(57)【要約】【課題】断層画像または3次元画像でも画質の低下を抑えて被曝線量の低減、長撮影時間による患者の動きによる画像のボケの低減、長時間撮影による患者の負担低減が可能である。【解決手段】照射された放射線が被写体3を透過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画像を得る放射線画像検出器4を備え、放射線画像検出器4は、放射線検出素子が1次元または2次元のイメージセンサであり断層画像または3次元画像を生成する放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器4は対向する両面に電極8，11を有し、両面の電極8，11の間に放射線を電荷に変換する放射線変換層7を有し、放射線変換層7がCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶からなる。【選択図】図4
2006346290.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
照射された放射線が被写体を透過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画像を得る放射線画像検出器を備え、
前記放射線画像検出器は、放射線検出素子が1次元または2次元のイメージセンサであり断層画像または3次元画像を生成する放射線画像撮影装置において、
前記放射線画像検出器は対向する両面に電極を有し、
前記両面の電極の間に放射線を電荷に変換する放射線変換層を有し、
前記放射線変換層がCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶からなることを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記放射線検出素子からの出力信号を読み出す読出回路がCMOSであることを特徴とする請求項1に記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記放射線を照射する放射線管の焦点径をＤとし、
前記放射線管から前記被写体の中心までの距離をＲ1とし、
前記被写体の中心から前記放射線画像検出器までの距離をＲ2とするとき、
0.25ｍ≦Ｒ1≦1.5ｍ、0.25ｍ≦Ｒ2≦1.5ｍ、10μｍ≦Ｄ≦300μｍであることを特徴とする請求項1または請求項2に記載の放射線画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、放射線画像撮影装置に関するものであり、特に小焦点放射線源を用いて拡大撮影を行って位相コントラスト放射線画像を得て断層画像または3次元画像を生成する放射線画像撮影装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
例えばＸ線ＣＴ装置により、従来の単純Ｘ線写真では得られない輪切り画像（断層画像）が得られ、画像診断に画期的な展開が見られた。とくに厚い骨で囲まれた脳の輪切り画像は、交通事故などでの頭部損傷の診断技術を飛躍的に向上せしめた。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ画像の画質向上については、近年においてはシンクロトロン放射光Ｘ線から単色Ｘ線を取り出し、その単色Ｘ線を用いたＸ線ＣＴの研究が幾つか報告されている。ここでの基本的な重要な技術は、単色Ｘ線を用いることにより、位相コントラスト放射線画像が得られることであり、これにより鮮明なＸ線ＣＴ画像を得る試みがなされている（特許文献1）。
【０００４】
また、Ｘ線ＣＴ装置は、放射線管から放射されたＸ線が放射口のコリメータによって扇状のＸ線ビームに絞られるとともに、被検体を中心にして、放射線管とこれに対向して配置された円弧状のコリメータと検出器が回転して、被検体を透過したＸ線情報を検出器が捉え、その信号をコンピュータで処理して被検体の断層画像を得るものである。この検出器として、近年、半導体単結晶または多結晶を用いた放射線画像検出器が提案されている。その放射線画像検出器は、Ｘ線等の放射線が照射されることで電荷（電子‐正孔）を発生する半導体材料からなるＸ線変換層が用いられ、暗抵抗が高く、Ｘ線照射に対してダイナミックレンジが広く、Ｓ／Ｎのよい、良好な光導電特性を示すものである。例えば、Cdte単結晶やCdZnTe単結晶などが提案されている（特許文献2）。
【特許文献１】特開2002−159486号公報
【特許文献２】特開2002−202377号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、照射された放射線が被写体を透過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画像を得る撮影は、非常に高鮮鋭な画像を得るための撮影方法であるが、小焦点の放射線管を使用するので放射線の出力が通常のCT用の放射線管よりも弱く、現状の小焦点の放射線管を利用する限り位相コントラスト放射線画像を得る撮影では同じ照射線量で撮影するためには撮影時間が長くなる傾向にある。特に、Ｘ線ＣＴ装置などはもともと撮影時間が長く、さらなる長時間撮影は患者の動きによる画像のボケが生じやすく、長時間じっとするという点で患者負担も大きくなってしまう。
【０００６】
一方、小焦点の放射線管を用いて従来と同程度の撮影時間で撮影を行うと、照射線量が少なくなるため、従来の検出器を用いると撮影画像の画質が低減し、診断に支障を来す可能性が生じてしまう。また、位相コントラスト放射線画像を得る撮影は拡大撮影になるので、そもそも検出器への到達放射線量が少なくなり、高感度検出器の必要性が高いのが実情である。
【０００７】
この発明では、断層画像または3次元画像でも画質の低下を抑えて被曝線量の低減、長撮影時間による患者の動きによる画像のボケの低減、長時間撮影による患者の負担低減が可能な放射線画像撮影装置を提供するものである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
前記課題を解決し、かつ目的を達成するために、この発明は、以下のように構成されている。
【０００９】
