JP3569526B2 - 低照射量走査ビーム型デジタルx線撮影システム用x線検出器 - Google Patents
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Description
本発明は、診断用X線撮影装置に関する。さらに詳しくは、本発明は、多数の開口付コリメーショングリッドと分割(segmented)X線検出器アレーを組み込むことにより、解像度を改善しX線放射量を減少したリアルタイム走査ビーム型デジタルX線撮影システムに関する。
2.背景技術
治療技術が発達するにつれて、医療処置におけるリアルタイムX線撮影はますます要望されている。例えば、心臓学における多くの電子生理学的処置、末梢血管処置、泌尿器処置、整形外科処置はリアルタイムX線撮影に依存している。
不幸にも、現在の臨床的リアルタイムX線装置は高レベルのX線を患者と参加スタッフの両方に照射している。米国食品薬品局(F.D.A.)は、患者の急性放射線病の逸話的証拠および職業上過剰に被爆した医者の問題を報告している(Radiological Health Bulletin,第26巻第8号,1992年8月)。
従来、多数のリアルタイムX線撮影システムが知られている。これらはX線蛍光透視鏡を基にしたシステムを備えており、X線が検査対象者に照射され、対象物内のX線不透明体により生じた影は、対象物に対しX線源の反対側に位置するX線蛍光透視鏡に表示される。少なくとも1950年代初期より、透視検査技術と関連して走査X線管は知られている。ムーン(Moon)の「走査X線管による蛍光透視図の増幅および増強」、Science、1950年10月6日号、389〜395ページ参照。
走査ビーム型デジタルX線撮影システムもまた、この分野でよく知られている。このシステムにおいては、X線管を使用してX線を発生させている。X線管の内部で電子ビームを発生させ、管の比較的大きなアノード(透過ターゲット)上の小さなスポットに集光させることにより、このスポットよりX線を発生させている。電子ビームは、アノード全体にわたってラスター走査パターンに(電磁的にあるいは静電気的に)偏向せしめられる。小型X線検出器がX線管のアノードから所定の距離を置いて配設されている。検出器は、これに衝突するX線を検出されたX線束に比例した電気信号に変換する。対象物がX線管と検出器との間に配置されると、X線は、対象物のX線密度に応じて対象物により減衰および分散せしめられる。X線管が走査モードであれば、検出器からの信号は、対象物のX線密度に比例して変調される。
従来の走査ビーム型デジタルX線システムの例としては、アルバート(Albert)の米国特第3,949,229号、アルバートの米国特許第4,032,787号、アルバートの米国特許第4,057,745号、アルバートの米国特許第4,144,457号、アルバートの米国特許第4,149,076号、アルバートの米国特許第4,196,351号、アルバートの米国特許第4,259,582号、アルバートの米国特許第4,259,583号、アルバートの米国特許第4,288,697号、アルバートの米国特許第4,321,473号、アルバートの米国特許第4,323,779号、アルバートの米国特許第4,465,540号、アルバートの米国特許第4,519,092号、アルバートの米国特許第4,730,350号がある。
走査ビーム型デジタルX線システムの典型的な従来例においては、検出器からの出力信号は、ビデオモニタのZ軸(輝度)入力に印加される。この信号はスクリーンの明るさを調整する。ビデオモニタへのx入力およびy入力は、X線管のX線信号を偏向させる同じ信号から得られる。それゆえ、スクリーン上の点の輝度は、X線源から対象物を介して検出器に到達するX線の呼吸に逆比例する。
医療用X線システムは、処置に適した解像度条件に合致したX線量の最低レベルで操作される。したがって、放射線量と解像度は、信号対雑音比により制限される。
ここで使用する用語「低放射線量」とは、操作中に患者に到達する約2.0R/分以下のX線被暴レベルを意味する。
X線光子の時間および領域分布は、ポアソン分布に従うとともに、避けることのできないランダム性をそれぞれ有している。ランダム性は、平均放射線束の標準偏差として表され、その平方根に等しい。このような条件下におけるX線画像の信号対雑音比は、それゆえ、平均放射線束の平方根で除した平均放射線束に等しく、100光子の平均放射線束に対し、ノイズは±10光子で、信号対雑音比は10である。
したがって、走査X線撮影システムにより形成されたX線画像の空間解像度と信号対雑音比は、検出器の感度領域のサイズにかなり左右される。検出器の開口面積を増大するにつれて、発散光がより多く検出されるとともに、有効感度が増大し、信号対雑音比は改善される。しかしながら、同時に、(画像化される対象物の面で測定した)「画素」サイズが大きくなるにつれて、大きな検出器開口は調整可能な空間解像度を減少させる。医療分野(例えば、人体の内部構造)において撮影されるほとんどの対象物はX線源からある程度離間しているので、このことには必然性がある。それ故、従来技術では、検出器の開口サイズは、解像度と感度とのバランスを図るように選択する必要があり、解像度と感度の両方を同時に最大化することはできなかった。
医療用撮影化技術において、患者への照射量と、フレームレート(frame rate)(対象物を走査して画像を更新する1秒間あたりの回数)と、対象物の画像の解像度はキーとなるパラメータである。高X線束は高解像度および高フレームレートを容易にもたらすが、患者と参加スタッフに許容できないほどの高X線を照射することになる。同様に、画像が目視できず、更新(refresh)レートが不十分であっても、それを許容すれば、照射量を低減することができる。好ましい医療用撮影システムは、低照射量、高解像度、1秒間あたり少なくとも約15画像の十分な更新レートのすべてを同時に達成する必要がある。それゆえ、上述の走査ビーム型デジタルX線撮影システムのようなシステムは、照射時間が比較的長く、実際の患者に対していつも同じことが言えるが、患者が受けるX線量を最低値に維持しなければならない診断医療処置には適していない。
それゆえ、本発明の目的は、患者が安心して受けられる医療診断処置において使用可能な走査ビーム型デジタルX線撮影システムを提供することである。
本発明の別の目的は、十分なフレームレートで解像度の高い画像を提供するとともに、検査対象物へのX線の照射量を最小化する走査ビーム型デジタルX線撮影システムを提供することである。
本発明のさらに別の目的は、X線束のレベルを減少したまま、X線源の面から離間した部位における解像度を改善した走査ビーム型デジタルX線撮影システムを提供することである。
本発明の上記および多くの他の目的および利点は、図面と本発明の以下の記載を考慮すれば当業者には明らかである。
発明の開示
本発明に係る走査ビーム型デジタルX線撮影システム(SBDX)は、電子ビーム源とターゲットとなるアノードとを有するX線管を備えている。ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路が設けられている。例えば、所定のパターンは、ラスター走査パターンや、曲がったあるいはS字状のパターンや、螺旋状のパターンや、ランダムパターンや、ターゲットアノードの所定の点に中心をもつガウス分布パターンや、手短な仕事に有効な他のパターンであってもよい。
視準(collimating)素子(グリッド状に形成するのが好ましい)を、X線源とX線を照射すべき対象物との間に介装してもよい。視準素子は例えば、約25.4センチメートル(10インチ)の直径と、視準素子の中央に500行500列の開口アレーを有する円形金属板を備えている。視準素子は、X線管の発光面の直前に配置するのがよい。他の形状の視準素子も使用することができる。本発明の一つの好ましい実施形態では、視準素子の開口の各々は、視準素子から任意の距離に位置する面上の検出点に向かって方向づけられる(あるいはその点に向く)ように構成されている。その距離は、X線を照射すべき対象物が視準素子と検出点との間に配置されるように選択される。視準素子の機能は、X線管のアノード上の一点から検出器に向かって全て方向づられたX線の薄いビーム(複数)(画素のように配列される)を形成することである。
検出器素子のアレー(好ましくはDETX×DETYの矩形あるいは正方形のような領域のアレー、さらに好ましくは比較的丸いアレー)を有する分割された検出器アレーの中心は、検出点に位置している。検出器アレーは、好ましくは、密に詰め込まれた複数のX線検出器を備えている。このようなアレーは、本発明に基づいて、解像度を損なうことなく高感度を提供しうるように設計され、位置決めされ、使用されるので、従来のX線装置と同等かそれ以上の解像度を有し、従来のX線システムの照射量より少なくとも一桁少ない照射量のX線システムが実現できる。本発明のこの特徴は、医療および他の分野において重要な意味を持っている。現在の処置における患者あるいは参加医療スタッフへの照射量は減少する。被暴の危険により現在不可能な処置が可能となる。
