SE526838C2 - Undersökningsmetod och anordning för detektion av joniserande strålning - Google Patents

Description

25 20 keV, dvs. antalet röntgenstrålar per effektenhet som tillförs röret är lågt.

Dessutom sänder alla röntgenrör' ut strålning incm1 ett brett energispektrum. Metallfolier filtrerar typiskt strålning från ett röntgenrör, men samtidigt minskar flödet av röntgenstrålar.

Således måste röntgenröret belastas kraftigt för att kunna uppnå ett rimligt strålningsflöde nedströms metallfolierna. Det relativt låga flödet påverkar också exponeringstiden på ett negativt sätt, dvs. gör den lång, vilket uppenbarligen begränsar användbarheten av tekniken.

Ett annat till undersökningsobjektet då det är en levande organism eller del område av stor betydelse är stråldosen därav. Medan utveckling av effektiva kollimatorer, lämpliga filter, och känsliga detektorsystem under de senaste årtionden på ett effektivt sätt har' minskat strålningsdosen finns det fortfarande mycket kvar att göra. Fortsatt ndnskning av strålningsdosen är en drivande nækanism i detektorkonstruktion idag.

Ett huvudsyfte är därför att med föreliggande uppfinning åstadkomma en nætod och en anordning för undersökning av ett objekt, vilka övervinner de ovan identifierade problemen som är förknippade med tidigare teknik.

I detta avseende är det ett särskilt syfte att åstadkoma en sådan metod och en sådan anordning, vilka sörjer för deponering av endast små mängder energi i det objekt som ska undersökas. Ännu ett syfte med föreliggande uppfinning är att åstadkomma en sådan sådan som tillhandhâller möjligheten att använda bredbandsstrålning för mätningen. metod och en anordning, 10 15 20 25 526 83% Ytterligare ett syfte med uppfinningen är att åstadkomma en sådan metod och en sådan anordning, där strålning används inom risken för under- eller det spektrala området, där överexponering av vissa områden av bilden minskas. Ännu ett syfte med uppfinningen är att åstadkomma en sådan metod sådan energiområde, och och en anordning, vari strålning över ett brett speciellt vid höga fotonenergier, kan detekteras med hög verkningsgrad.

Dessa syften bland andra uppnås medelst metoder och anordningar enligt de bifogade patenkraven.

Uppfinnarna har upptäckt att genom att förhindra Comptonspridd strålning från att bli detekterad, och genom att åstadkomma joniserande strålning inom ett spektralområde så att fler, företrädesvis många fler fotoner, av den joniserande strålningen Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i det objekt som ska undersökas, öppnar sig en helt ny nfijlighet inom radiologi. Eftersom sannolikheten för spridning är huvudsakligen samma för ett brett spektrum av fotonenergier, kan bredbandsstrålning inkluderade högre energier användas för detektion. variationer i en bild, tagen vid fotonenergier höga nog för att i. huvudsak. erhålla. Comptonspridning i. ett objekt, beror 'till stor del endast på densiteten hos objektet, förutsatt att dess tjocklek är konstant, eller känd och korrigerad för. Detta stämmer eftersom dämpningskoefficienten för Comptonspridning vid fotonenergierna 10-300 keV endast svagt beror av atomnummer och fotonenergi. Detta är i motsats till fotoelektrisk absorption, vilken. beror kraftigt på energi, och ännu. mera kraftigt på atomnummer. Sålunda är den erhållna strålningsbilden 10 15 20 25 30 huvudsakligen en skuggbild av densitetsvariationerna i det objekt som undersöks.

