スペクトルＣＴのための検出器アレイ
放射線検出器は、低エネルギーの放射線イベントを可視光に変換し、高エネルギー放射線を透過するように、Ｘ線源（１４）に対向して備えられている上部シンチレータ（３０Ｔ）の二次元アレイを有する。下部シンチレータ（３０Ｂ）の二次元アレイは、透過された高エネルギー放射線を可視光に変換するように、Ｘ線源（１４）から遠位側に上部シンチレータ（３０Ｔ）に隣接して備えられている。上部及び下部光検出器（３８Ｔ，３８Ｂ）は、上部及び下部シンチレータ（３０Ｔ，３０Ｂ）の内側（６０）においてそれぞれのシンチレータ（３０Ｔ，３０Ｂ）に光学的に結合されている。光学要素（１００）は、上部シンチレータ（３０Ｔ）から光を収集して、対応する上部光検出器（３８Ｔ）に導くように、上部シンチレータ（３０Ｔ）に光学的に結合されている。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、撮像システムの使用に関する。この出願の主題は、スペクトルコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナにおける特定のアプリケーションを探すことであり、特定の参考文献により説明する。しかしながら、本発明においては、医療用及び非医療用検査のためのＤＦ及びＲＦ撮像、Ｘ線透視、Ｘ線撮影及び他の撮像システムと組み合わせて用いることを探す。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、典型的には、検査領域を透過するＸ線のファンビーム、ウェッジビーム又はコーンビームを生成するＸ線源を用いる。検査領域において配置される被検体は透過するＸ線の一部と相互作用し、そして吸収する。検出器要素のアレイを有する二次元放射線検出器がＸ線源と対向して備えられている。放射線検出器は、透過Ｘ線の強度を測定するシンチレータ層及び下地光検出層を有する。デュアルエネルギーＣＴシステムにおいては、シンチレーション結晶、例えば、フッ化カルシウム（ＣａＦ）及びヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）は、２つのそれぞれの光電子増倍管の各々に結合されている。それら２つのシンチレータは隣り合わせて置かれることが可能であり、又は、米国特許第４，２４７，７７４号明細書に記載されているように、それらのシンチレータは、Ｘ線の一部が両方のシンチレータを透過するように部分的に重なり合わされるように形成されることが可能である。低エネルギーのＸ線は上部のＣａＦシンチレータに吸収され、シンチレーションをもたらす一方、高エネルギーのＸ線は、ＮａＩにおいてシンチレーションをもたらすように透過する。そのシンチレーションは、対応する光電子増倍管において電流をもたらす。
【０００３】
典型的には、Ｘ線源及び放射線検出器は、ガントリが被検体の投影ビューの角度範囲を得るために回転されるように、回転するガントリの反対側に備えられる。一部の構成においては、Ｘ線源は回転するガントリに備えられる一方、放射線検出器は静止ガントリに備えられる。どちらの構成においても、投影ビューは、被検体又は選択された被検体の一部の三次元画像表現を生成するように、フィルタリング逆投影又は他の再構成方法を用いて電子信号から再構成されるものである。
【０００４】
デュアルエネルギーＣＴシステムにおいては、高Ｘ線エネルギー及び低Ｘ線エネルギーに対応する電子信号は同時に収集され、本質的に登録される別個の画像に再構成される。デュアルエネルギースライスデータはまた、ビームハードニング補正を与えるように用いられることが可能である。
【０００５】
一部の現在用いられているＣＴ検出器は、ガドリニウム酸硫化物（ＧＯＳ）層を用いている。特定のＣＴ検出器においては、低エネルギーのＸ線を検知する上部層は、典型的には、５０ｋｅＶ以下のエネルギーを有するＸ線光子のかなりの量を吸収する一方、９０ｋｅＶ以上のエネルギーを有するＸ線光子のかなりの量を透過する。それらの基準は、約０．１ｍｍより薄いＧＯＳの上部層と適合されることが可能である。典型的には、各々の光検出器のアクティブな領域は、対応するシンチレーション層の厚さと適合するように形成される。光検出器の光収集効率は、光検出器のアクティブな領域に正比例するため、光検出器の０．１ｍｍの高くアクティブな領域は、不適切な低光収集効率をもたらす。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明においては、上記の及び他の課題を克服する改善された方法及び装置について検討されている。
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の一特徴にしたがって、放射線検出器について開示している。上部シンチレータは、放射線を受け入れ、低エネルギーの放射線を光に変換し、そして高エネルギーの放射線を透過するように、Ｘ線源に対向して備えられている。第１光検出器は、上部シンチレータからの光を受け入れ、その光を電気信号に変換するように、上部シンチレータに光学的に結合されている。光学要素が、上部シンチレータから光を収集し、その光を第１光検出器に導くように、上部シンチレータ及び第１光検出器に光学的に結合されている。下部シンチレータは、上部シンチレータを透過した高エネルギーの放射線を光に変換するように、Ｘ線源から遠位側にある上部シンチレータに隣接して備えられている。第２光検出器は、下部シンチレータからの光を受け入れ、そしてその光を電気信号に変換するように、下部シンチレータと光学的に結合されている。
【０００８】
本発明の他の特徴にしたがって、放射線検出器の製造方法について開示している。上部及び下部シンチレータは、上部及び下部光検出器の光検知面に備えられている。光学要素が上部シンチレータに結合されている。その光学要素及び上部シンチレータは下部光検出器に光学的に結合されている。下部シンチレータは下部光検出器に光学的に結合されている。
【０００９】
本発明の一有利点は、コストパフォーマンスの高い放射線検出器を与えることにある。
【００１０】
他の有利点は、スペクトルＣＴについて高光検出効率を与えることにある。
【００１１】
他の有利点は、Ｘ線スペクトル応答が温度により実質的に変化しないＸ線検出器を与えることである。
【００１２】
他の有利点は、薄いシンチレータについて実質的に改善された光収集効率を有することである。
【００１３】
多くの付加有利点及び利点については、以下の好適な実施形態についての詳細説明を読むことにより当業者に明らかになるであろう。
【００１４】
本発明は、種々の構成要素及び構成要素の構成、並びに種々の処理操作及び処理操作の構成の形をとることが可能である。図は単に好適な実施形態を例示するためのものであり、本発明を制限することが意図されているのではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
図１を参照するに、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置又はＣＴセンサ１０はガントリ１２を有する。Ｘ線源１４及び放射線源コリメータ１６は、被検体支持部２０に配置された患者のような被検体（図示せず）を有する検査領域１８に方向付けられる、ファン形状、コーン形状、ウェッジ形状又は他の形状のＸ線ビームを協働して生成する。被検体支持部２０はＺ方向に直線的に移動可能であり、回転ガントリ２２におけるＸ線源１４はＺ軸の周りを回転する。
【００１６】
好適には、回転ガントリ２２は、検査領域１８の周りでＸ線源１４及びコリメータ１６の一般に螺旋状の軌道をもたらすように被検体支持部２０の直線状の調整と同時に回転する。しかしながら、他の撮影モード、例えば、軸方向の画像を取得する、Ｘ線源１４の一般に円形の軌道をもたらすように被検体支持部２０を静止したままにするときに、ガントリ２２が回転する単独又は複数スライス撮影モードをまた、用いることが可能である。軸方向の画像が取得された後、被検体支持部は、Ｚ方向に所定距離だけ任意にステップ移動し、軸方向画像の取得が、Ｚ方向に沿って断続的なステップでボリュームデータを取得するように繰り返される。
【００１７】
放射線検出器又は検出器アレイ２４が、Ｘ線源１４の向かい側にガントリ２２において備えられている。放射線検出器２４は、シンチレータ又は結晶２８のシンチレーションアレイ２６を有する。シンチレーションアレイ２６はレイヤー３０において備えられ、Ｘ線ビームのファン角と好適に適合する選択された角度範囲に亘っている。放射線シンチレーションアレイ２６はまた、ｎｘｍ、例えば、１６ｘ１６、３２ｘ３２、１６ｘ３２等のマトリクスのシンチレータを構成するように、Ｚ方向に沿って広がっている。シンチレーションアレイ２６のレイヤー３０は、Ｚ方向に対して一般に垂直な方向に積層されている。放射線検出器２４は、ガントリ２２が回転するにつれて、一連の投影ビューを取得する。Ｘ線源の回転中に放射線検出器の連続的なシフト位置にＸ線が連続的に照射されるように、回転ガントリを取り囲む静止部分に放射線検出器２４を備えることがまた、検討されている。散乱防止グリッド３２が、シンチレーションアレイ２６の放射線受け入れ面に備えられている。そのグリッド３２は、放射線を通過するようにする開口３４を有する。光検出器又は他の光検出器３８のアレイは、検出要素又はディクセル（ｄｉｘｅｌ）を構成するようにシンチレータアレイ２６におけるシンチレータ２８の各々に光学的に結合されている。