検出器アレーの出力は、X線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値である。各開口は、検査対象物および検出器アレーに対し空間的に異なる点に位置しているので、検出器アレーからは、X線ビームが通過する各開口毎に異なる出力が得られる。検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができる。一つの方法は、アレー出力に対し単純合成する、すなわち、走査された各開口に対応するアレー要素の強度値を合計し、さらに正規化することである。出力アレーは次に、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる。さらに好ましいのは、後述する多重画像合成法や多出力合成法であり、改良した可視出力を提供する。
SBDX撮影システムは、2群の開口を有するコリメーショングリッドが使用される立体撮影化も可能である。この場合、開口の第1群は、分割された第1の検出器が位置する第1の検出点に方向づけられる一方、開口の第2群は、分割された第2の検出器が位置する第2の検出点に方向づけられる。二つの画像を二つの分割された検出器で形成し、従来の立体表示法を使用することにより、立体画像が作り出される。
SBDX撮影システムは、異なるX線光子エネルギで異なるX線透過率を示す材料の強調した画像化を作ることもできる。したがって、例えば、乳癌の前駆体である微細石灰化を画像することができる。グリッドおよび/またはアノードが異なるX線エネルギスペクトルをそれぞれ有する2群あるいはそれ以上のX線ビームを発するように構成し、各群を検出器アレーに方向づけることにより(複数の検出器アレーも使用可能)、検査対象物の透過率が様々なX線光子エネルギで異なることを画像化できるので、検査対象物の内部において異なるX線透過率を示す部位のみを強調することができる。例えば、カルシウムの検出に最適化すれば、この撮影システムは、乳癌や他の異常を早期に検出しうる強力な道具である。
平行光化された全X線ビームを遮断する分割アレーを利用するとともに、アレー出力を画像処理することにより、表面積の小さい検出器を使用して得られた解像度を犠牲にすることなく最大の感度を提供することができる。分割アレーと同じサイズの非分割検出器は感度は同じでも解像度は低い。
さらに、サブサンプリング法を、アレー検出器からのデータの処理に使用してもよく、実質的に同じ画質を提供しつつ、システムの複雑さ、必要な処理速度およびエネルギ消費量を低減する。
ここに記載したシステムは、1993年1月25日に出願された米国特許出願第08/008,455号(CAM−003)に記載されている「X線感応型光センサ検出装置を備えたカテーテル」とともに使用することができ、その内容は引用によりここに組み込まれる。この米国特許出願第08/008,455号は本願の譲受人により所有される。
【図面の簡単な説明】
図1は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システムの基本要素を示す図である。
図2は、コリメーショングリッドのないSBDXシステムからのX線の分布を示す図である。
図3は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用のX線管のグリッドとアノードの拡大図である。
図3A,3B,3Cは、本発明装置に有効なコリメーショングリッドの部分断面図である。
図4は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用X線管の図である。
図5は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用X線管の構造を示す断面図である。
図6は、立体走査ビーム型デジタルX線撮影システムの図である。
図7Aは、非分割簡易検出器と協働する開口付X線源の図である。
図7Bは、分割検出器アレーと協働する開口付X線源の一つの開口からのX線の図である。
図7Cは、分割検出器アレーと協働する開口付X源の多数の開口からのX線の図である。
図7Dは、検査対象物と分割検出器アレーと協働するX線コリメーショングリッドの二つの開口からのX線の図である。
図8は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用の5×5検出器アレーの露出面の図である。
図9は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用の5×5検出器アレーの図である。
図9Aは、本発明の一つの好ましい実施形態に係るシンチレータ素子を示す図である。
図10は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用の検出器素子の図である。
図11は、非平面状検出器アレーの鉛筆型検出器素子のアレーを示す図である。
図12は、低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システム用の3×3検出器アレーの図である。
図13は、X線束を制御するために負のフィードバックを利用した低照射量走査ビーム型デジタルX線撮影システムの基本要素を示す図である。
図14は、グリッドシール装置を示す斜視図である。
図15は、本発明の好ましい実施形態に係る96素子検出器アレーの配置の図である。
図16は、コリメーショングリッドと検出器アレーの相互作用を示す図である。
図17は、検出器装置の好ましい実施形態を示す図である。
本発明の実施形態
当業者によれば、本発明の以下の説明は例をあげたものであり限定するものでないことは理解できよう。本発明の他の実施形態は当業者が容易に思いつくであろう。
装置のあらまし
図1には、本発明の好ましい実施形態による走査ビームデジタルX線撮影装置が示されている。走査X線管10はX線源として使用される。当該分野にて周知のように、ほぼ100KVから120KVの電源がX線管10を作動させるために使用される。100KVの電源は100KeVにおよぶX線スペクトルを提供する。ここで100KVX線とはこのスペクトルをいう。X線管10は、当該分野で周知のようにスキャンジェネレータ30の制御を受ける偏向コイル20を含んでいる。X線管10内で発生された電子ビーム40は、X線管10内で所定のパターンにて、接地されたアノード50の一方から他方へ走査する。例えば所定のパターンは、ラスタースキャンパターンや、蛇行又はS字型パターンや、螺旋状パターンや、ランダムなパターンや、ターゲットの上記の所定点を中心としたガウス分布パターンや、又は、近い将来のタスクに便利なような他のパターンである。現在好ましいのは、ラスタースキャンにおける「帰線」に関する必要を除去する蛇行又はS字型パターンである。
電子ビーム40は、点60にてアノード50に衝突し、X線70のカスケードが放出され、そしてX線にて調べられる対象物80の方へX線管10の外部へ進む。装置の動作を最高に活用するため、検出器アレイ110を丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のX線光子が発生される。このことは、好ましくは、走査X線管のアノードと上記検出器との間にコリメーショングリッドを配置することにより達成される。それゆえにコリメーショングリッド90は対象物80とX線管10との間に配置される。コリメーショングリッド90は検出器110の方向へ向けられたX線100のみがそれを通過するように設計される。コリメーショングリッド90は、装置が動作している間、検出器アレイ110に関して移動しない。よって、電子ビーム40がアノード50を走査するときはいつでも、アノード50から検出器アレイ110へ通過する単一のX線ビーム100のみが存在する。
図2は、コリメーショングリッドがない場合のX線の分布を示している。検出器アレイ110の出力が処理され、アノード50のx,y位置に対応するモニタ120上のx,y位置における輝度値としてモニタ120上に表示される。このことは、電子ビーム40及びビデオモニタ120内の電子ビームのx,y位置を駆動する同じスキャンジェネレータを使用することにより達成される。また、画像処理技術が適宜なディスプレイ上又は写真媒体上でコンピュータ操作画像を製作するために使用可能である。
ここに開示される独創的な装置は、一般的に、患者に入射する部分で測定され、15フレーム/秒の更新率で約0.15R/分から、30フレーム/秒の更新率で約0.33R/分までの線量を患者に与える低放射線量の装置である。この装置にて、30フレーム/秒の更新率では全身で約0.50R/分となるであろう。ここに開示される発明の動作に関する患者表面における放射線量の実際の範囲は0.15R/分から2.00R/分までである。
X線管
