JP3569227B2 - ガンマ線およびｘ線ビームを使用するラジオグラフィー撮影のための方法およびシステム - Google Patents

Description

【０００１】
発明の属する技術分野
本発明は、特に高エネルギーのガンマ線およびＸ線（ 実際にはハードＸ線と呼ぶ） の、対象または被検者（ 以下本文中では目標物） との相互作用を検出し、分析するための新しいプロセスである。
これは、このプロセスを開始させる検出器と、検出された対象またはＸ線照射されたエレメントの画像をリアルタイムで再構成し、ガンマ光子またはハードＸ線から入射線束を作り、これで検出器を作動させるラジオグラフィーシステムとを含む。
【０００２】
従来の技術
代表的に数百キロ電子ボルト（ｋｅＶ）より大きいエネルギーを有するガンマ線およびハードＸ線を発生させる技術は、今日、有形対象物の内部構造を研究するために、または放射線治療の分野で特にガンを治療するために幅広く開発されつつある。しかしながら、正確に解読できる質の画像を得ることの難しさは重大で、特に、低エネルギーを使用する従来の放射線写真撮影技術と比べて重大である。
【０００３】
これらの難しさは、ガンマ線の吸収係数の低さから来ているだけでなく、生じる相互作用の現象が一様でないことからも来ている。事実、Ｘ線またはガンマ線のビームが物体に浸透すると、そこに、光子とこれが通過する物体の間の相互作用に続いて入射光子のエネルギーの減衰現象が起こる。
この相互作用は、物体の一つの電子か、または、この物体を作り上げる原子の核の１つかのどちらでも起こり得る。電子を用いて区別することのできる相互作用の１つのタイプがコンプトン効果、すなわち、相互作用の対象であった電子の放出と、散乱した光子の生成であり、もうひとつのタイプが光電効果、すなわち、入射光子によって転送されたエネルギーの作用のもとで軌道電子が放出される現象である。光電効果は約１００ｋｅＶ以下の入射光子のエネルギーにとって支配的である。この閾値を超えると、光電効果は減少し、コンプトン効果が優勢となる。
【０００４】
原子核との相互作用は電子と陽電子の対の生成につながり、かかる電子対が通過する物体の原子番号に応じて、この効果は、５〜１０Ｍｅのオーダーを超えるとコンプトン効果が優勢となる。
低い吸収係数は、入射光子のエネルギーが約１ＭｅＶに達するやいなや、各元素ごとに特有の係数の値が当該元素についてきわめて近似してくるという事実と相俟って、コントラストの著しい減少につながり、ラジオグラフィー設備内部で統合された放射線の検出効率を制限し、捕捉される画像の質を著しく制限する。
【０００５】
その上、高エネルギーの電子と高エネルギーの二次光子は、かかる二次効果に対してより強力なバリヤを使用することが必要となる実験的な量で相互作用し、それで、検出された信号に、特にそのコントラストに影響し、出てくる画像の内部位置に関する解像度を制限するほどの粒子源を構成することになる。
工業用ラジオグラフィーでは、例えば鋼構造の非破壊検査を実行したり、はんだ付けの検査等を行うために、比較的高密度の対象のＸ線撮影に高エネルギーＸ線が使用される。Ｘ線撮影はまた、対象の内部構造に関する情報も提供する。
【０００６】
同じエネルギー範囲内にあるこの種のＸ線はまた、ラジオグラフィーにおいて悪性腫瘍の治療にも使用される。この場合、かかる放射線は、生きている組織の生物学的構造を改変するのに使用され、さらにそれを破壊するのにも使用される。照射された患者のＸ線画像は、治療の質をより高めるために、また、特に患者の位置をチェックする間に放射される線量を極力減じることによって健康組織の損傷の危険を少なくするために、オペレータが患者の位置決めを改善し、視準絞りをより良く調節するのを助ける。
【０００７】
述べたような高エネルギー、すなわち５００ｋｅＶより高いエネルギーのＸ線を使用するラジオグラフィー撮影は、光子と物体の間の相互作用の有効断面積が弱小であることを考慮すると、完璧にするには困難であるように思われる。事実、減衰係数が原子番号とともに減衰係数が光子に左右される依存関係が弱いことを考慮すると、一般にコントラストの弱い画像が得られるので、異なる元素によって構成された領域を互いに区別するのは難しい。それゆえ、画像の質を高めるためには、検出器のレベルで検出された光子の大きいサンプルを獲得するのが必要であるように思われる。そこで、２つの可能性が存在する。第１は、対象に施される放射線の線量を増大させることである。第２は、検出器のレベルで光子の検出効率を最適化することである。
