特表 2023-546049 複合型イメージング検出器及びイメージングシステム

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公表特許公報(A)

(11)【公表番号】

(43)【公表日】2023-11-01

(54)【発明の名称】複合型イメージング検出器及びイメージングシステム

(51)【国際特許分類】

   G01T 1/20 20060101AFI20231025BHJP

   G01T 1/202 20060101ALI20231025BHJP

   G01T 1/161 20060101ALI20231025BHJP

   A61B 6/03 20060101ALI20231025BHJP

【ＦＩ】

G01T1/20 G

G01T1/202

G01T1/161 C

A61B6/03 377

A61B6/03 320R

【審査請求】未請求

【予備審査請求】未請求

(21)【出願番号】P 2023522377

(86)(22)【出願日】2021-10-09

(85)【翻訳文提出日】2023-04-12

(86)【国際出願番号】 EP2021077971

(87)【国際公開番号】W WO2022078921

(87)【国際公開日】2022-04-21

(31)【優先権主張番号】20201954.3

(32)【優先日】2020-10-15

(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP

(81)【指定国・地域】

(71)【出願人】

【識別番号】590000248

【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ

【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．

【住所又は居所原語表記】Ｈｉｇｈ Ｔｅｃｈ Ｃａｍｐｕｓ ５２， ５６５６ ＡＧ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ

(74)【代理人】

【識別番号】110001690

【氏名又は名称】弁理士法人Ｍ＆Ｓパートナーズ

(72)【発明者】

【氏名】ウィチョレク ヘルフリード カール

(72)【発明者】

【氏名】ステージフース ハーマン

(72)【発明者】

【氏名】アルヴィン ペーター レックス

(72)【発明者】

【氏名】ヤコブス ヨハネス ウィルヘルムス マリア

【テーマコード（参考）】

2G188

4C093

4C188

【Ｆターム（参考）】

2G188AA02

2G188BB02

2G188BB04

2G188BB07

2G188CC09

2G188CC22

2G188DD05

2G188DD16

2G188FF08

4C093AA22

4C093AA25

4C093CA33

4C093DA02

4C093EB12

4C093EB17

4C093EB20

4C188EE02

4C188FF02

4C188FF04

4C188GG19

4C188LL09

(57)【要約】

本発明は、第１のシンチレータ層１２及び光検出器アレイ１３を含む積分Ｘ線検出器１１と、任意選択で、第２の光検出器アレイを有する第２のガンマ検出器の一部として第２の構造化シンチレータ層１４とを含むガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器１０、２０に関する。複合型イメージング検出器は、Ｘ線及びＳＰＥＣＴ検出に使用でき、現在のフラットＸ線検出器の原理を使用する。異なる解像度が使用されている。Ｘ線イメージングには高空間分解能が使用され、ＳＰＥＣＴイメージングには低空間分解能が使用される。

【特許請求の範囲】

【請求項1】

ガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器であって、前記複合型イメージング検出器は、
検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成し、且つ検出されたガンマ量子に応答して第１のガンマシンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層を含む積分Ｘ線検出器と、
検出されたガンマ量子に応答して第２のガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層と、
を含み、
前記積分Ｘ線検出器は更に、前記第１のシンチレータ層と前記第２のシンチレータ層との間に配置され、前記Ｘ線シンチレーション光信号をＸ線信号に、且つ前記第１及び第２のガンマシンチレーション光信号を第１及び第２のガンマ信号に、交互に又は連続して変換する光検出器アレイを含み、
前記第１のシンチレータ層、前記光検出層、及び前記第２のシンチレータ層は、放射線受信方向に沿って積み重ねられた構成に配置されている、複合型イメージング検出器。

【請求項2】

前記光検出器アレイと前記第２のシンチレータ層との間に配置された電気接点及び／又は基板層は、ガンマシンチレーション光信号に対して透過性である、請求項１に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項3】

前記光検出器アレイは、複数の隣接する検出器ピクセルで検出された複数の第１のガンマ信号を、組み合わされた第１のガンマ信号になるように合計することによって、前記第１のガンマ信号を生成する、請求項１又は２に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項4】

前記第２のシンチレータ層は、光学的に分離されたＣｓＩ：Ｔｌ結晶、構造化ＣｓＩ：Ｔｌ結晶、又は多結晶層若しくはセラミック層のアレイを有する、請求項１から３のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項5】

ガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器であって、前記複合型イメージング検出器は、積分Ｘ線検出器と積分ガンマ検出器とを有し、前記積分Ｘ線検出器は、
検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層、及び
前記Ｘ線シンチレーション光信号をＸ線信号に変換する第１の光検出器アレイを含み、
前記積分ガンマ検出器は、
検出されたガンマ量子に応答してガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層、及び
前記ガンマシンチレーション光信号をガンマ信号に変換する第２の光検出器アレイを含み、
前記第１のシンチレータ層、前記第１の光検出器アレイ、前記第２のシンチレータ層、及び前記第２の光検出器アレイは、放射線受信方向に沿って積み重ねられた構成に配置されている、複合型イメージング検出器。

【請求項6】

前記第１の光検出器アレイは、低エネルギー散乱ガンマ放射線を吸収する、請求項５に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項7】

前記第２のシンチレータ層は、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ：Ｔｌ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｙ２Ｏ３：Ｅｕ、又は（Ｌｕ，Ｇｄ）（Ａｌ，Ｇａ）：Ｃｅのうちの１つの構造化結晶のアレイ、多結晶層又はセラミック層を含む、請求項５又は６に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項8】