図3は、グリッドとアノードの構造を拡大したものを示している。アノード50は、ベリリウムのアノード支持体130上に形成され、真空特性がよく、高温及び電子の衝撃に抵抗する能力を有する物質のターゲット層で組み立てられるのが好ましい。さらにX線が比較的透過するアルミニウム又は他の物質がアノード支持体130に使用可能である。現在好ましいターゲット層は、好ましい順に、(1)アノード支持体上にほぼ1ミクロン厚にてスパッタ溶着されたニオブの第1層にほぼ5ミクロン厚にてスパッタ溶着されたタンタルの第2層(この構造は、ニオブがベリリウム(アノード支持体130)とタンタルの熱膨張係数の中間の熱膨張係数を有し、よって上記管のオン、オフ状態でのターゲットアノードの熱サイクルによるマイクロクラックを抑制又は減少させることから、好ましい。)、(2)ほぼ5ミクロン厚のタンタルのスパッタ溶着層、(3)ほぼ5ミクロン厚のタングステン−レニウムのスパッタ溶着層、および、(4)ほぼ5〜7ミクロン厚のタングステンのスパッタ溶着層である。タンタル、タングステン及びタングステン−レニウムは、比較的高い原子番号と密度を有し、電子ビームが照射されたとき容易にX線を放出するので、アノード50に好ましい。タングステンの3370℃という高融点及び真空特性がよいことは、上記X線管内の高温及び超高真空状態に適している。タンタル及びタングステン−レニウムは、当業者に公知のように類似した特性を有する。アノード層の厚さは、アノード層が100KV電子をX線に有効に変換するのに必要な距離にほぼ等しいように選択される。ベリリウムは、強固でありアノード50から放出されるX線を大きく減じたり散逸させたりしないことから、アノード支持体130に好ましい。ベリリウムのアノード支持体130の厚さは約0.5cmであるのが好ましい。アノード支持体130は、外部の1気圧との圧力勾配に抵抗するのに十分強くなければならないという物理的制約を受けるが、できるだけ薄くなければならない。
コリメーショングリッド90は、本発明の好ましい一形態によれば、検出器アレイ110の方向へそれぞれが配向され又は向けられた開口140のアレイからなる。即ち、コリメーショングリッド90内の上記開口は、互いに平行ではなく、例えば胸部X線用途のような使用において、コリメーショングリッド90の前面260に対して、コリメーショングリッド90の中央部における0゜からグリッド90の端部における20゜程度の間の角度をなすことができる。***検査用途での本発明の使用において、グリッド90は、上記開口がグリッドの端部にて上記前面と45゜の範囲で角度をなすように組み立てることができる。コリメーショングリッド90における開口140の数は、丸いコリメーショングリッド90の中央部にて例えば500×500から1024×1024の画素数に相当することができ、当該装置の解像度を決定することができる。又、画素数よりも少ない開口が後述するサブサンプリングの技術に関連して使用することができる。グリッド90の厚さ及び開口140の寸法は、X線管10から検出器アレイ110までの距離(ここでは、好ましくは91.4cm(36インチ))と、上記検出器へ向けられていない全てのX線を減じる必要から、検出器アレイ110の検出器素子160(この図には示していない)の寸法とによって決定される。本発明において重要なことではないが、前面260から見た開口140は、直径25.4cm(10インチ)の円形の境界を有する長四角形の列及び行のパターンにて設計されるのが好ましい。開口アレイは、対象物80の画像を解析するため以下に概説する検出及びたたみこみ技術を使用する互いに関連する便利なレイアウトとすることができる。この開口アレイは、「円形アクティブエリア」と呼ばれる。円形アクティブエリアの中央にて、開口の総数は、本発明の好ましい一実施形態によれば、好ましくは500×500である。コリメーショングリッド90の開口のない部分150は、ずれたX線が対象物80を照射しないようにずれたX線を吸収するように設計される。このことは非開口部分150に衝突するX線が「1/2値」(この装置のエネルギー、ここでは100KeVにて、それに衝突するX線を1/2に減じるのに必要な物質量)の少なくとも10倍を示すように上記グリッドを組み立てることでなされる。ずれたX線は、対象物とスタッフにX線を照射するが、画像に有益な情報を与えることはない。図3A及び図3Bに示されるように、コリメーショングリッド90は、X線ビーム100を検出器へ通過させるようにそこを通過する開口140を有するX線吸収物質の多数のシート143,144から形成することができる。コリメーショングリッド90は、0.0254cm(0.010インチ)厚のモリブデンの薄いシートを50枚積層し互いに保持して組み立てるのが好ましい。モリブデンは、X線管10にて発生し検出器110へ向けられていないX線が、人間の患者をもちろん含む対象物80に、無益でかつ有害に衝突する前に停止させることから好ましい。鉛または類似のX線稠密物質も使用することができる。
コリメーショングリッド90の開口140は、最大充填密度を得るため、及び、検出器アレイ素子160の好ましい正方形形状に一致するために、断面において正方形であるのが好ましい。他の形状、特に六角形もまた使用可能である。正方形の開口140は、X線透視法にて使用される従来のコリメータの断面積の約1/100の断面積をもたらす、0.0381cm(0.015インチ)×0.0381cmの寸法のものが好ましい。このより密なコリメーションにより、X線ビーム100のためのより小さなビーム幅が達成される。このことは検出器の表面の断面積は相応じて従来の装置よりもより小さくすることができることを意味する。結果として、対象物にて散乱されるX線は検出器に検出されず、比較的大きな表面積の検出器を使用する従来の装置において上記散乱X線が作用したように、画像をくもらせることはない。
コリメーショングリッド90の好ましい組み立て方法は、光化学ミリング又はエッチングによるものである。光化学ミリングは、コスト効率及び正確であることから好ましい。この方法によれば、0.0254cm(0.010インチ)厚の薄いシート物質の50枚に穴や隙間をエッチングするため、50枚の一組のフォトマスクが作製される。エッチングされたシートは、積み重ねられ、配列され、互いに保持されて、各シートに関しそれぞれ所定の角度を有する多数の段付き開口を有するグリッドアッセンブリを形成する。図3Aは独創的なコリメーショングリッド90の変型例を示している。この変形例は一定の断面(しかし、断面は一定であることを必要としない)の個々の開口を有する多数のX線吸収シート143を含む。結果として生じる開口14は、図示するように、段付きであるが、X線ビーム100を検出器アレイ110へ通過させる。図3Bに示される変形例は、X線吸収シート144において形成される個々の開口がそれ自身段付きであることを除き図3Aに示されるものと全く類似する。これらの段付き開口は、当業者に明白であるように、示された形状となるように、わずかな食違いの状態でシート144のそれぞれの側面からミリング又は化学エッチングによって作製することができる。図3Bの形状は、コリメーショングリッド90の段付き開口140内で、より少ないX線エネルギの吸収となり、その結果、X線ビーム100の端部でのX線束が図3Aに示される変形例と同じ程度に減じられないことから、さらに好ましい。
グリッド90を形成するエッチングされたシート(複数)を保持するひとつの好ましい方法が図14に示されている。エッチングされたシート91(好ましくは50)はそれぞれアライメント穴又はアライメント開口94が設けられている。アライメントペッグ95はエッチングされたシート91を整列するためにそれぞれのアライメント開口94内に配置される。シート91とペッグ95のアッセンブリはアルミニウムリング359内に配置される。アルミニウムリング359は、ピンチオフ375にて密閉可能な真空ポート370を設ける。そして0.1cm厚のアルミニウムシート365は、リング359の上部表面380に真空接着剤にて接着及び密閉される。アルミニウムシート360も同様にリング359の下部表面385に接着される。ポート370を介して部分的に真空引きされ、そして当該分野にて周知のようなピンチオフ375にてポート370は密閉される。この方法において、比較的X線が透過するアルミニウムシート360,365は、グリッドアッセンブリ90としてエッチングされたシート91を互いに保持し配向するのに役立つ締め付け動作を提供する。
グリッド90の中心から最も遠い開口140は段付き表面を有し、好ましくは断面が正方形である。段付き表面による通路の凹凸によりX線は一般的に影響を受けず、たとえX線が散乱しても、それらが合成ビームに測定できる程に影響を与えることはないであろう。上述したようにコリメーショングリッド90に使用される物質は、現在、モリブデン、真ちゅう、鉛、又はモリブデンを加えた銅が好ましい。上記穴の位置についての好ましい誤差は、累積誤差を除いて中心から中心にて±0.00127cm(0.0005インチ)であり、穴の大きさの誤差は±0.00254cm(0.001インチ)である。
使用可能なコリメーショングリッド90を製作する他の方法は、電子ビーム機械加工、穴あけ、ミニ機械加工、レーザ穴あけを含む。穴あけ及びレーザ穴あけは、正方形の穴よりも丸い穴を生成する欠点を有する。円形の開口は良好に作用するけれども現在好ましくない。