【０００８】
第１の可能性が、特に工業レベルにおいて静的対象の分析の分野で全面的に受け入れられるとしても、施される線量が明らかに安全上の理由から厳格に制御される放射線治療に関して言えば、確かにその通りであるとは限らない。
放射線治療に高エネルギーの光子が使用される時に画像の質を落とす別の重要な要因は、光子の大部分が本来の光子源から来るのでなく、コンプトン効果または制動放射（Ｂｒｅｍｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ）等の相互作用によって生成された二次光子であるということであり、かかる相互作用は、照射された対象を取り囲む物体の中、照射された対象それ自体の中、視準エレメントの中で起こり、または検出器自体の中ですら起こる。
【０００９】
最後に、良質の画像の獲得を難しくしている別の要因は、高エネルギー光子の相互作用の有効断面積が弱小であることに関係しており、これに関して言えば、分析すべき対象を通過する光子の一部分しか画像に関与しないのである。
【００１０】
発明が解決しようとする課題
本発明の目的の１つは、検出器による一次光子の検出の効率を最適化することである。そうするために、１つの閾値を使って一次光子または直接光子のスペクトルの特定部分だけを選択的に検出し、それで、二次光子または散乱光子の信号への関与を最小化することを目指す。
【００１１】
ガンマ線またはＸ線検出器は、対象または治療すべき患者の背後に置かれる。工業用ラジオグラフィーの場合、この検出器は、最大の精度と最大のコントラストをもって対象の照射された部分の内部構造の画像を提供できるのが望ましい。放射線治療の場合は、最小の放射線量をもって十分な質の画像を提供できなければならない。
【００１２】
最も良く知られた検出器のひとつに、１枚のＸ線感光フィルムを２枚の金属板の間に挟み込んで作った携帯フィルムを使用するものがある。低エネルギーで高い検出効率を示す上、空間分解能にすぐれているとはいえ、この種のシステムはコントラストが平凡である。
その上、またとりわけ、かかるフィルムを使用すると、画像をリアルタイムで、またはほぼリアルタイムで得ることが不可能となるが、このリアルタイムで画像を得るということが、放射線治療においてますます必要となりつつあるのである。
【００１３】
それゆえ、患者に施される放射線量を極力抑えながら画像をリアルタイムで高いコントラストにおいて送出する、特にオンラインで送出することのできる“電子門脈撮影装置”（ＥＰＩＤ）としてよく知られたタイプの検査用電子撮影装置を開発することが必要となる。
これまで、ミラーとリン光スクリーン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｅｓｃｅｎｔ ｓｃｒｅｅｎｓ）によるビデオシステム等のシステムが提案された。このシステムは、蛍光リンで被覆された金属板からなり、そのスクリーンは、４５度の角度でミラーを使用するビデオカメラによって可視化される。Ｘ線の金属板との相互作用の結果、光電効果、コンプトン効果および対生成（ｃｒｅａｔｉｏｎ ｏｆ ｐａｉｒｓ） によって高エネルギー電子が生成され、スクリーン内側に蛍光が誘引される。
【００１４】
この種のシステムは、空間分解能にすぐれているが、コントラストが弱く、解読できる画像を得るためにしばしば高い線量を必要とする。しかも、この種のシステムは、比較的急速に劣化する傾向があり、嵩張る上に製造コストが高い。
開発された別の装置が電離液体箱（ｉｏｎｉｚａｔｉｏｎ ｌｉｑｕｉｄ ｃｈａｍｂｅｒ） である。電離箱は、代表的には各々２５６本のワイヤの２つの平行表面から構成されたワイヤマトリックスからなる。同一方向の２５６個の電極が信号を検出し、各々の電極がきわめて高い感度の電流検出器（ピコアンペアレベル）に接続されている。他方の２５６個の電極は高圧電極として働き、電圧スイッチに接続されている。２つの表面の間に電離液体がある。信号は、液体の電離から電子イオン対の形で生じ、その振幅は、読出し用電子回路の積算時間中に電離粒子によって媒質中に堆積したエネルギーに比例する。
【００１５】
実際には、画像を得るために、電圧を電極ごとに連続的に切り換えることによってそのマトリックスはラインの１本ずつ走査されていく。