I vissa radiografiska tillämpningar som innefattande till ett exempel mammografi, kan emellertid densitetsvariationerna vara väldigt små, och därför blir kontrasten i de upptagna bilderna väldigt liten. I enlighet med föreliggande uppfinning införs därför ett lämpligt kontrasthöjande medel i objektet som ska undersökas. Detta bör' modifiera densiteten hos objektet som ska undersökas och införa densitetsgradienter däri. Densiteten hos det kontrasthöjande medlet kan vara antigen högre eller lägre än densiteten hos objektet som ska undersökas. Till exempel kan ett ultraljudkontrastmedel användas. Kontrastmedel som innefattar, eller har förmågan att genera dispersioner av gasmikrobubblor är att föredra, eftersom sådana dispersioner är speciellt effektiva tack vare den låga densiteten och enkelheten med vilken mikrobubblorna komprimeras. Således är vanliga kontrasthöjande medel för röntgendiagnostik, såsom jod, vilket inför atomnummergradienter i objektet och inte densitetsgradienter mindre ändamålsenliga. Dessutom bör kontrastmedlet som används för objektet vara tillräckligt i blodflödet efter givandet, så att det kan uppstå jämvikt i blodet innan stabilt in vivo för att kunna återcirkuleras avbildning sker.

Företrädesvis, förhindras Comptonspridning från att bli detekterad medelst en endimensionell gasjonisationsdetektor inkluderande två elektroder, mellan vilka en joniserbar gas är belägen, och en strålningsingång är anordnad så att nämnda joniserade strålning träder in i nämnda detektor sidleds mellan elektroderna, och elektroner som frigörs genom växelverkan mellan den joniserade strålningen och gasen accelereras i en riktning huvudsakligen vinkelrät mot den 10 15 20 25 30 (fl FO '.'Q\ LO \.N CG UI joniserande strålningen, varvid avståndet mellan elektroderna bibehålls litet för att huvudsakligen endast tillåta strålning som är kollimerad i ett plan mellan elektroderna att jonisera gasen. Dessutom använder detektorn företrädesvis elektronlavinförstärkning varvid endast kollimerad strålning i ett mycket tunt plan närmast katoden kommer att bli förstärkt tillräckligt för att väsentligt ge bidrag till signalen som detekteras.

En fördel med föreliggande uppfinning är att on: bredbandig strålning används för detektion, minskas behovet av tjocka filter, verkningsgraden för strålkällan ökar, belastningen på strålkällan kan sänkas, och exponeringstiden kan minskas tack vare högre fotonflöde.

Vidare, eftersom en spridd foton endast deponerar en bråkdel av dess energi i objektet, medan en fotoelektriskt absorberad foton deponerar all sin energi, minskas dosen till objektet.

I en särskild föredragen utförningsform av föreliggande uppfinning är den ovan nämnda nya undersökningsmetoden baserad på spridning snarare än på absorption, och är kombinerad med en ultraljudsundersökningsmetod. Det kontrasthöjande medlet kan här ges till objektet, efter vilket ovan nämnda nya undersökningsmetod baserad på spridning och ultraljudsunders- ökningsmetoden utförs, företrädesvis samtidigt, användande samma typ av kontrasthöjande medel. Detta är särskilt fördelaktigt för mammografiundersökningar, varvid den ovan nämnda nya undersökningsmetoden, baserad på spridning sörjer för detektering av en högkvalitetsbild av ett bröst som ska undersökas med en extremt låg dos till patienten. Till exempel 20-100 gånger mammografiundersökningar kan dosen vara lägre än i röntgenbaserade enligt teknikens ståndpunkt.

Ultraljudsundersökningar ger en ultraljudsavbildning, vilken 10 15 20 25 II h.) Cm Oo 04 Co tjänar som ett komplement inom diagnostik. Vissa tumörer kommer att bli bättre visualiserade i ultraljudsbilden.

Ytterligare kännetecken hos uppfinningen, och fördelar med densama, kommer att bli uppenbara från den detaljerade beskrivningen av föredragna utföringsformer av föreliggande uppfinning given här nedan och de medföljande Fig. 1-4, vilka endast ges i illustrerande syfte, och ska således inte vara begränsande för föreliggande uppfinning.

KORT BESKRIVNING AV RITNINGARNA Fig. 1 är ett schematiskt diagram, vilket illustrerar fotoelektrisk absorption, Comptonspridning, parbildning och total dämpningskoefficient för mänsklig vävnad som funktion av röntgenfotonenergi, samt ett kontinuerligt röntgenspektrum av en typisk röntgenstrålekälla för användning i föreliggande uppfinning.

