特許 7167201 Ｘ線位相差検出器

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2022-10-28

(45)【発行日】2022-11-08

(54)【発明の名称】Ｘ線位相差検出器

(51)【国際特許分類】

   G01T 7/00 20060101AFI20221031BHJP

   A61B 6/00 20060101ALI20221031BHJP

   G01T 1/24 20060101ALI20221031BHJP

   G01T 1/20 20060101ALI20221031BHJP

【ＦＩ】

G01T7/00 A

A61B6/00 331Z

G01T1/24

G01T1/20 G

【請求項の数】 15

【外国語出願】

(21)【出願番号】P 2021013763

(22)【出願日】2021-01-29

(65)【公開番号】P2021128153

(43)【公開日】2021-09-02

【審査請求日】2021-06-02

(31)【優先権主張番号】16/789,100

(32)【優先日】2020-02-12

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(73)【特許権者】

【識別番号】390041542

【氏名又は名称】ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ

(74)【代理人】

【識別番号】100105588

【弁理士】

【氏名又は名称】小倉 博

(74)【代理人】

【識別番号】100151286

【弁理士】

【氏名又は名称】澤木 亮一

(72)【発明者】

【氏名】ウーヴェ・ヴィードマン

(72)【発明者】

【氏名】ビジュ・ジェイコブ

(72)【発明者】

【氏名】ピーター・マイケル・エディック

(72)【発明者】

【氏名】ブライアン・デビッド・ヤノフ

【審査官】中尾 太郎

(56)【参考文献】

【文献】特開２０１０－２３６９８６（ＪＰ，Ａ）

【文献】特表２０１８－５２８４０８（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１０／０２４６７６５（ＵＳ，Ａ１）

【文献】米国特許出願公開第２０１５／０３２３６７９（ＵＳ，Ａ１）

【文献】米国特許出願公開第２０１８／０１９２９８０（ＵＳ，Ａ１）

【文献】米国特許出願公開第２０１８／０２２４５６４（ＵＳ，Ａ１）

【文献】欧州特許出願公開第０３４４７５３８（ＥＰ，Ａ１）

【文献】国際公開第２０１２／０５６７２４（ＷＯ，Ａ１）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ｇ０１Ｔ ７／００

Ａ６１Ｂ ６／００

Ｇ０１Ｔ １／２４

Ｇ０１Ｔ １／２０

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

位相差画像検出器（１４）であって、
複数のピクセル（９２）であって、各ピクセル（９２）が、
Ｘ線光子（１０４）に応答して測定可能なパラメータを生成する検出材料と、
位相差干渉パターンに対応する交互パターンである複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）であって、前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体が、３つのインターリーブされた櫛形構造を含む交互のアームのパターンを含む、前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体と
を含む、複数のピクセル（９２）と、
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）から信号を読み出すように構成された読み出し回路（９６）と、を含む位相差画像検出器（１４）。

【請求項2】

Ｘ線源から照射されるＸ線放射ビームの経路が、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向に並ぶ複数のピクセル上に位置し、
前記複数のピクセルが、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向において異なる長さを有する、請求項１に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項3】

前記Ｘ線放射ビームの経路の方向における前記ピクセルの深さが増加するに従って、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向における前記ピクセルの長さが増加する、請求項２に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項4】

前記検出材料は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して電荷雲（１２０）を生成することができる直接変換材料を含み、前記電荷雲（１２０）は前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体によって測定される、請求項２に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項5】

前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、複数の交互のフォトダイオード（１１０）を含む、請求項１に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項6】

前記検出材料は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して１つまたは複数の低エネルギー光子を生成することができるシンチレータ（１０６）を含み、前記１つまたは複数の低エネルギー光子は前記１つまたは複数のフォトダイオード（１１０）によって検出される、請求項５に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項7】

前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、位相差撮像システム（１０）において検出器側アナライザグレーティング（８４）として機能する、請求項１に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項8】

前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）から取得された信号は、アナライザグレーティング（８４）の異なる位相ステップでの複数の取得なしに、前記位相差干渉パターンの振幅、オフセット、および位相を決定するために使用可能である、請求項１に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項9】

前記読み出し回路（９６）は、一致論理（１４０）を使用して、電荷雲（１２０）の中心をそれぞれのサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）に局在化するように構成され、前記電荷雲（１２０）は、入射Ｘ線光子（１０４）に応答して生成される、請求項１に記載の位相差画像検出器（１４）。

【請求項10】

位相差撮像システム（１０）であって、
動作中に撮像ボリュームを通してＸ線を放出するように構成されたＸ線源（１２）と、
前記撮像ボリュームを通るＸ線の経路にある少なくとも１つのグレーティング位置であって、前記Ｘ線は、前記少なくとも１つのグレーティングを通過すると、位相差干渉パターンを有する、少なくとも１つのグレーティング位置と、
前記Ｘ線源（１２）によって放出され、前記少なくとも１つのグレーティングを通過するＸ線に応答して信号を生成するように構成された位相感応型検出器（１４Ａ）と、を含み、前記位相感応型検出器（１４Ａ）は、
複数のピクセル（９２）であって、前記ピクセル（９２）の一部またはすべてが、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）を各々含み、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、前記位相差干渉パターンに対応する交互パターンであり、前記サブピクセル解像度読み出し構造体が、３つのインターリーブされた櫛形構造を含む交互のアームのパターンを含む、複数のピクセル（９２）と、
臨床画像を生成するために前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって生成された前記信号を処理するように構成された１つまたは複数の処理構成要素（５６）と、を含む、位相差撮像システム（１０）。

【請求項11】

前記ピクセル（９２）は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して電荷雲（１２０）を生成することができる直接変換材料をさらに含み、前記電荷雲（１２０）は、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって測定される、請求項１０に記載の位相差撮像システム（１０）。

【請求項12】

前記Ｘ線源から照射されるＸ線放射ビームの経路が、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向に並ぶ複数のピクセル上に位置し、
前記複数のピクセルが、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向において異なる長さを有し、
前記Ｘ線放射ビームの経路の方向における前記ピクセルの深さが増加するに従って、前記Ｘ線放射ビームの経路の方向における前記画像の長さが増加する、請求項１０に記載の位相差撮像システム（１０）。

【請求項13】

前記ピクセル（９２）は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して１つまたは複数の低エネルギー光子を生成することができるシンチレータ（１０６）をさらに含み、前記１つまたは複数の低エネルギー光子は、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって検出される、請求項１０に記載の位相差撮像システム（１０）。

【請求項14】

前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、複数の交互のフォトダイオード（１１０）を含む、請求項１０に記載の位相差撮像システム（１０）。

【請求項15】

前記臨床画像は、位相画像、吸収画像、または暗視野画像のうちの１つまたは複数を含む、請求項１０に記載の位相差撮像システム（１０）。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本明細書に開示する主題は、Ｘ線撮像、特に位相差撮像技術に関する。

