 움직임 오기재 아티팩트가 감소될 수 있다. 보다 낮은 X선관 로딩, 환자에 대한 보다 낮은 X선 노출이 가능해진다. 또한, 공간 해상도 및 신호 대 노이즈 비율에서의 보다 높은 검출기 성능은 보다 높은 영상 품질을 산출할 수 있고 후속하여 검출에서의 향상 및 이중 에너지 이미징을 통한 결함 특성 향상을 나타낸다. 또한, 이중 에너지 이미징을 필름 영상의 디지털화(SF 장치), 이미징 플레이트 스캐닝(CR 장치) 및 환자에 대한 이중 노출(이중-노출 DR 장치)에 대한 필요성 없이 보다 높은 동작 효율을 제공하는 전류 임상 작업 흐름으로 보다 우수하게 집적화할 수 있다.
본 발명의 전술된 실시예 중 적어도 하나에서, 방사선 촬영 영상을 캡춰하는 데에 두 개의 평판 패널을 사용하는 대신, 기판의 후면 상에 코팅된 형광 스크린보다 얇은 기판의 전면 상에 코팅된 형광 스크린을 갖는 단일 평판 패널이 본 발명의 다른 예시적인 실시예에서 사용되었다. 광차단 층은 기판의 일 측면 상의 형광 스크린 내에서 기판의 다른 측면 상의 광다이오드로 방출된 광의 크로스오버를 최소화하도록 기판의 각 측면 상에 코팅될 수 있다. 두 개의 스크린들은 X선에 동시에 노출되고, 기판의 전면 및 후면 상이 광다이오드는 프론트 영상 및 백 영상을 각각 검출한다. 후속하여, 두 개의 영상은 결합되고 프로세싱되어 보다 높은 품질의 영상을 산출한다. 전면 및 후면 스크린에 의해 검출되는 두 개의 영상이 서로에 대한 미러 영상이기 때문에, 영상 프로세싱이 수행될 때 영상들 중 하나는 역전되어야 한다(inverted).
도 1a는 종래기술의 단일-스크린 a-Si 기반의 평판 이미저 내의 이미징 픽셀 의 단면도.
도 1b는 종래기술의 단일-스크린 a-Si 기반의 평판 이미저의 블록도.
도 2는 종래기술의 스크린-필름 장치의 단면도.
도 3은 종래기술의 이중-스크린 CR 촬영 장치의 개략도.
도 4는 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 광차단 필름을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 5는 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 광차단 필름을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 6은 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 광차단 필름을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 6a는 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 광차단 필름을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 7은 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 공통 유리 기판과 기판의 각 측면 상의 크로스오버 감소 층을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 8은 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 X선을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 9는 도 8에 도시된 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 이미징 장치의 다양한 구성요소에 대한 incident X선 스펙트라를 도시한 차트.
도 10은 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 X선 필터를 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 11은 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 X선 필터를 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 11a는 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 X선 필터를 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 12는 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 금속성 기판을 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 13은 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 14는 단일-노출 이중 에너지 이미징을 위해 본 발명의 예시적인 실시예에 따라 X선 필터를 갖는 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 개략도.
도 15는 비대칭 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 사전샘플링 변조 전송 기능을 도시한 도면.
도 16은 비대칭 이중-스크린 디지털 방사선 평판 이미저의 검출양자효율(detective quantum efficiency)을 도시한 도면.
도면의 각 부분의 명칭
10 : a-Si 기반의 평판 이미저 12 : 형광면
14 : 패시베이션 층 16 : 인듐 주석 산화물 층
18 : p-도핑된 a-Si 층 20 : a-Si:H 층
22 : n-도핑된 a-Si 층 24 : 금속층
26 : 유전층 28 : 유리 기판
30 : X선 광자 경로 32 : 가시(visible) 광 광자 경로
40 : 스크린-필름 장치 42 : X선 광자 경로
44 : 전면 스크린 46 : 전면 감광층
48 : 크로스오버 방지(anti-crossover) 층
50 : 필름 지지층 52 : 크로스오버 방지 층
54 : 후면 감광층 56 : 후면 스크린
60 : 이중-스크린 컴퓨팅된 방사선 촬영 장치
62 : 전면 스크린 64 : 후면 스크린
66 : X선 68 : 환자
70 : 광다이오드 71 : 박막 트랜지스터(TFT)
80 : a-Si 기반의 평판 이미저 81 : 센서 어레이
82 : 게이트 드라이버 83 : 게이트 라인
84 : 데이터 라인 85 : 바이어스 라인
86 : 전하 증폭기 87 : 멀티플렉서
88 : 아날로그-디지털 컨버터(ADC)
89 : 상관된 이중 샘플(Correlated Double Sampling)(CDS) 회로
90 : 컴퓨터 91 : 모니터
92 : 프린터 93 : 메모리
94 : 제어 로직 100 : 디지털 방사선 이미저
102 : X선 104 : 물체
110 : 전면 패널
120 : 제 1 신틸레이팅(scintillating) 형광층
125 : 패시베이션 층
130 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
140 : 기판 150 : 필터
160 : 후면 패널 170 : 제 2 신틸레이팅 형광층
175 : 패시베이션 층
180 : 신호 감지 소자와 판독 디바이스의 제 2 어레이
190 : 기판 200 : 디지털 방사선 이미저
202 : X선 204 : 물체
210 : 전면 패널 220 : 제 1 신틸레이팅 형광층
225 : 패시베이션 층
230 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
240 : 기판 250 : 필터
260 : 후면 패널 270 : 기판
280 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
285 : 패시베이션 층 290 : 제 2 신틸레이팅 형광층
300 : 디지털 방사선 이미저 302 : X선
304 : 물체 310 : 전면 패널
320 : 기판
330 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
335 : 패시베이션 층 340 : 제 1 신틸레이팅 형광층
350 : 필터 360 : 후면 패널
370 : 제 2 신틸레이팅 형광층 375 : 패시베이션 층
380 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
390 : 기판 400 : 디지털 방사선 이미저
402 : 제 1 신틸레이팅 형광층 404 : 패시베이션 층
406 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
408 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
416 : 크로스오버 감소 층 418 : 기판
420 : 제 2 신틸레이팅 형광층 500 : 디지털 방사선 이미저
502 : X선 504 : 물체
510 : 전면 패널 520 : 제 1 신틸레이팅 형광층
525 : 패시베이션 층
530 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
540 : 기판 550 : 필터
560 : 후면 패널 570 : 제 2 신틸레이팅 형광층
575 : 패시베이션 층
580 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
590 : 기판 600 : 디지털 방사선 이미저
602 : X선 604 : 물체
610 : 전면 패널 620 : 제 1 신틸레이팅 형광층
625 : 패시베이션 층
630 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
640 : 기판 650 : 필터
660 : 후면 패널 670 : 기판
680 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
685 : 패시베이션 층 690 : 제 2 신틸레이팅 형광층
700 : 디지털 방사선 이미저 702 : X선
704 : 물체 710 : 전면 패널
720 : 기판
730 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
735 : 패시베이션 층 740 : 제 1 신틸레이팅 형광층
750 : 필터 760 : 후면 패널
770 : 제 2 신틸레이팅 형광층 775 : 패시베이션 층
780 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
790 : 기판 800 : 디지털 방사선 이미저
802 : 제 1 신틸레이팅 형광층 804 : 패시베이션 층
806 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
808 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
816 : 기판 818 : 제 2 신틸레이팅 형광층
900 : 디지털 방사선 이미저 902 : X선
904 : 물체 910 : 전면 패널
920 : 제 1 신틸레이팅 형광층 925 : 패시베이션 층
930 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
940 : 기판 950 : 후면 패널
960 : 제 2 신틸레이팅 형광층 965 : 패시베이션 층
970 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
980 : 기판 1000 : 디지털 방사선 이미저
1002 : X선 1004 : 물체
1010 : 전면 패널 1020 : 제 1 신틸레이팅 형광층
1025 : 패시베이션 층
1030 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
1040 : 기판 1050 : 필터
1060 : 후면 패널 1070 : 제 2 신틸레이팅 형광층
1080 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
1090 : 기판 1100 : 디지털 방사선 이미저
1102 : X선 1104 : 물체
1110 : 전면 패널 1120 : 기판
1130 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
1135 : 패시베이션 층 1140 : 제 1 신틸레이팅 형광층
1150 : 필터 1160 : 후면 패널
1170 : 기판
1180 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
1185 : 패시베이션 층 1190 : 제 2 신틸레이팅 형광층
1200 : 디지털 방사선 이미저 1202 : X선
1204 : 물체 1210 : 전면 패널
1220 : 기판
1230 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이
1235 : 패시베이션 층 1240 : 제 1 신틸레이팅 형광층
1250 : 필터 1260 : 후면패널
1270 : 기판
1280 : 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이
1285 : 패시베이션 층 1290 : 제 2 신틸레이팅 형광층
전술된 본 발명의 측면, 특징 및 장점과 그외의 측면, 특징 및 장점들이 첨부된 도면에 도시된 바와 같은 본 발명의 실시예에 대한 아래의 보다 구체적인 설 명으로부터 명백해질 것이다.
아래에는 본 발명의 바람직한 실시예의 상세한 설명이 도면을 참조로 하여 기술되었으며, 도면에서 동일한 참조 번호는 각 도면 내의 구조에서의 동일한 소자를 나타낸다.
본 발명은 검출 부재에 의해 캡춰된 X선 영상을 생성하도록 X선 소스가 물체를 통과하는 X선 빔을 발사하는 디지털 방사선 촬영 장치에 관한 것이다. 특히 본 발명은 간접적인 비대칭 이중-스크린 DR 장치와 단일-노출 이중 에너지 DR 장치에 대한 다양한 실시예들에 관한 것이다.
간접적 비대칭 이중-스크린 DR 장치
도 4-7는 본 발명에 따른 다양한 실시예의 디지털 방사선 촬영 장치의 개략도를 도시한다.