好ましい走査X線管10のより詳細なものが図4及び図5に示されている。電子銃161はX線管10の正面とは反対側に位置し、約−100KVから−120KVまでの電位にて動作する。接地されたアノード50は管の正面に位置し電子ビーム40が電子銃161とアノード50との間を移動する。接地された電子開口板162は電子銃161の近傍に位置し電子ビーム40が通過する中央部にて開口163を有する。磁界集束レンズ164及び偏向コイル20は、当該分野に周知の自動集束を使用するアノード50上にビームスポットの位置を定める。上記管は、円形アクティブエリアの末端にて電子ビームが約30゜まで偏向された状態で電子ビーム40がアノード50と交差する25.4cm(10インチ)の直径の円形アクティブエリアを有するように組み立てられる。上記ビームがある開口を通過して「輝いて(fired)」いないとき、ビームの生成をやめるのが好ましく、その結果約25%まで電力を節約することになる。
図5は、適切なX線管10の前面部分の断面図を示る。真空に維持されるX線管340の内部はアノード50の後側である。アノード50は上述したようなアノード物質のコーティングである。アノード50の前部は、0.5cm厚のベリリウムのアノード支持体130である。ベリリウムアノード支持体130の前部は、好ましくは0.4cm厚であり水又は強制空気を流すように応用可能な冷却ジャケット350である。アルミニウムのグリッド支持体360,365は、0.1cm厚にエッチングされ、好ましくは1.27cm(0.5インチ)厚のコリメーショングリッド90を支持するのを助ける。
X線管340が使用されるとき、コリメーショングリッド90のわずか一つの開口140がいずれの一定の瞬間にて相当量のX線を通過させるであろう。好ましい実施形態によれば、電子ビーム40は、電子ビーム40が開口140の前に直接に位置しないとき電子ビーム40は止めることができる。このようにX線管は電力消費を減じ、ターゲットアノード50上の摩損や裂け目を減じるように走査パルスモードにおいて効果的に動作可能である。
立体的なX線撮影
図6において、本発明の好ましい他の実施形態によれば、立体的なX線撮影を得ることができるような複数の焦点を有するグリッドを設けることができる。例えば、もしグリッド90における他のすべての開口の列が焦点F1(92)に向けられ、残りの開口が焦点F2(93)に向けられたならば、F1(92)に第1センサアレイを配置しF2(93)に第2センサアレイを配置することで、ラスタ又は蛇行パターンにて開口を走査することが可能であり、それによって、第1センサアレイに関するデータの「線」と、第2センサアレイに関するデータの「線」を作成することができる。これを繰り返し、空間において2つの異なった点F1、F2から見られるように、2つの完成した画像を組み立てることができ、それにより、立体的なX線画像を提供する従来の立体撮影表示装置でそれらを表示することができる。図3Cは、X線吸収物質の層144の内から立体的コリメーショングリッドをどのように構成するかを示している。この場合、開口140A、140Bは、図示されるように、X線ビーム100A、100B用に“V"の「脚」に沿って分離した通路を提供する、実際には“V"のような形状とすることができる。しかしながら、図示されるように開口140A、140Bは連結されることは必要条件ではないが、上記“V"の頂点にてX線が入射する“V"形状開口の有利な点は、両方の検出器が同時に照射され、“V"はF1へ行くX線とF2へ行くX線との信号分離器として動作することである。これはビーム及び偏向電流に必要な電力を半減する。価格は安くなるが、散乱及びそれによる画像のくもりが増加する。
アレイ検出器
対象物面にて数ライン/mmの解像度を達成するため、いくつかの医療用途にて要求されるように、空間的解像度の限界は、主に検出器の大きさによって決定される。これは、今日のX線管技術では、非常に良く方向付けされたX線放射を十分に得るために要求されるであろう非常に高いパワーレベルを発生することや、組合わされたX線方向付け手段を開発することのどちらも不可能であるからである。
放射されたX線の円錐と交差する領域よりも検出器が小さく作られる場合、図7Aに示すように、線源50により放射されたX線の多くの割合のX線は検出器250に検出されない。実際には、このように工業上のビーム走査デジタルX線検査装置は設計されており、ここで照射線量は普通であり問題ではない。結果として、照射線量は所望の解像度を維持するために増加する。
したがって、解像度はより小さな検出器の使用にて改善されるが、検出器の領域が検出器面270に交差する放射X線の円錐によって規定される領域に等しいか又はそれを超えるとき、X照射線量は最小化される。
走査X線撮影装置の解像度は、対象物面280(アノード50の中心と対象物80が位置する検出器110の中心との間の線に垂直な面)に投影される検出器素子の断面積によって決定される。よって、図8にて検出器アレイの正面図にて示されるように、もし大きな領域の検出器がより小さなアレイ素子に分けられるならば、検出器集合体の大きな捕獲領域は維持され、一方同時に、個々の小さな検出器素子160のサイズに比例した画像解像度を保つ。
個々の検出器素子160によって規定される解像度は、上記個々の素子から、各アドレス即ち各画素が、対象物面280における特定位置に対応するメモリバッファへ読み取り値を分配し、総計することによって維持される。X線ビーム100は、アノード50に放射するX線の前に位置するコリメーショングリッド90を横切り個別的に移動するので、与えられた検出器素子の出力が加算されるアドレスが変化する。撮影の幾何学的形状は図7B及び図7Cに示されている。図7Bは、単一のビーム位置がどのように5つの画素に分割されるかを示している。図7Cは、連続的なビーム位置が単一の画素内でどのようにビームが互いに加えられるかを示している。
換言すると、各検出器素子に関しする信号は、対象物面280における非常に小さい特定領域、即ち、単一の画素に対応したメモリアドレスで、画像バッファに格納される。したがって、各検出器素子用のメモリ格納アドレスは、メモリの各画素が対象物面280における特定スポットを通過した放射線の合計を含むように配列された形態において走査X線ビームの位置へ変化する。この方法において装置の解像度は単一の検出器素子のサイズによって決定され、一方、検出器面270に到達する実質的にすべてのX線が記録されるので、装置の感度は最高となる。
このアレイ検出器の画像化幾何学的形状のさらに有利な点は、対象物面280は狭く規定されることである。それの前又は後ろに存在する構造物はかすんでしまう(焦点から外れる)。第1開口141及び第2開口142からのX線で、開口141,142から距離SOの対象物面280を通過し、及び、開口141,142から距離SOの2倍の面281を通過したX線は図7Dに示されている。見て容易に分かるように、2倍のSOにて得られる解像度はSOにて得られる解像度の約1/2に落ちる。この特徴は、関心のある面280における詳しい構造物の改善された配置及び視角化を提供し、一方、装置の幾何学的形状により変更可能なフィールドの十分な深さを提供する。
現在の好ましい実施形態のアレイは、約1.93cm(0.72インチ)の直径の円内に配置された一辺が0.135cmの正方形の検出器素子の96素子疑似円アレイである。このように大きい必要はなく、一つの検出器の辺の長さ、ここでは0.135cmに等しい半径の円内ですべてが一列にならないように配置された3以上の検出器とすることもできる。
X線検出器
従来のイメージ増倍管技術は、基本的にシステムの感度の限界という束縛を有している。この使用可能なシンチレータ材料の厚みはその光透過特性によって限定される。典型的にはそれは、入射X線光子の約50パーセントが捕捉されるのに十分な厚さに作られる。放射光子の半分だけがフォトカソードに達する。フォトカソードにおいて、入射光子のただ約10パーセントが光電子を生じる。このように、ただ入射X線光子エネルギーの2.5パーセント(0.5×0.5×0.1)がイメージ増倍管システムに維持される。この限定された変換係数に加えて、光子はシンチレータ材料により縦方向に散乱され、与えられた照射量レベルでのシステムの分解能を減ずるボケを生じる。