【背景技術】

【0002】

非侵襲的撮像技術は、患者に侵襲的処置を施すことなく患者の内部構造または特徴の画像を得ることを可能にする。特に、そのような非侵襲的撮像技術は、データを取得し、画像を構築するか、あるいは患者の観察された内部特徴を表すために、様々な物理的原理（ターゲットボリュームを通過するＸ線の差動透過、ボリューム内の音波の反射、ボリューム内の異なる組織および材料の常磁性、体内のターゲット放射性核種の破壊など）に依存している。

【0003】

例として、Ｘ線吸収撮像技術の文脈では、Ｘ線はＸ線源によって生成され、対象物または患者を通過して放射線検出器に到達する。Ｘ線は、ビーム経路内の材料の組成に基づいて、対象物または患者を通過するときに異なって吸収される。この示差的なＸ線吸収により、検出されたＸ線を使用して画像を生成し、対象物または患者の内部構造に関する情報を提供することができる。従来のＸ線画像と考えられるこのような画像は、骨などのＸ線を強く吸収する材料（すなわち、高い原子量または高Ｚ材料）に関する情報を伝達するのに有用であり、より吸収性の低い材料との高いコントラストを示す。しかし、そのようなＸ線吸収ベースの撮像手法は、そのような高Ｚ材料の位置に関係のない情報を生成するのにあまり有用ではない。この欠陥に対処するために、他の撮像技術を使用することができる。Ｘ線も使用するそのような技術の１つは、位相差撮像であり、これは、従来の吸収Ｘ線撮像では利用できない情報を生成することができる。位相差撮像では、一連のグレーティングまたはより少ないグレーティングと組み合わせて使用されるコヒーレント線源を使用して、Ｘ線ビームに位相特性および干渉特性を与えることができる。結果として得られるＸ線ビームは、検出されると、特にビーム経路内の低原子量構造および微細構造に関して追加情報を生成する。しかし、グレーティングを使用することの１つの結果は、放出されたＸ線の一部がグレーティングによって吸収される可能性があり、それは適切な画像を得るためにより高いＸ線線量を必要とする場合があるということである。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0004】

【文献】米国特許出願公開第２０１８／０３２８８６３号明細書

【発明の概要】

【0005】

本明細書に開示された特定の実施形態の概要を以下に記載する。これらの態様は、単にこれらのある特定の実施形態の簡単な要約を読者に提供するために提示されており、これらの態様は、本開示の範囲を限定することを意図していないことを理解されたい。実際、本開示は、以下に記載されていない可能性がある様々な態様を包含することができる。
一実施形態では、位相差画像検出器が提供される。この実施形態によれば、位相差画像検出器は、複数のピクセルを含む。各ピクセルは、Ｘ線光子に応答して測定可能なパラメータを生成する検出材料と、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体と、を含む。サブピクセル解像度読み出し構造体は、位相差干渉パターンに対応する交互パターンである。位相差画像検出器は、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体から信号を読み出すように構成された読み出し回路をさらに含む。

【0006】

さらなる実施形態では、位相差撮像システムが提供される。この実施形態によれば、位相差撮像システムは、動作中に撮像ボリュームを通してＸ線を放出するように構成されたＸ線源と、撮像ボリュームを通るＸ線の経路内の少なくとも１つのグレーティング位置と、を含む。Ｘ線は、少なくとも１つのグレーティングを通過すると、空間干渉パターンを生成する。位相差撮像システムは、Ｘ線源によって放出され、少なくとも１つのグレーティングを通過するＸ線に応答して信号を生成するように構成された位相感応型検出器をさらに含む。位相感応型検出器は、複数のピクセルを含む。ピクセルの一部またはすべては、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体を各々含む。サブピクセル解像度読み出し構造体は、位相差干渉パターンに対応する交互パターンである。位相差撮像システムは、臨床画像を生成するために複数のサブピクセル解像度読み出し構造体によって生成された信号を処理するように構成された１つまたは複数の処理構成要素をさらに含む。

【0007】

追加の実施形態では、位相差撮像のための方法が提供される。この方法によれば、撮像システムのＸ線源は、撮像ボリュームを通してＸ線を放出するように動作される。Ｘ線は、Ｘ線が空間干渉パターンをＸ線に与える少なくとも１つのグレーティングを通過した後に、位相感応型検出器で受け取られる。位相感応型検出器は、複数のピクセルを含む。ピクセルの一部またはすべては、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体を各々含む。サブピクセル解像度読み出し構造体は、位相差干渉パターンに対応する交互パターンである。複数のサブピクセル解像度読み出し構造体によって生成された信号は、位相差干渉パターンの振幅、オフセット、および位相を決定するために処理される。位相画像、吸収画像、または暗視野画像は、位相、振幅、およびオフセットのうちの少なくとも１つまたは複数を使用して生成される。

【0008】

本発明のこれらおよび他の特徴、態様、および利点は、添付の図面を参照しながら以下の詳細な説明を読解すればより良好に理解され、添付の図面においては、図面全体を通して同一の符号は同一の部分を表している。

【図面の簡単な説明】

【0009】

【図1】本開示の態様による、画像を生成する際に使用するための撮像システムの概略図である。

【図2】３つのグレーティングを使用する位相差撮像システムの例を示す図である。

【図3】本開示の態様による、空間干渉パターンのパラメータを示す一般化された波形を示す図である。

【図4】本開示の態様による、２つのグレーティングおよび位相感応型検出器を使用する位相差撮像システムの例を示す図である。

【図5】検出器モジュールおよびピクセルの例を示す図である。

【図6】本開示の態様による、位相感応型検出器モジュールの例を示す図である。

【図7】本開示の態様による、位相感応型検出器モジュールの別の例を示す図である。

【図8】本開示の態様による、シンチレータベースの位相感応型検出器ピクセルの側面図および上面図である。

【図9】本開示の態様による、３つのインターリーブされた櫛形構造を含むピクセルの例を示す図である。

【図10】本開示の態様による、一致論理の実装の例を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0010】

１つまたは複数の具体的な実施形態を、以下で説明する。これらの実施形態の簡潔な説明を提供しようと努力しても、実際の実施態様のすべての特徴を本明細書に記載することができるというわけではない。エンジニアリングまたは設計プロジェクトなどの実際の実施態様の開発においては、開発者らの特定の目的を達成するために、例えばシステム関連および事業関連の制約条件への対応など実施態様に特有の決定を数多くしなければならないし、また、これらの制約条件は実施態様ごとに異なる可能性があることを理解されたい。さらに、このような開発努力は、複雑で時間がかかるが、それでもなお本開示の利益を有する当業者にとっては、設計、製作、および製造の日常的な仕事であることを理解されたい。