본 발명의 제 1 예시적인 실시예는 도 4에 도시되었으며, 여기에서 X선(102)이 물체(104)를 통과하여 디지털 방사선 이미저(100)가 영상을 형성한다. 디지털 방사선 이미저(100)는 영상을 형성하도록 X선(102)을 캡춰하고 프로세싱하기 위해 2개의 평판 검출기(전면 패널(110) 및 후면 패널(160))를 사용한다. 이러한 특정 실시예에서, 전면 패널(110)은 프론트 스크린 구성(in front screen configuration)이고 후면 패널(160) 역시 프론트 스크린 구성이다. 이것은 프론트-프론트 구성(front-front configuration)으로 지정될 것이며, 이때 "프론트 스크린 구성"이라는 용어는, 입사 X선이 먼저 검출기의 신틸레이팅 형광 구성요소(예로서, 제 1 신틸레이팅 층(120))에 충돌한 후, 감지 소자의 어레이(예로서, 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(130)의 제 1 어레이) 상에 충돌해서 통과하도록 하는 개별적인 검출기의 배향에 관한 것이다. 유사하게, "후방 스크린 구성"이라는 용어는 검출기 구성요소가 입사하는 X선이 감지 소자의 제 1 어레이에 충돌한 다음 신틸레이팅 형광 구성요소 상에 충돌하도록 배향되었을 때 사용될 것이다. 바람직하게는, 후면 패널(160)의 제 2 신틸레이팅 형광층(170)의 두께가 전면 패널(110)의 제 1 신틸레이팅 형광층(120)의 두께와 동일하거나 더 두껍다. 제 1 및 제 2 신틸레이팅 형광층의 서로에 대한 두께 및 조성을 선택하는 것은 향상된 검출양자효율을 제공한다(도 16 참조).
신틸레이팅 형광층(120, 170)은 종래의 방사선 인텐시파잉(intensifying) 스크린일 수 있다. 인텐시파잉 스크린은 조명층을 구비하며, 조명층 내에는 즉발 발광 형광(prompt emitting phosphor)이 중합 매트릭스 내의 미립자로서 분산되어 있으며 지지층, 보호 오버코트 및 리테이너(retainer)와 같은 추가 층들을 구비한다. 적절한 즉발 발광 형광은 잘 알려져 있으며 예로서 희토류 활성제로 도핑된 희토류 산황화물이다. 본 발명은 바람직하게는 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이들의 조합과 같은 발광 형광물질을 사용한다. 그러나, 도핑된 형광 재료를 포함하는 임의의 적절한 발광 형광 물질이, 본 명세서에 기술된 본 발명의 임의의 실시예에서 사용될 수 있다. 서로 다른 형광물질들의 혼합물이 사용될 수도 있다. 사용되는 중간 입자 크기(median particle size)는 일반적으로 약 0.5㎛ 내지 약 40㎛ 사이이다. 1㎛ 내지 약 20㎛ 사이의 중간 입자 크기가 공식화를 쉽게 하고 속도, 샤프니스(sharpness) 및 소음과 같은 특성을 최적화하는 데에 바람직한다.
신틸레이팅 형광층(120, 170)은 형광 파우더가 레진 바인더 재료의 용액과 혼합되어 블레이드 코팅과 같은 수단에 의해 기판 상에 코팅되는 종래의 코팅 기술을 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 바인더는 X선, 자극 광(stimulating light) 및 방출 광에 대해 투과성인 다양한 알려진 유기 폴리머로부터 선택될 수 있다. 종래 기술에서 일반적으로 사용되는 바인더는 폴리 o-sulfobenzaldehyde 아세탈(비닐 알콜); chloro-sulfonated 폴리(에틸렌); 고분자 비스페놀 폴리(카보네이트)와 비스페놀 카보네이트 및 폴리(알킬렌 산화물)를 포함하는 혼성 중합체의 혼합물; 수성 에탄올 가용성 나일론; 폴리(알킬 아크릴레이트 및 메타크릴레이트)와 폴리의 혼성 중합체(아크릴 및 메타크릴산을 갖는 알킬 아크릴레이트 및 메타크릴레이트); 폴리(비닐 부티랄); 및 폴리(우레탄) 엘라스토머를 포함한다. 그러나, 바인더에 대한 형광물질의 임의의 종래의 비율이 사용될 수 있다. 일반적으로, 높은 값은 형광물질 대 바인더의 비율이 사용되었을 때 보다 얇은 형광층 및 더 선명한 영상이 구 현된다. 약 7:1 내지 25:1의 범위 내의 형광물질 대 바인더의 비율이 바람직하다. 인텐시파잉 스크린은 X선-광 변환을 위한 결정질 형광물질의 사용으로만 제한되지는 않는다. 예로서, 신틸레이팅 클라스 또는 유기 신틸레이터가 사용될 수 있다.
필터(150)는 다른 패널에 대해 하나의 패널에서 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하도록 전면 패널(110)과 후면 패널(160) 사이에 배치된다. 필터(150)는 전면 패널(110)과 후면 패널(150) 사이에서 전달되는 광을 최소화할 수 있다. 바람직하게는, 필터(150)는 패널(110)과 패널(160) 사이의 광의 크로스오버를 10% 미만으로 최소화한다. 이 실시예의 일 측면에서, 필터(150)는 광 차단 필름 또는 층일 수 있다. 광 차단 필름 또는 층은 아릴리덴(arylidene) 염료와 같은 미정질의(microcrystalline) 크로스오버 감소 염료의 혼합물을 1:1 무게 비율로 320mg/㎡로 포함하는 젤라틴(1.6g/㎡)의 친수성 콜로이드 층일 수 있다. 필터(150)는 X선 에너지 필터로서의 역할도 할 수 있다.
전면 패널(110)의 기판(140)과 후면 패널(160)의 기판(190)은 유리, 플라스틱, 또는 금속 호일로 제조될 수 있다. 바람직하게는, 기판(140) 또는 기판(190), 또는 두 기판 모두는 보로실리케이트(borosilicate) 유리, 알루미노실리케이트(aluminosilicate) 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다. 기판(140)은 X선 에너지 필터로서의 역할을 할 수 있다.
X선 에너지 필터로서, 기판(140) 또는 필터(150)는 금속 또는 합금이며, 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합이다.
각각의 패널은 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이를 포함한다(예로서, 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(130) 및 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(180)). 또한, 도 4에 도시된 바와 같이, 패시베이션 층(125)이 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 상에 배치되어 있으며, 패시베이션 층(175)이 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이 상에 배치되어 있다. 패시베이션 층들은(예로서, 패시베이션 층(175))은 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이(예로서, 제 1 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이(180))에 대한 보호 코팅으로서의 역할을 하며, 폴리이미드 또는 실리콘 옥시-나이트리드와 같은 재료를 사용하는 표준 평판 기술의 일반적인 구성요소이다.
신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 및 제 2 어레이(130, 180)는 박막 트랜지스터 어레이 구조를 갖는 다공성 실리콘(a-Si:H) 광다이오드일 수 있다. 가능한 a-Si:H 광다이오드 박막 트랜지스터 어레이 구조는 (a) n-i-p, (b) 쇼트키 장벽, 및 (c) 금속-절연기 반도체(MIS)를 포함한다. 각각의 광다이오드 구조가 자신의 장점과 단점을 갖지만, n-i-p(또는 p-i-n) 구조는 낮은 레벨의 암전류를 가져 보다 높은 신호 대 노이즈 비율을 나타내고 따라서 보다 나은 영상 퀄리티를 제공하기 때문에 바람직하다. 패널 내에서 사용되는 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이(130, 180)의 픽셀 피치는 방사선 촬영 애플리케이션에 의존한다. 예로서 가슴부 방사선 촬영에서, 전형적인 픽셀 피치는 100㎛와 250㎛의 사이이고, 유방 X선 촬영에 있어서, 전형적인 픽셀 피치는 50㎛와 150㎛의 사이이며, 백만전압 촬영(megavoltage imaging)에서 전형적인 픽셀 피치는 200㎛ 내지 2000㎛이다. 두 개 의 패널(예로서, 전면 패널(110)과 후면 패널(160))은 X선에 동시에 노출된다. 후속하여, (전면 패널(110)과 후면 패널(160)에 의해 형성된) 두 개의 영상은 보다 높은 품질의 영상을 산출하도록 결합되고 프로세싱된다.
제 1 신틸레이팅 형광층(120)은 물체(104)를 통과하는 X선(102)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(130)의 제 1 어레이의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(170)은 물체(104)와 제 1 패널(110)을 통과하는 X선(102)에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이의 신호 감지 소자(180)를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하도록 결합될 수 있다.
도 5는 본 발명의 제 2 예시적인 실시예(프론트-백 구성)를 도시하며, 여기에서 X선(202)이 물체(204)를 통과하여 디지털 방사선 이미저(200)가 영상을 형성한다. 디지털 방사선 이미저(200)는 패널(210, 260) 사이의 광의 크로스오버의 양을 감소시키는 필터(250)에 의해 분리되는 전면 패널(210)(프론트 스크린 구성)과 후면 패널(260)(백 스크린 구성)을 구비한다. 이러한 실시예의 일 측면에서, 필터(250)는 광차단 필름일 수 있다. 전면 패널(210)은 제 1 신틸레이팅 형광층(220), 패시베이션 층(225), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(230), 기판(240), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 후면 패널(260)은 기판(270), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(280), 패시베이션 층(285), 제 2 신틸레이팅 형광층(290), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이 들의 조합을 포함한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(290)은 바람직하게는 제 1 신틸레이팅 형광층(220)과 동일하거나 더 큰 두께를 갖는다.
기판(240, 270)은 유리, 플라스틱 또는 금속 호일로 제조될 수 있다. 바람직하게는, 기판(240) 또는 기판(270), 또는 두 기판 모두는 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다. 기판(240), 필터(250), 또는 둘 모두는 X선 에너지 필터로서의 역할을 할 수 있다. X선 에너지 필터로서, 기판(240) 또는 필터(250)는 금속 또는 합금이며, 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합이다.
도 4에 도시된 구성에서와 같이, 두 개의 패널(전면 패널(210) 및 후면 패널(260))은 도 5에 도시된 바와 같이 백-투-백(back-to-back)으로 함께 적층된다. 기판의 구성에서, 후면 패널(260) 내의 신틸레이팅 형광층, 패시베이션 층 및 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이는 도 4의 후면 패널(160)의 구성과는 다르다. 도 5에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(220)은 물체(204)를 통과하는 X선에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(230)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(290)은 물체(204)와 전면 패널(210)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(280)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다.
제 3 예시적인 실시예가 도 6에 도시되었다(백-프론트 구성). 도시된 바와 같이, X선(302)이 물체(304)를 통과하여 디지털 방사선 이미저(300)가 영상을 형성한다. 디지털 방사선 이미저(300)는 전면 패널(310)(백 스크린 구성)과 후면 패널(360)(프론트 스크린 구성) 및 패널(310, 360) 사이의 필터(350)를 구비한다. 필터(350)는 광이 전면 패널(310)과 후면 패널(360) 사이를 통과하는 것을 최소화할 수 있다. 본 발명의 일 측면에서, 필터(350)는 광차단 필름일 수 있다. 이러한 광차단 필름은 전면 패널과 후면 패널 사이의 크로스오버를 10% 미만으로 감소시키기에 충분한 미결정질의 크로스오버 감소 염료 및 젤라틴을 포함하는 친수성 콜로이드 층일 수 있다. 또한, 본 발명의 다른 측면에서, 필터(350)는 X선 에너지 필터일 수 있다.