本発明の根本の目的の1つは、行なわれる処置に必要な適当なイメージ品質を達成しつつ、最も低い可能なX線レベルに、検査用の物体がさらされることを確実にするSBDX撮影システムを提供することである。このことは、物体から出てくるX線光子の検知に用いられるシステムがもっとも高い光子−電気信号変換効率を有さなければならないことを意味する。これは達成するために、検出器に用いられる材料は、光子が飛ぶ方向の長さが、入射X線からずっと離れた端からの光子が入らないことを十分確実にするように長くしなければならない。例えば、検出器の出力を最大にするために、光子エネルギーは材料中で適当に浪費されなければならない。ここで述べるSBDXシステムで用いることができる検出器には、多くのタイプがある。好ましいのは、X線光子エネルギーが可視エネルギーに変換され、光強度が、光電子倍増管、フォトダイオード、CCDまたはそのような装置手段で電気信号に変換されるシンチレータである。SBDX像の各画素が、約140ナノ秒の大変短時間で生じなければならないので、シンチレータ材料は高い応答性および最小アフターグロー時間を有しなければならない。アフターグローとは、励起入射X線放射が終了した後に、シンチレータが光を放射し続ける現象をいう。有機物を混ぜたポリスチレンのようなプラスチックシンチレータは、必要な高い応答性を有している点で適しているが、比較的小さなX線光子相互作用断面を有し、線型X線吸収係数もまた小さい値である。その結果、相当の厚みがX線光子を止めるのに必要となる。100kVのX線に対し、典型的なプラスチックシンチレータでは、入力X線の99%を捕捉するために28cm(11インチ)の厚みが必要となる。ここでより好ましくは(好ましい選択においては)、(1)セリウムをドープしたYSO(イットリウム・オキシ−オルソシリケイト、ニューヨーク州シャーロットのエアトロン(リットン)から入手可能)、(2)セリウムをドープしたLSO(リチウム・オキシ−オルソシリケイト、シュルンベルジェ社から入手可能)、(3)BGO(ビスマス・ゲルマネイト、オハイオ州ビーチウッドのレキシントン・コンポーネントから入手可能)、である。YSOおよびLSOは室温で用いることができる点で優れている。BGOは、50ナニ秒オーダの適当な光出力減衰時間を達成するためには約100℃に加熱しなければならない。これらのシンチレータ材料は、プラスチックシンチレータと同じ程度の長さを必要とせず、0.10cmの長さで有効である。
本発明の現状での好ましい具体例によれば、SBDXアレー検出器110は、X線源50から91.4cm(36インチ)の距離をおいて配置された、96個の密集して束ねられた個々のX線検出器160の12×12の疑似円のアレイからなる。(5×5、3×3アレイ用も、四角い検出器を有する四角でないアレイ(X線ターゲットの回りを満たす)のように考えられる。例えば表1の下部参照。)コリメーショングリッドのアスペクト比の形状、X線源50からの距離およびX線源50の大きさは、検出器アレイ110の入口において、直径約2.23cm(0.9インチの、総夾角が1.46゜である四角錐を与える。各シンチレータ170は、それゆえに検出器の面内で中心から中心までが、約0.152cm(0.06インチ)でなければならない。もしシンチレータ170が平行な側面を有していれば、端部近くに入射したX線は、シンチレータの壁にあたることなく必要とされる距離を移動することができないだろう。それゆえに、これらのX線が近隣のシンチレータに通り、もしそれらがシールドされていなければ、間違った空間の場所からの見かけの出が生じ、物体のイメージの質の結果的な劣化を生じる。図9Aに示したように、この影響を避けるために、本発明の好ましい具体例に係る各シンチレータは、好ましくはテーパ状になっており、境界面173は、入射X線100'の最も末端の角度に等しい夾角を有する。これは特に長いプラスチックシンチレータで有用である。上で引用した好ましい例では、各シンチレータ170は、直径0.285cmの入口面172、直径0.37cmの光検出器端面174を有する、長さ28cmの好ましい4角錐台である。81個の検出器の束のそれぞれが、それゆえに多面体の端部を有し、各面はX線源50の中心に置かれた球の表面に接している。
シンチレータの検出効率のさらなる改良が、入射X線ビーム100の角度より大きな角度のシンチレータのテーパにより達成される。シンチレータの端部近くで、入射X線とシンチレータ原子の間の相互作用により発生する光電子および散乱X線を、隣接するシンチレータを好ましく隔てるシールド材料に失われることができる。かかる失った光電子はいかなる光も生成せず、シンチレータから出た光として振舞うこともない。それゆえに、かかる消滅はシンチレータの効率を減少させる。光電子が移動する最大距離は、そのエネルギーおよび、移動する材料に依存する。プラスチックシンチレータ中の、電子と100kVのX線との相互作用では、約0.01cmより長い距離を移動できる光電子は無い。もし、シンチレータの4角錐台が、X線ビーム100より大きい夾角を有して作製されれば、その大きさは、検出器の長さ(28cm)に比較して短い距離、2×0.01cmで囲まれたビームより大きくなり、失われた光電子による効率の減少が、最小となる。この場合、面に接する球の中心は、もはやX線源50と一致せず、検出器アレイ110により近くなる。
散乱された光子は光電子より長い距離を移動する。隣接したシンチレータへの逃げからこれらを防ぐために、シンチレータピラミッドのテーパの値を、散乱された光子の捕捉を最大にするために、完全な光電子の捕捉に必要なものより大きく設定する。
ここで図9を参照すると、本発明の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子170に接触して、各シンチレータ素子170を対応する光電子倍増管190または固体検出器に光学的に結合する光パイプまたはファイバー光ケーブル180が設けられる。代わりにシンチレータ170は、特定の光検出器に、物理的に近接して配置されてもよい。
図10は、検出器素子160の好ましい形状を示す。各検出器160に対応した開口210を有する、X線を通さないシート200が、検出器アレイ110の前に配置される。各検出器素子160は光の漏れない、かつX線も通さない囲い220により囲まれる。好ましくはアルミニウム板で形成される光遮断窓230は、光の漏れない囲い220の前に配置される。光遮断窓230はX線を透過する。光の漏れない囲い220の中では、シンチレータ素子170が、前置増幅器240に電気的に接続した光電子倍増管190に近く位置している。好ましくは、前置増幅器240からのアナログ信号は、さらなる処理により、従来の方法で、デジタル信号に変換される。
別の方法として、シンチレータはもっと粗野で、コンパクトな検出器を得るために、フォトダイオードのアレイ、フォトトランジスタ、または固体撮像素子(CCD)にじかにまたは近くに配置することができる。特にCCDのような固体素子が用いられた時、ペルチエ冷却器を用いた冷却などが、素子の信号雑音比を増加するために用いることができる。
別の方法として、その大きさ同様、光源と対等な位置を特定する、出力信号を提供する1またはそれ以上の位置を検出する光電子倍増管とじかにまたは近くに、シンチレータアレイを配置することができる。
他の好ましい具体例では、センサアレイが、例えば、図11に示したような、整列した鉛筆型検出器285の集合からなってもよい。図11では、テーパを設けたシンチレータ290がX線ビーム100のパスに整列し、ビーム100の特別な断面領域に対応するシンチレータは、その断面領域内でX線をすべて吸収する。光増幅管300は、シンチレータ290に物理的に近接して設けられ、電気信号は、シンチレータ290によるX線の吸収に対応して発生される。固体素子も光増幅管300の代わりに用いられることができる。
本発明の、この好ましい具体例によれば、シンチレータは、長手方向に沿っておよび入射面で、光が逃げる(あるいは入る)のを防ぎ、シンチレータ内の内部反射を助けるために二酸化シリコンのような光を反射する材料により覆われる。
本発明の他の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子179は例えば金や鉛のような高いX線非透過性材料の薄膜171により、隣接したシンチレータ素子から分離される。膜171は好ましくは、約0.0102cm(0.004インチ)から0.0127cm(0.005インチ)の厚みである。シンチレータ170の間の膜171の位置は、図12に示される。
ここで示されたように、コリメーショングリッド90の円形のアクティブ領域は検出器アレイの110の領域より広い。このように、コリメーショングリッド90のそれぞれの開口140から放射されたX線鉛筆ビームは、すべて検出器アレイ110に集まる。一方、独立した各X線ビーム100は、閃光ビームのように分岐し、広がる。
イメージ処理
本発明の重要な点は、必要な照射線量をより低減するためのイメージ処理システムの応用に関する。実際問題として検出器からの信号は、通常は直接ビデオモニタの“Z"すなわちルミナンス入力に用いられない。代わりに、各画素のデジタル化された強度が、「フレーム・ストア・バッファ」の個別のアドレスに蓄えられる。バッファ中の画素アドレスは、ランダムにアクセスでき、数値の強度値は数学的に取り扱われる。この機能は、応用できる多くのイメージ拡張アリゴリズムの応用を有し、検出器アレイの独立した部分からのデータの画素の割り当てを許容する。
本発明の好ましい具体例によれば、SBDXイメージは500列、500行からなる約250,000以上の画素(コリメーショングリッド90の中心の開口の500列、500行に対応する)からなる。以下の説明の例のために、走査X線源は、ある瞬間に、コリメーショングリッド90の100列、100行にある画素上の中心Pにあると仮定する。さらに、この具体例に関しては、検出器アレイ110は9セグメント179(図12)を含む3×3アレイからなり、各セグメント179は、単体の画素と組みあわされた総てのX線放射をさえぎるようなサイズと仮定する。明らかに、他のアレイ形状は、ここで詳述されたように用いてもよい。
検出器アレイ110の個々のセグメントからデジタル化された数値には、以下の画素アドレスが割り当てられる。
セグメント1−99列、99行
セグメント2−99列、100行
セグメント3−99列、101行