【0011】

本発明の様々な実施形態の要素を紹介するとき、「１つの（ａ、ａｎ）」、「この（ｔｈｅ）」、および「前記（ｓａｉｄ）」という冠詞は、それらの要素が１つまたは複数存在することを意味するように意図される。「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、および「有する（ｈａｖｉｎｇ）」という用語は、包括的であることを意図し、列挙された要素以外にもさらなる要素が存在してもよいことを意味する。さらに、以下の説明におけるあらゆる数値例は非限定的なものであることを意図し、したがって追加の数値、範囲、および百分率は開示される実施形態の範囲内にあるものとする。

【0012】

Ｘ線撮像は、患者の体内の構造に関する情報を非侵襲的に取得するために、医師によって頻繁に使用される。従来のＸ線撮像は、体内の様々な組成の構造によるＸ線の吸収差に依存して有用なデータを提供する。特に、そのような示差的に吸収されたＸ線は、体内の高原子量（すなわち、高Ｚ）材料に対して良好なコントラストを示す画像を生成するために使用され得るが、Ｘ線を容易に吸収しない特徴部については限定的な情報を提供する。

【0013】

位相差撮像もＸ線ベースの撮像技術であり、それは、Ｘ線ビームに位相および空間干渉特性を与えるために一連のグレーティング（例えば、吸収または位相グレーティング）をしばしば利用する。検出されたＸ線は、従来のＸ線吸収画像だけでなく、位相画像（組織などの低Ｚ材料に対して良好なコントラストを有する）および暗視野画像（これにより、例えば肺胞などのサブピクセル微細構造を、分解されないが検出することができる）を再構成するために使用することができる。特に、位相画像は、高Ｚの特徴部も含む環境で臨床医が表示または検出したい低Ｚの対象物が存在する状況で有用であり得る。そのような例の１つは、肝臓実質組織内の病変であり、その場合、肝臓と病変との間の組織特性はわずかに異なる。このような位相画像を生成するために、光電吸収なしでコンプトン吸収効果を測定する。しかし、そのような画像を生成するために位相差撮像で使用されるグレーティングは、通常、撮像のために放出されたＸ線のかなりの部分を吸収する。結果として、位相差撮像では、通常、従来の吸収撮像よりも高いＸ線線量が使用される。

【0014】

本明細書に開示した技術は、これらの問題に対処するのに役立つ。特に、本明細書に開示するように、本発明の特定の実施態様は、位相差撮像で通常使用されるグレーティング（すなわち、検出器側グレーティングであり、アナライザグレーティングと示す）のうちの１つを除去し、このグレーティングの機能を検出器自体に統合した検出器を用いる。このようにして、このグレーティングに起因する線量の損失が回避される。これは、検出器側のグレーティングによって吸収されたＸ線がすでに患者を通過し、それによって検出器に到達しない患者に追加のＸ線線量を生成する医用撮像で特に重要である。さらに、この機能を検出器に組み込むことで、本明細書でより詳細に説明するように、異なる位相ステップでアナライザグレーティングを使用して複数の収集を行う必要もなくなる。

【0015】

上記を念頭に置いて、本明細書で説明するような再構成のためのデータを取得するのに適したＸ線撮像システム１０の例が図１に提供される。理解され得るように、Ｘ線ベースの撮像システム１０は、任意の適切なＸ線撮像モダリティ、例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム、Ｃアーム型撮像システム、トモシンセシス撮像システム、従来のＸ線撮像システム、マンモグラフィ撮像システム、透視撮像システムなどであってもよい。

【0016】

図１に示す実施形態では、撮像システム１０は、Ｘ線放射源１２および検出器１４を含む。Ｘ線源１２は、Ｘ線管であってもよいし、または医療または他の画像の取得に適した１つまたは複数の他のＸ線放射源を含んでもよい。線源１２によって生成されたＸ線１６は、撮像される対象物（例えば、非破壊評価または試験を受ける部分）、撮像される組織サンプル、セキュリティスクリーニングを受けるバッグまたはパッケージ、撮像プロトコルを受ける患者などが配置され得る撮像領域内を通過する。図示する例では、撮像を受けている患者１８は、処置中に撮像ボリューム内に配置される。図示する例では、Ｘ線１６は、撮像されるボリュームを通過する扇形（平面）または円錐形（体積）ビーム、例えば、ファンビームまたはコーンビームになるようにコリメートされている。

【0017】

Ｘ線放射２０の一部は、患者１８（または他の関心のある被験者）を通過するか、またはその周りを通過し、一般に検出器１４として表される検出器アレイに衝突する。検出器１４の検出器要素（例えば、ピクセル）は、検出器１４の検出器素子への入射Ｘ線２０の強度を表す電気信号を生成する。これらの信号は、本明細書で説明するように、患者１８内の特徴部の画像を再構成するために、取得および処理される。

【0018】

本明細書で使用される検出器１４に関して、本発明による位相差撮像に適することができる様々なタイプの検出器が企図される。一般に、本明細書で使用される検出器１４は、ピクセルのアレイを含む。各ピクセルは、Ｘ線が相互作用する媒体と、Ｘ線と媒体との相互作用に応答して生成される何らかのプロパティまたは信号を測定するサブピクセル解像度電極と、に関連付けられている。本明細書で説明される特定の実施形態では、所与のピクセルに関連する電極は、実際には、所与のピクセル内のサブピクセル解像度で信号を識別する能力を提供するインターリーブまたは他の不連続な構成（すなわち、１次元または２次元の連続した電極のアレイではない）であり、これは、特定の実施態様において、検出器１４の表面にアナライザグレーティングを提供することによって達成され得るものに匹敵する機能を提供するために活用され得る。

【0019】

シンチレータベースの実施形態（例えば、高エネルギーＸ線光子を検出されるより低いエネルギーの光学光子に変換するためにシンチレータが使用される実施形態）の文脈では、各ピクセルに関連する電極は、光学光子に応答して生成された信号を読み出すのに適したインターレースまたは他の不連続フォトダイオード電極構造の形態をとることができる。直接変換検出器（つまり、シンチレータによって生成される二次光子とは対照的に、Ｘ線光子自体が検出され、半導体材料との相互作用などを介して応答信号を生成する検出器）の文脈では、各ピクセルに関連する電極は、同様に、インターレースまたは他の非連続的な電極のセットとして提供され得る。そのような直接変換型検出器は、エネルギー積分型および／または光子計数型検出器であるなど、特定の追加機能を提供するように構成することができる。光子計数の文脈では、一致検出および／またはスペクトル情報はまた、検出器１４を使用して取得され得る。