Fig. 2 illustrerar schematiskt en anordning för radiografi, som används i föreliggande uppfinning.

Fig. 3 är ett flödesdiagram av en nætod enligt en föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning.

Fig. 4 illustrerar schematiskt en anordning för radiografi enligt en annan föredragen utföringsform av föreliggande uppfinning.

BESKRIVNING Av FÖREDRAGNA urrönxussrommn Såsom visas i. Fig. 1, vilket är ett schematiskt diagram av fotoelektrisk absorption, Comptonspridning, parbildning och total dämpningskoefficient un, lny |nR, pfln för nänsklig mjuk vävnad som funktion av röntgenfotonenergi E, komer den fotoelektriska dämpningskoefficienten un minska exponentiellt 10 15 20 25 526 838 med fotonenergin och vid omkring 25 keV är Comptonspridningens dämpningskoefficient nu jämförbar med dämpningskoefficienten för fotoelektrisk absorption un. Mellan cirka 30 och flera hundra keV är Comptonspridningens dämpningskoefficient pä totalt dominerande, medan vid högre fotonenergier (i storleksordningen 1 Mev) ökar sannolikheten för parbildning snabbt, och blir den dominerande reaktionen. Även om fig. 1 endast illustrerar ett exempel för mänsklig mjuk vävnad gäller helhetsstrukturen hos diagrammet för ett stort antal material.

Comptonspridningens dämpningskoefficient pm är relativt konstant över ett stort intervall av fotonenergier. Det kan ses i Fig. 1 att Comptonspridningens dämpningskoefficient uæ för mjuk vävnad är relativt konstant mellan fotonenergier av omkring 30 keV och flera hundra keV.

Vidare är dämpningskoefficienten för fotoelektrisk absorption Hm starkt beroende på atomnumret för de grundämnen, av vilka næterialet är sammansatt, nædan Comptonspridningens dämpnings- koefficient pß endast är svagt beroende på atomnumret.

Dessutom är tranmissionen materialet genom exponentiellt beroende på den totala dämpningskoefficienten pflfl, på densiteten p hos materialet och på tjockleken t hos materialet enligt följande: Transmission ~ exp[-(p“n* p * t)] Således, förutsatt att joniserande strålning med fotonenergier tillräckligt höga för att Comptonspridning ska vara dominerande över fotoelektrisk absorption blir transmissionen genom materialet endast väldigt lite beroende på grundämnets atomnummer och på den aktuella fotonenergin, men däremot 10 15 20 25 30 526 838 starkt beroende på nmterialets densitet. Detta är :i motsats till det fall där fotoelektrisk absorption är den dominerande växelverksmekanismen. Då är transmissionen genom materialet inte bara densitet utan även kraftigt beroende på dess kraftigt beroende på dess atomnummer liksom på den faktiska fotonenergin som används. Således, om joniserande strålning med fotonenergier tillräckligt höga för att Comptonspridning ska dominera över fotoelektrisk absorption används kan det vara bredbandig strålning utan att behöva utföra komplexa beräkningar för att kompensera för' några former av kraftigt fotonenergiberoende.

Ett typiskt kontinuerligt röntgenspektrum från ett 30 kV volframbaserat röntgenrör efter filtrering med ett rodiumfilter för användning inom till exempel mammografi- undersökningar enligt teknikens ståndpunkt visas schematiskt i Fig. 1 med streckprickad linje. Här dominerar fotoelektrisk absorption över Comptonspridning. Ett bredbandigt röntgen- kV volframbaserat filtrering med ett kopparfilter indikeras med streckad linje. spektrum från ett 80 röntgenrör efter Bredbandsstrålningsspektrumet är förskjutet mot högre fotonenergier, vid vilken energi Comptonspridning dominerar över fotoelektrisk absorption.

Fig. 2 illustrerar schematiskt, i sidovy, en anordning för radiografi för användning i föreliggande uppfinning.