セグメント4−100列、99行
セグメントP−100列、100行
セグメント6−100列、101行
セグメント7−101列、99行
セグメント8−101列、100行
セグメント9−101列、101行
走査線X線ビームが全画素を通ることにより、同じデータ割り当てのパターンが、繰り返される。
表示されたイメージ中で、各画素の数値は、"n"個の部分の合計に等しい。ここで“n"は、アレイ110のセグメント179の数(この例ではn=9)である。ここで示されたように構成すると、検出器アレイ110は、最適の焦点が得られる操作距離を固定し、従来の非分割(分割の無い)検出器アレイSBDXイメージシステムでは手に入れられなかった最適焦点の平面を提供する効果を有する。
以下のパラメータは、検出器の設計において、考慮に入れなければならない。
1. X線源(アノードターゲット)50からの平行ビームの大きさおよび形状。
2. X線源50および検出器アレイ110の間の距離;"SD"
3. X線源50および関心のある物体80の中心との間の距離;"SO"
4. 関心のある物体80の希望する解像度、または画素サイズ
5. 医学的応用において、アレイの全領域は、コリメーショングリッド90からのXの遮断に十分な大きさでなければならない。
本発明の好ましい具体例についてのSBDXシステムにおいて、X線源50とコリメーショングリッド90の出口260の間の距離は約2.271cm(0.894インチ)である(図3、図5参照)。開口140は、0.0381cm(0.015インチ)×0.0381cmの四角形である。アノード50上の電子ビーム40のスポットサイズは、直径約0.0254cm(0.010インチ)である。検出器アレイ110は、アノード50から91.4cm(36インチ)である。このように、X線ビーム100のビーム幅は、2*ARCTAN((スポット直径/2)/((開口幅/2)+(スポット直径/2))*2.271cm(0.894インチ)、すなわち1.6゜である。アノード50から91.4cm(36インチ)の距離において、照射されるX線ビーム直径は、91.4*TAN(1.6゜)cmである。それゆえに、検出器アレイ110は、この好ましい具体例の側面において、約2.54cm(1インチ)であるべきである。例えば、撮影されるべき物体がアノードから22.86cm(9インチ)の位置にあり、希望の画素サイズが物体で0.0508cm(0.020インチ)であり、X線源から検出器までの距離が91.4cm(36インチ)であり、光学的検出器アレイのサイズは2.54cm(1インチ)角である場合、検出器平面270での照射された画素のサイズは、単に物体での(SD/SO)*画素サイズ、または0.2032cm(0.080インチ)である。2.54cm(1インチ)を0.2032cm(0.080インチ)で割ることにより、面上に12個から13個のセグメントを有する四角に区切られた検出器を用いて希望の解像度が得られる。明らかに、SBDXシステムが用いられる状況に応じて、多くの他の形状が用いられるであろう。
最適解像度の面SO(図7Dの280)の外側では、0.5×SO、2×SO(図7Dの281)において、解像度が2分の1に劣化する。これは、多くの応用に対する合理的な焦点深さを許容する。人の心臓の像のような、いくつかの応用例において、この深さの範囲の外で劣化した焦点は、利点と見られる。興味ある領域外の細部のぼけは、興味ある領域内での細部の認知を増加させる。
上述のようにして得られたデータから使える像を得るために、多くの方法を用いることができる。上述のように、単純な回旋を用いることもできるが、しかし、この場合、解像度は全てで最適化されていない。2つの追加する方法は、得られたデータから最大の解像度および感応性を得るために好ましい。これらはマルチイメージ回旋法およびマルチ出力回旋法と呼ばれる。両ケースにおいて、以下のことが仮定される。
コリメーショングリッド90に開口APX列、開口のAPY行がある。行と列の各々の交叉部分が「画素」である。コリメーショングリッド90の円形のアクティブ領域の外のそれらの画素は、あたかも像の測定強度が無いとして、例えば「暗い」として、取り扱われる。走査中に、X線ビームにより光らされない画素は、同様に、あたかも像の測定強度が無いように、これらもあたかも「暗い」として、取り扱われる。
図15について説明すると、疑似円形センサーアレイ110に、検出器アレイのセンサー素子160のDETX列の最大値と、検出器アレイ110のセンサー素子160のDETY行の最大値がある。
ZRATIOは、0と1の間の実数である。もしZRATIO=1であれば、焦点がセンサ面に設定される。もし、ZRATI=0.5であれば、焦点がX線源とセンサ面の中間点に設定される。PIXELRATIOは、列または行の近隣のセンサの間の物理的距離に対する画素の数である。例えば、もし物体面280における画素中心間の距離が0.01cmならば、検出器面270でのセンサの間の距離は1.0cmとなり、PIXELRATIO=10、FOCUS=ZRATIO*PIXELRATIOとなる。
IMAGEは、特別な走査のための、および特別な画素に対応した強度情報を含む、DETX×DETYの次元のデータ列である。PIXELは、開口の全て(または一部)の走査により得られたDETX×DETYIMAGEデータ列を含むAPX×APY×DETX×DETYの次元の4次元アレイである。PIXELは、本発明の一の好ましい具体例による各走査後にリフレッシュされる。ビームはアノード表面を横切って走査されるので、事実上、選択された開口140の中心より前に設置され、「照射(fired)」され、それから再設定される。このように、各照射において、データのIMAGE列が得られる。これらの像が、いくらかの直接的な利用ができる表示できる像に組み立てられる一方、高解像度、高強度がそれらを結合することで得られる。第1の像を結合させる好ましい方法は、マルチイメージ旋回法と呼ばれる。このマルチイメージ旋回法では、CRTや似た表示手段に表示できるAPX×APY次元の強度のOUTIMAGE列は、OUTIMAGE(y,x)に割り当てることにより形成される。
APX×APYIMAGEデータ列を有用な画像に結合させる第2の現在好ましい方法は、マルチアウトプット旋回法と呼ばれる。この場合、DETX×DETYセンサのセンサアレイとともに、DETX×DETYのデジタイザ(または同等なものや、多重のもの)および同数の画素合算回路が有る。各センサからデジタル化された値は、SENSOR(j,i)と呼ばれる。最後のOUTIMAGE列は、以下のように計算される。出力イメージ列OUTIMAGE(y,x)[y=1〜APY、x=1〜APX]の各画素について、DETX×DETYソースイメージSENSOR(j,i)の各々からの1つの画素は、合計されて[j=1〜DETY、i=1〜DETX]、目的のイメージ画素OUTIMAGE(y−j*FOCUS,x−i*FOCUS)となる。それから、各素子がDETX*DETYで割られることにより、OUTIMAGE列の規格化が行なわれる。
これらの技術のさらなる改良が、FOCUS要素の分数部分にもとずく線形補間を行うことにより得ることができる。
マルチイメージ旋回法のマルチアウトプット旋回法に対する利点は、前者では、データを取った後にソフトウエアで最適焦点の面を選択できるのに対し、後者ではできないことがある。しかし、後者は時間が限界となる場合に、より素早い操作が可能である。
SDBXデータからの3次元像の再構築
ここで述べられたSBDXシステムは、物体80の断層写真3次元像を形成するために用いられる1組の連続的平面像を作るのに用いることができる。種々のFOCUS値でセットされたデータを再分析することによる、種々の深さの一連の像からなる3次元で像を作るために、1組の像は解析できる。用いられる、自然のFOCUS値は、n/DETXまたはn/DETYであり、ここに、nはそれぞれ0からDETXまたはDETYまでの整数である。通常、焦点の値は、物体80内の関心のある平面に一致するように分析される。例えば、下記の表1に現されたSBDXシステムにおいて、焦点の平面は、22.86cm(9インチ)(最適焦点面)の普通の焦点面の近くで、約2.54cm(1インチ)の間隔で置かれる。
次の数式は、一連の平面像が、アノード50からの距離に換算して位置されることを示す。
サブ(sub)−サンプリング技術を用いる時も、計算は変わらず、「はねない(not skipped)」コリメーショングリッドの開口からのデータが扱われる。しかし、たとえ間にはいるコリメーショングリッドの穴がなくても、λtは同じである。
ネガティブフィードバックx線束制御
図13に示されるBDX撮影システムは、x線ビーム100のx線束を制御するネガティブフィードバック経路305を用いる。好ましくは、センサアレイからのネガティブフィードバックは、センサアレイが常にほぼ同じx線束レベルを見るようにx線束を制御する。このように、(x線に対し比較的透明な)軟らかい組織がスキャンされるとき、x線束が落ち、患者(対象物)に対する全体の照射量を低下する。ネガティブフィードバック線束制御を用いることにより、コントラストとダイナミックレンジが改善される。本実施形態により、差動増幅器310は、ユーザにより設定可能な、調節可能参照レベル320を有する。ネガティブフィードバックループ305は、x線管に対しx線束のネガティブフィードバックをする。