使用されるデバイスが全くコンパクトで、その感度が相対的に受け入れ可能であったとしても、マトリックスの校正の難しさは存在し、有機液体の純度を確保することは往々にして難しい。その上、またとりわけ、コントラストの弱さから、きわめて良質の画像を得ることが不可能となる。
【００１６】
また、ソリッドステート技術を駆使した他のシステム、特にシリコン検出器が開発された。この検出器は、約１ミリメータ厚の鉛板に続けて置かれた２５６個のシリコンダイオードの直線アレイで作ることができ、この場合、各シリコンダイオードが、鉛板と相互作用するＸ線によって生成された高エネルギー電子を検出し、感知可能な量にまで浸透していく。シリコンの空乏層における電離した電荷は増幅され、アナログ−デジタル変換器によってデジタル化される。
【００１７】
この種の検出器は通常、コントラストの強い十分な質の画像を提供するのに高い線量を必要とし、フィールド検証のための合計時間が二次元撮影装置の場合より長いのが普通である。
最後に、材料科学の分野および水素添加アモルフォスシリコン（ａ−Ｓｉ：Ｈ）の技術における最近の開発の結果、大型の感光二次元検出器の画素分解能を高めることが可能となった。ａ−Ｓｉ：Ｈマトリックスが金属板とリン光スクリーンのサンドウィッチのすぐ後に位置決めされており、かかる２つのコンポーネントが、蛍光透視カメラを備えたシステムにおけると同一の機能を果たすようになっている。事実、ａ−Ｓｉ：Ｈマトリックスは、ミラーに取って代わり、古典的なシステムにおけるミラー、レンズ付きカメラに取って代わり、または光学繊維の束さえ使ったカメラに取って代わる働きをする。他の光学系と比べて、リン光スクリーン付近に位置決めされたフォトダイオードのアレイを使用することの利点は、発せられた光の大部分が捕獲され、信号に変換されることである。しかしながら、この種のシステムは、カードを曝射するのにきわめて高い感度の電子増幅装置を使用する不便があり、この装置は、放射線治療において治療中にハードＸ線の線束を強めるためにアレイ内側に直接内蔵されており、信号のゆらぎを誘引し、そして、電子チャンネルの放射線損傷を引き起こす可能性がある。
【００１８】
課題を解決するための手段
それゆえ、本発明の目的は、一方でプロセスを、他方で検出器を、そして最後に、ラジオグラフィー撮影をリアルタイムで行うため、少なくとも部分的に散乱された放射線からなる低エネルギー電離放射線を判別できるシステムを提案することであり、そしてそこで、検出された像への散乱放射線への関与を無くすことであり、それでコントラストが強められるようにすることであり、これは、入射放射線の相対的に減じられた線量をもって達成される。
【００１９】
同じ方法で、本発明は、ＳＮ比を改善し、それで捕えられた像の空間分解能も改善することを目指す。
本発明によるプロセス、およびこれを実行する検出器およびシステムの機能は、光子と物体の間の相互作用によって発生させられた荷電粒子が特定の分散性媒質を通過する時に現れるチェレンコフ型の光の放出閾値の原理を基礎に置いている。
【００２０】
ガンマ線およびＸ線の対象との相互作用を検出、分析するこのプロセスは、入射放射線の照射にさらされた対象に続いて、かかる対象から出てくる放射線の作用のもとで高エネルギー荷電粒子を放出することのできる第１の材料を位置決めすることと、次に、かかる粒子の通路の中に、この粒子との相互作用の後にチェレンコフ放射線を放出することのできる第２の材料を挿入することからなる。第２の材料の屈折率は、かかる荷電粒子の特定のエネルギー閾値に対してしかチェレンコフ放射線の放出が起こり得ない、すなわち放射線、チェレンコフ放射線が光子検出器によって検出されるように選択される。
【００２１】
これで、特定のエネルギー閾値に対してしかチェレンコフ放射線の放出が起こらないという事実を考慮に入れれば、エネルギーバンドによる選別を活用することが可能となる。実際、例えば低エネルギー散乱ガンマ線から出て来る“雑音”を無くすことができるのである。
入射ガンマ線およびＸ線を検出する検出器は、次のものから構成される。
【００２２】
対生成現象（ｐｈｅｎｏｍｉｎａ ｏｆ ｐａｉｒ ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ）とコンプトン効果によって生成された入射線を高エネルギー電子に変換する変換器
変換器に取り付けられていて、変換器からの高エネルギー電子の作用のもとでチェレンコフ効果によって光子を放出する光子エミッタ
チェレンコフ・エミッタから放出された光子に感知し、該エミッタから出てくるチェレンコフ光子の放出密度を空間的に回復させることのできる検出エレメント。