Anordningen innefattar, sett från vänster till höger, en röntgenkälla 1, ett filterarrangemang 4, en valfri källappertur 5 och en detektoranordning 11.

Röntgenkällan kan vara ett volframbaserat röntgenrör som emitterar röntgenstrålning inom ett brett energispektrum.

Strålen filtreras nædelst filterarrangemanget 4 vid utgången från röntgenkällan 1. Filterarrangemanget 4 skiljer sig från 10 15 20 25 30 526 838 ett traditionellt filter då det transmitterar högre energier, och företrädesvis ett mycket vidare spektrum, såsom till exempel det bredbandiga röntgenspektrumet som illustreras i Fig. 1. Strålen filtreras och förs därefter genom den valfria källapperturen 5 för att kollimera strålen. Företrädesvis är formen och storleken hos källapperturen 5 anpassade till den särskilda Således, storleken och slaget av detektoranordning ll. givet en endimensionell detektoranordning, är källapperturen 5 företrädesvis utformad. med ett slitsformat strålningsgenomsläppligt fönster, och givet en rektangulär tvådimensionell detektoranordning, är källapperturen 5 företrädesvis utformad med ett rektangulärt strålnings- genomsläppligt fönster.

Källkollimatorn är valfri och används för att reducera dosen till föremålet som ska undersökas då föremålet är en levande organism eller del därav, stråle, genom att producera en röntgen- vilken endast belyser de känsliga delarna av detektoranordningen ll.

Efter det att strålen 3 har kollimerats träder den in i ett område, där det föremål, ämne, filtrerats och valfritt materia, objekt eller patient 7, som ska undersökas är placerad. I objektet eller patienten 7 kan vissa fotoner absorberas fotoelektriskt, vissa kan Raleigh- och Comptonspridas (indikeras med strålar 3a i Fig. 1), och vissa fotoner kan konverteras till elektroner och positroner i en parbildningsprocess, där dessa elektroner och positroner kan ge upphov till emission av röntgenfotoner (indikerat med strålar 3b i Fig. 1). Dessa olika processer beror på objektets 7 grundämnessammansättning och på den infallande strålens 3 fotonenergier. 10 15 20 25 30 526 838 10 Strålen som transmitteras genom objektet 7 utan att bli avböjd detekteras av detektoranordningen ll, medan den spridda strålningen förhindras från att detekteras. Typiskt kan emellertid små mängder spridd strålning komma in i detektoranordningen och då göra den detekterade bilden suddig.

Enligt föreliggande uppfinning är filterarrangemanget 4 anpassat till grundämnessamansättningen hos objektet 7 som ska avbildas på ett sätt så att strålen, när den har filtrerats, är inom ett spektralområde där fler fotoner i strålen som filtrerats Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i objektet 7, dvs. Comptonspridningen ska dominera över den fotoelektriska absorptionen.

I det fall då det är frågan om mänsklig mjuk vävnad, såsom bröstvävnad, kan den filtrerande strålningen vara bredbandig röntgenstrålning mellan 10 och 300 keV (dvs. liknande det bredbandiga strålningsspektrumet i Fig. 1), företrädesvis mellan 20 och 100 kev. I andra tillämpningar kan strålningen vara över 30 keV.

Alternativt är den filtrerade strålningen i ett spektralområde åtminstone 2 gånger, mera företrädesvis åtminstone 5 gånger, och mest företrädesvis 10 gånger fler fotoner av den filtrerade strålningen Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i objektet 7. Om möjligt bör den filtrerade strålningen vara i ett spektralområde där den fotoelektriska absorptionen i huvudsak inte uppträder i objektet 7.

Detektorn ll har företrädesvis en utsträckt öppning för införsel av joniserande strålning och en rad med individuella detektorelement anordnade i huvudsak parallellt med den utsträckta öppningen och är av det slag vari laddningar eller 10 15 20 25 30 526 838 ll fotoner genererade genonl växelverkan mellan den joniserande strålningen och ett detektionsmediunl inom: detektorn och som färdas i en riktning huvudsakligen vinkelrät mot den joniserande strålningen detekteras medelst raden med individuella detektorelement.