【００１８】
再構成処理器４２は、画像メモリ４４に記憶されている被検体又は被検体の選択された一部の三次元画像表現を生成するように、フィルタリング逆投影、ｎ−ＰＩ再構成方法又は他の再構成方法を用いて、取得された投影データを再構成する。画像再構成は、オペレータが見るためのユーザインターフェース４８又は他のディスプレイ装置、プリント装置等に表示される人間が視認することができる画像を生成するように、ビデオ処理器４６によりレンダリングされる又は操作される。
【００１９】
ユーザインターフェース４８は、オペレータがＣＴ撮影セッションを初期化し、実行し、そして制御することが可能であるように、ＣＴスキャナ１２と人間のオペレータが対話することができるように付加的にプログラムされる。ユーザインターフェース４８は、病院又は診療所情報ネットワークのような通信ネットワークと任意に接続され、そのネットワークを介して、画像再構成が医療関係者に送信され、患者の情報のデータベースにアクセスすることができる等が行われる。
【００２０】
図２を参照するに、シンチレーションアレイ２６は、下部又は下方シンチレーションレイヤー３０Ｂ及び上部又は上方シンチレーションレイヤー３０Ｔを有するダブルデッカー（ｄｏｕｂｌｅ ｄｅｃｋｅｒ）アレイを有し、それらのレイヤーはレイヤー５８により分離されている。光検出器３８の光検出アレイ３６、例えば、シリコン光検出器、アモルファスシリコン、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＭＯＳ又は他の半導体光検出器は、シンチレーションアレイ２６と光学的に通信可能である。更に具体的には、光検出器は、アクティブな領域のアレイを有する光感応レイヤーと、好適には、チップ５０に集積して形成されたアナログ第２レイヤーとを有する。
【００２１】
検査領域１８を透過したＸ線は、方向Ｕに沿って上部シンチレーションレイヤー３０Ｔに衝突する。Ｘ線源１４に最も近い上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、検査領域１８を透過した最軟又は最短エネルギーＸ線ビームを光に変換する。Ｘ線源から最も遠い下部シンチレーションレイヤー３０Ｂは、最硬Ｘ線を受け入れる。各々のレイヤー３０のディクセルからの光信号は、光検出器アレイ３６の対応する光検出器により検出される。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、実質的に全ての５０ｋｅＶ又はそれ以下のＸ線光子を光に変換し、実質的に全ての９０ｋｅＶ又はそれ以上のＸ線光子を下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに透過するように選択され、サイズ決めされる。
【００２２】
光検出器アレイ３６は、各々のダブルデッカーアレイ２６の内側６０において方向Ｕに沿って鉛直方向に配列されている。光検出器３８に隣接する上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂは、光検出器アレイ３６に光を通信するように光学的に結合されている。光学接着剤のエポキシセメントが光学的結合を達成するように用いられることが可能である。反応性コーティングが分離レイヤー５８として機能することが可能である。
【００２３】
図２を継続して参照し、更に図３を参照するに、光検出器アレイ３６は、好適には、上部及び下部光検出器アレイ８２、８４、即ち、鉛直方向のチップ５０の両方の部分を有する二次元アレイである。各々のシリコンチップ５０は、それぞれ上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂの対を有する。各々の上部光検出器３８Ｔのアクティブ領域９４は、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔに対向して備えられ、それに結合されている一方、各々の下部光検出器３８Ｂのアクティブ領域９６は、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに対向して備えられ、それに結合されている。シリコンチップ５０は、好適には、シンチレーションアレイ２６の隣接列間のＺ方向において互いに平行に取り付けられている。各々のチップ及びチップが支えられているシンチレータは直線状タイル９８を構成する。それらのチップはＸ線非感応性ゾーンを構成している。それ故、それらのゾーンの各々は、好適には、薄く、０．１乃至０．１５ｍｍである。
【００２４】
一実施形態においては、上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂはバックコンタクト型フォトダイオードであり、シンチレーションにより生成される放射線に感応するそれぞれのアクティブ領域９４、９６を有することが可能である。前面光検出器、例えば、前面に好適に備えられている電気的コンタクトを有するフォトダイオード又はＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）は、光を検出し、その光を、下部シンチレータの下方のコネクタに前記チップの前面における導体が通す電気信号に変換する。背面照明により光を変換する他の検出器がまた、検討されている。
【００２５】
例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）（図示せず）のようなエレクトロニクスは、光検出器アレイ３６を動作させるために電気駆動出力を生成し、光検出器アレイ３６により生成され、光検出器アレイ３６により生成された検出器信号を受信する。ＡＳＩＣは、光検出器の電流のディジタルデータへの変換をもたらす、選択された検出器信号の処理を実行する。
【００２６】
各々のレイヤー３０のディクセルからの信号は重み付けされ、スペクトル的に重み付けされた画像データを形成するように結合される。その重み付けは、ディクセルレイヤーの１つ又はそれ以上のゼロ化を有することが可能である。ディクセル間で異なる相対重み付けを選択することにより、エネルギースペクトルの選択された部分、即ち、選択されたＸ線エネルギー吸収領域をエンファシスする及びデエンファシスする画像データが生成される。重み付けを適切に選択することにより、組織をエンファシスするように特定の選択されたＸ線エネルギー吸収領域のＣＴ画像が再構成される一方、他の選択された組織は、入れ換えられる又はその再構成画像において消去される。例えば、乳房の組織におけるカルシウム及び増影剤におけるヨウ素は、それぞれの吸収線のどちらかの側をエンファシスするように重み付けされた個々のディクセルからの画像又は信号で置き換えることによりエンファシスされることが可能である。２つのレイヤーが示されているが、エネルギー識別の更なるレベルを与えるように複数のレイヤーが与えられることが可能であることが理解される必要がある。
【００２７】
一実施形態において図２を継続して参照するに、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂは同じシンチレーション材料から作られている。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、低エネルギーＸ線を検知するように下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに比較して薄く、高エネルギーＸ線を透過する。例えば、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、５０ｋｅＶ以下のエネルギーのＸ線を吸収し、９０ｋｅＶ以上のエネルギーのＸ線の７５％又はそれ以上を透過する。一実施形態においいては、ＧＯＳが、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの両方を形成するように用いられる。そのような検出器においては、吸収及び透過基準は、約０．５ｍｍ以下の厚さのＧＯＳの上部シンチレーションレイヤー３０Ｔ及び約１．３ｍｍ乃至２．０ｍｍの厚さの下部シンチレーションレイヤー３０Ｂと適合されることが可能である。典型的には、光検出器アクティブ領域９４、９６は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂのそれぞれの厚さに適合するように作られる。