前記第１のシンチレータ層は、柱状ＣｓＩ：Ｔｌ結晶の層を含み、及び／又は、
１つ又は複数の光検出器アレイの各々は、Ｓｉ：Ｈ光ダイオードのアレイ又は直接変換器、特に、非晶質セレン又はペロブスカイトを含む、請求項１から７のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項9】

ガンマ量子の検出中は放射線経路内にあり、Ｘ線量子の検出中は前記放射線経路外にあるように、前記放射線経路に、特に、折り畳むことによって、シフトすることによって、又は回転することによって、自動的に差し抜きされる着脱式コリメータを更に含む、請求項１から８のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項10】

前記第１のシンチレータ層は、３００～８００μｍの範囲の厚さを有し、及び／又は、前記第２のシンチレータ層は、２～４０ｍｍの範囲で、特に５～１０ｍｍの範囲の厚さを有する、請求項１から９のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項11】

前記第２のシンチレータ層は、全体のＸ線信号を増大させ、Ｓ／Ｎ比を増大させ、スペクトル情報を取得し、及び／又は、画像コントラストを増大させるために、追加のＸ線信号を生成するため使用される追加のＸ線シンチレーション光信号を、検出されたＸ線量子に応答して生成する、請求項１から１０のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器。

【請求項12】

パルスＸ線放射線を放出するＸ線源と、
ガンマ量子及びＸ線量子を検出する請求項１から１１のいずれか１項に記載の複合型イメージング検出器と、
を含む、イメージングシステム。

【請求項13】

前記複合型イメージング検出器を制御して、Ｘ線量子が検出されるＸ線パルス間の間隔の間にガンマ量子を検出する制御ユニット、特に、前記複合型イメージング検出器を制御して、Ｘ線パルスよりも長い間隔の間にガンマ量子を検出する制御ユニットを更に含む、請求項１２に記載のイメージングシステム。

【請求項14】

イメージング対象の物体の減衰マップを使用して、特に、Ｘ線減衰をガンマ放射線のエネルギーに縮小することによって、前記Ｘ線信号から得られた減衰マップを使用して、散乱ガンマ放射線のガンマ信号を補正する散乱補正ユニットを更に含む、請求項１２又は１３に記載のイメージングシステム。

【請求項15】

前記複合型イメージング検出器は、請求項５から７のいずれか一項に記載の複合型イメージング検出器であり、
前記第１のシンチレータ層は、検出されたガンマ量子に応答して追加のガンマシンチレーション光信号を生成し、
前記第１の光検出器アレイは、前記追加のシンチレーション光信号を追加のガンマ信号に変換し、
前記散乱補正ユニットは、前記ガンマ信号に対する前記追加のガンマ信号の比率を、前記散乱補正の追加入力として使用する、請求項１２又は１３に記載のイメージングシステム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、ガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器、並びに対応するイメージングシステムに関する。

【背景技術】

【0002】

腫瘍学的インターベンションの現在の技術水準では、ＣアームでのＸ線イメージングの使用が、小型のガンマプローブと組み合わされることがある。選択的内部放射線療法（ＳＩＲＴ）では、肝臓から肺や胃腸管の中への血流を、治療前に血管コイリングによって停止する必要がある。これらの可能なシャントは、平面ガンマイメージングによって制御されるため、インターベンション検査室からＳＰＥＣＴ室へ患者を搬送する必要がある。シャントが高すぎると、追加のコイリングが必要になる場合がある。つまり、繰り返し部屋を変える必要がある。このワークフローは、インターベンション検査室のＣアーム上のＸ線／ガンマカメラの組み合わせによって大幅に改善できる。このために、Ｘ線検出器とアンガー（Ａｎｇｅｒ）カメラとの組み合わせに基づいて、様々な概念が過去に提案されてきている。

【0003】

これらの概念のうちの１つは、Ｘ線量子及びガンマ量子を検出する複合型イメージング検出器を開示する米国特許出願公開第２０１９／０９０８２７Ａ１号に説明されている。この複合型イメージング検出器は、ガンマ量子とＸ線量子とを同時に検出する。この複合型イメージング検出器は、Ｘ線散乱線除去グリッド、Ｘ線シンチレータ素子の層、第１の光検出器アレイ、ガンマシンチレータ素子の層、及び第２の光検出器アレイが含まれており、これらは放射線受信方向に沿って積み重ねられた構成に配置されている。Ｘ線散乱線除去グリッドは、複数のアパーチャを画定する複数のセプタム（隔壁）を含む。複数のアパーチュアは、受信したガンマ量子がＸ線散乱線除去グリッドによってのみコリメートされるように、放射線受信方向から受信したＸ線量子とガンマ量子との両方をコリメートする。受信したガンマ量子用のコリメータとしてＸ線散乱線除去グリッドを使用すると、複合型イメージング検出器は大幅に軽量化されるが、コリメーションが不十分になる可能性がある。

【0004】

このような複合型検出器の概念の主な問題は、典型的には１００～１５０ｋｇの鉛シールドを有するアンガーカメラが大重量であることであり、これに、コリメータの重量が追加される。４０×５４ｃｍのアクティブＳＰＥＣＴ検出器面積（低エネルギー汎用型、ＬＥＧＰ）では少なくとも３０ｋｇである。Ｘ線検出器に似た特別な小型サイズ（３０×４０ｃｍ）を想定すると、それぞれの重量は、カメラが少なくとも８０ｋｇであり、小型コリメータが１７ｋｇである。この重量は、現行のＣアームシステムでは対応できない。地面又は天井からの第２のＣアーム又はロボットアーム上のアンガーカメラといった他の形状は、患者アクセスを制限し、システム制御及び画像位置合わせのために追加の労力が必要になる。

