与已知类型的方法有关的问题是大部分x射线管在如20keV这样 低的光子能量下具有低效率,也就是说,供给射线管的每单位功率 的x射线数量较低。
另外,所有x射线管在宽的能谱内发射辐射。一般,金属箔过滤 来自x射线管的辐射,但同时使x射线的通量减少。因此,不得不 将在x射线管上增加大的负载以此在金属箔下游获得合理的辐射通 量。同样地,相对较低的通量以不利的方式影响曝光时间,也就是 使曝光时间变长,其明显地限制了技术适用性。
另一个极为重要的问题是在对象为生命有
机体或它的一部分的情 况下所给予对象的
辐射剂量。虽然在最近数十年期间高效的准直仪、 适当的
过滤器、以及灵敏的探测器阵列的开发已经有效地减少了辐 射剂量,但是仍然有许多事情要做。另外,辐射剂量的减少在今天 的探测器设计中是一个驱动机制。
因此,本发明的主要目的是提供一种用于对象检查的方法和设 备,其克服了上面已识别的、与
现有技术相关的问题。
在这一方面,特定的目的是提供这样的方法和这样的设备,它们 保证在被检查的对象中仅有少量的的能量吸收。
本发明的另一个目的是提供这样的方法和这样的设备,它们保证 将宽带辐射用于测量的可能性。
本发明的又一个目的是提供这样的方法和这样的设备,其中利用 了
光谱范围内的辐射,其中降低了图像的某些区域曝光不足或曝光 过度的
风险。
另外,本发明的另一个目的是提供这样的方法和这样的设备,其 中可以高效率地探测宽能量范围的辐射(尤其是在高光子能量下)。
通过如所附
权利要求书中所述的方法和装置来实现其中的这些目 的。
本发明者已经发现,通过避免检测康普顿散射辐射以及通过这样 提供光谱范围内的
电离辐射,使得在将要被检查的对象内被康普顿 散射的电离辐射的光子比通过
光电效应被吸收的电离辐射的光子更 多(最好多得多),来开辟全新的放射学领域。因为对于光子能量的 宽光谱来说散射的概率基本上是相同的,所以可以将包括更高能量 的宽带辐射用于探测。
假定被检查对象的厚度是恒定的、或者是已知的和被校正过,为 了在对象中主要获得康普顿散射而在足够高的光子能量下俘获的图 像中的变化基本上只是由被检查对象的密度造成的。因为在10- 300keV的光子能量下的康普顿散射的衰减系数仅仅微弱地依赖于原 子序数和光子能量,所以这是真实的。这与光电吸收形成鲜明的对 比,后者大大依赖于能量并且甚至更依赖于
原子序数。因此,所获 得的辐射图像基本上是将要被检查的对象中密度变化的阴影图像。
然而,在某些X射线照相应用(如包括比如乳房X射线照相术的 软体组织应用)中,密度变化可以非常小,并且因此在所记录的图 像中的对比度非常低。根据本发明,适当的对比增强剂因此被引入 将要被检查的对象中。适当的对比增强剂应当
修改将要被检查的对 象的密度并将密度梯度引入此处。对比增强剂的密度可以高于或低 于对象的密度,但是最好低于对象的密度。例如,可以使用超声造 影剂。包含或能够生成微气泡扩散的
造影剂是首选的,因为由于微 气泡的低密度和易于压缩性使得这样的扩散尤其有效。因此,将原 子序数梯度而不是密度梯度引入对象中的用于X射线诊断的普通对 比增强剂(比如碘)是不太适合的。另外,被给与对象的超声造影 剂在体内应当是足够稳定的以便在给予之后在血流中被再次循环, 使得其在成像之前在血池中均衡。
最好借助于包括两个
电极的一维气体电离探测器来阻止康普顿散 射辐射被探测,可电离气体位于所述两个电极之间,并且这样布置 辐射入口,使得所述电离辐射横向进入电极之间的所述探测器,因 此由电离辐射和气体之间相互作用所释放的
电子在基本上与其垂直 的方向上被
加速,其中电极之间的距离保持得很短使得基本上只允 许被平行校正在电极之间的平面上的辐射使气体电离。另外,探测 器最好使用电子
雪崩放大;其中只有被平行校正在最靠近
阴极电极 的非常薄的平面上的辐射将被放大到足以对被探测的
信号作出实质 上的贡献。
本发明的优点是如果将宽带辐射用于探测,则不太需要厚过过滤 器,提高了辐射源的效率,可以降低辐射源上的负载,并且由于更 高的光子通量的缘故而可以缩短曝光时间。