【００２８】
光検出器のアクティブ領域に光学的に結合された透明で、非散乱性の塗膜シンチレータを有する検出器の光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは、光検出器のアクティブ領域ＡＡに正比例し、略次式のように表され、
ＬＣｏｌ−ｅｆｆ＝（ＡＡ（１−ＲＳｉ））／（（ＡＰ（１−ＲＰ）＋（ＡＰ＋ＡＤ）（１−ＲＳｉ））
ここで、ＡＡ、ＡＤは光検出器の“アクティブ”及び“デッド”領域であり、ＲＳｉはシンチレータ発光強度の波長における光検出器の拡散反射率であり、ＡＰ、ＲＰは、シンチレータ結晶の塗膜領域の面積及び拡散反射率である。
【００２９】
例えば、約９５％の反射率のコーティングを有する断面積１ｍｍｘ１ｍｍのシンチレータについては、シンチレーションレイヤーの厚さが約１．５ｍｍに等しい場合、光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは約７５％に等しい。同じシンチレータについてのシンチレーションレイヤーの厚さが約０．２５ｍｍに減少されるとき、発光光の非常に僅かな量が光検出器のアクティブ領域を照射するために、光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは約１５％に減少される。
【００３０】
ＰＭＭＡ（Ｐｅｒｓｐｅｘ（登録商標））、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリスチレン、ポリカーボネート（Ｌｅｘａｎ）、エポキシ樹脂等の透明で、低Ｚプラスチック製導光材料の矩形ブロック又はプリズム１００が、そのアレイにおける各々の上部シンチレータ３０Ｔ要素の上部表面６２に光学的に結合されている。代替として又は付加的に、そのシンチレータの下部表面がその透明なプリズムに光学的に結合される。上部シンチレータ３０Ｔの上部表面６４、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの側部表面７０、７２並びにプリズムＩＤＯの上部表面１１２は塗膜されている、又は光反射性コーティング又は層８０で覆われている。その反射性コーティング８０は、一体としてプリズム及びシンチレータを覆っている。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔにより発光される光は、そのシンチレータレイヤーを通って一部が、そしてプリズムを通って一部が上部光検出器に搬送される。シンチレータとプリズム１００との間には反射性コーティングは存在しない。上部光検出器３８Ｔのアクティブ領域９４の高さは、上部シンチレータ３０Ｔ及びプリズム又はブロック１００の高さの和に実質的に等しく、高さｈ１に等しく、それは、関連上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの厚さ又は高さｈ２より実質的に大きい。光検出器のそのように大きいアクティブ領域は光収集効率の増加をもたらす。一実施形態においては、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの高さｈ２は約０．１０ｍｍに等しく、プリズム１００の高さｈ３は約０．９０ｍｍに等しく、そして上部光検出器アクティブ領域９４の高さｈ１は約１．００ｍｍに等しい。上部光検出器３８Ｔの光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは、約０．９５ｍｍに等しい高さｈ４の下方光検出器アクティブ領域９６により収集された光を失うことなく、４倍に増加する。図示している実施形態における下部シンチレーションレイヤー３０Ｂの高さｈ５は約１ｍｍに等しい。
【００３１】
好適には、ブロック又はプリズム１００の高さは、上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂのアクティブ領域を等しくするように選択される。
【００３２】
好適には、光学的結合材料、例えば、光学的結合セメント１０２は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂと光検出器アレイ３６との間の光学的結合を改善するように、内側６０と光検出器との間に備えられている。
【００３３】
下部シンチレーションレイヤー３０Ｂ及び上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの両方は、ここでは、同じシンチレーション材料から成ることが可能であるため、単一構成要素のサプライチェーンのみを確立して維持することができるため、製造コストを低減することができる。ここでは、各々のディクセルにおけるシンチレータの対が等しいＸ線応答温度係数を有するために、画像品質もまた、改善される。これは、長い撮像中に、検出器アレイを準備しているときに、スペクトル応答を再構成する必要性を低減する。
【００３４】
図４を参照するに、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂは、ガドリニウム酸硫化物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ，Ｐｒ，Ｃｅ又は“ＧＯＳ”）のような高密度で高Ｚの材料を有する一方、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、好適には、テルル（Ｔｅ）がドープされたセレン化亜鉛（ＺｎＳｅ）のような低Ｚの材料か又は高Ｚの材料のどちらかを有する。この実施形態においては、セレン化亜鉛シンチレータレイヤーは約１．５ｍｍの厚さであり、プリズムは、用いられる場合には、約０．５ｍｍ又はそれより薄い厚さである。代替として、上部レイヤー３０Ｔは、ビーム中の軟Ｘ線のみが吸収されるように、少ないＸ線吸収を与えるイットリウム−アルミニウム−ガーネット（ＹＡＧ）又は他の類似する材料を有する。イットリウム−アルミニウム−ガーネットの場合、シンチレータレイヤーは約１．０ｍｍの厚さであり、プリズムは約０．５ｍｍ又はそれ以下の厚さである。代替として、シンチレータの組み合わせは、ＹＡＧのレイヤー０．５ｍｍ、ＧＯＳのレイヤー０．０５ｍｍ及びプリズム０．５ｍｍのようにして用いられることが可能である。他の代替としては、プリズムはシンチレータであり、例えば、ＧＯＳ０．０５ｍｍを有するＺｎＳｅのレイヤー０．７５ｍｍであることが可能である。多くの他のシンチレータ及び組み合わせを検討することができる。
【００３５】
図５を参照するに、シンチレーションアレイ２６は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの間に備えられている中間のシンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎを有する。好適には、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂのみが一般に厚い一方、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂの上方の各々のレイヤーは、好適には、相対的に薄く、それぞれの中間レイヤーに入射するＸ線スペクトルの小さい範囲にのみ応答する。Ｘ線スペクトルの残りの部分は、下方の中間レイヤーの前方に透過する。各々の中間シンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎは、対応する中間光検出器３８１，３８２，．．．，３８ｎに光学的に結合されている。各々の中間シンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎから対応する中間光検出器３８１，３８２，．．．，３８ｎに光を導くように上記の方法で光学プリズム１００１，１００２，．．．，１００ｎを用いることにより下部シンチレーションレイヤー３０Ｂ以外の全ての光学的高さを増加させることは特に有利である。典型的には、レイヤーｎにおいて用いられるプリズムの高さは、プリズム及びそれぞれのシンチレーションレイヤーの高さの和がシンチレータ３０Ｔ、３０Ｂの幅ｗに略等しいように選択され、それ故、全塗膜領域に対する光検出器アクティブ領域の比が許容可能であることを確実にする。
【００３６】
図６Ａ及び６Ｂを参照するに、格子３２は、足又はストリップ１１０を有し、それらの各々は、好適には、各々の対応するシリコンチップ５０の厚さと重なり合う。このように、格子３２はシリコンチップ５０をＸ線放射から保護する。例えば、シリコンチップが約０．１２５ｍｍの厚さである場合、足１１０は約０．１４０ｍｍの厚さであることが可能である。