【0005】

米国特許第５３７６７９５Ａ号は、計算された経路長に沿った減衰のための放出－透過データを補正することによって、また、計算された基底物質を介して放射性核種放出イメージングが向上されることを開示している。Ｘ線透過データを使用して、物体を通る減衰マップを作成し、それを使用して、放出データに基づいて画像を再構成する。物体を通過するＸ線及び放出光子を検出するための異なる動作モードを有する放射線検出回路が提供される。反復プロセスを使用して、イメージング対象の物体の物理的特性に基づいて、放射性核種の投影データ及び減衰マップを用いて放射性核種分布を再構成する。

【0006】

米国特許出願公開第２０１９／３１０３８４Ａ１号は、ガンマ線検出器とＸ線検出器とを含む複合型検出器を開示している。ガンマ放射線検出器は、ガンマシンチレータアレイ、光変調器、及びガンマシンチレータアレイによって生成された第１のシンチレーション光を検出する第１の光検出器アレイを含む。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0007】

本発明は、重量及びコストが削減され、同時に十分な患者アクセスを可能にし、且つＸ線イメージングとＳＰＥＣＴイメージングとの間で患者の位置を変更する必要性を回避する、改良された複合型イメージング検出器及び対応するイメージングシステムを提供することを目的とする。

【課題を解決するための手段】

【0008】

本発明の第１の態様では、複合型イメージング検出器が提示される。この複合型イメージング検出器は、
検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成し、且つ検出されたガンマ量子に応答して第１のガンマシンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層を含む積分Ｘ線検出器と、
検出されたガンマ量子に応答して第２のガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層と
を含み、
積分Ｘ線検出器は更に、第１のシンチレータ層と第２のシンチレータ層との間に配置され、Ｘ線シンチレーション光信号をＸ線信号に、且つ第１及び第２のガンマシンチレーション光信号を第１及び第２のガンマ信号に交互に又は連続して変換する光検出器アレイを含み、
第１のシンチレータ層、光検出層、及び第２のシンチレータ層は、放射線受信方向に沿って積み重ねられた構成に配置されている。

【0009】

本発明の第２の態様では、別の複合型イメージング検出器が提示される。この複合型イメージング検出器は、
検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層、及び
Ｘ線シンチレーション光信号をＸ線信号に変換する第１の光検出器アレイを含む、積分Ｘ線検出器と、
検出されたガンマ量子に応答してガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層、及び
ガンマシンチレーション光信号をガンマ信号に変換する第２の光検出器アレイを含む、積分ガンマ検出器と
を含み、
第１のシンチレータ層、第１の光検出器アレイ、第２のシンチレータ層、及び第２の光検出器アレイは、放射線受信方向に沿って積み重ねられた構成に配置されている。

【0010】

本発明の更なる態様では、パルスＸ線放射線を放出するＸ線源と、本明細書に開示されるガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器とを含むイメージングシステムが提示される。

【0011】

本発明の好ましい実施形態は、従属請求項に定義されている。請求項に係るシステムは、請求項に係るイメージング検出器と類似及び／又は同一の好ましい実施形態、特に、従属請求項に定義されているとおり、また、本明細書に開示されているとおりの実施形態を有することが理解されるべきである。

【0012】

本発明は、Ｘ線検出のためだけでなく、同様にガンマ検出のために、積分Ｘ線検出器を使用する考えに基づいている。特に、フラットダイナミックＸ線検出器は、高分解能Ｘ線イメージングのためだけでなく、低分解能ガンマイメージングのためにも前側に柱状ＣｓＩ：Ｔｌ結晶の薄層を備えた光検出器アレイ、例えば非晶質シリコン（ａ－Ｓｉ：Ｈ）ベースのパネルを含む。第２の構造化シンチレータ層、例えばピクセル化シンチレータアレイは、Ｘ線検出器の裏側に光学的に結合されているか、又は第２の光検出器アレイ（例えばガラス板上のａ－Ｓｉ：Ｈベースの検出器）若しくはフォイル上の検出器と組み合わされている。第２のシンチレータ層は、ガンマ放射線の吸収を良くするために追加され、第１のシンチレータ層とは実質的に異なる空間分解能を有している。即ち、Ｘ線放射線よりも実質的に高いエネルギーを有するガンマ放射線の吸収のために最適化されている。

【0013】

このような複合型イメージング検出器を用いると、好ましくは、コリメータを用いることなく、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）を、Ｃアームの＞１８０°の角度で高速回転によって通常のやり方で測定できる。ＳＰＥＣＴは低速回転（例えば５～３０分の時間範囲内）で測定され、好ましくは、検出器の前にコリメータがある状態で測定され、場合によっては、ＳＰＥＣＴ及びＣＢＣＴのレトロスペクティブ補正のために限られた数のＸ線投影で測定される。

【0014】

実装形態では、３０×４０×１ｃｍのＣｓＩ層の追加重量は５．４ｋｇであり、上部にある３ｍｍ層のＰｂシールドは４．１ｋｇであり、３０×４０ｃｍのコリメータは約１７ｋｇであり、全体で３０ｋｇ未満である。この重量は、インターベンショナルシステムの標準Ｃアームで対応できる。

【0015】

第１の態様の複合型イメージング検出器の実施形態では、光検出器アレイと第２のシンチレータ層との間に配置された電気接点及び／又は基板層は、ガンマシンチレーション光信号に対して透過性である。これにより、光検出器アレイは、第２のシンチレータ層によって放出されたガンマシンチレーション光信号に基づいて、ガンマ放射線を安全に検出できる。したがって、光検出器の出力部において全ガンマ信号が利用可能である。