另外,因为散射光子只将其能量的一小部分在对象中被吸收,而 光电吸收的光子吸收其所有能量,因此减小了给予对象的剂量。
在本发明特定优选的
实施例中,上述基于散射而不是吸收的新颖 的检查方法与超声检查方法相结合。在这里,可将对比增强剂给与 对象,此后最好同时使用相同的对比增强剂来实施上述基于散射的 新颖的检查方法和超声检查方法。这对乳房X射线照相检查尤其有 利,其中上述基于散射的新颖的检查方法保证将要被检查的胸部的 高
质量图像的探测,从而导致给予对象的极端低的剂量。例如,剂 量可以比现有技术的乳房X射线照相检查的剂量低20-100倍。超声 检查提供了超声图像,其起到了诊断的补充作用。在超声图像中将 会更好地显现某些
肿瘤。
从下文给出的对本发明优选实施例的详细描述以及
附图1-4中, 将明白本发明的其他特征及其优点,所给出的描述和附图仅仅是通 过说明的方式给出的因此不是对本发明的限制。
正如在图1中可看到的,该图是说明光电吸收、康普顿散射、电 子偶的产生和作为X射线光子能量E的函数的人体软组织总衰减系 数μPE、μCS、μPR、μTOT的示意图,光电衰减系数μPE按光子能量的 幂律而减小,并且在约为25keV的情况下,康普顿衰减系数μCS与光 电吸收衰减系数μPR是可比拟的。在介于大约30和几百keV之间的 情况下,康普顿散射衰减系数μCS是主要的,而在更高的光子能量 (1MeV的量级)下,电子偶产生的概率迅速增加,并且变成主要的 相互作用过程。虽然图1说明的只是人体软组织的实例,但是示意 图的相对的整个结构适用于各种各样的实体。
康普顿散射衰减系数μCS在较大的光子能量范围内相当恒定。在 图1中可以看到,软体组织的康普顿散射衰减系数μCS在约为30和 几百keV的光子能量之间是相当恒定的。
另外,光电吸收衰减系数μPE大大依赖于组成实体的元素的原子 序数,而康普顿散射衰减系数μCS只是非常微弱地依赖于原子序数。
另外,穿过实体的透射根据下式按指数律依赖于总衰减系数μTOT、 依赖于实体的密度ρ、以及依赖于实体的厚度t:
透射~exp[-(μTOT*ρ*t)]
因此,假定电离辐射具有的光子能量足够高使得康普顿散射超过 了经过主体的光电吸收,那么,穿过此处的透射只是非常微弱地依 赖于主体的原子序数,但是却强烈地依赖于主体的密度。这与其中 光电吸收为主要的相互作用机制的情形形成鲜明对比。在这里,穿 过主体的透射不仅仅强烈依赖于主体的密度,而且还依赖于所使用 的实际光子能量。因此如果电离辐射具有的光子能量足够高使得康 普顿散射超过了所用的光电吸收,则所述电离辐射可能是不必实施 复杂计算以便补偿任何强光子能量相关性的宽带辐射。
图1通过点划线示意性地描述了根据现有技术的、在被用于比如 X射线乳房照相检查的铑过过滤器过滤时的、来自30KV基于钨的X 射线管的典型的连续X射线光谱。在这里,光电吸收超过了康普顿 散射。在被
铜过滤器过滤时的、来自80KV基于钨的X射线管的宽带 X射线光谱用虚线表示。宽带辐射光谱被移向更高的光子能量,此时 康普顿散射超过光电吸收。
图2以侧视图的形式示意性地说明了用于本发明的X射线照相设 备。正如从左到右所看到的,该设备包含X射线源1、过滤器装置4、 任选的源孔5和探测器装置11。
X射线源可以是基于钨的X射线管,其发射宽能谱内的X射线辐 射束。借助于X射线源1输出端的过滤器装置4过滤射束。过滤器 装置4在其透射更高能量、以及优选地更宽光谱(如图1所说明的 宽带X射线光谱)的意义上不同于传统的过滤器。过滤后的辐射束 随后穿过任选的源孔5以便将射束准直。源孔5的形状和尺寸最好 适合于探测器装置11的特定尺寸和种类。因此,假定一个一维探测 器装置,孔5被设计成具有狭缝形状的辐射透明窗口,而假定一个 矩形的二维探测器装置,则孔5优选地被设计成具有矩形的辐射透 明窗口。
源
准直器是任选的并且在将要被检查的对象是生命有机体或它的 一部分时通过产生X射
线束而被用来减少给予对象的剂量,该X射 线束仅仅照射探测器装置的灵敏区域。