【００３７】
本発明について、上記で、好適な実施形態に関して説明している。明らかに、上記の詳細説明を読んで理解することにより、当業者にとって、修正及び変形が可能であることが分かる。本発明においては、そのような修正及び変形が、同時提出の特許請求の範囲又はそれと同等の範囲内にあるとき、それら全てを包含するように意図されている。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】撮影システムの模式図である。
【図２】放射線検出器の一部の模式図である。
【図３】放射線検出器の一部の模式的平面図である。
【図４】放射線検出器の代替の実施形態の一部の模式図である。
【図５】複数のシンチレータのレイヤーを有する放射線検出器の一部の模式図である。
【図６Ａ】格子を有する放射線検出器の模式的側面図である。
【図６Ｂ】格子の模式的平面図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、撮像システムの使用に関する。この出願の主題は、スペクトルコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナにおける特定のアプリケーションを探すことであり、特定の参考文献により説明する。しかしながら、本発明においては、医療用及び非医療用検査のためのＤＦ及びＲＦ撮像、Ｘ線透視、Ｘ線撮影及び他の撮像システムと組み合わせて用いることを探す。
【背景技術】
【０００２】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、典型的には、検査領域を透過するＸ線のファンビーム、ウェッジビーム又はコーンビームを生成するＸ線源を用いる。検査領域において配置される被検体は透過するＸ線の一部と相互作用し、そして吸収する。検出器要素のアレイを有する二次元放射線検出器がＸ線源と対向して備えられている。放射線検出器は、透過Ｘ線の強度を測定するシンチレータ層及び下地光検出層を有する。デュアルエネルギーＣＴシステムにおいては、シンチレーション結晶、例えば、フッ化カルシウム（ＣａＦ）及びヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）は、２つのそれぞれの光電子増倍管の各々に結合されている。それら２つのシンチレータは隣り合わせて置かれることが可能であり、又は、米国特許第４，２４７，７７４号明細書に記載されているように、それらのシンチレータは、Ｘ線の一部が両方のシンチレータを透過するように部分的に重なり合わされるように形成されることが可能である。低エネルギーのＸ線は上部のＣａＦシンチレータに吸収され、シンチレーションをもたらす一方、高エネルギーのＸ線は、ＮａＩにおいてシンチレーションをもたらすように透過する。そのシンチレーションは、対応する光電子増倍管において電流をもたらす。
【０００３】
典型的には、Ｘ線源及び放射線検出器は、ガントリが被検体の投影ビューの角度範囲を得るために回転されるように、回転するガントリの反対側に備えられる。一部の構成においては、Ｘ線源は回転するガントリに備えられる一方、放射線検出器は静止ガントリに備えられる。どちらの構成においても、投影ビューは、被検体又は選択された被検体の一部の三次元画像表現を生成するように、フィルタリング逆投影又は他の再構成方法を用いて電子信号から再構成されるものである。
【０００４】
デュアルエネルギーＣＴシステムにおいては、高Ｘ線エネルギー及び低Ｘ線エネルギーに対応する電子信号は同時に収集され、本質的に登録される別個の画像に再構成される。デュアルエネルギースライスデータはまた、ビームハードニング補正を与えるように用いられることが可能である。
【０００５】
一部の現在用いられているＣＴ検出器は、ガドリニウム酸硫化物（ＧＯＳ）層を用いている。特定のＣＴ検出器においては、低エネルギーのＸ線を検知する上部層は、典型的には、５０ｋｅＶ以下のエネルギーを有するＸ線光子のかなりの量を吸収する一方、９０ｋｅＶ以上のエネルギーを有するＸ線光子のかなりの量を透過する。それらの基準は、約０．１ｍｍより薄いＧＯＳの上部層と適合されることが可能である。典型的には、各々の光検出器のアクティブな領域は、対応するシンチレーション層の厚さと適合するように形成される。光検出器の光収集効率は、光検出器のアクティブな領域に正比例するため、光検出器の０．１ｍｍの高くアクティブな領域は、不適切な低光収集効率をもたらす。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明においては、上記の及び他の課題を克服する改善された方法及び装置について検討されている。
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の一特徴にしたがって、放射線検出器について開示している。上部シンチレータは、放射線を受け入れ、低エネルギーの放射線を光に変換し、そして高エネルギーの放射線を透過するように、Ｘ線源に対向して備えられている。第１光検出器は、上部シンチレータからの光を受け入れ、その光を電気信号に変換するように、上部シンチレータに光学的に結合されている。光学要素が、上部シンチレータから光を収集し、その光を第１光検出器に導くように、上部シンチレータ及び第１光検出器に光学的に結合されている。下部シンチレータは、上部シンチレータを透過した高エネルギーの放射線を光に変換するように、Ｘ線源から遠位側にある上部シンチレータに隣接して備えられている。第２光検出器は、下部シンチレータからの光を受け入れ、そしてその光を電気信号に変換するように、下部シンチレータと光学的に結合されている。
【０００８】
本発明の他の特徴にしたがって、放射線検出器の製造方法について開示している。上部及び下部シンチレータは、上部及び下部光検出器の光検知面に備えられている。光学要素が上部シンチレータに結合されている。その光学要素及び上部シンチレータは下部光検出器に光学的に結合されている。下部シンチレータは下部光検出器に光学的に結合されている。
【０００９】
本発明の一有利点は、コストパフォーマンスの高い放射線検出器を与えることにある。
【００１０】
他の有利点は、スペクトルＣＴについて高光検出効率を与えることにある。
【００１１】
他の有利点は、Ｘ線スペクトル応答が温度により実質的に変化しないＸ線検出器を与えることである。
【００１２】
他の有利点は、薄いシンチレータについて実質的に改善された光収集効率を有することである。
【００１３】
多くの付加有利点及び利点については、以下の好適な実施形態についての詳細説明を読むことにより当業者に明らかになるであろう。
【００１４】
本発明は、種々の構成要素及び構成要素の構成、並びに種々の処理操作及び処理操作の構成の形をとることが可能である。図は単に好適な実施形態を例示するためのものであり、本発明を制限することが意図されているのではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
図１を参照するに、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置又はＣＴセンサ１０はガントリ１２を有する。Ｘ線源１４及び放射線源コリメータ１６は、被検体支持部２０に配置された患者のような被検体（図示せず）を有する検査領域１８に方向付けられる、ファン形状、コーン形状、ウェッジ形状又は他の形状のＸ線ビームを協働して生成する。被検体支持部２０はＺ方向に直線的に移動可能であり、回転ガントリ２２におけるＸ線源１４はＺ軸の周りを回転する。
【００１６】
好適には、回転ガントリ２２は、検査領域１８の周りでＸ線源１４及びコリメータ１６の一般に螺旋状の軌道をもたらすように被検体支持部２０の直線状の調整と同時に回転する。しかしながら、他の撮影モード、例えば、軸方向の画像を取得する、Ｘ線源１４の一般に円形の軌道をもたらすように被検体支持部２０を静止したままにするときに、ガントリ２２が回転する単独又は複数スライス撮影モードをまた、用いることが可能である。軸方向の画像が取得された後、被検体支持部は、Ｚ方向に所定距離だけ任意にステップ移動し、軸方向画像の取得が、Ｚ方向に沿って断続的なステップでボリュームデータを取得するように繰り返される。
【００１７】