【0016】

第１の態様の複合型イメージング検出器の別の実施形態では、光検出器アレイは、複数の隣接する検出器ピクセルで検出された複数の第１のガンマ信号を組み合わされた第１のガンマ信号になるように合計することによって、第１のガンマ信号を生成する。したがって、光検出器アレイの複数のＸ線検出器ピクセルで測定されたガンマ信号は合計され、例えばＳＰＥＣＴ再構成のためのより大きいピクセルにビニングされる。

【0017】

第１の態様の複合型イメージング検出器の更に別の実施形態では、第２のシンチレータ層は、光学的に分離されたＣｓＩ：Ｔｌ結晶のアレイ、構造化ＣｓＩ：Ｔｌ結晶、又は多結晶層若しくはセラミック層からなる。これらの材料は、このイメージング検出器においてガンマ量子の所望の検出を提供することが示されている。第１及び第２のシンチレータ層において生成される信号は、意図的に１つの信号に組み合わされ、両方のシンチレータ層における光子利得は、入射Ｘ線量子又はガンマ量子のエネルギーから独立して、両方のシンチレータ層に吸収されるエネルギーに比例する信号高さを保証するために同一である必要があるため、第１のシンチレータ層及び第２のシンチレータ層の両方にＣｓＩ：Ｔｌ材料を使用することが好ましい。

【0018】

第２の態様の複合型イメージング検出器の実施形態では、第１の光検出器アレイは、低エネルギー散乱ガンマ放射線を吸収する。これにより、第２の光検出器アレイにおいて、散乱がはるかに低いガンマ放射線が確実に検出される。

【0019】

第２の態様の複合型イメージング検出器の別の実施形態では、第２のシンチレータ層は、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ：Ｔｌ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｙ２Ｏ３：Ｅｕ、又は（Ｌｕ，Ｇｄ）（Ａｌ，Ｇａ）：Ｃｅのうちの１つの構造化結晶のアレイ、又は多結晶層若しくはセラミック層を含む。これらの材料は、必要な高い光出力を有し、同時に、Ｘ線及びガンマ放射線を強力に吸収するので、このイメージング検出器におけるガンマ量子の所望の検出を提供する。複合型イメージング検出器のこの第２の態様では、第１及び第２のシンチレータ層内に同じ化合物を使用する必要がない。なぜなら、これらの２つのシンチレータ層において生成される信号は、１つの信号に組み合わされず、互いに独立して対応され、したがって、両方のシンチレータ層における異なる光子利得を調整できるからである。

【0020】

好ましくは、第１のシンチレータ層は、柱状ＣｓＩ：Ｔｌ結晶の層を含む。このような柱状結晶は、Ｘ線イメージングに必要な高空間分解能を提供する。

【0021】

更に、１つ又は複数の光検出器アレイの各々は、好ましくは、Ｓｉ：Ｈ光ダイオードのアレイ又は直接変換器、特に、非晶質セレン又はペロブスカイトを含む。これらの材料には、大きい検出器領域上の薄層内に堆積可能であるという利点がある。

【0022】

別の実施形態では、複合型イメージング検出器は更に、ガンマ量子の検出中は放射線経路内にあり、Ｘ線量子の検出中は放射線経路外にあるように、放射線経路に自動的に差し抜きされる着脱式コリメータを含む。この動きは、例えば、折り畳むことによって、シフトすることによって、又は回転することによって行われ、これは、好ましくは自動的に行われるが、通常は手動でも行うことができる。これは、Ｘ線検査及びＳＰＥＣＴ検査のために交互に患者の位置を変更することを回避する目標に寄与する。

【0023】

実施形態では、第１のシンチレータ層は、３００～８００μｍの範囲の厚さを有する。別の実施形態では、第２のシンチレータ層は、２～４０ｍｍの範囲、特に５～１０ｍｍの範囲の厚さを有する。したがって、第１のシンチレータ層は、第２のシンチレータ層よりもはるかに薄く、これにより、第１の光検出器アレイを低エネルギーガンマ放射線及びＸ線検出に確実に使用できる。

【0024】

別の実施形態では、第２のシンチレータ層は、全体のＸ線信号を増大させ、Ｓ／Ｎ比を増大させ、スペクトル情報を取得し、及び／又は画像コントラストを増大させるために、追加のＸ線信号を生成するために使用される追加のＸ線シンチレーション光信号を、検出されたＸ線量子に応答して生成する。これにより、最終的に再生されるＸ線画像の精度が更に向上する。

【0025】

開示されたＸ線イメージングシステムは更に、複合型イメージング検出器を制御して、Ｘ線量子が検出されるＸ線パルス間の間隔の間にガンマ量子を検出する制御ユニット、特に、複合型イメージング検出器を制御して、Ｘ線パルスよりも長い間隔の間にガンマ量子を検出する制御ユニットを含んでもよい。したがって、各間隔の長さは、必要に応じて制御できる。

【0026】

開示されたＸ線イメージングシステムは更に、イメージング対象の物体の減衰マップを使用して、特に、Ｘ線減衰をガンマ放射線のエネルギーに縮小することによって、Ｘ線信号から得られた減衰マップを使用して、散乱ガンマ放射線のガンマ信号を補正する散乱補正ユニットを含んでもよい。散乱補正は、ＳＰＥＣＴ画像の反復的再構成中に行われてもよい。散乱補正は、単一の投影にさえ（即ち、ＳＰＥＣＴ画像にではなく）適用されてもよい。この実施形態により、再構成された画像又は投影の精度が向上する。