【００２３】
チェレンコフ光子エミッタと検出エレメントの間に、可視波長帯で放出されたチェレンコフ光子の波長をシフトさせる働きをする材料の層を挿入する方が良い。
例えば、変換器は、純粋なタングステン、鉛、銅またはその合金の形の金属を含むグループから選ばれた、大きい原子質量番号を有する材料から構成される。
【００２４】
変換器の厚さは、できればほとんどの場合０．１〜２０ミリメートルの範囲内であるのが望ましい。
チェレンコフ・エミッタは、代表的に１〜２の屈折率を有する。これは、結晶、非晶質固体または非晶質液体の形の光透過性材料から構成される。これは、例えばフッ化カルシウム、フッ化ナトリウム、フッ化リチウム、フッ化マグネシウムで作ることができ、また、天然シリコンまたは合成シリコンまたはシリコンエーロゲルで作ることができる。液体状態では、これは水で作ることができ、また、フレオンで作ることさえできる。
【００２５】
検出システムは、好ましくは、電荷結合素子（ＣＣＤ）内蔵の、光増幅器を備えた、またはこれを備えていない、またはＣＣＤセンサ用の冷却素子さえ備えたカメラから構成されるのが望ましい。このカメラは、ミラーおよびレンズによってチェレンコフ・エミッタか波長シフトデバイスかどちらかに直接、光学的に結合させられている。この結合はまた、光学繊維束を使って作ることもできる。
【００２６】
検出システムはまた、水素添加アモルフォスシリコン等による二次元素子のような感光素子のマトリックスで作ることもできる。
波長シフトデバイスは、できれば厚さがチェレンコフ・エミッタの出力表面を覆う１０ナノメートルから５００マイクロメートルまでの範囲内の、サリチル酸ナトリウムの層で作るのが望ましい。これはまた、サリチル酸ナトリウム、ｐ−テルフェニル、ジフェニルオキサゾル（ＤＰＯ）、テトラフェニルブタジエン（ＴＰＢ）、ｐ−クアテルフェニル（ＰＱ）、ジフェニルスチルベン（ＤＰＳ）、トランス−スチルベン（ＴＳ）、ジフェニルブタジエン（ＤＰＢ）、フェニレン・フェニルオキサゾル（ＰＯＰＯＰ）、ビス（２メチルスチリル）ベンゼン（ビスＭＳＢ）、ベンズイミダゾ・ベンズイゾ・キノリン（ＢＢＱ）を含むグループから選択することもできる。
【００２７】
チェレンコフ・エミッタの原理の概略を以下に示す。
反射率ｎを有する光学的媒質の中を速度ｖ＝βｃ（ここにβは真空中の光の速度ｃの単位数を表す）で移動する荷電粒子は、速度ｖが媒質中の光の速度を超える時、すなわちｖ＞ｃ／ｎの時、またはβ＞１／ｎの時、チェレンコフ光子と呼ばれる光子を放出する。
【００２８】
入射粒子の方向を基準とするチェレンコフ光子放出の極角度は、方程式ｃｏｓθ＝１／Ｎβによって求められる。
光子の大部分は、紫外線に近い波長で放出される。
【００２９】
発明の実施の形態
本発明が適用できる方途、およびそこから導き出される利点を図面に従って以下の例に則して説明する。但し、これは１つの例にすぎず、これに制限されるものでない。
図１は、特に放射線治療を目的とする放射線写真システムを示す。基本的には、これは横になった患者（２）に向けられた光子と特にＸ線の平行ビーム（３）を放射する加速器（１）からなる。患者は、できる限り正確にこのＸ線の平行ビームの衝突の目標になり、かつ大部分の線量の浸透深さと位置が管理できるように配置される。これを行うために、装置には、隣接して配置され、本発明に従う検出器（４）が含まれ、検出された信号の解読はインタフェース（６）の後マイクロコンピュータ（５）によって制御され、対応する画像がリアルタイムで得られ、即座に解読される。
【００３０】
この固有の検出器は図２でより詳細に説明される。本発明によれば、この検出器は第１に変換器（７）を組み込んでおり、それは通常鉛、タングステンまたは銅、またさらにはこれらの元素に基づく合金から製造された板からなるが、いずれの場合でも高い原子質量番号を有する元素に基づいており、コンプトン効果または対生成の何れかによって入射光子（８）を超高エネルギー電子（９）に変換する。コンプトン効果の開始と同時に出現する２次光子の放射が図示される（１０）。
【００３１】
この変換器（７）の直後に、それに取り付けられたチェレンコフ光子のエミッタ（１１）が続くが、チェレンコフ光子は、２次エネルギー電子（９）の入射方向に対してゼロの角度から開始する発散ビーム（１２）によって表され、粒子とそのエネルギーの種類に依存し、活性化された媒体の屈折率を考慮に入れる。