時間ドメインスキャンモード
また、時間ドメイン撮影システムは、また、ここに説明される原理を用いて、実行できる。そのようなシステムにおいて、種々の画素からあらかじめ測定されたx線束に達する時間は、計算でき、マップにできる。次に、ネガティブフィードバック制御は、取り扱うスキャン期間のためのあらかじめ決定した線束レベルに達した画素に対応する開口からx線束を除きまたは減少するために使用できる。この場合、集められた情報は、線束レベルへの時間であり、マップされ撮影された情報は、強度よりはむしろ時間に対応する。そのようなシステムの能力は、ずっと大きな信号雑音比を与え、コントラストを改善し、検査中の目的物へのx線照射量を劇的に減少し、ダイナミックレンジを改善することを可能にする。
多重エネルギーx線映像モード
本発明の1実施形態によれば、2以上のグループのx線ビーム100が、1以上の検出器アレイの方に進む。第1グループのx線ビームは、第1の特性x線エネルギースペクトルを有する。第2グループのx線ビームは、異なった第2の特性x線エネルギースペクトルを有する。第1グループと第2グループのx線ビームの測定された透過率を比較することにより、検査中の対象物における物体の存在が検出できる。微分x線撮影の基本的概念は、従来より知られていて、米国特許第5,185,773号(「金属の非破壊的選択的決定のための方法と装置」)に開示され、この引用により本明細書に組み込まれる。
この2グループのx線は、多数の方法で発生できる。1つの方法では、第1グループの開口の近くの材料の第1材料または第1厚さ、および、第2グループの開口の近くの材料の第2材料または第2厚さを備える特別なアノードの製造をおこなう。このように、第1グループに関連する開口は、第1特性エネルギースペクトルを有するx線を放出し、第2グループに関連する開口は、第2特性エネルギースペクトルを有するx線を放出する。他の方法では、K−フィルタリング(K端フィルタリング)は、同様な効果を生じる開口140の一部の中に、フィルタ材料(モリブデンなど)を配置することにより使用できる。この場合、開口の第1グループは、その中に挿入された第1フィルタを備え、開口の第2グループは、その中に挿入された第2フィルタを備える。第2フィルタは、フィルタでなくてもよい。前の場合におけるような、異なった特性エネルギースペクトルを有する2グループのx線は、2グループの開口と関連する。
少なくとも2グループの開口が異なった特性エネルギースペクトルと関連づけられると、広帯域x線で通常見ることができない微細石灰化(乳癌)や他の異常を検知することが可能になる。たとえば、第1像を形成する第1グループの開口のスキャンを行ない、第2像を形成する第2グループの開口のスキャンを行ない、次に、像の除算によりそれらの比を強調することにより、微小石灰化や他の異常を低照射量スキャンx線撮影システムを用いてリアルタイムに検出できる。同様に、多重検出器アレイ装置は、第1検出器アレイの方に向けた第1グループの開口と第2検出器アレイの方に向けた第2グループの開口と共に使用できる。
多重エネルギー撮影の他の実施形態が次に説明される。検出されたx線光子からの電気パルスの大きさが、光子のエネルギー(kV)に比例するので、2以上のエネルギーバンドにおける光子からくるパルスを別々に計数することが可能である。パルスは、強度により分離され、次に計数され、別々に処理され、2以上の別々の像を作る。これらの像は、比として表示できる。
また、対象物における異なった密度領域を区別するため、フライ(fly)における選択されたエネルギーレベルを変えることが可能である。本実施形態の効果は、上述の実施形態よりも柔軟であることであり、特別なコリメーショングリッド、アノード材料または2重検出器を必要としないことである。
多数の好ましい実施形態が本発明の種々の構成についてさきに説明されたが、以下の説明は、本発明による好ましいSBDX撮影システムを説明するものである。
したがって、セグメントに分割された検出器アレイを利用するこのSBDX撮影システムは、高分解能で高感度であると同時に、検査中の対象物への照射線量が低い。また、このシステムは、線源50と検出器アレイ110との間の任意の点に最適焦点を設定することができ、視野の有効作用深さを与えることができる。
ビームサブスキャン技法
以下の説明は、本発明の特に好ましい実施形態に関連し、この実施形態は、計算機の処理のオーバーヘッドを減少するために、ビームのサブサンプリングの技法を用いる。
標準のビデオイメージは、640×480の画素を用い、30Hzで更新される。これは、約12MHzの画素サンプル速度を必要とする。この速度でx線管の高電圧電子ビームを正確に250,000個の連続的な異なる開口の背後に位置することは、高精度と比較的大きな電力消費を必要とする。12MHzの速度でのx線検出器の大きなアレイからの信号のデジタル化は、同様に、効果的であり、電力を消費する。したがって、SBDXの空間的分解能または時間的分解能の大きな減少なしに、画素サンプル速度の12MHzより下への減少は、初期のユニットのコスト、電力消費による操業コスト、および、x線管によるむだな熱のための冷却要求を減少するのに有用である。
したがって、画素サンプル速度を減少しつつ実質的に同じ空間的分解能と時間的分解能を与える機構が発展された。この機構は、サブサンプリングといわれ、SBDXの他の構成でも明らかに適用できるが、ここに説明するSBDXの実施形態において最もよく実行される。本実施形態の効果は、電力消費の減少、x線管内での電子ビームの偏向のより簡単な回路、平行化グリット90の作成コストの低下、対象物80の像を分解するのに必要な計算の複雑さの減少、および、当業者にとって明らかなその他の効果である。
本実施形態において、コリメーショングリッド90は、500個よりは少なくした数の開口、好ましくはAPx=APy=166(他の数も明らかに用いることができるが)を備えるように作成される。計算の観点からのこの減少の効果は、以下で明らかになる。しかし、製造の観点からの効果は、製造に必要な開口の数の約1/9の、ずっと簡単な構造である。開口の数が減少するので、より高い偏向角(すなわち、開口がコリメーショングリッドの前面260に対してなす角)でグリッドを製造することは、近接する開口と交差する開口を有するという問題を生じることなく、より容易である。このことは、立体グリッドが製造されるとき、立体グリットにおける近接する開口が異なった検出器アレイの方に向き、したがって、開***差を防ぐため非立体グリッドよりも広い物理的分離を必要とするので、特に有用である。
コリメーショングリッドの開口(複数)は、最大寸法の円の中にAPx行とAPy列の円で配置される。計算の目的のために、これは、情報に寄与しない円の外側にある、すなわち、常に「暗い」すなわちx線により照射されない素子(複数)を備えたAPx行とAPy列の寸法の矩形として取り扱える。
x線検出器アレイ110のセンサ160は、図15に示すように、最大寸法でDETx行とDETy列の円状アレイの中に配置される。画素のサンプル速度は、コリメーショングリッドの全部より少ない開口の照射、すなわち、サブサンプリングにより低下できる。好ましくは、照射されない開口がないコリメーショングリッドが使用される。この検出器アレイを用いて像を作るために、各行におけるてすべてのDETx番目のコリメータの穴と各行におけるDETy番目のコリメータの穴とのみが照射される必要があり、したがって、像は、各々DETx画素とDETy画素の寸法の、画素の像タイルから組み立てできる。これは、DETx×DETyのサブサンプリング比に対応するが、サブサンプリングは、1×1のサンプリング速度には対応しない。したがって、このサブサンプリング比は、x方向(行)に1からDETxまで、y方向(列)に1からDETyまで調節できる。この好ましい実施形態によれば、図15に示すように、DETx=DETy=12である。
12×12の検出器が用いられ、サブサンプリング比は12であるとき、像は、デイビッド・ホックニー(David Hockney)の光モザイクにずっと似て、実質的に共に貼り付けられる複数の重複しない像から作成される。実際のシンチレータと検出器とは、全く完全というわけでなく、また、全く同一に応答するというわけでもないので、x線鉛筆ビームは、完全には一様ではなく、コリメーショングリッドの開口は、理想的な面積と全く正確に同一というわけではない。そして、正方形の検出器でなく円の検出器が使用されるので、ある程度の重なりは、検出器の非線形性と雑音とを平均することを可能にするために、非常に好ましい。
もしサブサンプリング比が、画素中の検出器の寸法より小さければ(すなわち、この好ましい実施形態では12より小さければ)、像は、重複した「タイル」から組み立てられ、これらは合計されまたは平均されねばならない。もしサブサンプリング比(複数)が(画素中の)検出器の寸法の複数倍でないとき、または、もし検出器のアレイが直方体でないとき、異なった数のサンプルが各画素に追加され、異なった除算器が各画素を平均化するために必要である。理想の環境より少ない数を扱う技法は当業者によく知られていて、説明を複雑にしすぎないためにここでは説明しない。