이미저(300)는 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(330)와 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(380), 패시베이션 층(335, 375), 제 1 신틸레이팅 형광층(340), 제 2 신틸레이팅 형광층(370) 및 기판(320, 390)을 구비한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(370)은 제 1 신틸레이팅 형광층(340)과 동일하거나 또는 더 두꺼운 두께를 가질 수 있다. 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 및 제 2 어레이(330, 380)는 도 1b에 도시된 구성과 같이, 박막 트랜지스터 어레이 및 광다이오드의 구성을 가질 수 있다. 도 5에 도시된 제 2 실시예와 유사하게, 디지털 방사선 이미저(300)의 패널(310, 360)은 형광 스크린(즉, 제 1 신틸레이팅 형광층(340) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(370)이 서로 대면하고 필터(350)에 의해 분리되도록 함께 적층된다.
기판(320, 390)은 유리, 플라스틱 또는 금속 호일로 제조될 수 있다. 바람직하게는, 기판(320) 또는 기판(390), 또는 두 기판 모두는 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다. 기판(320), 필터(350), 또는 둘 모두는 X선 에너지 필터로서의 역할을 할 수 있다. X선 에너지 필터로서, 기판(320) 또는 필터(350)는 금속 또는 합금일 수 있으며, 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합이다.
제 1 신틸레이팅 형광층(340)은 물체(304)를 통과하는 X선에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(330)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(370)은 물체(304)와 전면 패널(310)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(380)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다.
도 6a는 본 발명의 다른 예시적인 실시예를 도시하며(백-백 구성), 이때 X선(1102)이 물체(1104)를 통과하여 디지털 방사선 이미저(1100)가 영상을 형성한다. 디지털 방사선 이미저(1100)는 필터(1150)에 의해 분리되는 전면 패널(1110)(백 스크린 구성) 및 후면 패널(1160)(백 스크린 구성)을 구비하며, 필터(1150)는 패널(1110, 1160) 사이의 광의 크로스오버 양을 감소시킨다. 이 실시예의 일 측면에서, 필터(1150)는 광차단 필름일 수 있다. 전면 패널(1110)은 기 판(1120), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(1130)의 제 1 어레이(1130), 패시베이션 층(1135), 제 1 신틸레이팅 형광층(1140), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 디지털 방사선 이미저(1100)의 후면 패널(1160)은 기판(1170), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(1180)의 제 2 어렝, 패시베이션 층(1185), 제 2 신틸레이팅 형광층(1190), 임의의 다른 적절한 층 또는 이들의 조합을 포함한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(1190)은 바람직하게는 제 1 신틸레이팅 형광층(1140)과 동일하거나 더 큰 두께를 갖는다.
기판(1120, 1170)은 유리, 플라스틱 또는 금속 호일로 제조될 수 있다. 바람직하게는, 기판(1120) 또는 기판(1170), 또는 두 기판 모두는 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다. 기판(1120), 필터(1150), 또는 둘 모두는 X선 에너지 필터로서의 역할을 할 수 있다. X선 에너지 필터로서, 기판(1120) 또는 필터(1150)는 금속 또는 합금일 수 있으며, 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합이다.
도 6a에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(1140)은 물체(1104)를 통과하는 X선에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(1130)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(1190)은 물체(1104)와 전면 패널(1110)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(1180)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다.
도 7은 본 발명의 또 다른 실시예를 도시한다. 디지털 방사선 이미저(400)는 제 1 신틸레이팅 형광층(402), 패시베이션 층(404), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(406), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(408), 크로스오버 감지 층(416), 기판(418) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(420)을 포함하지만 이것으로 제한되는 것은 아니다.
또한, 도 7이 두 개의 크로스오버 감소 층(즉, 크로스오버 감소 층(416))을 도시하였지만, 디지털 방사선 이미저는 도시된 위치 중 하나에 있는 단일 크로스오버 감소 층을 사용할 수 있다.
방사선 촬영 영상을 캡춰하기 위한 두 개의 패널을 사용하는 대신, 디지털 방사선 이미저(400)는 도 7에 도시된 바와 같이 기판의 전면 상에 코팅된 형광층(즉, 제 1 신틸레이팅 형광층(402)) 및 기판(418)의 후면 상에 코팅된 형광층(즉, 제 2 신틸레이팅 형광층(420))을 구비하는 단일 패널을 사용한다. 이 실시예의 일 측면에서, 제 2 신틸레이팅 형광층(420)은 제 1 신틸레이팅 형광층(402)의 두께와 동일하거나 더 큰 두께를 가질 수 있다. 기판의 각 측면은 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이를 구비한다(예로서, 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(406) 및 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(408)). 바람직하게는 광차단 층(즉, 크로스오버 감소 층(416))은 기판(418)의 다른 측면 상의 광다이오드에 대한 기판(418)의 일 측면 상의 형광 스크린 내에서 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하도록 기판(418)의 각 측면 상에 코팅된다. 전술된 바와 같이, 크 로스오버 감소 층(416)은 기판(418)의 단일 측면 상에 코팅될 수 있다. 기판(418)은 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리, 광 전달 가능한 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다.
광을 차단하는 크로스오버 감소 층(416)은 아릴리덴 염료와 같은 미정질의 크로스오버 감소 염료의 혼합물을 1:1 무게 비율로 320mg/㎡로 포함하는 젤라틴(1.6g/㎡)의 친수성 콜로이드 층일 수 있다. 제 1 및 제 2 신틸레이팅 형광층(402, 406)은 X선에 동시에 노출되고 기판(418)의 전면 및 후면 상의 광다이오드는 각각 전면 및 후면 영상을 검출한다. 후속하여, 두 개의 영상은 보다 높은 품질의 영상을 산출하도록 두 개의 영상이 결합되어 프로세싱된다. 제 1 신틸레이팅 형광층(402) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(420)에 의해 검출된 두 개의 영상이 서로에 대한 미러 영상이기 때문에, 두 개의 영상 중 하나 또는 다른 영상은 영상 프로세싱이 수행될 때 역전되어야 한다.
도 4-7에서 도시되고 전술된 이중-스크린 디지털 방사선 촬영(DR) 실시예에서, 전면 패널은 높은 MTF(고해상도)를 제공하는 신틸레이팅 형광층을 가질 수 있고 후면 패널은 후면 패널 내의 형광층과 동일하거나 더 큰 두께를 가지며 전면 패널 및 기판을 통과한 전송된 X선을 가장 많이(전부가 아니라면) 흡수하는 신틸레이팅 형광층을 구비할 수 있다. 그 결과, 이러한 이중-스크린 DR 장치는 종래의 단일-스크린 DR 장치보다 높은 해상도와 향상된 X선 흡수율을 가질 수 있다. 전면 및 후면 스크린 재료 조합은 아래의 표 1에 제공된 조합을 포함하라 수 있지만 이것으로 제한되는 것은 아니다. 전면 패널에서 사용되는 형광 재료는 전면 패널 내의 신 틸레이팅 형광층이 후면 패널 내의 형광층보다 높은 MTF를 제공하는 한 후면 패널 내에서 사용되고 있는 것과 다를 수 있다.
액티브 매트릭스 평판 이미저에 사용되는 기판은 Corning 7059 보로실리케이트 시트 유리, Corning 1737 알루미노실리케이트 유리, Corning EAGLE2000 혼합-형태 유리, Schott D263T, 또는 AF45 보로실리케이트 유리로 제조될 수 있다. 이러한 Corning 유리 기판의 두께는 0.4mm 내지 1.1mm의 범위이며, Schott 유리의 두께는 0.030mm로서 얇을 수 있다. 종래의 평판 디지털 방사선 이미저에서, X선 빔 소스(프라이머리 X선으로 지칭됨)로부터의 X선은 신틸레이팅 형광층에 의해 완전히 흡수되지 않았다. 일부 X선은 광검출기 어레이(즉, 신호 감지 소자)에 의해 흡수되고 일부는 바륨과 같은 무거운 원소를 높은 농도로 포함할 수 있는 유리 기판에 충돌하도록 광검출기 어레이(즉, 신호 감지 소자)를 통과한다. 일부 무거운 원소의 원자들은, 흡수에 따라 X선이 보다 낮은 에너지 형광 X선을 방출한다(제 2 X선으로 지칭됨). 이러한 제 2 X선은 원소의 K 또는 L 흡수 에지 위에서 X선의 흡수에 의해 생성된다. K 또는 L 쉘 내의 전자는 입사 X선의 흡수에 의해 방출된다. 전자가 이러한 빈자리의 보다 낮은 에너지 상태를 채우도록 단계적으로 내려가면, X선은 특정 원소에 대한 에너지 특징에서 생성될 수 있다. 제 2 X선은 임의의 방향으로 방출될 수 있지만, 형광 스크린 뒤로 방출된 X선은 공간 해상도의 손실을 발생시킬 수 있고 영상 노이즈를 증가시켜 영상 품질에서의 열화를 발생시킨다. 기판을 통과한 X선 복사의 흡수 손실과 기판 내에서의 K-형광 발광의 생성을 감소시키기 위해, 기판의 두께와 기판 내의 무거운 원소의 농도는 기판의 기능, 기계적 강도 및 내구성을 희생하지 않은 채 최소한 작아야만 한다. 일반적으로, 기판으로 인한 X선 복사의 흡수 손실은 약 40%보다 작아야 하며, 바람직하게는 약 60keV의 X선 에너지에서 26%보다 작을 수 있다.