【0020】

図示する例では、グレーティング２２、２４（例えば、吸収グレーティングまたは位相グレーティング）は、Ｘ線ビームの経路に配置されている。グレーティング２２は、線源１２が十分に小さいか、および／またはコヒーレントである場合に提供される唯一のグレーティングであり得る。しかし、実際には、追加の線源側グレーティングが線源１２の近くに存在して、より大きなおよび／または非コヒーレントな線源１２を、位相差の文脈において多数の空間的にコヒーレントな線源として効果的に知覚させることができる。そのようなグレーティングは、位相差撮像を容易にするために存在することができる。図示する例では、線源１２に対して患者１８の反対側（すなわち、検出器側）にあるアナライザグレーティング２４も提供されている。

【0021】

この例では、線源１２および検出器１４（ならびに任意のグレーティング、フィルタ、コリメータなど）は、イメージャサブシステム３０の一部であってもよい。特定の撮像モダリティ（例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、Ｃアーム血管造影、トモシンセシス）では、イメージャ３０の線源１２および検出器１４は、投影データが取得される走査手順中に１つまたは複数の軸に沿って患者または撮像対象物に対して移動され得る。例えば、イメージャ３０は、第１の回転軸、第２の回転軸、または第３の回転軸、またはそれらの任意の組み合わせの周りを移動することができる。一実施形態では、イメージャ３０の並進および回転は、指定されたプロトコルに従って決定または調整され得る。あるいは、非破壊検査アプリケーションなどで、対象物が再配置されている間、イメージャ３０を一定に保つことができる。

【0022】

イメージャ３０の動きは、もしあれば、１つまたは複数の線形／回転サブシステム４６によって開始および／または制御され得る。線形／回転サブシステム４６は、イメージャ３０の相対的な回転および／または並進運動を可能にする支持構造体、モータ、歯車、ベアリングなどを含むことができる。一実施形態では、線形／回転サブシステム４６は、線源１２および検出器１４、あるいは、対象物または患者１８を支持する構造装置（例えば、Ｃアーム、回転ガントリ、ターンテーブルなど）を含むことができる。

【0023】

システムコントローラ４８は、イメージャ３０の構成要素の動きを開始および／または制御する線形／回転サブシステム４６を制御することができる。実際には、システムコントローラ４８は、撮像操作の実行を容易にするために、１つまたは複数のプロセッサによって実行可能な命令を集合的に格納する、有形の非一時的な機械可読媒体を含む、またはそれと通信する、１つまたは複数の処理装置を組み込むことができる。システムコントローラ４８はまた、例えば、特定の撮像シーケンス中に取得されたＸ線データの取得を制御するために、線源１２の活性化のタイミングを制御する特徴部を含むことができる。システムコントローラ４８はまた、ダイナミックレンジの初期調整、デジタル投影データのインターリーブなどのための、様々な信号処理およびフィルタリング機能を実行することができる。したがって、一般に、システムコントローラ４８は、検査プロトコルを実行するように撮像システム１０の動作を命令するとみなすことができる。説明を容易にするために、イメージャ３０を使用して、取得、移動などを制御するユニットであるとして、システムコントローラ４８を以下で参照することに留意されたい。しかし、システムコントローラ４８が他の制御装置（例えば、イメージャに局在する、またはシステム１０から遠隔にある他の制御回路）と連動して動作する実施形態もまた、本開示に含まれる。

【0024】

本文脈では、システムコントローラ４８は、システムコントローラ４８がイメージャ３０および線形／回転サブシステム４６の動作を制御することを可能にする信号処理回路および様々な他の回路を含む。図示する実施形態では、回路は、Ｘ線源１２を動作させるように構成されたＸ線コントローラ５０を含むことができる。システムコントローラ４８の回路はまた、１つまたは複数のモータコントローラ５２を含むことができる。モータコントローラ５２は、線源１２および検出器１４の移動に関与する様々な構成要素の起動を制御することができる。言い換えれば、モータコントローラは、イメージャ３０の構成要素の相対運動のための特定の取得軌道または運動を実施することができる。

【0025】

システムコントローラ４８はまた、１つまたは複数のデータ収集システム５４を含むものとして示されている。一般に、検出器１４は、システムコントローラ４８、より具体的にはデータ収集システム５４に結合されてもよい。データ収集システム５４は、検出器１４の読み出し電子機器によって収集されたデータを受信することができ、特定の実施形態では、（例えば、アナログ信号をデジタル信号に変換することによって、または他のフィルタリング、変換、または同様の操作を実行することによって）データを処理することができる。

【0026】

システム１０に存在する、有形の非一時的な機械可読媒体、およびこの媒体に格納された命令を実行するように構成されたプロセッサは、システムコントローラ４８またはシステム１０の他の構成要素の様々な構成要素間で共有され得ることに留意されたい。例えば、図示するように、Ｘ線コントローラ５０、モータコントローラ５２、およびデータ収集システム５４は、処理構成要素５６によって実行されると画像取得および再構成技術を実行する命令を格納する１つまたは複数のメモリデバイス５８と協調するように各々特別に構成された１つまたは複数の処理構成要素５６を共有することができる。さらに、処理構成要素５６およびメモリ構成要素５８は、様々な画像再構成プロセスを実行するために調整することができる。

【0027】

システムコントローラ４８およびそれが含む様々な回路、ならびに処理構成要素５６およびメモリ構成要素５８は、オペレータワークステーション６０を介してオペレータによってアクセスまたは制御され得る。オペレータワークステーション６０は、本明細書に記載の技術に対するオペレータ入力を可能にすることができる１つまたは複数のプログラム（例えば、１つまたは複数の撮像プログラム）を含むことができる任意の特定用途向けまたは汎用のコンピュータを含むことができる。オペレータワークステーション６０は、マウス、キーボード、トラックボール、またはオペレータがコンピュータと対話することを可能にする他の同様の特徴部などの様々な入力デバイスを含むことができる。オペレータワークステーション６０は、例えば、メモリデバイス５８に格納された特定の命令を調整することによって、オペレータが様々な撮像パラメータを制御することを可能にすることができる。

【0028】

オペレータワークステーション６０は、画像、患者データなどを印刷するためにプリンタ６２に通信可能に結合され得る。オペレータワークステーション６０はまた、オペレータが様々なパラメータをリアルタイムで表示すること、取得されたデータによって生成された画像などを表示することを可能にするディスプレイ６４と通信することができる。オペレータワークステーション６０はまた、特定の実施形態では、画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）６６に通信可能に結合され得る。そのようなシステムは、患者データ、患者画像、画像取得パラメータなどの保存を可能にすることができる。この格納された情報は、撮像施設全体で共有されてもよく、また、他の施設、例えば、リモートクライアント６８と共有されてもよい。リモートクライアント６８は、病院、診療所、または他の同様のクライアントを含むことができる。