【0027】

実装形態では、複合型イメージング検出器は、積分Ｘ線検出器と積分ガンマ検出器とを有するイメージング検出器であることが提案される。この検出器では、第１のシンチレータ層は、検出されたガンマ量子に応答して追加のガンマシンチレーション光信号を生成し、第１の光検出器アレイは、追加のシンチレーション光信号を追加のガンマ信号に変換し、散乱補正ユニットは、ガンマ信号に対する追加のガンマ信号の比率を散乱補正の追加入力として使用する。第２の光検出器と比較して第１の光検出器アレイからのガンマ信号の比率が高いことは、信号の散乱が高いことを示している。この単純なモデルに基づいて、これを使用して、特に、単一のガンマ投影について、散乱をよりうまく補正できる。

【0028】

別の実施形態では、開示されたイメージングシステムは更に、第２のシンチレータ層によって検出されたガンマ量子から得られたガンマ信号からのみ、又は第１及び第２のシンチレータ層によって検出されたガンマ量子から得られたガンマ信号からのみガンマ画像を再構成する再構成ユニットを含んでもよい。

【図面の簡単な説明】

【0029】

本発明のこれらの及び他の態様は、以下に説明する実施形態から明らかになり、また、当該実施形態を参照して説明される。

【0030】

【図1】図１は、本発明によるイメージングシステム１の実施形態の概略図を示す。

【図2】図２は、本発明による複合型イメージング検出器の第１の実施形態の断面図を示す。

【図3】図３は、本発明による複合型イメージング検出器の第２の実施形態の断面図を示す。

【図4】図４は、８００μｍのＣｓＩ層におけるガンマ量子の吸収を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0031】

図１は、本発明によるイメージングシステム１の実施形態の概略図を示している。イメージングシステム１は、Ｘ線源２、複合型イメージング検出器３、Ｃアーム４、及び患者台５を含む。Ｘ線源２は、Ｃアーム４の第１の部分に取り付けられ、検出器３は、Ｃアーム４の第２の部分に取り付けられている。Ｘ線源２及び検出器３は、Ｘ線源２と検出器３との間の経路６に沿ったＸ線透過を測定するために位置決めされている。図１のＸ線源検出器配置の視野ＦＯＶは、経路６を含む破線で示されている。複合型イメージング検出器３は、ガンマ量子及びＸ線量子の同時（、後続、連続、又は交互）検出に使用して、同じ関心領域ＲＯＩのＸ線画像及び核画像を生成できる。

【0032】

Ｘ線源２は標準的なＸ線源でよいが、この位置で二重エネルギー源を使用することも企図されている。好ましくは、Ｘ線源は、Ｘ線パルス間の間隔におけるガンマ量子を検出できるようにパルスＸ線放射線を放出する。Ｃアーム４は、Ｘ線イメージングで一般的に使用される標準Ｃアームであり、固定位置に搭載されていても、例えば矢印によって示されるように支持体７の近くに様々な動きに対して任意選択に配置されてもよい。このようなイメージングシステムでは、一般的に様々なスキャンモードが可能である。

【0033】

任意選択で、Ｘ線パルス間の間隔の間にガンマ量子を検出するように検出器３を制御する制御ユニット８が提供されている。制御ユニット８は、図示されている実施形態のいずれとも組み合わせて使用できる。具体的には、以下に説明するように、制御ユニット８は、複合型イメージング検出器と組み合わせて動作できる。制御ユニット８は更に、Ｘ線源２、特にパルスレート及びパルス持続時間を制御できる。更に、制御ユニットは、Ｘ線パルス間の間隔でのみガンマ検出信号を生成するようにガンマ検出器を制御できる。これは、例えば上述のようにＸ線検出信号又はＸ線源起動信号をモニタリングし、例えばＸ線パルス中のガンマ検出信号の生成を、例えばこれらの信号をゲーティングするか、ガンマ検出器に供給される電力を調整することによって電子的に無効にすることによって達成できる。

【0034】

更に、例えばＸ線画像及び核画像を再構成するために、及び／又は散乱ガンマ放射線のガンマ線信号を補正するために、取得したデータ、即ち、Ｘ線信号及びガンマ信号を処理する処理ユニット９（例えばワークステーションやコンピュータ）が提供される。したがって、処理ユニット９は、再構成ユニット及び／又は散乱補正ユニットとして動作する。

【0035】

実施形態では、着脱式コリメータ１００が検出器３の前に又はその一部として、例えば本発明によるイメージングシステムの第２の態様における第１の検出器と第２の検出器との間の位置に提供される。コリメータ１００は、ガンマ量子の検出中は放射線経路内にあり、Ｘ線量子の検出中は放射線経路外にあるように、放射線経路、即ち、ＦＯＶに自動的に差し抜きされる。この動きは、例えば折り畳むことによって、シフトすることによって、又は回転することによって行われ、これは好ましくは自動的に行われるが（レールシステムや折り畳み／シフトメカニズムを介して）、通常は手動でも行うことができる。

【0036】

図２は、本発明によるガンマ量子及びＸ線量子を検出する複合型イメージング検出器の第１の実施形態の断面図を示す。この複合型イメージング検出器１０は、図１に示すイメージングシステム１の実施形態で検出器３として使用できる。複合型イメージング検出器１０は、検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成し、且つ検出されたガンマ量子に応答して第１のガンマシンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層１２を含む積分Ｘ線検出器１１を含む。積分Ｘ線検出器１１は更に、第１のシンチレータ層１１と、検出されたガンマ量子に応答して第２のガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層１４との間に配置された光検出器アレイ１３を含む。光検出器アレイ１３は、上記のＸ線シンチレーション光信号をＸ線信号に変換し、上記の第１及び第２のガンマシンチレーション光信号を第１及び第２のガンマ信号に変換する。Ｘ線信号と、第１及び第２のガンマ信号（又は上記の第１及び第２のガンマシンチレーション光信号の両方を変換して得られた複合型ガンマ信号）とは、交互又は連続して検出される。光検出器アレイ１３は、一般に一度に１つの信号を読み取ることが可能である。したがって、ガンマ信号を検出する場合は、Ｘ線源によるＸ線放出を停止することが好ましい。