このチェレンコフ光子エミッタ（１１）は、フッ化されたカルシウム、ナトリウム、リチウムまたはマグネシウムといったアモルファス固体、またさらには石英またはシリコン・エーロゲル（ｎ（ＳｉＯ_２ ）＋２ｎ（Ｈ_２ Ｏ）、またさらには液体材料、特に水またはフレオンの何れかから製造される。
【００３２】
どの材料が選択される場合でも、使用される材料は１より大きく、例えば１と２の間である屈折率を示す。このチェレンコフ・エミッタは光に対して透明である。本発明の特徴は、このチェレンコフ・エミッタを構成する材料が、電離放射線にさらされた場合シンチレーションを発生できないということである。
チェレンコフ・エミッタの構造は別の種類のものになり得る。
【００３３】
図３及び図４に示される第１の形態では、チェレンコフ・エミッタは、光学的に分離され、各々重金属の微細な層（１４）に浸漬された（例えば合成石英からなる）平行光ファイバの束から構成される。この重金属の微細な周囲層によって、検出効率を大きく向上させることが可能になる。
このチェレンコフ・エミッタは隣接する光ファイバから構成されるが、板の形態であり、この板の２つの主要面（１５、１６）は、堅固で均一な構造を形成するために互いに接着された光ファイバの末端によって構成される。すなわちこの板の厚さは光ファイバの長さによって規定される。また、光ファイバは検出すべき光子の主要な入射方向に対して垂直に方向付けられる。
【００３４】
粒子がファイバを通過する際に放射されるチェレンコフ光はこのファイバの内部に捕らえられ、エミッタ出力でのこの光の点はファイバの直径に対応する。すなわち、いくつかのファイバを交差する粒子は通過するファイバ以外には痕跡を残さない。実際、このバージョンでは、空間解像度は、ファイバの直径と、この構造のチェレンコフ・エミッタに入る電子と陽電子の散乱に依存する。従って、エミッタ容量中の弱い分散によって強い光信号を出力として得ることが可能である。
【００３５】
もちろん、エミッタを構成する光ファイバの断面は、円形、矩形、正方形等の任意の形状であり得る。
本発明の第２のバージョンでは、チェレンコフ・エミッタ（１１）は単に板から製造される。この板の表面は、以下より詳細に説明されるように、波長シフタ（１７）からなる層によって被覆される。この単体構造を数回複製し、図５に示されるような多層エミッタを得ることができる。各層（１８）は、電子または陽電子の作用によってチェレンコフ光子を放射することのできる板（１９）からなり、合成石英から製造される。各板の間には波長シフト層（１７）がはさまれており、同じ種類の層がこのように構成された積層物の出口表面を被覆している。
【００３６】
各単体（１８）すなわち波長シフト層を有する各々個別の板は個別信号を放射し、波長シフタはその固有の蛍光に対して透明である。
チェレンコフ・エミッタを構成する積層物の厚さ全体を粒子が通過する時、結果として得られる信号は、各放射板／シフト層単体によって放射される信号の合計に等しい。すなわち、信号の振幅はある厚さの放射板で放射される光に対応し、積層物を構成する個々の板からの放射の合計に等しい。
【００３７】
実際、いくつかの個別エミッタの積層物を使用することで、最終スポット光の大きさが縮小され、実際に空間解像度が向上する。
通常、チェレンコフ・エミッタの厚さは０．１ミリメートルから２０ミリメートルの範囲である。
チェレンコフ放射のしきい値は媒体の屈折率によって与えられる。実際にはあるしきい値より高いエネルギーを有する所与の質量の荷電粒子だけが検出できる。Ｘ線の場合、検出すべき粒子は電子または陽電子から構成されているので、質量は周知である。電子及び陽電子のエネルギーにしきい値を適用することで、検出すべきＸ線にしきい値を適用する。この方法で、検出器の出力は、前に示されたように結果として得られる画像のコントラストを減少させる全ての低エネルギーＸ線を免れる。
【００３８】
すでに述べたように、本発明の特徴の１つは、検出器がチェレンコフ・エミッタ（１１）と結合された波長シフタ（１７）を組み込んでいることである。この波長シフタは、放射されたチェレンコフ光子の波長を可視帯域の方向に移動することを目的とする。実際、すでに述べたように、チェレンコフ放射のスペクトルは一般に、通常紫外線に近い低波長の範囲に位置する。検出モジュールの効率を最適化するために、チェレンコフ・エミッタの出口点には、紫外線光子から始まる可視範囲の光子を放射する物質からなる微細な層が配置される。この物質によって、ほぼ１００％の可視紫外線光子の変換を得ることが可能である。