过滤后并且被任选地准直后的辐射束3进入其中将要被成像的对 象、对象主体、主体、物体或病人7所在的区域。在对象7中,某 些光子可被光电吸收、某些可被雷利和康普顿散射(在图1中用射 线3a表示)、以及在电子偶产生过程中某些光子可被转换成电子和
正电子,其中这些电子和正电子可引发X射线光子发射(在图1中 用射线3b表示)。各种过程取决于对象7的元素组成并且取决于入 射辐射束3的光子能量。
通过探测器装置11探测穿过对象7而未被偏转的辐射束,同时避 免探测散射辐射。然而,一般地,少量散射辐射可进入探测器装置11 并且模糊了所记录的图像。
根据本发明,过滤器装置4以这样一种方式使辐射束适合于将要 被成像的对象7的元素组成,即,过滤后的辐射束处于光谱范围内, 使得在对象7内过滤后的辐射束被康普顿散射的光子多于通过光电 效应被吸收的光子,即,使得康普顿散射超过光电吸收。
在人体软组织(如胸部组织)的情形中,过滤后的辐射可以是介 于10和300keV之间的宽带X射线辐射(即类似于图1的宽带辐射光 谱),最好介于20和100keV之间,更优选的是超过30keV。在其他 应用中,过滤后的辐射可以是超过30keV的辐射。
或者,过滤后的辐射处于光谱范围内,使得在对象7内与通过光 电效应被吸收的光子相比,至少2倍、更优选地为至少5倍、以及 最优选地为至少10倍的过滤后的辐射的光子被康普顿散射。如果可 能,过滤后的辐射应当处于光谱范围内,此时光电吸收基本上不会 在对象7内发生。
探测器11优选地具有用于电离辐射的进入的细长的开口以及基 本上排列成与细长的开口平行的各个探测器元件的行;并且探测器11 属于下列种类:其中通过各个探测器元件的行探测由电离辐射和探 测器内的探测介质之间的相互作用产生的并且基本上在垂直于电离 辐射的方向上行进的电荷或光子。
探测器最好是以雪崩放大方式工作的基于气体的平行板探测器, 其中各个探测器元件中的信号基本上只源于薄层内的电离,所述薄 层可以比板间距离至少薄2-5倍。当放大呈指数式时获得这种有益 的性能并且靠近各个探测器元件的释放的电子将不能产生足够强的 信号。
为了了解关于用于本发明的不同种类的探测器的进一步的详情, 参考下列TOM Francke等人的以及被转让给瑞典的XCounter AB的U.S.
专利:Nos.6,118,125;6,373,065;6,337,482;6,385,282;6,414,317; 6,476,397;6,477,223;6,518,578;6,522,722;6,546,070; 6,556,650;6,600,804;以及6,627,897,这些专利通过引用被结合 于此。
或者,探测器装置11可以更一般地为一维或二维探测器,其在 很大程度上能够区别散射光子。探测器最好可以是以下探测器中的 任何一种:基于TFT的探测器;基于闪烁器的探测器;固态探测器, 如基于CMOS、CCD、CdZn或CdZnTe的探测器;基于气体的探测器; 或它们的组合,并且探测器可以有利地装配有防散射器件,尤其是 设置在探测器前面的辐射透明通道阵列。
为了使本发明得以正确操作,不得不在特别大的程度上分别对待 散射辐射和被探测到的辐射。最好使得对象7内的优选地至少90%、 更优选地至少99%、而特别优选地至少99.9%的康普顿散射辐射不被 探测到。上述的平行板探测器已经表明很容易满足这样的需求。
借助于主要使用其中康普顿散射超过光电吸收的光子能量下的电 离辐射,以及通过探测对象中的与散射辐射分离的透射辐射,产生 了许多优点:
·因为辐射主要是从对象7被散射掉的并且未被其吸收,所以 给予对象的辐射剂量减少。在50keV的光子能量下,与光电吸收 光子相比,康普顿散射光子仅仅吸收大约10%的能量。
·因为辐射不必被大量过滤(由于与光电吸收衰减系数相比的 康普顿散射衰减系数的缘故),所以可以使过滤器更薄。在薄过 滤器中的辐射散射少于在厚过滤器中的辐射散射,这意味着当与 传统过滤器装置相比较时,减少了来自过滤器装置4的散射辐射。