Detektorn är företrädesvis en gasbaserad parallellplatte- detektor arbetande i lavinförstärkningsläge, varvid signalerna i de individuella detektorelementen härrör huvudsakligen endast från jonisering inom ett tunt skikt, vilket kan vara åtminstone 2-5 gånger tunnare än avståndet nællan plattorna.

Detta fördelaktiga förhållande erhålls eftersom förstärkningen är exponentiell och elektroner frigjorda närmare de individuella detektorelementen komer inte att vara kapabla att skapa tillräckligt starka signaler.

För ytterligare detaljer avseende olika slag av detektorer för användning i föreliggande uppfinning hänvisas till följande amerikanska patent av Tom Francke m.fl. och överlåtna på XCounter AB i Sverige, vilka patent härigenom innefattas häri: 6,ll8,125; 6,373,065; 6,337,482; 6,385,282; 6,4l4,3l7; 6,476,397; 6,477,223; 6,518,578; 6,522,722; 6,546,070; 6,556,650; 6,600,804 Och 6,627,897.

Alternativt kan detektoranordningen ll mer generellt vara varje slags en- eller tvådimensionell detektor, som är kapabel att särskilja spridda fotoner i stor utsträckning. Detektorn kan företrädesvis vara någon av en TFT-baserad detektor, en scintillatorbaserad detektor, CMOS-, CCD-, CdZn- en halvledardetektor såsom en eller CdZnTe-baserad detektor, en gasbaserad detektor, eller en kombination därav, och är företrädesvis försedd. med en antispridningsanordning, i synnerhet en uppsättning av strålningstransparenta kanaler anordnade framför detektorn. 10 15 20 25 LH RD Ch L IJQ CO 12 För att uppfinningen ska fungera korrekt måste den spridda strålningen särskiljas från att bli detekterad i en synnerligen hög grad. Företrädesvis förhindras åtminstone 90%, mera företrädesvis åtminstone 99%, och allra mest företrädesvis åtminstone 99.9% av den Comptonspridda strålningen i objektet 7 från att bli detekterad. Den ovan beskrivna 'parallellplattedetektorn har 'visat att den. på ett enkelt sätt uppfyller ett sådant krav.

Genom att huvudsakligen använda joniserande strålning vid en fotonenergi där Comptonspridning dominerar över fotoelektrisk absorption, och genom att detektera den transmitterade strålningen separerat från den spridda strålningen i objektet, uppkommer ett antal fördelar: 0 Eftersonl strålningen främst sprids från objektet 7 och inte absorberas i det, minskas strålningsdosen till objektet. Vid fotonenergier av 50 kev deponerar en Comptonspridd foton endast omkring 10% av energin jämfört med en fotoelektriskt absorberad foton. 0 Filtren kan göras tunnare eftersom strålningen inte måste filtreras så kraftigt (beroende på dämpningskoefficienten för Comptonspridning jämfört med den dämpnings- koefficienten för fotoelektrisk absorption).'^ Mindre strålning sprids i ett tunt filter än i ett tjockt filter, vilket betyder att den spridda strålningen från filterarrangemanget 4 ndnskas jämfört med ett sedvanligt filterarrangemang. 0 Verkningsgraden för röntgenröret blir högre eftersom större delar av det utsända spektrumet är användbart. Detta innebär också att belastningen på röntgenröret kan minskas. lO 15 20 25 30 526 838 13 Även exponeringstiden kan minskas till följd av det högre erhållna röntgenfotonflödet. 0 Dämpningskoefficienten för Comptonspridning vid fotonenergier mellan 10-300 keV är bara svagt beroende på atomnummer och fotonenergi och således beror upptäckta variationer i avbildningen främst på variationer i densiteten hos objektet förutsatt att objektets tjocklek är konstant eller känd och korrigerad för.

Den sista fördelen kan i vissa tillämpningar vara en nackdel.

Om densitetsvariationerna är mycket små som de kan vara i vissa næmmografiundersökningar, kan kontrasten i avbildningen vara för låg.