액티브 매트릭스 평판 이미저에 대한 기판으로 사용될 수 있는 다른 유형의 유기 및 무기 재료는 플라스틱(예를 들어, 폴리에틸렌 테레프탈염산(PET), 폴리에틸렌 나프탈레이트, 셀룰로오스 아세테이트, 또는 임의의 다른 적절한 플라스틱 재료 또는 이들의 조합), 금속 호일(예로서, 스테인레스 스틸, 카본 스틸, 알루미늄, 양극화된 알루미늄, 구리, 브라스, 임의의 다른 적절한 금속, 또는 이들의 조합), 또는 다른 적절한 재료이다. 일반적으로, PET는 종래의 스크린-필름 방사선 촬영 장치에서 형광 스크린에 대한 기판으로서 그리고 유제(emulsion) 필름 베이스로서 사용되었다. 이러한 재료는 높은 기계적 강도, 우수한 화학적 저항성, 낮은 물 흡수성 및 높은 차원 안정성과 같은 다수의 우수한 기본 특성을 소유한다. 또한, 이것은 유리보다 가볍고 견고하다. 또한, PET 필름의 표면은 증착된 금속 및 다수의 용제 및 수선 기반의 래커, 자외선-경화된 폴리머 및 사진용 젤라틴에 대한 점착성과 같은 다른 원하는 표면 특성을 제공하도록 제조 중에 사전처리될 수 있으며, 이를 위해 72dynes/cm를 초과하는 표면 에너지가 강한 본딩을 형성하도록 제공될 수 있다. PET 필름의 절연 특성은 23℃ 및 70% 상대 습도에서 1014Ω/㎡를 초과하는 높은 표면 저항을 발생시킨다. 보다 중요하게는, PET 필름은 X선에 대해 강한 침투성을 가지며 무시할 수 있는 정도의 K-형광물질 X선을 생성한다. 그 결과, PET 기판에 의해 발생되는 X선 흡수 및 공간 해상도의 손실은 유리 기판보다 덜 뚜렷하다.
아래의 표 2는 60keV에서 다양한 기판 재료의 기판 두께에 대한 X선 흡수율의 의존도를 도시한다(Am241의 감마선 방출).
표 2에 도시된 바와 같이, 기판 재료로서 양극화된 알루미늄 또는 PET를 사용하는 것은 입사 X선의 침투 손실을 감소시킨다. 또한, 평판 촬영 장치에서 가요성 기판(예로서, 금속 호일(알루미늄), 플라스틱 시트(PET), 또는 금속 호일과 플라스틱 시트의 조합, 또는 임의의 다른 적절한 조합)을 사용하는 것은 장치의 기계적 강도 및 물리적 내구성(견고함)을 향상시킬 것이다.
도 4-7에 도시된 두 개 이상의 신틸레이팅 형광층을 갖는 비대칭 이중-스크린 디지털 방사선 촬영 장치의 다양한 실시예는 종래 기술의 단일-스트린 디지털 방사선 촬영 장치(즉, 단일 신틸레이팅 형광층을 갖는 디바이스)보다 나은 몇몇 장점을 갖는다. 전술된 이중-스크린 장치는 보다 선명한 영상을 산출하는 보다 높은 MTF를 갖는다. 또한, 보다 높은 X선 흡수율은 보다 높은 검출기 속도 및 보다 낮은 환자 노출 및 도스(dose)를 발생시킨다. 이중-스크린 실시예에 의해 나타나는 보다 낮은 노이즈 레벨은 덜 명백한 양자 반점(mottle)을 갖는다. 보다 높은 검출양자효율은 높은 전체 영상 품질로 해석될 수 있다. 또한, 간접적 DR 장치 내에서 비대칭 스크린의 쌍을 사용하는 것은 X선 흡수율(일반적으로 보다 두꺼운 신틸레이팅 형광층을 필요로 함) 및 공간 해상도(일반적으로 보다 얇은 신틸레이팅 형광층을 필요로 함) 모두를 동시에 유지하기 위한 X선 형광 스크린의 설계에서의 대립을 뚜렷하게 쉽게 할 수 있다. 또한, 평판 촬영 장치에서 가요성 기판(예로서, 금속 호일(알루미늄), 플라스틱 시트(PET), 또는 금속 호일과 플라스틱 시트의 조합)을 사용하는 것은 장치의 기계적 강도 및 물리적 내구성(견고함)을 향상시키고 기판으로 인한 X선 흡수 손실을 감소시킨다.
일반적으로, X선 흡수 효율 및 공간 주파수 의존 변조 변환 함수(modulation transfer function) MTF(f)을 사용하는 것은, 촬영 장치의 완전한 방법이 아니다. 검출양자효율 DQE(f)는 촬영 장치의 노이즈 변환 특성을 포함하기 때문에 보다 우수한 영상 품질 메트릭이다. 검출양자효율은 아래와 같이 정의되며,
이때 S는 영상 신호, Φ는 X선 유도, 그리고 NPS는 노이즈 파워 스펙트럼이다.
이중-스크린 장치에 있어서, 포개진(superimposed) 영상(S) 내의 영상 신호는 아래와 같이 전면 영상 신호(S 1 ) 및 후면 영상 신호(S 2 )로부터 선형적으로 결합될 수 있으며:
이때 α 및 (1-α)는 전면 및 후면 영상을 포개는 데에 사용되는 웨이팅 인자(weighting factors)이다. 최대 영상 품질(또는 DQE)을 위해서 전면 및 후면 영상은 주파수 의존 방식(즉, α가 공간 주파수의 함수)과 이들의 크기가 상응하는 스크린의 MTF에 의해 분할되는 DQE에 비례하는 방식으로 웨이팅되어야 한다. 포개진 영상의 최적화된 DQE는 전면 및 후면 영상에 대해 DQE의 합계와 동일하다.
예로서, 본 발명의 제 1 예시적인 실시예에 대해 도 4에서 도시된 바와 같이, 간접적 비대칭 이중-스크린 DR 장치의 MTF 및 DQE의 측면에서 촬영 성능은 아래와 같이 계산된다. 이러한 장치에서, 전면 패널 및 후면 패널 모두는 형광 스크린 내에서 Gd2O2S:Tb를 사용하고 광검출기 어레이 내에서 a-Si:H 광다이오드/TFT 스위치를 사용한다. 광다이오드 어레이는 127㎛, 57%의 필 팩터(fill factor) 및 4000e/픽셀의 추가적인 전자 노이즈를 갖는다.
도 15는 신틸레이팅 형광층을 구비하는 전면 패널의 MTF("전면 스크린의 MTF"), 전면 패널 내의 형광층의 두께와 동일하거나 더 큰 두께를 갖는 신틸레이팅 형광층을 구비하는 후면 패널의 MTF("후면 스크린의 MTF") 및 이중-형광층 장치의 MTF("시스템 MTF")를 도시한다. 예측되는 바와 같이, 이중-층 장치의 MTF는 대략 두 개의 단일-형광층 장치의 평균이다. 도 16은 대략 하나의 신틸레이팅 형광층을 갖는 전면 패널의 DQE("전면 스크린의 DQE")와 신틸레이팅 형광층을 갖는 후면 패널의 DQE("후면 스크린의 DQE")의 합인, 두 개의 신틸레이팅 형광층을 갖는 장치의 DQE이다. X선 흡수 효율의 증가로 인해, 이중-스크린 장치에 대한 DQE에서의 실질적인 증가는 단일-스크린 장치에 대한 영상 품질의 뚜렷한 개선을 나타낸다.
단일-노출 이중 에너지 DR 장치
도 8-14는 단일-노출 이중 에너지 영상 촬영 애플리케이션에 대한 간접적인 이중-스크린 DR 평판 이미저의 다양한 실시예를 도시한다.
도 8은 물체(504)를 통과한 X선(502)으로부터 영상을 생성하는데에 사용되는 프론트-프론트 구성의 두 개의 패널을 구비하는 디지털 방사선 이미저(500)를 도시한다. 디지털 방사선 이미저(500)에서, 후면 패널(560) 내의 제 2 신틸레이팅 형광층(570)은 바람직하게는 전면 패널(510) 내의 제 1 신틸레이팅 형광층(520)과 동일하거나 더 큰 두께를 갖는다. 제 1 신틸레이팅 형광층(520)에 추가로, 전면 패널(510)은 패시베이션 층(525), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(530) 및 기판(540)을 포함한다. 전면 패널(510)과 후면 패널(560) 사이에 위치된 필터(550)는 제 1 신틸레이팅 형광층(520)으로 침부하는 X선의 저에너지 성분을 흡수하고 빔이 제 2 신틸레이팅 형광층(570) 및 패시베이션 층(575) 상에 입사하도록 한다(즉, 저에너지 X선은 제거하고 고에너지 X선을 갖는 전송 빔을 발생시킨다). 필터(550)는 복사의 고에너지 성분보다 넓은 범위까지 X선 복사의 저에너지 성분을 흡수하는 재료(예로서, 금속 또는 합금)일 수 있다. 재료는 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au, Pb, 또는 이들의 조합일 수 있다. 필터(550)는 하나의 패널에서 다른 패널로(예로서, 전면 패널(510)에서 후면 패널(560))로 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하도록 광차단 층으로서 행동할 수 있다. 제 2 신틸레이팅 형광층(570), 패시베이션 층(575)에 추가하여, 후면 패널(560)은 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(580) 및 기판(590)을 구비한다. 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 및 제 2 어레이(530, 580)는 도 1b에 도시된 구성과 유사한 박막 트랜지스터 어레이 및 광다이오드를 포함할 수 있다.
디지털 방사선 이미저(500)에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(520)은 물체(504)를 통과하는 X선(502)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(530)의 제 1 어레이의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(570)은 물체(504)와 제 1 패널(510)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이의 신호 감지 소자(580)를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하도록 결합될 수 있다.
도 9는 전면 스크린(예로서, 도 8의 제 1 신틸레이팅 형광층(520)), 스크린 사이 필터(예로서, 도 8의 필터(550)) 및 후면 스크린(예로서, 제 2 신틸레이팅 형광층(570)) 상에 입사하는 X선 스펙트라(A, B, C)를 각각 도시한다. 140-kVp 기술이 텅스텐 타겟, 17°타겟 각도 및 2.5mm Al 당량의 고유 여과법과 함께 사용될 수 있다. X선은 모델 환자(예로서, 연조직(soft tissue)의 7.7cm 루사이트 시뮬레이팅(Lucite simulating) 및 뼈의 2.1mm 알루미늄 시뮬레이팅, 또는 임의의 다른 유사한 배치), 코팅 무게 34mg/㎠의 Gd2O2S 전면 스크린, 두께 0.5mm의 구리 필터 및 코팅 무게 133mg/㎠의 Gd2O2S 후면 스크린을 순차적으로 통과한다. 스펙트라(A, B, C)의 평균 에너지는 각각 68.4, 70.0 및 80.5keV이다. 전면 스크린과 후면 스크린(예로서, 도 8의 제 1 신틸레이팅 형광층(520)과 제 2 신틸레이팅 형광층(570)) 상에 입사한 두 개의 X선 스펙트라 사이의 에너지 간격은 조직(또는 뼈) 소거의 유효성 및 차감된(subtracted) 영상 내의 콘트라스트 대 노이즈에 있어서 중요한 요소일 수 있다. 에너지 간격이 더욱 클수록, 뼈와 연조직 영상의 보다 우수한 분리가 이루어진다. 전면 및 후면 스크린 상에 입사하는 두 개의 X선 스펙트라(A, C) 사이의 에너지 간격은 약 12.1keV이며, 이것은 CR 기술을 사용하는 단일-노출 이중 에너지 차감 촬영에서 획득되는 에너지 간격(약 11keV)보다 더 크다.