以下の計算では、SSXは、X方向(行)でのサブサンプリング寸法を表し、SSYは、Y方向(列)でのサブサンプリング寸法を表す。たとえば、もしSSX=SSY=1であるならば、サブサンプリングはなく、処理は、上述の本発明の他の実施形態におけるのと全く同じである。同様に、もし本実施形態におけるようにSSX=SSY=1であるならば、画素平均を用いない「光モザイク」に戻る。もしSSXとSSYが3つあり、円のアクティブ領域が500×500であるならば、166×166の開口がスキャンされ、x方向に1/3、y方向に1/3であり、得られるデータの数が因子9だけ減少する。もし1/9の開口を全時間使用するならば、これらの計算の必要はなく、コリメーショングリッドが含まれる必要がない。
したがって、像を作成するために、元のコリメーショングリッドにおける1/(SSX*SSY)のみの開口(500×500の開口)が使用される必要があり、すなわち、x線照射のための電子ビームにより照射される必要がある。もしフレーム速度が一定に、すなわち、30Hzに保たれるならば、電子ビームを駆動する回路の周波数応答のように、電子ビームの運動の数は、SSX*SSYだけ減少される。電子ビームが動く全体の距離(およびスキャン線の数)は、1/SSYだけ減少され、このため、ターゲットアノードを通る平均ビーム速度は、1/SSYだけ減少される。像を再構成する画素速度は、コリメーション開口速度(開口がスキャンまたは照射される速度)と同じであり、同様に、1/(SSX*SSY)により減少される。
この方式によれば、各表示画素へと平均化されるサンプルの数は、(DDTx/SSX)*(DDTy/SSY)である。最大のサンプリング速度を用いると(SSX=DDTxおよびSSY=DDTy)、1つのみのデジタイザサンプルが各表示画素に平均される(「光モザイク」モード)。サンプルの平均化は、ビーム、シンチレータ、検出器および増幅器における非一様性を滑らかにするために重要である。サブサンプリングの大きさ(SSXとSSY)は、許容可能な像の質を確保するために提示される条件のために、適当なレベルに設定されねばならない。これは、像の質と特定の1組の環境により提出される条件とについてのユーザの好みによりフライについてユーザにより設定できる。
図15に示す検出器アレイ110は、好ましくは、約1インチの直径を有する円状面積においてほぼ配置される96個の個々の検出器素子160のアレイである。アレイの中心で、縦の列に12個の検出器(DDTx)があり、アレイの中心で、水平の行の列に12個の検出器(DDTy)がある。シンチレータ結晶は、好ましくは、4角の水平断面に切断され、0.005インチの厚さのステンレス鋼のストリップからなる「玉子クレート」構造により支持される。全シンチレータ結晶(ハッチされている)が中に位置された図15の円400は、好ましくは、約0.800インチの直径である。
検出器アレイ110におけるシンチレーション結晶の長さは、好ましくは、0.10cmであり、その前の入力面は、好ましくは、0.135cm×0.135cmである。シンチレーション結晶は、好ましくは、YSO、LSOまたはBGOであるが、上述のように、他の材料も使用できる。BGOは、この用途におけるその光出力のための適当に減少したデケイ時間(50nS)のために、約100℃に加熱されねばならない。したがって、抵抗加熱素子が備えていてもよい。
図17は、本発明の好ましい実施形態による検出器アッセンブリ402を示す。x線は、上から、x線窓404を通り、鉛シールド406の中に入る。散乱x線を減衰しつつx線がコリメーショングリッド90の開口から出て検出器アレイ110に当たることを可能にするために、x線窓404は、好ましくは、円であり、直径が1.91cmである。光シールド408は、検出器を迷った光から遮断するために備えられる。光シールド408は、実質的にx線を減衰することなく光を減衰するように選択されたアルミニウムまたはベリリウムの薄板から製造できる。
検出器アレイ110は、BGOシンチレータとともに使用するため、適当な加熱素子410の近くに位置される。加熱素子410は、100℃の作動温度で検出器アレイ110を維持するように設計された抵抗加熱素子であってもよい。ファイバ光学的撮影テーパー412を検出器アレイ110の底414から現れる光子を、96チャンネルの光電子倍増管(PMT)416に向ける。検出器アッセンブリ402は、迷う光が雑音を発生するのを防止するために、光を漏らさない外側ハウジング418の中に囲まれている。3個の肩ねじ420と3個のセンタリングねじ422は、当業者に周知であるように、面状と線状の配列のために備えられる。回転配列は、外側ハウジング418をPMT取付台426に対して回転することにより達成される。ファイバ光学的撮影テーパー412は、米国カリフォルニア州キャンベルのコリメーテッド・ホールズ社から市販されていて、直径2.03cmの円状入力開口と、直径3.38cmの円状出力開口を備える。テーパー412は、PMT416の寸法(0.10インチ)に対し、各シンチレータ結晶のピッチ寸法(0.06インチ)を適合する。すなわち、テーパーは、1.667倍の倍率を有する。ダウコーニング社から市販されている高粘性の光結合液体(型200)は、ガラスの屈折率にほぼ等しい屈折率を有し、シンチレータ結晶160からテーパー412へ、テーパー412からPMT入力面424への光移送効率を最大にするために、光結合媒体としてテーパーの2面で使用される。
光電子倍増管416は、フィリップス社からの型XP1724Aとして市販されている96チャンネルの管(1チャンネルが各シンチレーション結晶に対応する)である。この光電子倍増管416は、シンチレーションアレイの空間的配置が、光学面板の他方の面上でのPMTに位置されるPMT光カソードへ正確に実行されるように、ファイバ光学面板を備える。1つのシンチレーション160に当たるx線光子は、PMT光カソードに結合される光パルスを生じる。これは、光カソード上で、対応する電子パルスを生じ、このパルスは、PMTダイオード構造の1チャンネルで、1,000,000倍まで増幅される。
このPMT出力パルスは、30MHz帯域の増幅器の入力に結合され、増幅器の出力は、パルスが微分されるように、0.5〜5.0ボルトの範囲にあり、約30nsecの長さである。これにより、パルス速度が変わるにつれベースライン参照電圧を保つDC復元(restorer)回路の必要性をなくす。
増幅器の出力は、比較器に入力され、比較器は、その入力の大きさにかかわらず、一定の大きさの出力パルスを出力する。比較器のための参照電圧は、増幅器が雑音出力レベルでトリガーされないように、雑音出力レベルよりわずかに大きな値に設定される。増幅器のチェーンは、検出器アレイにおける各シンチレーション結晶について一度で、96回反復される。比較器の出力パルスは、データ収集・像再構成システムについての新しいデータとなる。試験が示したように、プロトタイプシステムは、約10MHzの速度までx線光子をランダムに計数できる。
本発明の実施形態と用途が以上に説明されたが、当業者には、上に説明したよりも多くの変形が、本発明の概念から離れることなく可能であることが明らかである。したがって、本発明は、添付した請求の範囲の精神の中を除いて、制限されない。
Claims (3)
- 電子ビーム発生器とアノードと上記アノードに隣接した出力面とを有する走査X線管と、
上記アノードの選択された複数の点に上記電子ビーム発生器により発生された電子ビームを位置させる回路を含み、この電子ビームを、上記の選択された複数の点に、予め決められた時間、予め決められたパターンでとどまらせるスキャン発生器と、
上記出力面に平行でかつ隣接して設けられたX線を吸収 する材料から形成され、かつ平坦な入力面と平坦な出力面とを有するコリメーショングリッドとを備え、
上記コリメーショングリッドは複数の開口を有し、上記複数の開口は上記コリメーショングリッドの出力面上の第1の領域内で上記出力面を貫通し、
少なくとも3つの別々のX線検出器を有するX線検出器アレイを備え、
上記各X線検出器は検出入力面を有し、上記複数のすべての上記検出入力面は二次元的に配列され、かつ上記第1の領域より小さい上記検出面上の第2の領域内に含まれ、
上記複数の開口は、互いに平行に設けられず、互いに隣 接しており、かつ前記コリメーショングリッドの前面に 対して前記コリメーショングリッドの中央部から端部へ 向けて漸次変化する所定の角度をなしており、上記各開口はX線を上記アノードから上記X線検出器アレイに向けるように設けられた、走査ビームデジタルX線画像化システム。 - 上記X線検出器アレイによって検出された複数の測定値に基づいて上記走査X線管の出力を制限するための帰還ループをさらに備えた、請求項1記載の走査ビームデジタルX線画像化システム。
- 選択された複数の開口から予め決められたパターンでX線を放射させる制御部を備えた、請求項1記載の走査ビームデジタルX線画像化システム。
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