放射線検出器又は検出器アレイ２４が、Ｘ線源１４の向かい側にガントリ２２において備えられている。放射線検出器２４は、シンチレータ又は結晶２８のシンチレーションアレイ２６を有する。シンチレーションアレイ２６はレイヤー３０において備えられ、Ｘ線ビームのファン角と好適に適合する選択された角度範囲に亘っている。放射線シンチレーションアレイ２６はまた、ｎｘｍ、例えば、１６ｘ１６、３２ｘ３２、１６ｘ３２等のマトリクスのシンチレータを構成するように、Ｚ方向に沿って広がっている。シンチレーションアレイ２６のレイヤー３０は、Ｚ方向に対して一般に垂直な方向に積層されている。放射線検出器２４は、ガントリ２２が回転するにつれて、一連の投影ビューを取得する。Ｘ線源の回転中に放射線検出器の連続的なシフト位置にＸ線が連続的に照射されるように、回転ガントリを取り囲む静止部分に放射線検出器２４を備えることがまた、検討されている。散乱防止グリッド３２が、シンチレーションアレイ２６の放射線受け入れ面に備えられている。そのグリッド３２は、放射線を通過するようにする開口３４を有する。光検出器又は他の光検出器３８のアレイは、検出要素又はディクセル（ｄｉｘｅｌ）を構成するようにシンチレータアレイ２６におけるシンチレータ２８の各々に光学的に結合されている。
【００１８】
再構成処理器４２は、画像メモリ４４に記憶されている被検体又は被検体の選択された一部の三次元画像表現を生成するように、フィルタリング逆投影、ｎ−ＰＩ再構成方法又は他の再構成方法を用いて、取得された投影データを再構成する。画像再構成は、オペレータが見るためのユーザインターフェース４８又は他のディスプレイ装置、プリント装置等に表示される人間が視認することができる画像を生成するように、ビデオ処理器４６によりレンダリングされる又は操作される。
【００１９】
ユーザインターフェース４８は、オペレータがＣＴ撮影セッションを初期化し、実行し、そして制御することが可能であるように、ＣＴスキャナ１２と人間のオペレータが対話することができるように付加的にプログラムされる。ユーザインターフェース４８は、病院又は診療所情報ネットワークのような通信ネットワークと任意に接続され、そのネットワークを介して、画像再構成が医療関係者に送信され、患者の情報のデータベースにアクセスすることができる等が行われる。
【００２０】
図２を参照するに、シンチレーションアレイ２６は、下部又は下方シンチレーションレイヤー３０Ｂ及び上部又は上方シンチレーションレイヤー３０Ｔを有するダブルデッカー（ｄｏｕｂｌｅ ｄｅｃｋｅｒ）アレイを有し、それらのレイヤーはレイヤー５８により分離されている。光検出器３８の光検出アレイ３６、例えば、シリコン光検出器、アモルファスシリコン、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＭＯＳ又は他の半導体光検出器は、シンチレーションアレイ２６と光学的に通信可能である。更に具体的には、光検出器は、アクティブな領域のアレイを有する光感応レイヤーと、好適には、チップ５０に集積して形成されたアナログ第２レイヤーとを有する。
【００２１】
検査領域１８を透過したＸ線は、方向Ｕに沿って上部シンチレーションレイヤー３０Ｔに衝突する。Ｘ線源１４に最も近い上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、検査領域１８を透過した最軟又は最短エネルギーＸ線ビームを光に変換する。Ｘ線源から最も遠い下部シンチレーションレイヤー３０Ｂは、最硬Ｘ線を受け入れる。各々のレイヤー３０のディクセルからの光信号は、光検出器アレイ３６の対応する光検出器により検出される。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、実質的に全ての５０ｋｅＶ又はそれ以下のＸ線光子を光に変換し、実質的に全ての９０ｋｅＶ又はそれ以上のＸ線光子を下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに透過するように選択され、サイズ決めされる。
【００２２】
光検出器アレイ３６は、各々のダブルデッカーアレイ２６の内側６０において方向Ｕに沿って鉛直方向に配列されている。光検出器３８に隣接する上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂは、光検出器アレイ３６に光を通信するように光学的に結合されている。光学接着剤のエポキシセメントが光学的結合を達成するように用いられることが可能である。反応性コーティングが分離レイヤー５８として機能することが可能である。
【００２３】
図２を継続して参照し、更に図３を参照するに、光検出器アレイ３６は、好適には、上部及び下部光検出器アレイ８２、８４、即ち、鉛直方向のチップ５０の両方の部分を有する二次元アレイである。各々のシリコンチップ５０は、それぞれ上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂの対を有する。各々の上部光検出器３８Ｔのアクティブ領域９４は、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔに対向して備えられ、それに結合されている一方、各々の下部光検出器３８Ｂのアクティブ領域９６は、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに対向して備えられ、それに結合されている。シリコンチップ５０は、好適には、シンチレーションアレイ２６の隣接列間のＺ方向において互いに平行に取り付けられている。各々のチップ及びチップが支えられているシンチレータは直線状タイル９８を構成する。それらのチップはＸ線非感応性ゾーンを構成している。それ故、それらのゾーンの各々は、好適には、薄く、０．１乃至０．１５ｍｍである。
【００２４】
一実施形態においては、上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂはバックコンタクト型フォトダイオードであり、シンチレーションにより生成される放射線に感応するそれぞれのアクティブ領域９４、９６を有することが可能である。前面光検出器、例えば、前面に好適に備えられている電気的コンタクトを有するフォトダイオード又はＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）は、光を検出し、その光を、下部シンチレータの下方のコネクタに前記チップの前面における導体が通す電気信号に変換する。背面照明により光を変換する他の検出器がまた、検討されている。
【００２５】
例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）（図示せず）のようなエレクトロニクスは、光検出器アレイ３６を動作させるために電気駆動出力を生成し、光検出器アレイ３６により生成され、光検出器アレイ３６により生成された検出器信号を受信する。ＡＳＩＣは、光検出器の電流のディジタルデータへの変換をもたらす、選択された検出器信号の処理を実行する。
【００２６】
各々のレイヤー３０のディクセルからの信号は重み付けされ、スペクトル的に重み付けされた画像データを形成するように結合される。その重み付けは、ディクセルレイヤーの１つ又はそれ以上のゼロ化を有することが可能である。ディクセル間で異なる相対重み付けを選択することにより、エネルギースペクトルの選択された部分、即ち、選択されたＸ線エネルギー吸収領域をエンファシスする及びデエンファシスする画像データが生成される。重み付けを適切に選択することにより、組織をエンファシスするように特定の選択されたＸ線エネルギー吸収領域のＣＴ画像が再構成される一方、他の選択された組織は、入れ換えられる又はその再構成画像において消去される。例えば、乳房の組織におけるカルシウム及び増影剤におけるヨウ素は、それぞれの吸収線のどちらかの側をエンファシスするように重み付けされた個々のディクセルからの画像又は信号で置き換えることによりエンファシスされることが可能である。２つのレイヤーが示されているが、エネルギー識別の更なるレベルを与えるように複数のレイヤーが与えられることが可能であることが理解される必要がある。
【００２７】
一実施形態において図２を継続して参照するに、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂは同じシンチレーション材料から作られている。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、低エネルギーＸ線を検知するように下部シンチレーションレイヤー３０Ｂに比較して薄く、高エネルギーＸ線を透過する。例えば、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、５０ｋｅＶ以下のエネルギーのＸ線を吸収し、９０ｋｅＶ以上のエネルギーのＸ線の７５％又はそれ以上を透過する。一実施形態においいては、ＧＯＳが、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの両方を形成するように用いられる。そのような検出器においては、吸収及び透過基準は、約０．５ｍｍ以下の厚さのＧＯＳの上部シンチレーションレイヤー３０Ｔ及び約１．３ｍｍ乃至２．０ｍｍの厚さの下部シンチレーションレイヤー３０Ｂと適合されることが可能である。典型的には、光検出器アクティブ領域９４、９６は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂのそれぞれの厚さに適合するように作られる。