En lösning på detta innefattar emellertid, i enlighet med föreläggande uppfinning, användandet av ett kontrasthöjande medel, som lämpligt för ovan beskrivna röntgenavbildnings- teknik. Detta kontrasthöjande nædel bör modifiera densiteten hos det objekt eller den patient som ska undersökas och införa densitetsgradienter däri. Till exempel kan ett ultraljuds- kontrastmedel användas. Kontrastmedel innefattande eller kapabla att generera. dispersioner' av' gasmikrobubblor är att föredra, eftersom sådana dispersioner är särskilt effektiva tack vare den låga densiteten och enkelheten att pressa samman mikrobubblorna. Således är vanliga kontrasthöjande medel för röntgendiagnostik, såsom jod, vilka inför atomnummergradienter i patienten snarare än densitetsgradienter mindre ändamålsenliga. Dessutom bör kontrastmedlet som ges till patienten vara tillräckligt stabilt in vivo för att kunna återcirkuleras i blodflödet efter givandet, så att det kan uppstå jämvikt i blodet innan avbildning sker. Lämpliga kontrastmedel, vilka har beskrivits för ultraljuds- undersökningar, och vilka är lämpliga i föreliggande l0 15 20 25 30 LH hä LD 00 LN CO 14 uppfinning visas i följande amerikanska patent: 6,645,147; 6,595,925; 6,547,738; 6,409,67l; 6,375,93l; 5,772,984; 5,567,4l5 och 5,236,693, vars innehåll innefattas häri.

Således innefattar en. metod för undersökning av en patient enligt en föredragen utförningsform av uppfinningen, som illustreras i Fig. 3, av följande steg.

Joniserande strålning åstadkoms i ett inom ett fler steg 31, spektralområde där fotoner av nämnda joniserande strålning Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i den patient som ska undersökas. Det vill säga Comptonspridning bör vara den dominerande växelverksmekanismen av växelverkningsmekanismerna mellan infallande joniserande strålning och patienten. Företrädesvis bör energin hos minimera mängden alla strålningsfotonerna väljas för att fotoelektrisk absorption i patienten givet andra begränsningar, såsom till exempel de utmärkande egenskaperna hos den använda strålningskällan, tillgängliga strålnings- filter, erfordrat strålningsflöde, osv., såsom sätts av den särskilda tillämpningen. Vilken som helst av strålnings- spektrumprofilerna som beskrivs i denna beskrivning kan användas beroende på de faktiska omständigheterna.

Ett lämpligt kontrasthöjande medel ges, i ett steg 32, till patienten som ska undersökas, där nämnda kontrasthöjande medel inför densitetsvariationer i nämnda patient. Det kontrast- höjande medlet kan vara ett av de kontrasthöjande nædlen som indikerats ovan.

Den joniserande strålen riktas sedan, i ett steg 33, mot fås att passera genom patienten. I patienten äger olika växelverksprocesser rum. Den dominerande växelverknings- processen mellan den joniserande strålningen och patienten är 10 l5 20 25 526 858 15 emellertid Comptonspridning, vilken beror på densiteten, som har diskuterats ovan, medans den är förhållandevis oberoende av atomnummer och fotonenergi (inom ett givet område).

Den joniserande strålen som transmitteras genom nämnda patient utan att bli avböjd, detekteras i ett steg 34, spatialt upplöst, medan den Comptonspridda strålningen. i patienten i huvudsak förhindras från att bli detekterad. I detta syfte, kan vilken som helst av ovannämnda beskrivna detekterings- anordningar med spridningsavvisning användas. Om det inte går att bortse från den fotoelektriska absorptionen, kan de bild av transmissionen, vilket skulle 'vara en sann inverterad. bild, detekterade signalerna arrangeras att skapa en eller skuggbild, av Comptonspridningen i. patienten. Således, avslöjar den skapade bilden spatialt upplösta densitetsvariationer i densitetsvariationer patienten - ursprungligen närvarande i patienten liksom de som införts genom det kontrasthöjande medlet.