【００３９】
この層は好適には、サリチル酸ナトリウムまたはｐ−テルフェニル、または有機成分の混合物から製造される。これはチェレンコフ・エミッタの出口側面、または下側に面する個別層に堆積される。この厚さは通常１０ナノメートルから５００マイクロメートルの範囲である。
検出器にはまた、やはり衝突点（２０）を規定することのできる、すなわち空間解像度を復元する光電性装置が含まれる。放射線写真測定の特異性によって様々な代替案が可能である。光増幅器とリンクされることもある、電荷結合素子（ＣＣＤ）を有するカメラが使用されることもある。このカメラは、ミラー及びレンズ、または光ファイバの束の何れかを使用することで、波長シフタまたはチェレンコフ・エミッタと結合される。
【００４０】
検出用にＣＣＤカメラを使用するこの技術は、以下の論文に詳細に説明されている。
Ｎ．Ａ．Ｂａｉｌｙ、Ｒ．Ａ．Ｈｏｍ及びＴ．Ｄ．Ｋａｍｐｐ「メガボルト治療用Ｘ線ビームの蛍光透視」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．６、９３５−９３９（１９８０）。
【００４１】
Ｊ．Ｗ．Ｗｏｎｇ、Ｗ．Ｒ．Ｂｉｎｎｓ、Ａ．Ｙ．Ｃｈｅｎｇ、Ｌ．Ｙ．Ｇｅａｒ、Ｊ．Ｗ．Ｅｐｓｔｅｉｎ、Ｈ．Ｋｌａｒｍａｎｎ及びＪ．Ａ．Ｐｕｒｄｙ「光ファイバ画像レデューサのアレイによるオンライン放射線治療画像化」、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｒａｄｉａｔ．Ｏｎｃｏｌ．Ｂｉｏｌ．Ｐｈｙｓ．１８、１４７７−１４８７（１９９０）。
【００４２】
装置の別のバージョンでは、ＣＣＤカメラは、やはり波長シフタかまたはチェレンコフ・エミッタの何れかと直接結合された、双方向センサ・アレイの形態で提供される水素添加アモルファスシリコンのような光電性素子のマトリックスによって置き換えられる。この光度検出技術は、特に、Ｌ．Ｅ．Ａｎｔｏｎｕｋ、Ｊ．Ｂｏｕｄｒｙ、Ｗ．Ｈｕａｎｇ、Ｄ．Ｌ．ＭｃＳｈａｎ、Ｅ．Ｊ．Ｍｏｒｔｏｎ、Ｊ．Ｌｏｎｇｏ及びＲ．Ａ．Ｓｔｒｅｅ「水素添加アモルファス・シリコン・アレイによるメガボルト及び診断用Ｘ線画像化の実証」、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１９（６）、１９９２、１４５５ページの文献中に説明されている。
【００４３】
放射線写真画像化装置の内部でこの検出器を使用することで、チェレンコフ効果のしきい値の性質を考慮した、より良好なコントラストを示す画像をリアルタイムで得ることが可能になる。
同じ理由で、信号対雑音比も大きく改善される。
放射線治療の分野では、患者の位置決めが容易になるという事実を考慮すると、本発明の目的である検出器によって、使用される放射線量を大きく低減することも可能になるが、このことは画像がリアルタイムで得られるという事実によってさらに向上する。
【００４４】
ＣＣＤカメラでもありえる検出器を使用する装置の動作原理の簡潔な説明が以下に示される。
周知のように、線形加速器から出た単一エネルギー電子のビームのターゲットはハードＸ線の束を放射するが、そのエネルギー・スペクトルは、電子の作用によってターゲットの材料である重金属によって放射される制動放射に対応する。Ｘ線の最大エネルギーは、加速器から放射される電子のエネルギーにごく近い。さらに、Ｘ線の発生源の体積の寸法は、電子のビームの直径とターゲットの厚さに等しい。
【００４５】
ターゲットによって放射されるＸ線の発散ビームは比較的広いエネルギー・スペクトルを有し、普通１メートルである、発生源からある距離を置いて配置された分析対象の物体または治療対象の患者に達する。１次Ｘ線が減衰し、１次光子と物体との相互作用によって散乱放射線が発生するという２つの効果が観察される。厚くて重い物体の場合、物体通過後の散乱放射線の強度は入射光子より大きい。
【００４６】
１次放射線の低エネルギー成分は、物体を通過する時大きく減衰される。これに反して、２次、すなわち散乱放射線のスペクトルは低エネルギー範囲に集中する。実際、試験対象の物体または治療対象の患者の背後では２つのかなり分離した主要成分が観察される。すなわち、約１ＭｅＶ以下のレベルでは散乱放射線の量が１次Ｘ線より大きく、これ以上のレベルでは１次放射線が優勢である。
【００４７】