【0029】

本手法の様々な態様は、従来の位相差撮像技術の特徴を示す図２に関してさらに理解され得る。このような位相差撮像技術は、通常、ビーム経路内の対象物で観察された空間干渉パターンを、対象物が存在しない場合の空間干渉パターンと比較することによって、各ボクセルの位相シフト角度を決定する。従来の位相差コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムの文脈において、その態様は図２に示され、グレーティング（通常は３つのグレーティング）が干渉パターンを生成するために使用され得る。この例では、線源側グレーティングＧ_０（符号８０で示す）がＸ線源１２の近くに配置されて、空間コヒーレンスを確保し、非コヒーレントＸ線源の動作に応答して、個々にコヒーレントであるが相互に非コヒーレントな放射のアレイを効果的に形成する。ビーム経路内の位相対象物は、Ｘ線のコヒーレントサブセットごとにわずかな屈折を引き起こす。そのように導入された角度偏差は、Ｘ線検出器１４（図１に示すように）によって検出され得るグレーティングＧ_１およびＧ_２（それぞれ符号８２および８４で示す）のペアを介して局所的に伝達される強度の変化をもたらす。特に、そのような配置のグレーティングＧ_１８２は、線源１２と検出器１４との間に配置され、波面に周期的な干渉パターンを刻印する。グレーティングＧ_２８４は、検出器の近くに配置され（すなわち、Ｇ_２は検出器側グレーティングである）、サブピクセル解像度の干渉パターン変調を解像する。実際には、グレーティングは、必要に応じてフォトリソグラフィと電気めっきを使用してシリコンウェーハから製造することができる。可能な限り最高の感度（図２に示す距離Ｌ_２の関数である）を得るために、Ｇ_１グレーティング８２が線源１２の近くにあることが望ましい場合がある。

【0030】

位相差撮像で作成された空間干渉パターンに関して、図３に目を向けると、簡単な説明が以下の説明を理解するのに役立ち得る。特に、位相差撮像で作成された干渉パターンには、測定可能な３つのパラメータがある（周期は設計により既知である）、すなわち、（１）オフセット、（２）位相、および（３）振幅である。本明細書で使用されるオフセットは、従来のＸ線撮像の場合のように、全体的な減衰から生じる。位相は、基準に対する干渉パターンの空間シフトであり、テスト対象の対象物を通過するＸ線によって見られる総屈折率の実数部の勾配に対応する。干渉パターンの振幅は、パターンの山と谷の差であり、微細構造が存在すると減少する可能性がある。これらの３つのパラメータは、サンプルパターンまたは波形の文脈で図３に示されている。

【0031】

上記を念頭に置いて、図２に示す従来の配置は位相差撮像に適しているが、Ｘ線の一部が３つのグレーティングの各々によって吸収され、検出器１４に到達するＸ線束を減少させるので、そのような配置は高いＸ線束を必要とすることができる。例として、Ｘ線束のすべて（患者１８によって吸収された部分を除く）が検出器１４に到達する従来のＣＴ（すなわち、吸収ベースの撮像）とは対照的に、グレーティングベースの位相差撮像では、様々なグレーティングによる偶発的な吸収のために、放出された線束の限られた部分（例えば、２５％）のみが検出器１４に到達することができる。医療の文脈では、これにより、患者の動きを凍結し、有用な画像を取得するために、より高い線束が使用される場合がある。グレーティングＧ_２８４は、患者を通過するＸ線束の一部を吸収し、それにより、イメージャサブシステム３０の線量効率を低下させる。

【0032】

位相差撮像におけるグレーティングに起因する磁束の損失を低減するために、本発明は、図４に示すように、検出器側グレーティングＧ_２８４を排除し、このグレーティングの機能を位相感応型検出器１４Ａに統合する。グレーティングＧ_２によるＸ線吸収によるＸ線束（および関連する患者線量）の損失を排除することに加えて、この技術には、位相差撮像プロトコルに典型的なように、異なる位相ステップで複数の取得を行う必要がないというさらなる利点がある。特に、従来の位相差撮像取得では、アナライザグレーティングＧ_２８４が標準ＣＴ検出器の前で使用される場合、各ピクセルに対して一度に１回の測定しか行うことができない。このため、干渉パターンの周波数に等しい周期性のアパーチャを備えたアナライザグレーティングＧ_２８４は、通常、シフトされ、追加の（例えば、合計３回の測定）後続の測定が行われる。位相感応型検出器１４Ａ（例えば、以下でより詳細に説明するように、複数のピクセル電極が干渉パターンの周期に対応するサブピクセル解像度を提供する検出器）を使用することにより、３つの独立した測定をすべて同時に行うことができる。

【0033】

これを念頭に置いて、図５、図６、および図７は、検出器１４Ａを形成するために使用され得る検出器モジュール９０の例、および検出器モジュール９０に提供されるピクセル９２の例を示す。一実施形態では、検出器モジュール９０は、ケイ素、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、またはシンチレータ中間成分なしでＸ線に応答して信号を生成する他の適切な検出器材料、すなわち、直接変換検出器材料を使用して形成された複数のピクセル９２を含む。しかし、他の実施形態では、シンチレータは、図８および図９に関してより詳細に説明するように、検出器１４の一部として存在してもよい。図５～図７に示すように、ピクセル９２は、検出器内の異なる深さで同様の応答を可能にするように、Ｘ線ビーム経路２０の方向に長さが増加することができる。あるいは、Ｘ線ビームの方向と整列する単一の長いピクセルが提供され得る。読み出し回路９６は、検出器モジュール９０の側面または底部に設けられているように描かれているので、検出器モジュール９０を横から横へ、または端から端へと組み合わせることができ、広い視野または構成可能な視野を提供することができる。

【0034】

これらの図に関して、図５は、Ｘ線が相互作用するピクセル９２に関連する検出材料または変換材料９４（半導体材料など）を示している。図５の例では、それぞれのピクセル内で、単一の連続電極９８が、ピクセル９２の変換材料９４に関連付けられている。逆に、図６および図７は、それぞれのピクセル９２内で、複数の非連続電極９８Ａ、９８Ｂ、９８Ｃが、サブピクセル解像度測定を提供するために、各それぞれのピクセル９２の変換材料９４に関連付けられることを示す。図示する例では、図６および図７の電極は、インターレース櫛形パターンとして提供され、一実施形態では、所与の位相差撮像システムの空間干渉パターンの周波数に対応するサブピクセル解像度距離および分離を有することができる。