I en ytterligare föredragen utförningsform av föreliggande uppfinning, som illustreras i Fig. 4, kombineras den ovan nämnda nya undersökningsanordning baserad på spridning snarare än absorption, med en ultraljudsundersökningsanordning.

Röntgendetektoranordningen ll och röntgenkällearrangemanget 41 inkluderande röntgenkällan 1, filterarrangemanget 4, och den valfria källapperturen 5 i Fig. 2, är anordnade på nwtsatta sidor av den patient som ska undersökas, såsom ett bröst 42.

En ultraljudsundersökningsanordning 43 är anordnad intill röntgendetektoranordningen 11. En anordning 44, till exempel en spruta, finns för att införa ett ultraljudkontrastmedel i patienten 42. 10 15 Före undersökning förs ett ultraljudkontrastmedel in i patienten 42, efter vilket bröstet avbildas, företrädesvis samtidigt av kombinationen röntgendetektoranordningen ll /röntgenkällearrangemanget 41 och ultraljudsundersöknings- anordningen 43 med användning av samma dosering av kontrastförstärkande medel.

Detta är särskilt fördelaktigt för' mammografiundersökningar, varvid den ovannämnda nya undersökningsmetoden, baserad på spridning sörjer för med detektering av en högkvalitetsbild av ett bröst sonl undersöks, vilket orsakar en extremt låg dos till patienten. Till exempel kan dosen vara 20-100 gånger lägre än vid rötgenbaserade mammografiundersökningar enligt teknikens ståndpunkt. Ultraljudsundersökningen ger en ultraljudsbild, vilken tjänar som ett komplement för diagnos.

Vissa tumörer bättre K ultraljudsbilden. kommer att bli åskådligjorda i

Claims (19)

lO 15 20 25 526 17 838 PATENTKRAV

1. Metod för undersökning av ett objekt, k ä n n e t e c k n a d awr följande steg: ~ ett kontrasthöjande medel införs (32) i ett objekt (7, 42) som ska undersökas, där nämnda kontrasthöjande medel inför densitetsvariationer i nämnda objekt, - joniserande strålning (3) riktas (33) mot nämnda objekt och - joniserande strålning, som transmitterats genom nämnda objekt, detekteras (34) spatialt upplöst, medan Comptonspridd strålning (3a, 3c) i nämnda objekt väsentligen förhindras från att bli detekterad, varvid - nämnda joniserande strålning riktad mot nämnda objekt åstadkoms (31) inom ett spektralområde så att fler fotoner av nämnda joniserande strålning Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i nämnda objekt för att därigenom detektera densitetsvariationerna införda av det kontrasthöjande medlet i nämnda objekt spatialt upplöst.

2. Metod enligt krav 1, varvid nämnda kontrasthöjande medel är ett kontrastmedel för ultraljudsundersökning.

3. Metod enligt krav 2, varvid nämnda kontrasthöjande nædel innefattar, eller är kapabel att generera, dispersioner av gasmikrobubblor.

4. Metod enligt krav 2 eller 3, varvid nämnda metod kombineras med en spatialt ultraljudsundersökningsmetod, där upplöst nämnda spatialt upplösta ultraljudsundersökningsmetod utförs genom användande av nämnda kontrasthöjande medel för att därigenom detektera densitetsvariationer införda genom nämnda 10 15 20 25 18 kontrasthöjande nædel i nämnda objekt spatialt upplöst också medelst nämnda ultraljudsundersökningsmetod.

5. Metod enligt något av kraven 1-4, varvid nämnda objekt är mänsklig vävnad, företrädesvis, ett bröst.

6. Metod enligt krav 5, varvid nämnda joniserande strålning är utformad son: bredbandig röntgenstrålning mellan 10 och 300 keV, företrädesvis mellan 20 och 100 keV, och mer företrädesvis över 30 keV.

7. Metod enligt något av kraven 1-6, varvid nämnda joniserande strålning är utformad som strålning över 30 keV.

8. Metod enligt något av kraven 1-7, varvid nämnda joniserande strålning är utformad inom ett spektralområde där fotoelektrisk absorption inte väsentligen- sker i nämnda objekt.