透過放射線医学において物体の内部構造に関する情報を提供するのは１次ビームの局所的減衰度である。散乱放射線は物体の構造に関して何ら情報を提供しないが、フィルムまたは発光スクリーン技術を使用する画像の形成に寄与する。実際、それは雑音を増大し、コントラストと共に位置の点で解像度に影響を及ぼす。すなわち、画像品質の向上は、散乱または２次放射線の寄与を減少させることで達成される。
【００４８】
本発明に対応する検出器は分析対象の物体または治療対象の患者からある距離を置いて配置される。前記物体または前記患者から出た放射線は変換器と相互作用し、コンプトン電子と電子／陽電子の対を放射する。変換器に隣接して置かれたチェレンコフ・エミッタの屈折率によって規定されるしきい値より大きいエネルギーを有する荷電粒子はチェレンコフ光を発生する。前記荷電粒子のエネルギーはその元になる入射光子のエネルギーに相関するという事実を考慮すると、荷電粒子のエネルギーしきい値を規定することで入射Ｘ線のしきい値を規定することができる。実際には、Ｘ線検出のエネルギーしきい値は、荷電粒子、特に電子のものよりわずかに高い。
【００４９】
すなわち、チェレンコフ・エミッタ用に適当な材料を選択すれば、研究対象の物体または治療対象の患者による放射線の低エネルギー帯域は検知不可能になるので、散乱（または２次）放射線の寄与は画像の形成から除去され、１次放射線には事実上影響しない。
検出平面の水準での光子の密度分布は、分析対象の物体または治療対象の患者の内部の後者の減衰の分布に対応する。すなわち、１次光子の密度の分布を検出することで、この物体またはこの患者の内部構造の画像が得られる。
【００５０】
同様に、チェレンコフ光の局所的放射の量は、チェレンコフ・エミッタに達するガンマ光子の数に比例する。すなわち、エミッタによって放射されるチェレンコフ光の表面密度の分布によって、この放射線にさらされた物体または患者の内部構造の画像の復元が可能である。
この画像は、波長シフタによってチェレンコフ・スペクトルを変換した後保存される。得られた放射線写真画像は、シフタによって放射される光の密度分布の検出によって登録され保存される。この目的のために、ＣＣＤカメラのような位置を示すことのできる光電性装置が使用される。このカメラは平面鏡とレンズによって波長シフタが構成する平面に結合される。電荷結合素子の内部で、各ピクセルの局所光度は電荷に変換されるが、各ピクセルの電荷の量は、チェレンコフ光にさらされた波長シフタの対応するゾーンのレベルで放射された光の量に比例する。ピクセル化電子画像は後で信号処理ユニットに関連するメモリに保存される。カメラの感度を増強することを目的とした光増幅器をＣＣＤカメラに装備することが有益なこともある。
【００５１】
さらに、半導体部品から発生する熱雑音を低減し、検出装置の感度とダイナミックレンジを改善するために、情報収集時にＣＣＤカメラのマトリックスを約−１００℃の温度まで冷却することがある。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明による放射線写真リアルタイムシステムに合体されたオンライン監視検出器の概略を示す。
【図２】図２は、本発明による画像検出器の配置を示す。
【図３】図３は、本発明に一致する検出器の一部を形成する、第１構成によるチェレンコフ・エミッタの横断面図の概略を示す。
【図４】図４はその詳細図を示す。
【図５】図５は図３と同等であり、本発明の別の形態の実現を示す。

Claims (15)

1. ガンマ線またはＸ線と、患者のような研究対象の物体との相互作用を検出及び分析する方法であって、
   入射放射線の照射を受けて、前記対象物体から発生する放射線の作用によって高エネルギーの荷電粒子を放射する第１材料を、該対象物体に隣接して配置するステップと、
   前記粒子の経路に、該粒子との相互作用に従ってチェレンコフ放射線を放射できる第２材料を挿入し、該第２材料の屈折率は、前記粒子の規定されたエネルギーしきい値より高いときだけチェレンコフ放射を許容し、そして、散乱放射線の全ての関与を除去するように選択されるステップと、
   前記チェレンコフ放射線及びその空間的分布を検出するステップと、
   前記検出された放射線を分析するステップと、
   を含むことを特徴とする方法。
2. 放射される前記チェレンコフ放射線が、光子検出器によって検出される前に、可視帯域に移動させられるように波長のシフトを受けることを特徴とする請求項１に記載のガンマ線またはＸ線と物体との相互作用を検出及び分析する方法。