【0037】

第１のシンチレータ層１２、光検出器層１３、及び第２のシンチレータ層１４は、放射線受信方向１５に沿って積み重ねられた構成に配置されている。この放射線受信方向１５に沿ってＸ線放射線１７及びガンマ放射線１８が主にイメージング検出器１０に入射する。更に、光検出器層１３と第２のシンチレータ層１４との間に、基板層１６（例えばガラス板）が配置され、上記の層を担持している。更に、光検出層１３と第２のシンチレータ層１４との間には、それぞれの実装形態において必要に応じて透明接点、金属線、薄膜トランジスタなどを有する金属層が提供されていてもよい。

【0038】

例えばピクセル化光ダイオードを有する単一の共有光検出器層１３を使用するイメージング検出器１０の第１の実施形態は、透明接点を有する１つのＸ線検出器１１を使用して実装され、その裏側にある第２の構造化シンチレータ層１４を表す追加のピクセル化ＣｓＩ：Ｔｌアレイは、全ガンマ信号という利点を有し、その一部（エネルギー１４０ｋｅＶを有するＴｃ－９９ｍ放射線の約２０～３０％）は薄いＣｓＩ：Ｔｌ層として実装される第１のシンチレーション層１２における吸収によるものであり、残り（約７０～８０％）は、厚い構造化ＣｓＩ：Ｔｌ層１４における吸収によるものである。例えば、各検出器ピクセルのストレージキャパシタにおける両方のガンマ信号（即ち、第１及び第２のガンマ信号を組み合わせる）を直接追加すると、全ガンマ信号及び低ノイズがもたらされる。

【0039】

例えばイットリウムＹ－９０（１５０～６００ｋｅＶのエネルギー範囲）のような放射素子からの制動放射は、主に第２のシンチレータ層１４に吸収される。例えば、ホルミウムＨｏ－１６６のような別の放射素子からの低エネルギー（例えば８１ｋｅＶまで）のガンマ放射線は、主に第１の高分解能シンチレータ層１２に吸収される。

【0040】

図３は、本発明による複合型イメージング検出器２０の第２の実施形態の断面図を示す。この複合型イメージング検出器２０は、図１に示すイメージングシステム１の実施形態で検出器３として使用できる。複合型イメージング検出器２０は、複合型イメージング検出器１０と実質的に同様に、検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を生成するＸ線シンチレータ素子の第１のシンチレータ層１２と、上記のＸ線シンチレーション光信号をＸ線信号に変換する第１の光検出器アレイ１３とを含む積分Ｘ線検出器１１を含む。複合型イメージング検出器２０は更に、検出されたガンマ量子に応答してガンマシンチレーション光信号を生成するガンマシンチレータ素子の第２の構造化シンチレータ層２２と、上記のガンマシンチレーション光信号をガンマ信号に変換する第２の光検出器アレイ２３とを含む積分ガンマ検出器２１を含む。第１のシンチレータ層１２、第１の光検出器アレイ１３、第２のシンチレータ層２２、及び第２の光検出器アレイ２３は、放射線受信方向１５に沿って積み重ねられた構成に配置されている。更に、第１の光検出層１３と第２のシンチレータ層１４との間に、上記の層を担持している第１の基板層１６が配置され、また、第２の光検出層２３の下に、上記の層を担持している第２の基板層２６が配置されている。

【0041】

２つの別々の光検出層１３、２３を使用するイメージング検出器２０の第２の実施形態は、第１の薄いシンチレータ層１２と第２の厚いシンチレータ層２２とによって実現される。イメージング検出器２０は、低エネルギー散乱の大部分が第１の検出器１１に吸収され、散乱がはるかに少ないガンマ信号は第２の検出器２１で観測されるという利点がある。

【0042】

図４は、８００μｍのＣｓＩ層におけるガンマ量子の吸収を示す図を示している。６０ｋｅＶを下回るほぼ全ての散乱が８００μｍのＣｓＩ層に吸収される一方で、テクネチウムＴｃ－９９ｍでは約１４０ｋｅＶの光電ピーク信号の７０％が透過されることが示されている。ガンマ画像の再構成に第２の光検出器２３からのガンマ信号のみを使用すると、光電ピーク信号は低くなるが、散乱補正が容易になる。或いは、２つの光検出器１３、２３のガンマ信号の比率をＳＰＥＣＴ再構成における散乱補正のための追加入力として使用できる。

【0043】

したがって、本発明は、２つの異なるイメージングモダリティ：
正確な解剖学的イメージングに必要な高空間分解能を有するＸ線イメージングと、
低信号対ノイズ比の低線量機能的イメージングのニーズによく適している低空間分解能のガンマイメージング（Ｓ／Ｎ比及び画質の理由から、大きな検出器ピクセルを使用して、十分な数のガンマ光子が得られる）と、
を組み合わせている。

【0044】

第１の実施形態（イメージング検出器１０）では、高分解能Ｘ線検出器１１がガンマイメージングにも使用されている。多数のＸ線検出器ピクセル（例えば１４８～１５４μｍの範囲のサイズ）で測定された信号を合計して、ＳＰＥＣＴ再構成のためのより大きなピクセル（通常１～５ｍｍ、好ましくは２～４ｍｍのサイズ）にビニングする。例として、１５４μｍのサイズの２０×２０個の正方形のＸ線検出器ピクセルを、ＳＰＥＣＴイメージングのために、３．０８×３．０８ｍｍ^２の正方形ピクセルにビニングできる。１００μｍのピクセルサイズを有する将来の高分解能Ｘ線検出器の場合、３０×３０個の検出器ピクセルを、例えば３．０×３．０ｍｍのＳＰＥＣＴ検出器ピクセルにビニングできる。２層検出器と比較して、第１の実施形態の利点は、７０～８０％だけでなく全てのガンマ量子が検出され、Ｓ／Ｎ比及び画質が向上することである。