【0035】

例えば、図６では、電極９８Ａ、９８Ｂは、２つのインターリーブされた櫛形を含む交互のアームのパターンを形成する。図７では、電極９８Ａ、９８Ｂ、９８Ｃは、３つのインターリーブされた櫛形を含む交互のアームのパターンを形成し、そのうちの１つは、各電極への個別の電気的接続を可能にするように、他の導電性トレースの平面の外側に提供される導電性ブリッジ１００によってスパンされる。検出器モジュール９０のすべてのピクセル９２が複数のサブピクセル解像度電極を有する実施形態が企図され、また、検出器モジュール９０の一部のピクセル９２のみが複数のサブピクセル解像度電極を有する実施形態、例えば、検出器モジュール９０の一部またはすべてのピクセル９２などの実施形態が企図されることに留意されたい。本明細書で説明するように、電極９８のインターレースパターンは、位相差干渉パターンの周期に対応する間隔を有することができ、したがって、アナライザグレーティングがシフトされる複数の離散的な測定を必要とし、追加の取得時間および患者の線量を必要とするのとは対照的に、関心のある３つのパラメータ（すなわち、オフセット、位相、および振幅）のすべてを同時に測定することが可能である。２つおよび３つのインターリーブされたサブピクセル解像度電極のパターンがそれぞれ図６および図７に示されているが、位相差信号を正確に推定するために必要に応じて追加のインターリーブされたサブピクセル解像度電極を使用する代替構成が企図される。

【0036】

電極９８（またはフォトダイオードなどの他のパターン化された特徴部）が走る方向は、実施形態に応じて変化してもよく、Ｘ線ビーム２０の方向（図示するように）か、Ｘ線ビーム２０に直交するかのいずれかであり得る。Ｘ線ビーム２０に平行に走る場合、櫛形９８の線は、図６および図７に示すように、Ｘ線ビーム２０の方向に線パターンを形成する。逆に、パターン特徴がＸ線ビーム２０に直交する場合、上記のように、位相差干渉パターンに対応する間隔を有する符号化アパーチャを含む任意のパターンを使用することができる。

【0037】

図８に目を向けると、フォトダイオードベースの位相差検出器に関連する別の実施形態が示されている。この例では、様々な特徴部をより適切に表現するために、側面図（上）と上面図（下）が共に示されている。単一の検出器ピクセル９２が示され、側面図は、検出器ピクセル９２に関連する構成要素のスタックを示し、上面図は、空間干渉パターンの様々な位相１、２、および３に対応する関連の別個の読み出し経路（ａ_１、ａ_２、ａ_３）を有するサブピクセルフォトダイオード配置のみを示す。

【0038】

特に、図８に示す上面図は、光結合層１０８を介して複数のサブピクセルフォトダイオード１１０と光通信する高解像度シンチレータ１０６を示すが、それは特定の実施形態では存在しなくてもよい。シンチレータ１０６は、高Ｚ材料から形成されてもよく、ピクセル９２に対応する列または他の構造に配置されてもよく（すなわち、シンチレータ１０６がピクセル化されてもよく）、あるいは検出器表面に対してモノリシックであってもよい。

【0039】

図示する例では、Ｘ線光子２０は、シンチレータ１０６と相互作用して、サブピクセルフォトダイオード１１０によって検出することができる低エネルギー光子（例えば、光学光子）を生成する。図示するように、サブピクセルフォトダイオード１１０は、交互の分離されたパターンにグループ化されて、３つのインターリーブされたフォトダイオード１１０Ａ、１１０Ｂ、１１０Ｃを形成し、位相差撮像システムの空間干渉パターンの周波数に対応する分離距離を有する。この例では、ピクセル９２は、３つの別個のインターリーブされたサブピクセルフォトダイオード１１０Ａ、１００Ｂ、１１０Ｃを使用して読み取られ、その結果、ピクセル９２に関連する読み出しチャネルが複数のサブピクセルから構成される。特定の実施態様では、サブピクセルフォトダイオード１１０は、幅が数μｍ（例えば、２～５μｍ）から数十μｍ（例えば、３０～８０μｍ）の範囲である。一実施形態では、サブピクセルフォトダイオード１１０は、相補型金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）デバイス、横方向金属半導体金属（ＭＳＭ）デバイスなどとして製造され得る。前の例のように、そして以下のさらなる説明のために、対応する（すなわち、同じ位相の）サブピクセルフォトダイオード１１０の信号は、事前読み出し（すなわち、アナログ）ドメインまたは読み出し後（すなわち、デジタル）ドメインのいずれかで「位相」櫛形を形成するために組み合わされる。上記のように、３つのインターリーブされたサブピクセル解像度電極のパターンが図８に示されているが、位相差信号を正確に推定するために必要に応じて２つ以上のインターリーブされたサブピクセル解像度フォトダイオードを使用する代替構成が企図される。

【0040】

図９に目を向けると、図７に見られるような３つのインターリーブされた櫛形９８Ａ、９８Ｂ、９８Ｃのパターンを有するパターン化されたピクセルが、ピクセル９２のために読み出され得る測定信号ａ_１、ａ_２、ａ_３を生成するために検出材料（例えば、直接変換材料、または代替的にシンチレータ材料）と相互作用するＸ線光子１０４と関連して図示されている。検出された各Ｘ線光子１０４について、電荷雲が形成され、それは、検出材料または中間基板を通って移動する間に広がり、１つまたは複数のサブピクセル解像度電極９８（または、代替的にフォトダイオード１１０）によって測定または検出される信号を生成する。このようにして、イベント中に（つまり、所与のＸ線光子相互作用によって）蓄積された総エネルギーを決定することができる。一致検出論理（以下でより詳細に説明する）を備えた検出器システムでは、異なる電極９８（または必要に応じてフォトダイオード１１０）での測定は、時間的に一致し、したがって同じＸ線光子に起因すると決定され得る。さらに、電荷雲の中心（すなわち、干渉パターン内の位置）は、サブピクセル解像度で局在化することができ、電荷雲の大きさ（これは、光子が吸収される検出材料内の深さに依存してもよく、光子のエネルギーに依存してもよい）をより正確に決定することができる。これを念頭に置いて、Ｘ線光子イベントを検出する異なるそれぞれの電極９８（またはフォトダイオード１１０）に関連する測定値ａ_１、ａ_２、ａ_３を使用して、単一のＸ線光子について関心のある３つのパラメータを決定することができる。

【0041】

例えば、図３を参照すると、干渉パターンは、以下の形態の強度分布Ｉ（ｘ）を有すると仮定することができる。

【0042】

【数1】

【0043】

周期ｐ、オフセットＡ_ＤＣ、振幅Ａ、位相φ。このパターンが、周期の３分の１（１／３）の間隔で、測定された振幅ａ_１、ａ_２、ａ_３を有する３つの場所でサンプリングされると仮定すると、ａ_１＝Ｉ（０）、ａ_２＝Ｉ（ｐ／３）、およびａ_３＝Ｉ（２ｐ／３）となる。理解され得るように、周期ｐはシステムの形状または設定によって決定されるので、それを測定する必要はない。次に、干渉パターンのパラメータは、測定された振幅ａ_１、ａ_２、ａ_３から次のように計算することができる。