【００２８】
光検出器のアクティブ領域に光学的に結合された透明で、非散乱性の塗膜シンチレータを有する検出器の光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは、光検出器のアクティブ領域ＡＡに正比例し、略次式のように表され、
ＬＣｏｌ−ｅｆｆ＝（ＡＡ（１−ＲＳｉ））／（（ＡＰ（１−ＲＰ）＋（ＡＰ＋ＡＤ）（１−ＲＳｉ））
ここで、ＡＡ、ＡＤは光検出器の“アクティブ”及び“デッド”領域であり、ＲＳｉはシンチレータ発光強度の波長における光検出器の拡散反射率であり、ＡＰ、ＲＰは、シンチレータ結晶の塗膜領域の面積及び拡散反射率である。
【００２９】
例えば、約９５％の反射率のコーティングを有する断面積１ｍｍｘ１ｍｍのシンチレータについては、シンチレーションレイヤーの厚さが約１．５ｍｍに等しい場合、光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは約７５％に等しい。同じシンチレータについてのシンチレーションレイヤーの厚さが約０．２５ｍｍに減少されるとき、発光光の非常に僅かな量が光検出器のアクティブ領域を照射するために、光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは約１５％に減少される。
【００３０】
ＰＭＭＡ（Ｐｅｒｓｐｅｘ（登録商標））、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリスチレン、ポリカーボネート（Ｌｅｘａｎ）、エポキシ樹脂等の透明で、低Ｚプラスチック製導光材料の矩形ブロック又はプリズム１００が、そのアレイにおける各々の上部シンチレータ３０Ｔ要素の上部表面６２に光学的に結合されている。代替として又は付加的に、そのシンチレータの下部表面がその透明なプリズムに光学的に結合される。上部シンチレータ３０Ｔの上部表面６４、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの側部表面７０、７２並びにプリズムＩＤＯの上部表面１１２は塗膜されている、又は光反射性コーティング又は層８０で覆われている。その反射性コーティング８０は、一体としてプリズム及びシンチレータを覆っている。上部シンチレーションレイヤー３０Ｔにより発光される光は、そのシンチレータレイヤーを通って一部が、そしてプリズムを通って一部が上部光検出器に搬送される。シンチレータとプリズム１００との間には反射性コーティングは存在しない。上部光検出器３８Ｔのアクティブ領域９４の高さは、上部シンチレータ３０Ｔ及びプリズム又はブロック１００の高さの和に実質的に等しく、高さｈ１に等しく、それは、関連上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの厚さ又は高さｈ２より実質的に大きい。光検出器のそのように大きいアクティブ領域は光収集効率の増加をもたらす。一実施形態においては、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの高さｈ２は約０．１０ｍｍに等しく、プリズム１００の高さｈ３は約０．９０ｍｍに等しく、そして上部光検出器アクティブ領域９４の高さｈ１は約１．００ｍｍに等しい。上部光検出器３８Ｔの光収集効率ＬＣｏｌ−ｅｆｆは、約０．９５ｍｍに等しい高さｈ４の下方光検出器アクティブ領域９６により収集された光を失うことなく、４倍に増加する。図示している実施形態における下部シンチレーションレイヤー３０Ｂの高さｈ５は約１ｍｍに等しい。
【００３１】
好適には、ブロック又はプリズム１００の高さは、上部及び下部光検出器３８Ｔ、３８Ｂのアクティブ領域を等しくするように選択される。
【００３２】
好適には、光学的結合材料、例えば、光学的結合セメント１０２は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂと光検出器アレイ３６との間の光学的結合を改善するように、内側６０と光検出器との間に備えられている。
【００３３】
下部シンチレーションレイヤー３０Ｂ及び上部シンチレーションレイヤー３０Ｔの両方は、ここでは、同じシンチレーション材料から成ることが可能であるため、単一構成要素のサプライチェーンのみを確立して維持することができるため、製造コストを低減することができる。ここでは、各々のディクセルにおけるシンチレータの対が等しいＸ線応答温度係数を有するために、画像品質もまた、改善される。これは、長い撮像中に、検出器アレイを準備しているときに、スペクトル応答を再構成する必要性を低減する。
【００３４】
図４を参照するに、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂは、ガドリニウム酸硫化物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ，Ｐｒ，Ｃｅ又は“ＧＯＳ”）のような高密度で高Ｚの材料を有する一方、上部シンチレーションレイヤー３０Ｔは、好適には、テルル（Ｔｅ）がドープされたセレン化亜鉛（ＺｎＳｅ）のような低Ｚの材料か又は高Ｚの材料のどちらかを有する。この実施形態においては、セレン化亜鉛シンチレータレイヤーは約１．５ｍｍの厚さであり、プリズムは、用いられる場合には、約０．５ｍｍ又はそれより薄い厚さである。代替として、上部レイヤー３０Ｔは、ビーム中の軟Ｘ線のみが吸収されるように、少ないＸ線吸収を与えるイットリウム−アルミニウム−ガーネット（ＹＡＧ）又は他の類似する材料を有する。イットリウム−アルミニウム−ガーネットの場合、シンチレータレイヤーは約１．０ｍｍの厚さであり、プリズムは約０．５ｍｍ又はそれ以下の厚さである。代替として、シンチレータの組み合わせは、ＹＡＧのレイヤー０．５ｍｍ、ＧＯＳのレイヤー０．０５ｍｍ及びプリズム０．５ｍｍのようにして用いられることが可能である。他の代替としては、プリズムはシンチレータであり、例えば、ＧＯＳ０．０５ｍｍを有するＺｎＳｅのレイヤー０．７５ｍｍであることが可能である。多くの他のシンチレータ及び組み合わせを検討することができる。
【００３５】
図５を参照するに、シンチレーションアレイ２６は、上部及び下部シンチレーションレイヤー３０Ｔ、３０Ｂの間に備えられている中間のシンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎを有する。好適には、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂのみが一般に厚い一方、下部シンチレーションレイヤー３０Ｂの上方の各々のレイヤーは、好適には、相対的に薄く、それぞれの中間レイヤーに入射するＸ線スペクトルの小さい範囲にのみ応答する。Ｘ線スペクトルの残りの部分は、下方の中間レイヤーの前方に透過する。各々の中間シンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎは、対応する中間光検出器３８１，３８２，．．．，３８ｎに光学的に結合されている。各々の中間シンチレーションレイヤー３０１，３０２，．．．，３０ｎから対応する中間光検出器３８１，３８２，．．．，３８ｎに光を導くように上記の方法で光学プリズム１００１，１００２，．．．，１００ｎを用いることにより下部シンチレーションレイヤー３０Ｂ以外の全ての光学的高さを増加させることは特に有利である。典型的には、レイヤーｎにおいて用いられるプリズムの高さは、プリズム及びそれぞれのシンチレーションレイヤーの高さの和がシンチレータ３０Ｔ、３０Ｂの幅ｗに略等しいように選択され、それ故、全塗膜領域に対する光検出器アクティブ領域の比が許容可能であることを確実にする。
【００３６】
図６Ａ及び６Ｂを参照するに、格子３２は、足又はストリップ１１０を有し、それらの各々は、好適には、各々の対応するシリコンチップ５０の厚さと重なり合う。このように、格子３２はシリコンチップ５０をＸ線放射から保護する。例えば、シリコンチップが約０．１２５ｍｍの厚さである場合、足１１０は約０．１４０ｍｍの厚さであることが可能である。
【００３７】
本発明について、上記で、好適な実施形態に関して説明している。明らかに、上記の詳細説明を読んで理解することにより、当業者にとって、修正及び変形が可能であることが分かる。本発明においては、そのような修正及び変形が、同時提出の特許請求の範囲又はそれと同等の範囲内にあるとき、それら全てを包含するように意図されている。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】撮影システムの模式図である。
【図２】放射線検出器の一部の模式図である。
【図３】放射線検出器の一部の模式的平面図である。