9. Metod enligt något av kraven 1-7, varvid nämnd joniserande strålning är utformad inom ett spektralområde så att åtminstone 2 gånger, företrädesvis åtminstone 5 gånger, och mera företrädesvis åtminstone 10 gånger, fler fotoner av nämnda joniserande strålning Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i nämnda objekt.

10. Metod enligt något av kraven 1-9, varvid steget att detektera joniserande strålning som transmitteras genom nämnda objekt spatialt upplöst utförs medelst en gasbaserad parallellplattedetektor innefattande en joniserbar gas.

11. Metod enligt krav 10, varvid elektroner som frigörs som ett resultat av jonisering av nämnda joniserbara gas nædelst nämnda joniserande strålning lavinförstärks innan de detekteras. 10 1.5 20 25

12. Anordning för radiografisk undersökning av ett objekt (7, 42) innefattande: - en röntgenkälla (1) som sänder ut bredbandig joniserande strålning (3) - ett filterarrangemang (4) anordnat framför nämnda röntgen- källa för filtrering av nämnda utsända bredbandiga joniserande strålning - ett objektområde inrättat för att rynuna nämnda objekt under nämnda radiografiska undersökning och anordnad så att nämnda filtrerade bredbandiga joniserande strålning kan transmitteras genom nämnda objekt, - en anordning (44) inrättad att ge ett kontrasthöjande medel till nämnda objekt och - en detektoranordning (11) anordnad att detektera en bild av nämnda bredbandiga joniserande strålning som har transmitterats genom nämnda objekt, kännetecknad av att - nämnda filterarrangemang har en filterfunktion. beroende på objektet som ska undersökas så att nämnda joniserande strålning som har filtrerats är inom ett spektralområde så att fler röntgenfotoner av nämnda joniserande strålning Comptonsprids (3a, 3c) än absorberas genonl den fotoelektriska effekten i nämnda objekt, - nämnda anordning (44) inrättad att ge ett kontrasthöjande medel till nämnda objekt, är inrättad att ge ett kontrasthöjande medel till nämnda objekt som inför densitets- variationer i nämnda objekt och 10 15 20 25 20 - nämnda detektoranordning är anordnad så att huvudsakligen förhindra Comptonspridd strålning (3a, 3c) i nämnda objekt från att bli detekterad.

13. Anordning' enligt krav 12, varvid nämnda kontrasthöjande medel är ett kontrastmedel för ultraljudsundersökning.

14. Anordning' enligt krav 13, varvid, nämnda kontrasthöjande medel innefattar, eller är kapabel att generera, dispersioner av gasmikrobubblor.

15. Anordning enligt krav 13 eller 14, vidare innefattande en spatialt upplöst ultraljudsundersökningsanordning (43), där nämnda spatialt upplösta ultraljudsundersökningsanordning är inrättad för att använda nämnda kontrasthöjande medel för att därigenom detektera nämnda densitetsvariationer införda av nämnda kontrasthöjande medel i nämnda objekt spatialt upplöst.

16. Anordning enligt något av kraven 12-15, varvid nämnda objekt är mänsklig vävnad, företrädesvis ett bröst.

17. Anordning enligt något av kraven 12-16, varvid nämnda filterarrangemang har en filterfunktion så att nämnda joniserande strålning som filtrerats ligger inom ett spektralområde så att åtminstone 2 gånger, företrädesvis åtminstone 5 gånger, och mer företrädesvis åtminstone 10 gånger, fler fotoner av nämnda joniserande strålning Comptonsprids än absorberas genom den fotoelektriska effekten i nämnda objekt.

18. Anordning enligt något av kraven 12-17, varvid nämnda detektoranordning är en gasbaserad parallellplattedetektor innehållande en joniserbar gas. LH BJ O\ CX) 0% \.. 21

19. Anordning enligt krav 18, varvid nämnda detektoranordning är en elektronlavinförstärkardetektor, i vilken elektroner frigjorda som ett resultat av jonisering av nämnda joniserbara gas medelst nämnda joniserande strålning, lavinförstärks innan de detekteras.