3. ガンマ線またはＸ線光子のビームを発生する粒子加速器と、これらの光子と前記照射された物体または患者との相互作用に起因する粒子の検出器と、実行された検出の解読のための構成要素とを含み、局所的放射の対象となる物体または患者を表す１つまたはいくつかの画像をリアルタイムに得られるラジオグラフィック撮影システムであって、
   前記検出器は、
   変換器の構成材料との相互作用の過程で対生成の現象及びコンプトン効果によって生成される高エネルギー電子への前記入射放射線の変換器（７）と、
   前記変換器（７）から発生する前記高エネルギー電子の作用に基づくチェレンコフ効果による光子エミッタ（１１）であって、前記粒子の規定されたエネルギーしきい値より高いときだけチェレンコフ放射を許容し、そして、散乱放射線の全ての関与を除去するように選択され、前記変換器にすぐ隣接して配置される光子エミッタと、
   前記発生した光子を検出し、前記チェレンコフ・エミッタから発生したチェレンコフ光子の放射密度を空間的に再現できる検出素子（２０）とを備えることを特徴とする前記システム。
4. 前記変換器（７）が、タングステン、鉛、銅、鉄、純粋または合金の形態を含むグループから選択される高原子質量番号を有する材料から構成されることを特徴とする請求項３に記載の前記システム。
5. 前記変換器（７）の厚さが０．１〜２０ミリメートルであることを特徴とする請求項４に記載の前記システム。
6. 前記チェレンコフ・エミッタ（１１）が、１より高い屈折率を有する光学的に透明な材料から構成され、例えば、フッ化カルシウム、フッ化ナトリウム、フッ化リチウム、フッ化マグネシウム、天然または合成シリコン、シリコン・エーロゲル、水及びフレオン、または石英を含むグループから選択されることを特徴とする請求項３乃至５のいずれか一項に記載の前記システム。
7. 前記チェレンコフ・エミッタ（１１）が、互いに光学的に分離され、重金属の微細な層（１４）に浸漬された平行な光ファイバの束（１３）から構成され、該光ファイバが検出対象の光子の主要入射方向と垂直に方向付けられていることを特徴とする請求項６に記載の前記システム。
8. 前記チェレンコフ・エミッタ（１１）が単層または多層の板または光ファイバの板から構成されることを特徴とする請求項６に記載の前記システム。
9. 前記チェレンコフ・エミッタと前記検出素子の間に挿入され、前記チェレンコフ光子の波長を選択的に変換しまたはシフトして可視帯域で放射される材料の層（１７）を備えることを特徴とする請求項３乃至８のいずれか一項に記載の前記システム。
10. 前記波長シフタ（１７）が、サリチル酸ナトリウム、ｐ−テルフェニル、ジフェニルオキサゾール（ＤＰＯ）、テトラフェニルブタジエン（ＴＰＢ）、ｐ−クアテルフェニル（ＰＱ）、ジフェニルスチルベン（ＤＰＳ）、トランス−スチルベン（ＴＳ）、ジフェニルブタジエン（ＤＰＢ）、フェニレン・フェニルオキサゾール（ＰＯＰＯＰ）、ビス（２−メチルスチリル）ベンゼン（ビス−ＭＳＢ）、ベンゾイミダゾ−ベンジゾ−キノリン（ＢＢＱ）を含むグループから選択される材料、またはこれらの物質のうちのいくつかによる混合物から製造されることを特徴とする請求項９に記載の前記システム。
11. 前記波長シフタ（１７）の厚さが１０ナノメートルから５００マイクロメートルの間であることを特徴とする請求項９及び１０に記載の前記システム。
12. 前記チェレンコフ・エミッタが、出口表面を波長シフタの層（１７）で被覆されたチェレンコフ放射層から各々製造されるいくつかの単体（１８）の積層物から構成されることを特徴とする請求項８乃至１１のいずれか一項に記載の前記システム。
13. 検出モジュール（２０）が、光増幅用システムを有するかまたは有さない電荷結合転送素子（ＣＣＤ）、または光電性素子のマトリックスからなるグループから選択され、前記モジュールが前記チェレンコフ・エミッタまたは前記波長シフタと光学的に結合されることを特徴とする請求項３乃至１２のいずれか一項に記載の前記システム。
14. 前記ガンマ線またはＸ線束が変調されるようになっており、変調された前記束がターゲットの表面の一部だけを照射することを特徴とする請求項３に記載の前記システム。
15. ターゲットによって吸収されるガンマ線またはＸ線の前記束の表面分布を測定するようにしたことを特徴とする請求項３に記載の前記システム。

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