【図４】放射線検出器の代替の実施形態の一部の模式図である。
【図５】複数のシンチレータのレイヤーを有する放射線検出器の一部の模式図である。
【図６Ａ】格子を有する放射線検出器の模式的側面図である。
【図６Ｂ】格子の模式的平面図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を受け入れるようにＸ線源に対向して備えられ、低エネルギーの放射線を光に変換し、高エネルギーの放射線を透過する上部シンチレータ；
前記上部シンチレータからの前記光を受け入れて電気信号に変換するように、前記上部シンチレータに光学的に結合されている第１光検出器；
前記上部シンチレータから前記光を収集して前記第１光検出器に導くように、前記上部シンチレータ及び前記第１光検出器に光学的に結合されている光学要素；
前記透過された高エネルギー放射線を光に変換するように遠位側に備えられている下部シンチレータ；並びに
前記下部シンチレータからの前記光を受け入れて電気信号に変換するように、前記下部シンチレータと光学的に結合されている第２光検出器；
を有する放射線検出器。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記第１及び第２光検出器は、層状化された前記上部及び下部シンチレータの内側において鉛直方向に隣接して備えられている、放射線検出器。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部シンチレータはある厚さを有し、前記第１光検出器は、前記上部シンチレータの前記厚さより実質的に大きい高さのアクティブ領域を有する、放射線検出器。
【請求項４】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部及び下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物を有する、放射線検出器。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線検出器であって、上部シンチレータの厚さは約０．１ｍｍに等しく、前記第１光検出器のアクティブ領域の高さは少なくとも０．６５ｍｍである、放射線検出器。
【請求項６】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記光学要素は透明な低Ｚ材料である、放射線検出器。
【請求項７】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記光学要素は：
ＰＭＭＡ；
エポキシ；
ポリエチレンテレフタレート；
ポリカーボネート；
ポリスチレン；
ＹＡＧ；及び
ＺｎＳｅ；
の少なくとも１つを有する、放射線検出器。
【請求項８】
請求項１に記載の放射線検出器であって：
前記上部シンチレータと接していない前記光学要素の表面と、前記上部及び下部光検出器の光感応性領域に隣接する表面を除く前記上部及び下部シンチレータの全ての側部とに形成された反射性コーティング；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項９】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部シンチレータは、セレン化亜鉛及びイットリウム−アルミニウム−ガーネットのうちの一を有し、前記下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物を有する、放射線検出器。
【請求項１０】
請求項１に記載の放射線検出器であって：
前記上部シンチレータと前記下部シンチレータとの間に連続的な層として備えられている１つ又はそれ以上の中間シンチレータであって、各々の連続的な中間シンチレータは、前記Ｘ線源に近接して備えられているシンチレータにより透過された放射線を受け入れ、低エネルギーの放射線を光に変換し、高エネルギーの放射線を透過する、中間シンチレータ；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項１１】
請求項１０に記載の放射線検出器であって：
それぞれの中間シンチレータからの光を受け入れて電気信号に変換するように、前記それぞれの中間シンチレータと各々、光学的に結合されている中間光検出器；並びに
前記それぞれの中間シンチレータからの光を収集して、前記それぞれの中間光検出器に導くように、前記それぞれの中間シンチレータ及び前記中間光検出器と各々、光学的に結合されている中間光学要素；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項１２】
請求項１に記載の放射線検出器のアレイを有するコンピュータ断層撮影スキャナ。
【請求項１３】
Ｘ線源；及び
請求項１に記載の放射線検出器の二次元アレイ；
を有するＸ線撮影システム。
【請求項１４】
上部及び下部光検出器の光感応面において上部及び下部シンチレータを作る段階；
前記上部シンチレータに光学要素を結合する段階；
前記上部光検出器に前記光学要素及び前記上部シンチレータを光学的に結合する段階；並びに
前記下部光検出器に前記下部シンチレータを光学的に結合する段階；
を有する、放射線検出器を製造する方法。
【請求項１５】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータは約０．１０ｍｍに等しい厚さを有し、前記上部光検出器は少なくとも０．６５ｍｍに等しい高さの光感応面を有する、方法。
【請求項１６】
請求項１５に記載の方法であって、前記上部及び下部シンチレータは同じシンチレーション材料を有する、方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法であって、前記上部及び下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物（ＧＯＳ）を有する、方法。
【請求項１８】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータはある厚さを有し、各々の上部光検出器の光感応性面は、前記上部シンチレータの前記厚さより実質的に大きい高さを有する、方法。
【請求項１９】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータに前記光学要素を光学的に結合する段階は、上部及び下部シンチレータの少なくとも一において前記光学要素を光学的に結合させる段階を有する、方法。
【請求項２０】
請求項１４に記載の方法であって：
前記上部光検出器に結合されている前記上部シンチレータ及び前記光学要素の面を除いて、反射性コーティングで一体として前記上部シンチレータ及び前記光学要素を覆う段階；
を更に有する、方法。
【請求項２１】
請求項１４に記載の方法であって、前記下部シンチレータはＧＯＳを有し、前記上部シンチレータは：
ＧＯＳ；
ＣｄＷＯ４；
ＺｎＳｅ；及び
ＹＡＧ；
のうち少なくとも１つを有する、方法。
【請求項２２】
請求項１４に記載の方法により製造される放射線検出器。
【請求項２３】
互いに隣接して備えられている複数のタイルを有する放射線検出器であって、各々のタイルは：
低エネルギーのＸ線を可視光に変換し、高エネルギーのＸ線を透過するために、Ｘ線源に対向している薄いシンチレータの上部アレイ；
前記透過された高エネルギーのＸ線を可視光に変換するために、前記Ｘ線源に対向して、前記上部アレイに隣接して備えられている、厚いシンチレータの下部アレイ；
前記上部シンチレータにより発せられる可視光を検知するために、各々が関連上部シンチレータに光学的に結合されている、各々の光検出器が関連アクティブ領域を有する、光検出器の上部アレイであって、各々の上部光検出器のアクティブ領域が前記関連上部シンチレータに比べて大きい鉛直方向の寸法を有する、光検出器の上部アレイ；
前記下部シンチレータにより発せられる可視光を検知するために、各々が前記下部シンチレータに光学的に結合されている関連アクティブ領域を有する、光検出器の下部アレイ；並びに
前記上部光検出器の前記アクティブ領域の光収集効率が高くなるように、前記上部シンチレータにより発せられる光を収集して、前記上部光検出器のアクティブ領域に前記収集した光を方向付けるために、前記上部光検出器の対応する一の前記アクティブ領域に光学的に結合され、各々の前記上部シンチレータに隣接して備えられている光学要素；
を有する、放射線検出器。
【請求項１】
放射線を受け入れるようにＸ線源に対向して備えられ、低エネルギーの放射線を光に変換し、高エネルギーの放射線を透過する上部シンチレータ；
前記上部シンチレータからの前記光を受け入れて電気信号に変換するように、前記上部シンチレータに光学的に結合されている第１光検出器；