임상 동작시에, X선 빔은 단일 노출에서 순차적으로 환자, 전면 패널(예로서, 도 8의 전면 패널(510)), 필터(예로서, 도 8의 필터(550)) 및 후면 패널(예로서, 도 8의 후면 패널(560))을 통과한다. 전면 패널 및 후면 패널의 감지 소자 및 판독 디바이스의 어레이(예로서, 도 8의 제 1 및 제 2 어레이(530, 580))로부터의 신호는 각각 저에너지 복사 영상과 고에너지 복사 영상을 산출하도록 디지털화된다. 순수한 뼈 영상 및 연조직 영상이 영상 차감 프로세스(image subtraction process)를 수행함으로써 획득될 수 있다.
본 발명은 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이들의 조합과 같은 발광 형광재료들을 사용할 수 있다. 아래에 자세하게 기술된 바와 같이, 표 3은 본 발명의 단일-노출 이중-에너지 디지털 방사선 촬영 장치 내의 전면 및 후면 스크린(예로서, 제 1 신틸레이팅 형광층(520) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(570); 도 8 및 10-14에 도시된 제 1 또는 제 2 신틸레이팅 형광층) 내에서 사용될 바람직한 예시적인 재료들을 제공한다. 그러나, 도핑된 형광 재료를 포함하는 임의의 적절한 형광 재료(또는 재료들의 조합)가 본 명세서에 기술되는 본 발명의 임의의 실시예에서 사용될 수 있다. 서로 다른 형광재료들의 혼합 또한 사용될 수 있다.
도 10은 프론트-백 구성에서 단일-노출 이중 에너지 DR 장치의 다른 예시적인 실시예를 도시한다. X선(602)은 물체(604)를 통과하여 영상을 형성하는 데에 사용되는 디지털 방사선 이미저(600)로 향한다. 도 8의 디지털 방사선 이미저(500)와 유사하게, 도 10의 디지털 방사선 이미저(600)는 필터(650)에 의해 분리되고 백-투-백으로 함께 적층된 두 개의 패널(예로서, 전면 패널(610) 및 후면 패널(660))을 구비한다. 필터(650)는 복사의 고에너지 성분보다 넓은 범위로 X선 복사의 저에너지 성분을 흡수하는 재료(예로서 금속 또는 합금)일 수 있다. 이러한 재료는 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au, Pb, 또는 이들의 조합일 수 있다. 필터(650)는 하나의 패널로부터 다른 패널로 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하는 광차단 층으로서의 역할도 할 수 있다(예로서, 전면 패널(610) 및 후면 패널(660)).
디지털 방사선 이미저(600)에서, 전면 패널(610)은 제 1 신틸레이팅 형광층(620), 패시베이션 층(625), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(630), 기판(640), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 임의의 조합을 포함한다. 후면 패널(660)은 기판(670), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(680), 패시베이션 층(685), 제 2 신틸레이팅 형광층(690), 임의의 다른 적절한 층 또는 이들의 임의의 조합을 포함한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(690)은 바람직하게는 제 1 신틸레이팅 형광층(620)과 동일하거나 더 두꺼운 두께를 갖는다.
도 10에 도시된 실시예에서, 기판, 신호 감지 소자 및 판독 디바이스 및 제 2 신틸레이팅 형광층 소자의 배치는 도 8의 디지털 방사선 이미저(500)의 배치와는 다르다. 그러나, 디지털 방사선 이미저(600)의 동작은 디지털 방사선 이미저(500)의 동작과 유사하다. 디지털 방사선 이미저(600)에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(620)은 물체(604)를 통과하는 X선(602)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(630)의 제 1 어레이의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(690)은 물체(604)와 제 1 패널(610)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이의 신호 감지 소자(680)를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하도록 결합될 수 있다.
도 11에 도시된 본 발명의 다른 예시적인 실시예(백-프론트 구성)에서, X선(702)은 물체(704)를 통과하여 영상을 형성하는 데에 사용되는 디지털 방사선 이미저(700)로 향한다. 디지털 방사선 이미저(700)의 전면 패널(710) 및 후면 패널(760)은 형광 스크린(예로서, 제 1 신틸레이팅 형광층(740) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(770))이 서로 대향하도록 함께 적층된다. 전면 패널(710)은 기판(720), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(730), 패시베이션 층(735), 제 1 신틸레이팅 형광층(740), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 임의의 조합을 포함하고, 후면 패널(760)은 제 2 신틸레이팅 형광층(770), 패시베이션 층(775), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(780), 기판(790), 임의의 다른 적절한 층 또는 이들의 임의의 조합을 포함한다. 바람직하게는, 제 2 신틸레이팅 형광층(770)은 제 1 신틸레이팅 형광층(740)과 동일하거나 더 두꺼운 두께를 갖는다. 전면 패널(710) 및 후면 패널(760)은 필터(750)에 의해 분리되며, 이것은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au, Pb, 또는 이들의 조합과 같은 재료로 제조될 수 있다. 필터(750)는 하나의 패널로부터 다른 패널로 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하는 광차단 층으로서의 역할도 할 수 있다(예로서, 전면 패널(710) 및 후면 패널(760)).
디지털 방사선 이미저(700)의 동작은 디지털 방사선 이미저(500, 600)의 동작과 유사하다. 디지털 방사선 이미저(700)에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(740)은 물체(704)를 통과하는 X선(702)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스(730)의 제 1 어레이의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(770)은 물체(704)와 제 1 패널(710)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이의 신호 감지 소자(780)를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하도록 결합될 수 있다.
도 11a에 도시된 본 발명의 다른 예시적인 실시예(백-백 구성)에서, X선(1202)은 물체(1204)를 통과하여 영상을 형성하는 데에 사용되는 디지털 방사선 이미저(1200)로 향한다. 디지털 방사성 이미저(1200)는 필터(1250)에 의해 분리되는 전면 패널(1210)(백 스크린 구성) 및 후면 패널(1260)(백 스크린 구성)을 구비한다. 필터(1250)는 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합과 같은 재료로 제조될 수 있다. 필터(1250)는 하나의 패널로부터 다른 패널로 방출되는 광의 크로스오버를 최소화하는 광차단 층으로서의 역할도 할 수 있다(예로서, 전면 패널(1210) 및 후면 패널(1260)).
전면 패널(1210)은 기판(1220), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(1230), 패시베이션 층(1235), 제 1 신틸레이팅 형광층(1240), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 디지털 방사선 이미저(1200)의 후면 패널(1260)은 기판(1270), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(1280), 패시베이션 층(1285), 제 2 신틸레이팅 형광층(1290), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(1290)은 바람직하게는 제 1 신틸레이팅 형광층(1240)과 동일하거나 더 두꺼운 두께를 갖는다.
기판(1220, 1270)은 유리, 플라스틱, 또는 금속 호일로 제조될 수 있다. 바람직하게는, 기판(1120) 또는 기판(1270), 또는 둘 모두는 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합으로 제조될 수 있다. 기판(1220), 필터(1250), 또는 둘 모두는 X선 에너지 필터로서의 역할을 할 수 있다. X선 에너지 필터로서, 기판(1220) 또는 필터(1250)는 금속 또는 합금이며, 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합이다.
도 11a에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(1240)은 물체(1204)를 통과하는 X선에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(1230)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(1290)은 물체(1204)와 전면 패널(1210)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(1280)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다.
도 12는 이중 에너지 DR 장치의 다른 예시적인 실시예를 도시한다. 방사선 촬영 영상을 캡춰하기 위해 두 개의 패널을 사용하는 대신, 디지털 방사선 이미저(800)는 기판의 제 1 측면 상의 형광층(즉, 제 1 신틸레이팅 형광층(802)) 및 기판의 제 2 측면 상의 다른 형광층(즉, 제 2 신틸레이팅 형광층(818))을 구비하는 단일 패널을 사용한다.
디지털 방사선 이미저(800)는 신틸레이팅 형광층(802), 패시베이션 층(804), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(806), 기판(816), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(808) 및 제 2 신틸레이팅 형광층(818)을 포함한다.
이 실시예의 일 측면에서, 제 2 신틸레이팅 형광층(818)은 제 1 신틸레이팅 형광층(802)과 동일하거나 더 큰 두께를 가질 수 있다. 도 12의 디지털 방사선 이미저(800)에서, 도 7에 도시된 디지털 방사선 이미저(400)와 유사하지만, 일부 구조적 차이점을 갖는다. 유리 기판(예로서, 도 7의 디지털 방사선 이미저(400)에서 사용된 기판(418))은 금속성 기판 재료(예로서, 구리 호일 등)으로 대체되어 X선 복사의 저에너지 성분을 흡수한다.
이 실시예에서, 기판(816)의 금속성 기판 재료는 필터뿐 아니라 기판의 역할도 할 수 있다. 기판(816)은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합과 같은 재료로 제조될 수 있다. 제 1 및 제 2 신틸레이팅 형광층(802, 818)은 기판의 대향하는 측면 상에 제공된다. 신틸레이팅 형광층(802, 818)에 의해 검출된 복사 영상(즉, 차감 프로세싱될 복사 영상)이 서로에 대한 미러 영상이기 때문에, 복사 영상들 중 하나 또는 다른 영상은 차감 프로세싱이 수행될 때 역전되어야만 한다.
도 13을 참조하면, X선(902)이 물체(904)를 통과하여 영상을 형성하는 디지털 방사선 이미저(900)(프론트-프론트 구성)로 향한다. 디지털 방사선 이미저(900)는 후면 패널(950)(프론트 스크린 구성)에 인접하게 위치된 전면 패널(910)(프론트 스크린 구성)을 구비한다. 전면 패널(910)은 제 1 신틸레이팅 형광층(920), 패시베이션 층(925), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(930), 기판(940), 임의이 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 후면 패널(950)은 제 2 신틸레이팅 형광층(960), 패시베이션 층(965), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(970), 기판(980), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(960)은 제 1 신틸레이팅 형광층(920)에 대해 증가된 두께를 가질 수 있다. 전면 패널(910)은 X선 복사의 저에너지 성분을 흡수하도록 기판(940)을 구비한다. 기판(940)은 필터의 역할도 수행할 수 있다. 기판(940)은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합과 같은 재료로 제조될 수 있다.