【0045】

第２の実施形態（イメージング検出器２０）では、第１の検出器１１は、高分解能Ｘ線イメージングにのみ使用され、第２の検出器２１は、上述のように低分解能ガンマイメージングにのみ使用される。ガンマイメージングの利点は、散乱ガンマ量子の大部分が第１の検出器１１に吸収されるため、ＳＰＥＣＴ画像の散乱補正が容易になることである。

【0046】

検出器の製造の観点から、つまり、検出器ＢＯＭ（部品表）コストを低く抑えるために、第１の光検出器１３（Ｘ線ユニット）と第２の光検出器２３（ＳＰＥＣＴユニット）に同じ光検出器パネルを使用できる。第２の光検出器２３のセンサ設計を異ならせるとコストがかかる可能性があり、ＳＰＥＣＴイメージングのために高分解能ピクセルをより大きなピクセルにビニングすることで、これを回避できる。好ましくは、将来の二層ＮＥＸＩＳ（次世代Ｘ線イメージングシステム）Ｘ線検出器で使用される同じ３０×４０ｃｍ^２の光子検出器パネルが使用されるべきである。

【0047】

従来では、ガンマ量子は、通常は、高エネルギー分解能を有するカウントモードで検出されて、患者の体内の散乱したエネルギーの低い量子から全エネルギーの量子が分離されている。これらの低エネルギー量子は、患者の体内の放出点に対応していない検出器の位置で検出される。電荷積分Ｘ線又はガンマ検出器は、全エネルギー量子と低エネルギー量子とを区別できないため、ソフトウェアによる散乱の補正が必要になる。散乱補正は、第１の実施形態では、第１及び第２のシンチレータ層１２、２２から生じるガンマ信号に、第２の実施形態では、第２の検出器２１から生じるガンマ信号に適用される。

【0048】

このような散乱補正（任意選択で、減衰補正及び分解能回復を含む）は、処理ユニット９において本発明に従って行われ、反復ＳＰＥＣＴ再構成に使用される。反復ＳＰＥＣＴ再構成では、散乱補正は、光電ピークエネルギー窓内の散乱量を推定するために適用される。このアルゴリズムでは、ノイズの増大につながる信号の減算は使用しないが、真のトレーサ分布に反復的に近づく。これは、分解能回復を一層可能にし、ノイズレベルを大幅に低下させる。追加入力として、アルゴリズムは、物体の減衰マップを使用できる。Ｘ線減衰は、Ｘ線投影のコーンビーム再構成から直接得られる。測定されたＸ線減衰は縮小され、関連するガンマエネルギー（例えばＴｃ－９９ｍの１４０ｋｅＶ）のガンマ減衰マップを取得する。これは、ＳＰＥＣＴ／ＣＴやＰＥＴ／ＣＴイメージングでも使用される。

【0049】

ＳＰＥＣＴ再構成のためのモンテカルロベースのアルゴリズムの説明は、次の研究論文に記載されている：Ｈ．Ｂｏｔｔｅｒｗｅｃｋ、Ｒ．Ｂｉｐｐｕｓ、Ａ．Ｇｏｅｄｉｃｋｅ、Ａ．Ｓａｌｏｍｏｎ、Ｈ．Ｗｉｅｃｚｏｒｅｋ、Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｉｓｏｔｏｐｅ ＳＰＥＣＴ Ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｉｔｅｒａｔｉｖｅ Ｍｏｎｔｅ－Ｃａｒｌｏ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ、Ｐｒｏｃ．ｏｆ ｔｈｅ ９ｔｈ Ｆｕｌｌｙ ３Ｄ Ｉｍａｇｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｍｅｅｔｉｎｇ、リンダウ、２２１～２２４（２００７）。この研究論文は、このようなアルゴリズムにより、二重同位体イメージング、即ち、２つの隣接する放出ピークの分離でさえも可能であることを示している。本開示によれば、標準ＳＰＥＣＴよりも散乱量が多い可能性があるが、光電ピークカウントとより低エネルギーでの散乱とを区別さえすればよい。この分類はピークの分離よりも簡単である。

【0050】

散乱補正には、ＳＰＥＣＴにおける散乱補正と同様のやり方で適用できる他のアルゴリズム（例えばコーンビームＣＴ用に開発されたアルゴリズム）がある。研究論文の一例としては次がある：Ｊ．Ｗｉｅｇｅｒｔ、Ｍ．Ｂｅｒｔｒａｍ、Ｇ．Ｒｏｓｅ、Ｔ．Ａａｃｈ、Ｍｏｄｅｌ Ｂａｓｅｄ Ｓｃａｔｔｅｒ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｆｏｒ ｃｏｎｅ－ｂｅａｍ ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、プロシーディングス、第５７４５巻、Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ２００５：Ｐｈｙｓｉｃｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ。