前記上部シンチレータから前記光を収集して前記第１光検出器に導くように、前記上部シンチレータ及び前記第１光検出器に光学的に結合されている光学要素；
前記透過された高エネルギー放射線を光に変換するように遠位側に備えられている下部シンチレータ；並びに
前記下部シンチレータからの前記光を受け入れて電気信号に変換するように、前記下部シンチレータと光学的に結合されている第２光検出器；
を有する放射線検出器。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記第１及び第２光検出器は、層状化された前記上部及び下部シンチレータの内側において鉛直方向に隣接して備えられている、放射線検出器。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部シンチレータはある厚さを有し、前記第１光検出器は、前記上部シンチレータの前記厚さより実質的に大きい高さのアクティブ領域を有する、放射線検出器。
【請求項４】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部及び下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物を有する、放射線検出器。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線検出器であって、上部シンチレータの厚さは約０．１ｍｍに等しく、前記第１光検出器のアクティブ領域の高さは少なくとも０．６５ｍｍである、放射線検出器。
【請求項６】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記光学要素は透明な低Ｚ材料である、放射線検出器。
【請求項７】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記光学要素は：
ＰＭＭＡ；
エポキシ；
ポリエチレンテレフタレート；
ポリカーボネート；
ポリスチレン；
ＹＡＧ；及び
ＺｎＳｅ；
の少なくとも１つを有する、放射線検出器。
【請求項８】
請求項１に記載の放射線検出器であって：
前記上部シンチレータと接していない前記光学要素の表面と、前記上部及び下部光検出器の光感応性領域に隣接する表面を除く前記上部及び下部シンチレータの全ての側部とに形成された反射性コーティング；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項９】
請求項１に記載の放射線検出器であって、前記上部シンチレータは、セレン化亜鉛及びイットリウム−アルミニウム−ガーネットのうちの一を有し、前記下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物を有する、放射線検出器。
【請求項１０】
請求項１に記載の放射線検出器であって：
前記上部シンチレータと前記下部シンチレータとの間に連続的な層として備えられている１つ又はそれ以上の中間シンチレータであって、各々の連続的な中間シンチレータは、前記Ｘ線源に近接して備えられているシンチレータにより透過された放射線を受け入れ、低エネルギーの放射線を光に変換し、高エネルギーの放射線を透過する、中間シンチレータ；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項１１】
請求項１０に記載の放射線検出器であって：
それぞれの中間シンチレータからの光を受け入れて電気信号に変換するように、前記それぞれの中間シンチレータと各々、光学的に結合されている中間光検出器；並びに
前記それぞれの中間シンチレータからの光を収集して、前記それぞれの中間光検出器に導くように、前記それぞれの中間シンチレータ及び前記中間光検出器と各々、光学的に結合されている中間光学要素；
を更に有する、放射線検出器。
【請求項１２】
請求項１に記載の放射線検出器のアレイを有するコンピュータ断層撮影スキャナ。
【請求項１３】
Ｘ線源；及び
請求項１に記載の放射線検出器の二次元アレイ；
を有するＸ線撮影システム。
【請求項１４】
上部及び下部光検出器の光感応面において上部及び下部シンチレータを作る段階；
前記上部シンチレータに光学要素を結合する段階；
前記上部光検出器に前記光学要素及び前記上部シンチレータを光学的に結合する段階；並びに
前記下部光検出器に前記下部シンチレータを光学的に結合する段階；
を有する、放射線検出器を製造する方法。
【請求項１５】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータは約０．１０ｍｍに等しい厚さを有し、前記上部光検出器は少なくとも０．６５ｍｍに等しい高さの光感応面を有する、方法。
【請求項１６】
請求項１５に記載の方法であって、前記上部及び下部シンチレータは同じシンチレーション材料を有する、方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法であって、前記上部及び下部シンチレータはガドリニウム酸硫化物（ＧＯＳ）を有する、方法。
【請求項１８】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータはある厚さを有し、各々の上部光検出器の光感応性面は、前記上部シンチレータの前記厚さより実質的に大きい高さを有する、方法。
【請求項１９】
請求項１４に記載の方法であって、前記上部シンチレータに前記光学要素を光学的に結合する段階は、上部及び下部シンチレータの少なくとも一において前記光学要素を光学的に結合させる段階を有する、方法。
【請求項２０】
請求項１４に記載の方法であって：
前記上部光検出器に結合されている前記上部シンチレータ及び前記光学要素の面を除いて、反射性コーティングで一体として前記上部シンチレータ及び前記光学要素を覆う段階；
を更に有する、方法。
【請求項２１】
請求項１４に記載の方法であって、前記下部シンチレータはＧＯＳを有し、前記上部シンチレータは：
ＧＯＳ；
ＣｄＷＯ４；
ＺｎＳｅ；及び
ＹＡＧ；
のうち少なくとも１つを有する、方法。
【請求項２２】
請求項１４に記載の方法により製造される放射線検出器。
【請求項２３】
互いに隣接して備えられている複数のタイルを有する放射線検出器であって、各々のタイルは：
低エネルギーのＸ線を可視光に変換し、高エネルギーのＸ線を透過するために、Ｘ線源に対向している薄いシンチレータの上部アレイ；
前記透過された高エネルギーのＸ線を可視光に変換するために、前記Ｘ線源に対向して、前記上部アレイに隣接して備えられている、厚いシンチレータの下部アレイ；
前記上部シンチレータにより発せられる可視光を検知するために、各々が関連上部シンチレータに光学的に結合されている、各々の光検出器が関連アクティブ領域を有する、光検出器の上部アレイであって、各々の上部光検出器のアクティブ領域が前記関連上部シンチレータに比べて大きい鉛直方向の寸法を有する、光検出器の上部アレイ；
前記下部シンチレータにより発せられる可視光を検知するために、各々が前記下部シンチレータに光学的に結合されている関連アクティブ領域を有する、光検出器の下部アレイ；並びに
前記上部光検出器の前記アクティブ領域の光収集効率が高くなるように、前記上部シンチレータにより発せられる光を収集して、前記上部光検出器のアクティブ領域に前記収集した光を方向付けるために、前記上部光検出器の対応する一の前記アクティブ領域に光学的に結合され、各々の前記上部シンチレータに隣接して備えられている光学要素；
を有する、放射線検出器。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【公表番号】特表２００８−５３８９６６（Ｐ２００８−５３８９６６Ａ）
【公表日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−５０８３５３（Ｐ２００８−５０８３５３）
【出願日】平成１８年４月６日（２００６．４．６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００６／０５１０６２
【国際公開番号】ＷＯ２００６／１１４７１５
【国際公開日】平成１８年１１月２日（２００６．１１．２）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年４月６日（２００６．４．６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００６／０５１０６２
【国際公開番号】ＷＯ２００６／１１４７１５
【国際公開日】平成１８年１１月２日（２００６．１１．２）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
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