디지털 방사선 이미저(900)에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(920)은 물체(904)를 통과하는 X선(902)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(930)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(970)은 물체(904)와 전면 패널(910)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(970)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다. 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 및 제 2 어레이(930, 970)는 각각 도 1b에 도시된 광다이오드 및 박막 트랜지스터를 갖는 것으로 도시된 것과 유사한 구성일 수 있다.
도 14는 본 발명의 다른 실시예를 도시한다. 도시된 바와 같이, X선(1002)은 물체(1004)를 통과하여 영상을 형성하는 디지털 방사선 이미저(1000)(프론트-프론트 구성)로 향한다. 디지털 방사선 이미저(1000)는 필터(1050)에 의해 분리되는 전면 패널(1010)(프론트 스크린 구성) 및 후면 패널(1060)(프론트 스크린 구성)을 구비하며, 필터(1050)는 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합과 같은 재료로 제조될 수 있다. 전면 패널(1010)은 제 1 신틸레이팅 형광층(1020), 패시베이션 층(1025), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(1030), 기판(1040), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 조합을 포함한다. 후면 패널(1060)은 제 2 신틸레이팅 형광층(1070), 패시베이션 층(1075), 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(1080), 기판(1090), 임의의 다른 적절한 층, 또는 이들의 임의의 조합을 포함한다.
제 2 신틸레이팅 형광층(1070)은 바람직하게는 제 1 신틸레이팅 형광층(1020)과 동일하거나 더 큰 두께를 갖는다. 전면 패널(1010) 내의 제 1 신틸레이팅 형광층(1020)은 저에너지 X선을 흡수하도록 형광재료(Y2O2S, BaFBr, 위의 표 3에 나열된 임의의 재료, 또는 임의의 다른 적절한 조합)를 포함할 수 있고 후면 패널(1060) 내의 제 2 신틸레이팅 형광층(1070)은 향상된 고에너지 X선 흡수율을 갖는 형광재료(Gd2O2S, 위의 표 3에 나열된 임의의 재료, 또는 임의의 다른 적절한 조합)를 포함한다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 제 2 신틸레이팅 형광층(1070)은 자신의 위에 입사된 X선을 전부 또는 거의 흡수하기에 충분한 두께이다. 필터(1050)는 또한 빔이 고-Z 형광 스크린(제 2 신틸레이팅 형광층(1070)) 상에 입사하도록 하는 데에 사용될 수 있다.
디지털 방사선 이미저(1000)의 동작은 전술된 실시예와 유사하다. 디지털 방사선 이미저(1000)에서, 제 1 신틸레이팅 형광층(1020)은 물체(1004)를 통과하는 X선(1002)에 반응하여 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이(1030)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 제 2 신틸레이팅 형광층(1070)은 물체(1004)와 전면 패널(1010)을 통과하는 X선에 반응하여 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공하도록 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이(1080)의 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성한다. 이러한 제 1 및 제 2 X선 영상의 신호는 합성 X선 영상을 생성하는 데에 사용될 수 있다. 다음과 같은 추가적인 기술이 도 8-14에 도시된, 전술된 단일-노출 이중 에너지 디지털 방사선 장치의 예시적인 실시예 내에 결합될 수 있다: (1) 저에너지(전면 스크린) 및 고에너지(후면 스크린) 영상 사이의 에너지 간격을 증가시키도록 높은 원자 번호의 재료(예를 들어, Z=46(Pd) 내지 Z=79(Au), 또는 임의의 적절한 이들의 조합)로 제조된 예비환자 필터의 사용; 또는 (2) 산란을 억제하기 위한 종래의 포스트-환자 산란 방지 그리드 및 차감 프로세싱 이전에 저에너지 영상 및 고에너지 영상으로부터 산란을 차감하기 위한 알고리즘의 사용.
전술된 예시적인 실시예에서 설정된 바와 같은 단일-노출 이중 에너지 디지털 방사선 장치는 종래 기술의 장치에서 기술된 장치보다 나은 다양한 장점을 가질 수 있다. 이러한 예시적인 실시예는 종래 기술의 장치에 의해 요구되는 X선관 전압의 스위칭을 요구하지 않고, 환자 움직임 오기록 아티팩트의 감소를 가질 것이며, 환자에 대한 보다 낮은 X선 노출뿐 아니라 보다 낮은 X선관 로딩을 가질 것이다. 또한, 이러한 예시적인 실시예는 공간 해상도 및 신호 대 노이즈 비율에 있어서 보다 높은 검출기 성능을 가질 수 있으며, 따라서 보다 높은 영상 품질을 산출한다. 이러한 촬영 장점은 후속하여 이중 에너지 촬영을 통한 결함의 검출 및 특성을 개선할 수 있다. 또한, 전류 임상 워크플로우로의 이중 에너지 촬영의 보다 우수한 집적화는, 필름 영상의 디지털화(SF 장치), 촬영 플레이트의 스캐닝(CR 장치) 및 환상에 대한 이중 노출(이중 노출 DR 장치)에 대한 필요성 없이 보다 높은 동작 효율을 제공할 수 있다.
Claims (23)
- 물체(object)의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 촬영 장치(a radiographic imaging appratus)에 있어서,(a) 전면 패널(a front panel)로서,(i) 제 1 및 제 2 표면을 구비하는 제 1 기판과,(ⅴ) 상기 제 1 기판의 제 1 표면 위에 또는 상기 제 1 기판의 제 2 표면 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이와,(ⅵ) 상기 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 상에 배치된 제 1 패시베이션 층과,(ⅶ) 광을 생성하도록 상기 제 1 패시베이션 층 위에 또는 아래에 배치되어 상기 물체를 통과하는 X선에 반응하는 제 1 두께를 갖는 제 1 신틸레이팅 형광층(a first scintillating phosphor layer) - 상기 광은 제 1 신호 감지 소자를 조명하여 상기 제 1 신호 감지 소자가 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 을 포함하는 전면 패널과,(b) 후면 패널(a back panel)로서,(i) 제 1 및 제 2 표면을 구비하는 제 2 기판과,(ⅴ) 상기 제 2 기판의 제 1 표면 위에 또는 상기 제 2 기판의 제 2 표면 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이와,(ⅵ) 상기 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이 상에 배치 된 제 2 패시베이션 층과,(ⅶ) 광을 생성하도록 상기 제 2 패시베이션 층 위에 또는 아래에 배치되어 상기 물체와 상기 전면 패널을 통과하는 X선에 반응하는 제 2 두께를 갖는 제 2 신틸레이팅 형광층 - 상기 광은 제 2 신호 감지 소자를 조명하여 상기 제 2 신호 감지 소자가 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 을 포함하는 후면 패널과,(ci) 합성 X선 영상을 생성하도록 상기 제 1 X선 영상과 상기 제 2 X선 영상의 신호를 결합하는 수단을 포함하고,(di) 상기 제 1 신틸레이팅 형광층 및 상기 제 2 신틸레이팅 형광층의 서로에 대한 조성 및 두께는 개선된 검출양자효율(detective quantum efficiency)을 제공하도록 선택되는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 후면 패널은 상기 전면 패널로부터 이격되어 있는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 전면 패널과 상기 후면 패널 사이에 배치된 적어도 하나의 필터를 더 구비하는방사선 촬영 장치.
- 제 3 항에 있어서,상기 필터는 상기 전면 패널과 상기 후면 패널 사이를 통과하는 광의 양을 감소시키는 광차단 필름(a light blocking film)인방사선 촬영 장치.
- 제 4 항에 있어서,상기 광차단 필름은 상기 전면 패널과 상기 후면 패널 사이의 광의 크로스오버(crossover)를 10% 미만으로 감소시키기 위한 미정질의(microcrystalline) 크로스오버 감소 염료와 젤라틴을 포함하는 친수성 콜로이드 층인방사선 촬영 장치.
- 제 3 항에 있어서,상기 필터는 X선 에너지 필터인방사선 촬영 장치.
- 제 6 항에 있어서,상기 X선 에너지 필터는 금속 또는 합금이며,상기 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 1 기판은 X선 에너지 필터인방사선 촬영 장치.
- 제 8 항에 있어서,상기 X선 에너지 필터는 금속 또는 합금이며,상기 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 1 신틸레이팅 형광층은 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이 들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 1 신틸레이팅 형광층은 저에너지 성분 및 고에너지 성분의 X선 복사를 흡수하고,상기 제 1 신틸레이팅 형광층에 의해 흡수되는 저에너지 성분의 X선 복사의 양은 고에너지 성분의 X선 복사의 양보다 더 많으며, 상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 저에너지 성분의 X선 복사보다 고에너지 성분의 X선 복사를 더 많이 흡수하는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 상기 제 1 신틸레이팅 형광층의 두께와 동일하거나 보다 큰 두께를 갖는방사선 촬영 장치.