【0051】

更なる実施形態によると、別々に又は組み合わせて適用できるいくつかの変更例がある。

【0052】

１つの実施形態では、ＣｓＩ：Ｔｌの代わりに、第２のイメージング検出器２０のＳＰＥＣＴ検出器２１に他のシンチレータ材料を使用できる。したがって、材料には、例えばＮａｌ：Ｔｌ、Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、Ｙ_２Ｏ_３：Ｅｕ、又は、（Ｌｕ，Ｇｄ）（Ａｌ，Ｇａ）：Ｇｅガーネットが含まれる。好ましくは、光出力の高いシンチレータが使用されるが、Ｙ－９０イメージングには、高エネルギーガンマ量子の強い吸収のため、ＢＧＯ（酸化ビスマスゲルマニウム又はベルマニウム酸ビスマス）も使用できる。ラグやアフターグローの厳しい要件はない。

【0053】

第１のイメージング検出器１０では、２つのシンチレータ層１２、１４のシンチレータ材料は、それらの信号は好ましくは合計されるため、好ましくは同一である。

【0054】

構造化シンチレータ層１４又は２２の厚さは、２～４０ｍｍ、好ましくは５～１０ｍｍ、最も好ましくは６～１０ｍｍの範囲内であるべきである。

【0055】

第２のシンチレータ層１４、２２は、多結晶層又はセラミックシンチレータ層として構成されてもよい。この層は透過性であっても光散乱性であってもよい。

【0056】

第１のイメージング検出器１０では、ａ－Ｓｉ：Ｈ光ダイオードを有する標準的なフラット光検出器１３の代わりに、直接変換器（例えば非晶質セレン、ペロブスカイト）をＸ線検出に使用できる。この場合、このシンチレータ層１４内で生成された光子は、直接変換層によって吸収される。この検出器の配置は、ガラス基板を入射Ｘ線ビームに向け、ガンマ検出のために厚い構造化シンチレータ層１４を光検出器１３の上に配置して逆さまに使用できる。これはまた、最低エネルギーの散乱量子の量を減らす。

【0057】

実施形態では、高速フレーム（通常は４０ｍｓ）がＸ線イメージングに使用されるが、ガンマイメージングには長いフレーム（最大数十秒）が使用される。１４０ｋｅＶの２つのガンマ量子は、Ｘ線検出器のノイズ等価線量と信号において等価である。したがって、ノイズレベルを低く保つためには、読み出し前に大量の量子を吸収し、その電荷信号を積分する必要がある。

【0058】

実施形態では、比較的粗いＸ線散乱線除去グリッド（ＡＳＧ）と、重なり合う且つ互いに垂直な２つのＡＳＧとを使用して、ＳＰＥＣＴイメージングにおける散乱ガンマ量子の量を減らすのに役立てることができる。このようなＡＳＧをＳＰＥＣＴコリメータの代わりに使用できる。更に、ソフトウェアによる散乱補正をこの実施形態に適用できる。

【0059】

別の実施形態では、このようなＡＳＧは更にＸ線イメージングの標準として使用され、コリメータはＳＰＥＣＴイメージングに追加として使用できる。

【0060】

別の実施形態では、第１及び第２のシンチレータ信号の組み合わせを、ガンマ再構成に使用できる。例えば、上述したように、それらの比率を散乱補正に使用し、それらの合計をより良いＳＮＲに使用できる。

【0061】

実施形態では、薄いＣｓＩ：Ｔｌ層をシンチレータ層として使用できる。７０ｋｅＶではなく１２０ｋｅＶまでの高Ｘ線エネルギーでは、第２のシンチレータ層１２、２２に吸収されるＸ線放射線の割合は限られている。この追加情報を使用して、信号（第１の信号と第２の信号との合計）及びＳ／Ｎ比を増大させ、スペクトルＸ線情報を取得し、画像コントラストを増大できる。

【0062】

実施形態では、再構成画像の代わりに又はそれに加えて、平面ガンマ画像の散乱補正を適用できる。この場合では、Ｗｉｅｇｅｒｔ他による上記の方法を散乱補正に使用できる。

【0063】

開示されたイメージングシステムを使用して、Ｘ線量子及びガンマ量子を、２つの別個の回転、即ち、Ｘ線用の高速回転（コーンビームＣＴ）及びガンマ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）用の低速回転において測定できる。ＳＰＥＣＴ回転では、検出器の前側にコリメータを配置できる。開示された概念は、様々な同位体、例えばＴｃ－９９ｍ（例えばプレスキャンにおいて使用される）及びＹ－９０又はＨｏ－１６６（例えば治療に使用される）とともに機能する。検出器はフォイル上の検出器として作られる。

【0064】

選択的内部放射線両方（ＳＩＲＴ）では、ワークフローを改善するために、インターベンション中に、その場での放射性トレーサモニタリングが必要である。開示された二重機能Ｘ線検出器によって、低コスト、小重量、及び小型の検出器を実現している。これは、いくつかの臨床的価値、即ち、コスト削減及び効率化のためのワンストップショップ（ＩＲ室とＳＰＥＣＴ室間の患者転送がない、１回のセッションでの検査及び治療用注入）や、患者転帰の改善（他の臓器への即時シャント制御、治療薬による腫瘍適用範囲の改善のためのインターベンション中の３Ｄ線量測定、及び外科的腫瘍学、リンパ節切除、肺腫瘍標的化における他の潜在的な応用）を提供する。

【0065】

本発明は、図面及び上記の説明に詳細に例示及び説明されているが、このような例示及び説明は、例示的又は模範的と見なされるべきであって、限定的と見なされるべきではない。本発明は、開示された実施形態に限定されない。開示された実施形態の他の変形は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求項に係る発明を実施する際に当業者によって理解され、実行可能である。

【0066】

特許請求の範囲において、語「含む」は、他の要素又はステップを排除するものではなく、単数形は複数を排除するものではない。単一の要素又は他のユニットが、特許請求の範囲に記載されているいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせを有利に使用することができないことを意味するものではない。

【0067】

特許請求の範囲における任意の参照符号は、範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【国際調査報告】