【0044】

オフセット（Ａ_ＤＣ）：

【数2】

【0045】

振幅（Ａ）：

【数3】

【0046】

位相（φ）：

【0047】

【数4】

【0048】

この例では、対象の３つのパラメータを明確に測定するために、３つのサブピクセル測定チャネル（すなわち、ａ_１、ａ_２、ａ_３）が必要である。個々のサブピクセル解像度の電極またはフォトダイオードのサイズ、異なる数のサブピクセル解像度の電極またはフォトダイオードを説明するために、ノイズの存在下でのロバスト性を改善するなどのために、代替的な公式を使用することができる。特定の実施形態では、個々のサブピクセルチャネルの検出しきい値は、信号の損失を回避するために、すなわち、Ｘ線光子イベントに関連する信号が単一のチャネルに起因するのとは対照的に複数のチャネル間で分割されてもよいことを考慮して、単一のピクセル読み出しチャネルに使用されるものと比較して低くされてもよい。すなわち、しきい値ベースのカットオフは、所与の信号が、有効な測定値を破棄することを防ぐために、単一の電極読み出しチャネルではなく、２つ以上の電極読み出しチャネル間で分割され得ることを考慮に入れるように調整されてもよい。一致検出論理は、すべてのチャネルの合計が適切な集計しきい値を超えているＸ線光子イベントのみをカウントするために使用できる。すなわち、個々のサブピクセル電極チャネルの検出しきい値は、単一の電極の読み出しに使用され得るしきい値と比較して低くすることができるが、それでも、すべてのサブピクセルチャネルの合計が、単一の電極読み出しチャネルのみが使用された場合に使用されるしきい値に少なくとも等しいことが要求される。

【0049】

Ｘ線光子イベントに関連する電荷雲および上述の一致検出論理の使用に関して、そのような論理の意義は、前の議論から分かるように、Ｘ線光子イベント（複数のサブピクセル解像度電極９８またはフォトダイオード１１０に広がってもよい）のために検出された電荷のすべてを、単一または１次サブピクセル解像度電極９８またはフォトダイオード１１０に割り当てるか、またはそうでなければ関連付けることができることに部分的に関係している。図１０に目を向けると、複数のサブピクセル解像度電極９８（または代替的な文脈ではフォトダイオード）の文脈での一致検出の一例が示されている。この例では、検出器１４のそれぞれのピクセル９２の検出材料と相互作用するＸ線光子（例えば、チャネルごとにアナログ－デジタル変換（ＡＤＣ）が組み込まれた光子計数検出器）が初期電荷雲１２０を発生させる。上部電極９８と下部電極（図示せず）との間に印加される電圧により、電荷雲１２０が上部電極（すなわち、サブピクセル解像度電極９８）に向かって移動して広がり（符号１２２で示す）、その結果、測定可能な信号（ａ_１、ａ_２、ａ_３）が複数の電極９８で生成される。この例では、各電極９８での信号（例えば、誘起された電荷）は、チャネルごとにそれぞれの電荷感応型増幅器（ＣＳＡ）およびシェーパ１２６によって収集および処理される。各チャネルの信号は、しきい値電圧Ｖ_ｔｈに基づく比較器出力によってトリガされるＡＤＣ回路１２８に渡され、Ｖ_ｔｈはノイズフロア（例えば、５ｋｅＶ～１０ｋｅＶ）の近くであるがそれより上に設定される。

【0050】

検出された各イベントは、関連する各電極（またはフォトダイオード）のタイムスタンプｔおよびデジタル出力ｄを生成する。タイムスタンプｔは、一致論理１４０に渡され、一致論理１４０は、それぞれのタイムスタンプｔの時間的近接性に基づいて、電荷が電極９８間で共有されているかどうかを判定する。Ｘ線光子イベントからの電荷が電極９８の間で共有されたという判定に基づいて、「勝者独占」論理を作動させることができ、（最大の測定信号などに基づいて）Ｘ線光子イベントの位置に対応するように決定された電極（またはフォトダイオード）に対して、正しい（すなわち、入射）カウンタが増分される。特定の実施態様では、「勝者独占」論理では、適切なカウンタを増分するために、Ｘ線イベントに対して測定された総エネルギーがエネルギーしきい値よりも大きいことも必要になり得る。特定の実施形態では、ピクセル９２間の潜在的な電荷共有（２つ以上のピクセル９２の縁部の近くに入射するＸ線光子などによる）を説明するために、さらなる「勝者独占」の集約ステップが発生してもよい。

【0051】

本発明の技術的効果には、パターン化されたピクセル表面（例えば、インターレースまたはインターリーブされたフォトダイオードまたは電極）を含む検出器を有する位相差画像検出器が含まれる。このような検出器を使用するシステムは、位相差撮像を実行するために３つのグレーティングの代わりに２つのグレーティングのみを使用することができ、第３のグレーティングの機能は、ピクセル電極またはフォトダイオードの不連続パターンによって実行される。検出器を使用して取得された測定値は、アナライザグレーティングの異なる位相ステップで複数の取得を行うことなく、位相差干渉パターンのオフセット、振幅、および位相を決定するために使用することができる。