- 제 1 항에 있어서,상기 제 1 기판 또는 상기 제 2 기판 또는 상기 제 1 기판과 상기 제 2 기판 모두는 보로실리케이트(borosilicate) 유리, 알루미노실리케이트(aluminosilicate) 유리, 혼합-형태의 유리, 금속 또는 플라스틱, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 물체의 X선 영상을 획득하기 위한 방사선 촬영 장치로서,(a) 광을 생성하기 위해 상기 물체를 통과하는 X선에 반응하는 제 1 두께를 갖는 제 1 신틸레이팅 형광층과,(b) 상기 제 1 신틸레이팅 형광층 아래에 배치된 제 1 패시베이션 층과,(c) 상기 제 1 패시베이션 층 아래에 배치되어 상기 제 1 신틸레이팅 형광층으로부터의 조명을 수신하는 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 - 상기 제 1 신호 감지 소자는 제 1 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 와,(d) 상기 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 아래에 배치된 제 1 크로스오버 감소 층(crossover reducing layer)과,(e) 상기 제 1 크로스오버 감소 층 아래에 배치된 기판과,(f) 상기 기판 아래에 배치된 제 2 크로스오버 감소 층과,(g) 상기 제 2 크로스오버 감소 층 아래에 배치된 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이와,(h) 상기 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 2 어레이 아래에 배치된 제 2 패시베이션 층과,(i) 상기 제 2 패시베이션 층 아래에 배치된 제 2 신틸레이팅 형광층 - 상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 상기 제 2 신호 감지 소자를 조명하는 광을 생성하도록 상기 물체와 상기 제 2 신틸레이팅 형광층 위의 모든 층들을 통과하는 X선에 반응하는 제 2 두께를 갖고, 그에 따라 상기 제 2 신호 감지 소자는 제 2 X선 영상을 나타내는 신호를 제공함 - 과,(j) 합성 X선 영상을 생성하도록 상기 제 1 X선 영상과 상기 제 2 X선 영상의 신호를 결합하는 수단을 포함하고,(k) 상기 제 1 신틸레이팅 형광층 및 상기 제 2 신틸레이팅 형광층의 서로에 대한 조성 및 두께는 개선된 검출양자효율을 제공하도록 선택되는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 신호 감지 소자 및 판독 디바이스의 제 1 어레이 아래에 배치되었거나, 상기 기판 아래에 배치되었거나 또는 상기 제 2 크로스오버 감소 층 아래에 배치되었거나, 또는 이들의 조합의 아래에 배치된 유전층을 더 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 제 1 크로스오버 감소 층 및 상기 제 2 크로스오버 감소 층은 상기 제 1 신틸레이팅 형광층과 상기 제 2 신틸레이팅 형광층 사이의 광의 크로스오버를 10% 미만으로 감소시키기 위한 미정질의 크로스오버 감소 염료와 젤라틴을 포함하는 친수성 콜로이드 층인방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 제 1 신틸레이팅 형광층은 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 Gd2O2S:Tb, Gd2O2S:Eu, Gd2O3:Eu, La2O2S:Tb, La2O2S, Y2O2S:Tb, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, CaWO4, CaWO4:Tb, BaFBr:Eu, BaFCl:Eu, BaSO4:Eu, BaSrSO4, BaPbSO4, BaAl12O19:Mn, BaMgAl10O17:Eu, Zn2SiO4:Mn, (Zn,Cd)S:Ag, LaOBr, LaOBr:Tm, Lu2O2S:Eu, Lu2O2S:Tb, LuTaO4, HfO2:Ti, HfGeO4:Ti, YTaO4, YTaO4:Gd, YTaO4:Nb, Y2O3:Eu, YBO3:Eu, YBO3:Tb 또는 (Y,Gd)BO3:Eu, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 상기 제 1 신틸레이팅 형광층의 두께와 동일하거나 보다 큰 두께를 갖는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 기판은 보로실리케이트 유리, 알루미노실리케이트 유리, 혼합-형태의 유리 또는 광을 전송할 수 있는 플라스틱, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 제 1 신틸레이팅 형광층은 저에너지 성분 및 고에너지 성분의 X선 복사를 흡수하고,상기 제 1 신틸레이팅 형광층에 의해 흡수되는 저에너지 성분의 X선 복사의 양은 고에너지 성분의 X선 복사의 양보다 더 많으며, 상기 제 2 신틸레이팅 형광층은 저에너지 성분의 X선 복사보다 고에너지 성분의 X선 복사를 더 많이 흡수하는방사선 촬영 장치.
- 제 15 항에 있어서,상기 기판은 금속 또는 합금이며,상기 금속 또는 합금은 Al, Ti, V, Cr, Fe, Co, Ni, Cu, Zn, Zr, Nb, Mo, Ag, Cd, Sn, Ba, W, Ta, Au 또는 Pb, 또는 이들의 조합을 포함하는방사선 촬영 장치.
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|---|---|---|---|
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20140067560A (ko) * | 2012-11-27 | 2014-06-05 | 엘지디스플레이 주식회사 | 디지털 엑스레이 검출기용 박막트랜지스터 어레이 기판 |
| WO2017171130A1 (ko) * | 2016-03-31 | 2017-10-05 | 이화여자대학교 산학협력단 | 다중 가스 전자 증폭 검출기를 이용한 이중 에너지 x-선 검출장치 및 x-선 영상 x-선 영상 촬영 시스템 |
| KR20180051175A (ko) * | 2016-11-08 | 2018-05-16 | 주식회사 쎄크 | 저에너지 엑스레이 저감을 위한 필터, 이를 포함하는 엑스레이 튜브 및 엑스레이 시스템 |
Families Citing this family (76)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7569832B2 (en) | 2006-07-14 | 2009-08-04 | Carestream Health, Inc. | Dual-screen digital radiographic imaging detector array |
| US7657000B2 (en) * | 2006-11-27 | 2010-02-02 | Cmt Medical Technologies Ltd. | Method and apparatus for dual energy radiography |
| KR20090034541A (ko) * | 2007-10-04 | 2009-04-08 | 삼성전자주식회사 | 엑스-레이 검출기용 어레이 기판 및 이를 갖는 엑스-레이검출기 |
| JP5253799B2 (ja) * | 2007-12-17 | 2013-07-31 | 三菱電機株式会社 | フォトセンサー、及びフォトセンサーの製造方法 |
| DE102008033759B4 (de) * | 2008-07-18 | 2011-01-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Szintillatorplatte |
| JP2010056397A (ja) * | 2008-08-29 | 2010-03-11 | Fujifilm Corp | Ｘ線検出素子 |
| US9075150B2 (en) * | 2009-07-30 | 2015-07-07 | Carestream Health, Inc. | Radiographic detector formed on scintillator |
| EP2360493A1 (en) * | 2010-02-15 | 2011-08-24 | Bergen Teknologioverføring AS | Detector arrangement for a tomographic imaging apparatus, particularly for a positron emission tomograph |
| US20110215250A1 (en) * | 2010-03-03 | 2011-09-08 | Fujifilm Corporation | Radiographic image capturing device |
| JP6324941B2 (ja) * | 2010-05-31 | 2018-05-16 | 富士フイルム株式会社 | 放射線撮影装置 |
| US8729478B2 (en) * | 2010-06-09 | 2014-05-20 | Carestream Health, Inc. | Dual screen radiographic detector with improved spatial sampling |
| JP2012026932A (ja) * | 2010-07-26 | 2012-02-09 | Fujifilm Corp | 放射線検出器 |
| DE102010034567A1 (de) * | 2010-08-17 | 2012-02-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Flachbilddetektor und Verfahren zum erzeugten medizinischer digitaler Bilder |
| US8440978B2 (en) * | 2010-10-22 | 2013-05-14 | Varian Medical Systems International Ag | Method and apparatus for multi-layered high efficiency mega-voltage imager |
| US20120112099A1 (en) * | 2010-11-09 | 2012-05-10 | Savanna River Nuclear Solutions, LLC | System and method for the identification of radiation in contaminated rooms |
| DE102010061711B4 (de) * | 2010-11-22 | 2021-05-06 | Siemens Healthcare Gmbh | Detektor zur Detektion von Röntgenstrahlung, Röntgenbildgebungsvorrichtung, Strahlentherapiegerät und ein Verfahren zur Aufzeichnung von Röntgenbilddaten |
| JP5117584B2 (ja) * | 2011-01-25 | 2013-01-16 | 浜松ホトニクス株式会社 | シンチレータプレート |
| JP5792472B2 (ja) | 2011-01-25 | 2015-10-14 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線画像取得装置 |
| JP5557769B2 (ja) * | 2011-02-14 | 2014-07-23 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置及びその製造方法 |
| JP5677136B2 (ja) * | 2011-02-24 | 2015-02-25 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置及び放射線撮影用カセッテ |
| JP2012251978A (ja) * | 2011-06-07 | 2012-12-20 | Fujifilm Corp | 放射線検出装置 |
| JP5657614B2 (ja) | 2011-08-26 | 2015-01-21 | 富士フイルム株式会社 | 放射線検出器および放射線画像撮影装置 |
| JP2013044725A (ja) * | 2011-08-26 | 2013-03-04 | Fujifilm Corp | 放射線検出器および放射線画像撮影装置 |
| US8629402B2 (en) * | 2011-11-21 | 2014-01-14 | Carestream Health, Inc. | X-ray imaging panel with thermally-sensitive adhesive and methods of making thereof |
| TWI452688B (zh) | 2011-12-27 | 2014-09-11 | Ind Tech Res Inst | 可撓式輻射感測器 |
| US8983036B2 (en) * | 2011-12-31 | 2015-03-17 | Carestream Health, Inc. | Radiographic detector with rapid power-up, imaging apparatus and methods using the same |
| US9291720B2 (en) | 2011-12-31 | 2016-03-22 | Carestream Health, Inc. | Radiographic detector with rapid power-up, imaging apparatus and methods using the same |
| US9012857B2 (en) * | 2012-05-07 | 2015-04-21 | Koninklijke Philips N.V. | Multi-layer horizontal computed tomography (CT) detector array with at least one thin photosensor array layer disposed between at least two scintillator array layers |
| JP5944254B2 (ja) | 2012-07-20 | 2016-07-05 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線画像取得装置 |
| US9351695B2 (en) * | 2012-11-21 | 2016-05-31 | Carestream Health, Inc. | Hybrid dual energy imaging and bone suppression processing |
| TWI531233B (zh) * | 2012-12-13 | 2016-04-21 | 財團法人工業技術研究院 | 感測裝置及其像素結構 |
| US20140198900A1 (en) * | 2013-01-17 | 2014-07-17 | Palo Alto Research Center Incorporated | High resolution x-ray imaging with thin, flexible digital sensors |
| CN104561901A (zh) * | 2013-10-22 | 2015-04-29 | 中国科学院上海硅酸盐研究所 | 一种掺铊的碘化铯复合薄膜及其制备方法 |
| CN105723243B (zh) * | 2013-11-15 | 2019-07-09 | 皇家飞利浦有限公司 | 柔性基底上的双面有机光探测器 |
| CN106104304B (zh) * | 2013-12-17 | 2019-07-30 | 爱克发有限公司 | 具有低重量x射线防护体的放射照相平板检测器 |
| EP3084477B1 (en) * | 2013-12-17 | 2020-05-20 | Agfa Nv | Radiography flat panel detector having a low weight x-ray shield and the method of production thereof |
| US9268032B2 (en) | 2014-05-12 | 2016-02-23 | Industrial Technology Research Institute | Electrical radiography imaging system and method thereof |
| JP6384588B2 (ja) * | 2015-03-10 | 2018-09-05 | 株式会社島津製作所 | Ｘ線検出器 |
| DE102015209954B4 (de) * | 2015-05-29 | 2019-03-14 | Berthold Technologies Gmbh & Co. Kg | Vorrichtung und Verfahren zur multimodalen Bildgebung |
| US10136868B2 (en) | 2015-09-03 | 2018-11-27 | General Electric Company | Fast dual energy for general radiography |
| KR102529855B1 (ko) | 2015-09-30 | 2023-05-09 | 하마마츠 포토닉스 가부시키가이샤 | 방사선 화상 취득 시스템 및 방사선 화상 취득 방법 |
| US11156727B2 (en) * | 2015-10-02 | 2021-10-26 | Varian Medical Systems, Inc. | High DQE imaging device |