·因为大部分发射光谱是有用的,所以提高了X射线管的效率。 这还意味着可以降低X射线管上的负载。由于可以获得更高的X 射线光子通量,所以还可以减少曝光时间。
·在10-300keV光子能量下的康普顿散射衰减系数仅仅是微弱地 依赖于原子序数和光子能量,并且因此假定对象厚度是恒定的、 或者是已知的和被校正的,在所俘获的图像中的变化基本上只是 由于对象密度的变化所引起的。
最后一个优点在某些应用中可能是缺点。如果密度变化如同它们 在某些乳房X射线照相检查中那样地非常小,则图像中的对比度可 能太低。
然而,依照本发明,对此的解决方案包含使用对比增强剂,其适 合于上述X射线成像技术。适当的对比增强剂应当修改将要被检查 的对象的密度并在此引入密度梯度。例如,可以使用超声造影剂。 包含或能够生成微气泡扩散的造影剂是首选的,因为由于微气泡的 低密度和易于压缩性使得这样的扩散尤其有效。因此,将原子序数 梯度而不是密度梯度引入到对象中的用于X射线诊断的普通对比增 强剂(比如碘)是不太适合的。另外,给与对象的造影剂在体内应 当是足够稳定的以便在给予之后在血流中被再次循环,使得造影剂 在成像之前在血池中均衡。已经就超声检查描述过的并且适合于本 发明的适当的造影剂在下列的美国专利中被公开:即 Nos.6,645,147;6,595,925;6,547,738;6,409,671;6,375,931; 5,772,984;5,567,415;以及5,236,693,这些专利的内容通过引用 被结合于此。
因此,在图3中说明的、根据本发明优选实施例的用于对象检查 的方法包含下列步骤。
在步骤31中,提供了光谱范围内的电离辐射,使得在将要被检查 的对象内被康普顿散射的电离辐射的光子比通过光电效应被吸收的 电离辐射的光子更多。也就是说,康普顿散射应当是入射电离辐射 与对象之间相互作用的主要相互作用机制。最好应当这样选择辐射 光子的能量,以便使给定所有其他约束(如特定应用所强加的,例 如所使用的辐射源的特征、有用的辐射过滤器、所需的辐射通量等) 的对象中光电吸收的量达到最小。可以根据实际环境使用在本说明 中所公开的任何辐射光谱分布图。
在步骤32中,适当的对比增强剂被给与将要被检查的对象,其中 对比增强剂引入了所述对象中的密度变化。对比增强剂可以是任何 上述的对比增强剂。
接着,在步骤33中,电离辐射被射向并穿过对象。在对象中,各 种相互作用发生。然而,入射电离辐射与对象之间主要的相互作用 机制是康普顿散射,正如前面所讨论的,其依赖于密度,但是相当 独立于原子序数和光子能量(在给定的范围内)。
在步骤34中,在未被偏转的情况下穿过对象的电离辐射被探测并 且被空间分解,同时使得对象中的康普顿散射辐射基本上不被探测 到。出于这个目的,可以使用任何上述的散射抑制探测设备。如果 可忽略光电吸收,则所记录的信号可以用来形成所述透射的图像, 所述透射的图像将是对象中康普顿散射的真实的倒像或阴影图像。 因此,所形成的图像展示了对象中空间分解的密度变化-最初在对 象中呈现的密度变化以及由对比增强剂引入的密度变化。
在图4中图解说明的本发明的另一个优选实施例中,把上述基 于散射而不是吸收的新颖的检查设备与超声检查设备相结合。
图2的X射线探测器装置11和包括X射线源1的X射线源装置 41、过滤器装置4、以及任选的源孔5设置在将要被检查的对象(如 胸部42)的相对的各侧。超声检查设备43设置在X射线探测器装置 11的附近。装置44(如
注射器)是为了将超声对比增强剂给与对象 42而设置的。
在检查之前,将超声对比增强剂给与对象42,此后,最好同时通 过X射线探测器11/X射线源装置41的组合以及超声检查设备43, 使用非常相似的对比增强剂用法,将胸部成像。
这对乳房X射线照相检查尤其有利,其中上述基于散射的新颖的 检查方法保证对将要被检查的对象的胸部的高质量图像的探测,导 致了给予对象的极端低的剂量。例如,剂量可以比现有技术的乳房X 射线照相检查低20-100倍。超声检查提供了超声图像,其起到了诊 断的补充作用。在超声图像中可以更好地显现某些肿瘤。