【0052】

本明細書は、最良の様式を含む本発明を開示するため、およびどのような当業者も、任意の装置またはシステムの作製および使用ならびに任意の組み込まれた方法の実行を含む本発明の実践を可能にするために、実施例を使用している。本発明の特許可能な範囲は、特許請求の範囲によって定義され、当業者が想到する他の実施例を含むことができる。そのような他の実施例は、特許請求の範囲の文言と異ならない構造要素を有する場合、または特許請求の範囲の文言と実質的な差のない等価の構造要素を含む場合、特許請求の範囲内にあることが意図されている。
［実施態様１］
位相差画像検出器（１４）であって、
複数のピクセル（９２）であって、各ピクセル（９２）が、
Ｘ線光子（１０４）に応答して測定可能なパラメータを生成する検出材料と、
位相差干渉パターンに対応する交互パターンである複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）と、を含む、複数のピクセル（９２）と、
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）から信号を読み出すように構成された読み出し回路（９６）と、を含む位相差画像検出器（１４）。
［実施態様２］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、交互のアームを有する２つ以上の電極を含む、実施態様１に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様３］
前記２つ以上の電極はインターリーブされた櫛形構造を形成する、実施態様２に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様４］
前記検出材料は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して電荷雲（１２０）を生成することができる直接変換材料を含み、前記電荷雲（１２０）は２つ以上の電極によって測定される、実施態様２に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様５］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、複数の交互のフォトダイオード（１１０）を含む、実施態様１に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様６］
前記検出材料は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して１つまたは複数の低エネルギー光子を生成することができるシンチレータ（１０６）を含み、前記１つまたは複数の低エネルギー光子は前記１つまたは複数のフォトダイオード（１１０）によって検出される、実施態様５に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様７］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、位相差撮像システム（１０）において検出器側アナライザグレーティング（８４）として機能する、実施態様１に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様８］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）から取得された信号は、アナライザグレーティング（８４）の異なる位相ステップでの複数の取得なしに、前記位相差干渉パターンの振幅、オフセット、および位相を決定するために使用可能である、実施態様１に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様９］
前記読み出し回路（９６）は、一致論理（１４０）を使用して、電荷雲（１２０）の中心をそれぞれのサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）に局在化するように構成され、前記電荷雲（１２０）は、入射Ｘ線光子（１０４）に応答して生成される、実施態様１に記載の位相差画像検出器（１４）。
［実施態様１０］
位相差撮像システム（１０）であって、
動作中に撮像ボリュームを通してＸ線を放出するように構成されたＸ線源（１２）と、
前記撮像ボリュームを通るＸ線の経路にある少なくとも１つのグレーティング位置であって、前記Ｘ線は、前記少なくとも１つのグレーティングを通過すると、位相差干渉パターンを有する、少なくとも１つのグレーティング位置と、
前記Ｘ線源（１２）によって放出され、前記少なくとも１つのグレーティングを通過するＸ線に応答して信号を生成するように構成された位相感応型検出器（１４Ａ）と、を含み、前記位相感応型検出器（１４Ａ）は、
複数のピクセル（９２）であって、前記ピクセル（９２）の一部またはすべてが、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）を各々含み、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、前記位相差干渉パターンに対応する交互パターンである、複数のピクセル（９２）と、
臨床画像を生成するために前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって生成された前記信号を処理するように構成された１つまたは複数の処理構成要素（５６）と、を含む、位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１１］
前記ピクセル（９２）は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して電荷雲（１２０）を生成することができる直接変換材料をさらに含み、前記電荷雲（１２０）は、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって測定される、実施態様１０に記載の位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１２］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、交互のアームを有する２つ以上の電極を含む、実施態様１０に記載の位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１３］
前記ピクセル（９２）は、各Ｘ線光子（１０４）に応答して１つまたは複数の低エネルギー光子を生成することができるシンチレータ（１０６）をさらに含み、前記１つまたは複数の低エネルギー光子は、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって検出される、実施態様１０に記載の位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１４］
前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、複数の交互のフォトダイオード（１１０）を含む、実施態様１０に記載の位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１５］
前記臨床画像は、位相画像、吸収画像、または暗視野画像のうちの１つまたは複数を含む、実施態様１０に記載の位相差撮像システム（１０）。
［実施態様１６］
位相差撮像方法であって、
撮像ボリュームを通してＸ線を放出するように、撮像システム（１０）のＸ線源（１２）を動作させるステップと、
前記Ｘ線が前記Ｘ線に位相差干渉パターンを与える少なくとも１つのグレーティングを通過した後に、位相感応型検出器（１４Ａ）で前記Ｘ線を受け取るステップであって、前記位相感応型検出器（１４Ａ）は複数のピクセル（９２）を含み、前記ピクセル（９２）の一部またはすべては、複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）を各々含み、前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）は、前記位相差干渉パターンに対応する交互パターンである、ステップと、
前記位相差干渉パターンの振幅、オフセット、および位相を決定するために、前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって生成された信号を処理するステップと、
前記位相、前記振幅、および前記オフセットのうちの少なくとも１つを使用して、位相画像、吸収画像、または暗視野画像を生成するステップと、を含む位相差撮像方法。
［実施態様１７］
前記位相、前記振幅、および前記オフセットは、アナライザグレーティング（８４）の異なる位相ステップでの複数の取得なしに決定される、実施態様１６に記載の位相差撮像方法。
［実施態様１８］
入射Ｘ線光子（１０４）を局在化するために、前記複数のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）によって生成された前記信号を処理するステップをさらに含む、実施態様１６に記載の位相差撮像方法。
［実施態様１９］
前記信号は測定された電圧を含み、前記信号を処理するステップは、
各信号をしきい値電圧と比較するステップと、
前記しきい値電圧を超える信号のタイムスタンプおよびデジタル出力を生成するステップと、
前記タイムスタンプを使用して、それぞれのＸ線光子（１０４）に応答して生成された信号が前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）の２つ以上で測定されたことを識別するステップと、
前記それぞれのＸ線光子（１０４）に応答して生成された信号が２つ以上の前記サブピクセル解像度読み出し構造体（９８）で測定されたことについて、前記２つ以上のサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）からのそれぞれの信号から前記それぞれのＸ線光子（１０４）の位置を決定するステップと、
前記それぞれのサブピクセル解像度読み出し構造体（９８）に関連するカウンタをインクリメントするステップと、
を含む、実施態様１６に記載の位相差撮像方法。
［実施態様２０］
前記信号を処理するステップは、
各信号を前記しきい値電圧と比較する前に、各入射Ｘ線光子（１０４）に応答して、生成された電荷雲（１２０）ならびに１つまたは複数の低エネルギー光子のうちの少なくとも１つから生成された信号を成形および増幅するステップをさらに含む、実施態様１９に記載の位相差撮像方法。

【符号の説明】

【0053】

１０ Ｘ線撮像システム
１２ Ｘ線源
１４ Ｘ線検出器
１４Ａ 位相感応型検出器
１６ Ｘ線
１８ 患者
２０ Ｘ線ビーム／Ｘ線光子／Ｘ線ビーム経路／入射Ｘ線
２２ グレーティング
２４ アナライザグレーティング
３０ イメージャサブシステム
４６ 線形／回転サブシステム
４８ システムコントローラ
５０ Ｘ線コントローラ
５２ モータコントローラ
５４ データ収集システム
５６ 処理構成要素
５８ メモリデバイス／メモリ構成要素
６０ オペレータワークステーション
６２ プリンタ
６４ ディスプレイ
６６ 画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）
６８ リモートクライアント
８０ 線源側グレーティングＧ_０
８２ グレーティングＧ_１
８４ グレーティングＧ_２
９０ 検出器モジュール
９２ 検出器ピクセル
９４ 変換材料
９６ 読み出し回路
９８ サブピクセル解像度電極／櫛形
９８Ａ 非連続電極／櫛形
９８Ｂ 非連続電極／櫛形
９８Ｃ 非連続電極／櫛形
１００ 導電性ブリッジ
１００Ａ サブピクセルフォトダイオード
１００Ｂ サブピクセルフォトダイオード
１００Ｃ サブピクセルフォトダイオード
１０４ Ｘ線光子
１０６ 高解像度シンチレータ
１０８ 光結合層
１１０ サブピクセルフォトダイオード
１１０Ａ サブピクセルフォトダイオード
１１０Ｂ サブピクセルフォトダイオード
１１０Ｃ サブピクセルフォトダイオード
１２０ 初期電荷雲
１２２ 電荷雲が上部電極に向かって移動して広がること
１２６ シェーパ
１２８ ＡＤＣ回路
１４０ 一致論理

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】