| EP3365704A1 (en) * | 2015-10-21 | 2018-08-29 | Koninklijke Philips N.V. | Radiation detector for combined detection of low-energy radiation quanta and high-energy radiation quanta |
| JP2017126833A (ja) * | 2016-01-12 | 2017-07-20 | 株式会社リコー | 光電変換素子、画像読取装置、画像形成装置及び画像読取方法 |
| JP7219092B2 (ja) * | 2016-02-19 | 2023-02-07 | エス． カリム、カリム | Ｘ線検出器における検出量子効率を改善する方法および装置 |
| EP3226038B1 (en) * | 2016-03-28 | 2020-05-06 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation detection apparatus and radiation imaging system |
| JP6759056B2 (ja) * | 2016-10-28 | 2020-09-23 | キヤノン株式会社 | 放射線検出装置及び放射線撮像システム |
| JP2017176258A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | キヤノン株式会社 | 放射線検出装置及び放射線撮像システム |
| CN106291654B (zh) * | 2016-08-31 | 2018-04-06 | 京东方科技集团股份有限公司 | 辐射检测器及其制造方法 |
| CN107799539A (zh) * | 2016-08-31 | 2018-03-13 | 上海奕瑞光电子科技股份有限公司 | 一种光电探测结构及其制备方法 |
| EP3532872B1 (en) * | 2016-10-26 | 2024-05-01 | Koninklijke Philips N.V. | Radiation detector scintillator with an integral through-hole interconnect |
| JP6912891B2 (ja) * | 2017-01-16 | 2021-08-04 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置、その製造方法および撮像システム |
| JP7167060B2 (ja) * | 2017-05-01 | 2022-11-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 多層検出器 |
| CN110869809B (zh) * | 2017-07-10 | 2023-07-25 | 佳能株式会社 | 放射线成像装置和放射线成像系统 |
| JP6934763B2 (ja) * | 2017-07-10 | 2021-09-15 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置および放射線撮像システム |
| US11992351B2 (en) * | 2017-07-13 | 2024-05-28 | Rush University Medical Center | Method, apparatus, and system for energy-resolved scatter imaging during radiation therapy |
| JP2020529607A (ja) * | 2017-08-03 | 2020-10-08 | ザ・リサーチ・ファウンデーション・フォー・ザ・ステイト・ユニヴァーシティ・オブ・ニューヨーク | 非対称反射スクリーンによるデュアルスクリーンデジタル放射線撮像 |
| US10353083B2 (en) * | 2017-09-12 | 2019-07-16 | Palo Alto Research Center Incorporated | Monolithic digital x-ray detector stack with energy resolution |
| US11035825B2 (en) * | 2017-11-15 | 2021-06-15 | Infineon Technologies Ag | Sensing systems and methods for the estimation of analyte concentration |
| WO2019097847A1 (ja) * | 2017-11-20 | 2019-05-23 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像パネル、放射線撮像装置および放射線撮像システム |
| US10197831B1 (en) * | 2017-12-18 | 2019-02-05 | Palo Alto Research Center Incorporated | Bendable TFT backplane with addressing contacts at opposite ends |
| EP3505969A1 (en) | 2018-01-02 | 2019-07-03 | Koninklijke Philips N.V. | Detector for x-ray imaging |
| JP2019148509A (ja) * | 2018-02-27 | 2019-09-05 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像パネル、放射線撮像装置および放射線撮像システム |
| CN109276268A (zh) * | 2018-11-21 | 2019-01-29 | 京东方科技集团股份有限公司 | X射线探测装置及其制造方法 |
| US10739473B2 (en) * | 2018-12-31 | 2020-08-11 | Varian Medical Systems, Inc. | Image fusion in multi-layer flat panel imager |
| WO2020179322A1 (ja) * | 2019-03-01 | 2020-09-10 | 東レ株式会社 | シンチレータパネル、放射線検出器、およびシンチレータパネルの製造方法 |
| US20220257980A1 (en) * | 2019-07-09 | 2022-08-18 | Suzhou Linatech Medical Science And Technology | A method and a radiotherapy device for therapeutic energy spectrum cbct |
| US10978268B1 (en) | 2019-10-31 | 2021-04-13 | GE Precision Healthcare LLC | Methods and systems for an X-ray tube assembly |
| JP2021076393A (ja) * | 2019-11-05 | 2021-05-20 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置及び放射線撮像システム |
| EP3835829A1 (en) * | 2019-12-09 | 2021-06-16 | Koninklijke Philips N.V. | X-ray detector |
| US11819348B2 (en) | 2020-02-14 | 2023-11-21 | Varex Imaging Corporation | Multi-maximum x-ray spectrum systems and multi-layer imaging systems |
| CN111198397A (zh) * | 2020-02-21 | 2020-05-26 | 江苏康众数字医疗科技股份有限公司 | 双能谱双分辨率的x-射线探测器、探测系统及成像方法 |
| CN111522052B (zh) * | 2020-05-13 | 2022-03-25 | 奕瑞新材料科技（太仓）有限公司 | 一种x光探测器结构及其工作方法 |
| US11666293B2 (en) * | 2020-07-03 | 2023-06-06 | The Brigham And Women's Hospital, Inc. | Extended field-of-view x-ray imaging using multiple x-ray sources and one or more laterally offset x-ray detectors |
| WO2022238488A1 (de) * | 2021-05-11 | 2022-11-17 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Verfahren und vorrichtung zur erzeugung von mehrenergie-röntgenaufnahmen |
| CN116735631B (zh) * | 2023-08-09 | 2024-02-23 | 同源微（北京）半导体技术有限公司 | 一种x射线成像检测单元、模块和装置 |
Family Cites Families (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2254033A (en) * | 1940-07-29 | 1941-08-26 | Alfred S Daneman | Method of making photographic screen stencils |
| FR2461279B1 (fr) * | 1979-07-11 | 1987-01-02 | Fuji Photo Film Co Ltd | Procede de traitement d'une image radiographique |
| JPS5983486A (ja) * | 1982-11-04 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像のエネルギ−・サブトラクシヨン方法およびその方法に用いられる蓄積性螢光体シ−ト、蓄積性螢光体シ−ト積層体並びに蓄積性螢光体シ−トフイルタ積層体 |
| JPS60225541A (ja) * | 1984-04-24 | 1985-11-09 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギ−サブトラクシヨン用高速撮影装置 |
| US4737641A (en) * | 1985-08-16 | 1988-04-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Apparatus for producing x-ray images by computer radiography |
| US4900652A (en) * | 1987-07-13 | 1990-02-13 | Eastman Kodak Company | Radiographic element |
| US5021327A (en) * | 1989-06-29 | 1991-06-04 | Eastman Kodak Company | Radiographic screen/film assemblies with improved detection quantum efficiencies |
| US5262649A (en) * | 1989-09-06 | 1993-11-16 | The Regents Of The University Of Michigan | Thin-film, flat panel, pixelated detector array for real-time digital imaging and dosimetry of ionizing radiation |
| US6031892A (en) * | 1989-12-05 | 2000-02-29 | University Of Massachusetts Medical Center | System for quantitative radiographic imaging |
| US5108881A (en) * | 1990-03-29 | 1992-04-28 | Eastman Kodak Company | Minimal crossover radiographic elements adapted for varied intensifying screen exposures |
| JP2952428B2 (ja) * | 1990-10-18 | 1999-09-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像のエネルギーサブトラクション方法および装置 |
| US5138167A (en) * | 1991-01-23 | 1992-08-11 | University Of Alabama - Birmingham | Split energy radiation detection |
| US5402338A (en) * | 1991-12-26 | 1995-03-28 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for forming energy subtraction images |
| US5221843A (en) * | 1992-04-23 | 1993-06-22 | Alvarez Robert E | Active energy selective x-ray image detection |
| EP1107055B1 (en) * | 1994-03-31 | 2004-06-02 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Image superposition processing method |
| JP3461236B2 (ja) * | 1996-01-19 | 2003-10-27 | キヤノン株式会社 | 放射線撮影装置並びに画像処理方法及び装置 |
| US5650626A (en) * | 1996-07-16 | 1997-07-22 | Eastman Kodak Company | X-ray imaging detector with thickness and composition limited substrate |
| US5753921A (en) * | 1996-07-16 | 1998-05-19 | Eastman Kodak Company | X-ray imaging detector with limited substrate and converter |
| US6167110A (en) * | 1997-11-03 | 2000-12-26 | General Electric Company | High voltage x-ray and conventional radiography imaging apparatus and method |
| US6285740B1 (en) * | 1999-10-13 | 2001-09-04 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Dual energy x-ray densitometry apparatus and method using single x-ray pulse |
| JP2004241653A (ja) * | 2003-02-06 | 2004-08-26 | Hamamatsu Photonics Kk | Ｘ線撮像素子 |
| US7671342B2 (en) * | 2005-01-11 | 2010-03-02 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Multi-layer detector and method for imaging |
| US7263165B2 (en) * | 2005-07-14 | 2007-08-28 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Flat panel detector with KV/MV integration |
-
2006
- 2006-07-14 US US11/487,539 patent/US7834321B2/en active Active
-
2007
- 2007-07-12 CN CNA200780026414XA patent/CN101506905A/zh active Pending
- 2007-07-12 EP EP07872549A patent/EP2050101A2/en not_active Withdrawn
- 2007-07-12 KR KR1020097000775A patent/KR20090031728A/ko not_active Application Discontinuation
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- 2007-07-13 TW TW096125683A patent/TW200814096A/zh unknown
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20140067560A (ko) * | 2012-11-27 | 2014-06-05 | 엘지디스플레이 주식회사 | 디지털 엑스레이 검출기용 박막트랜지스터 어레이 기판 |
| WO2017171130A1 (ko) * | 2016-03-31 | 2017-10-05 | 이화여자대학교 산학협력단 | 다중 가스 전자 증폭 검출기를 이용한 이중 에너지 x-선 검출장치 및 x-선 영상 x-선 영상 촬영 시스템 |
| KR20180051175A (ko) * | 2016-11-08 | 2018-05-16 | 주식회사 쎄크 | 저에너지 엑스레이 저감을 위한 필터, 이를 포함하는 엑스레이 튜브 및 엑스레이 시스템 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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