請求項１に記載の発明は、照射された放射線が被写体を透過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画像を得る放射線画像検出器を備え、前記放射線画像検出器は、放射線検出素子が1次元または2次元のイメージセンサであり断層画像または3次元画像を生成する放射線画像撮影装置において、前記放射線画像検出器は対向する両面に電極を有し、前記両面の電極の間に放射線を電荷に変換する放射線変換層を有し、前記放射線変換層がCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶からなることを特徴とする放射線画像撮影装置である。
【００１０】
この請求項１に記載の発明では、位相コントラスト放射線画像を得て断層画像または3次元画像を生成する際に良好な画像が得られる。また、放射線画像検出器のCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶は放射線を直接電荷に変換して画像化する方法なので鮮鋭度の低下が小さく、放射線情報を鮮明にする位相コントラスト効果を忠実に画像化し、非常に鮮明な画像を得ることができる。また、位相コントラスト撮影でグリッドを使用せず、エアギャップ法（被写体と検出器の距離を長くとる）で散乱線を除去するので、装置が煩雑、大型になり制御が難しいという問題点がなくなる。またグリッドでの直接Ｘ線(１次Ｘ線)の吸収により放射線が低減し画像のSNが低下してしまうことがなく、位相コントラスト撮影による断層画像または3次元画像でも、画質の低下を抑えて被曝線量低減、長撮影時間による患者の動きによる画像のボケの低減、長時間撮影による患者の負担低減が可能である。
【００１１】
請求項2に記載の発明は、前記放射線検出素子からの出力信号を読み出す読出回路がCMOSであることを特徴とする請求項1に記載の放射線画像撮影装置である。
【００１２】
この請求項2に記載の発明では、放射線変換層であるCdTe単結晶またはCdZnTe単結による高感度化に加え、読出回路に画素像幅が可能であるCMOSを用いることにより、さらに高感度化、画質向上が可能で、かつ撮影時間も短縮が可能である。また、読取回路の微細化が可能となり高分解能な画像を出力することが可能であり、さらに軽量でコンパクトな構成にすることが可能になる。
【００１３】
請求項3に記載の発明は、前記放射線を照射する放射線管の焦点径をＤとし、前記放射線管から前記被写体の中心までの距離をＲ1とし、前記被写体の中心から前記放射線画像検出器までの距離をＲ2とするとき、0.25ｍ≦Ｒ1≦1.5ｍ、0.25ｍ≦Ｒ2≦1.5ｍ、10μｍ≦Ｄ≦300μｍであることを特徴とする請求項1または請求項2に記載の放射線画像撮影装置である。
【００１４】
この請求項3に記載の発明では、放射線管の焦点径を、放射線管から前記被写体の中心までの距離、被写体の中心から放射線画像検出器までの距離を規定することで、位相コントラスト放射線画像を得ることができ断層画像または3次元画像を生成する際に良好な画像が得られる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、この発明の放射線画像撮影装置の実施の形態を図面に基づいて詳細に説明するが、この発明は、この実施の形態に限定されるものではない。
【００１６】
この発明の放射線画像撮影装置として位相コントラスト放射線画像が得られるＸ線ＣＴ装置に適用した実施の形態を詳細に説明する。
【００１７】
［位相コントラスト放射線画像］
まず、位相コントラストについて説明を行う。図1で模式的に示すように、放射線としてのＸ線は電磁波の一種であり、波の性質をもっている。以下、放射線をＸ線ともいい、Ｘ線が好ましい態様である。
【００１８】
可視光線と同様に、Ｘ線が屈折率の異なる物体である被写体3を透過すると、その界面で屈折を起こす。屈折率の異なる界面部分の放射線画像検出器4上のＸ線透過画像では、Ｘ線の屈折によってＸ線強度が低下する部分と、そしてその屈折したＸ線が空間を直進してきたＸ線と重なりあってＸ線強度が上昇する部分とが生ずる。すなわちここで得られる陰画画像では、屈折率の異なる界面を境にしてＸ線強度が低下する部分が白く抜け、Ｘ線強度が上昇する部分がより黒くなる結果、いわゆるエッジ強調画像が得られる。これは位相コントラストと呼ばれる現象である。Ｘ線の波長は非常に短く、その屈折率は小さいので、従来の一般に行われているＸ線画像撮影ではこの位相コントラストは見過ごされてきた。
【００１９】
従来のＸ線画像では位相コントラストによる画像（位相コントラスト放射線画像）は十分に活用されておらず、むしろＸ線の吸収差による吸収コントラストのみのＸ線画像（吸収コントラスト放射線画像）が用いられていた。
【００２０】
この発明においては、この位相コントラストによって鮮鋭性のよい高画質のＸ線ＣＴ画像を撮影するＸ線ＣＴ装置を提供するものである。ここで位相コントラスト放射線画像は、筑波市の高エネルギー研究所や兵庫県のＳＰｒｉｎｇ−８などのようなシンクロトロンＸ線ビームを用いる方法がよく知られている。シンクロトロンは設備が大き過ぎて一般の医療施設で広く使用するこができないことは自明である。また、特表平１１−５０２６２０号公報記載の方法には、Ｘ線焦点サイズが非常に小さく、さらに点焦点とみなせるような距離だけＸ線源とフィルムを離して撮影することで、位相コントラスト放射線画像を撮影することが報告されている。しかし、この方法ではＸ線が微弱になりすぎて人体のＸ線像撮影は不可能である。
【００２１】
Ｘ線位相コントラスト放射線画像を得るには、原理的に図2に示すように、被写体３から放射線画像検出器４までの距離Ｒ２は一定の距離を離さなければならない。また、Ｘ線ＣＴに用いる放射線管１は、一定のＸ線強度を得るために、放射線管の焦点径は微小焦点ではなく、５０μｍ以上の値を取らざるを得ない。ここで、焦点径とは、放射線管からＸ線が放射される窓口の大きさで、一般に正方形をしており、その一辺の長さを言う。このような場合、この焦点径による幾何学的不鋭であるボケが生ずることとなる。ボケの大きさＢは、Ｂ＝ａ×（Ｒ２／Ｒ１）で現わせる。シンクロトロンから得られる放射光Ｘ線は平行線に近いため、すなわち焦点が無限遠である（Ｒ１→∞）と等価であって、ボケの大きさＢは０となり、このようなボケの問題はない。また、マイクロフォーカスＸ線源を用いるときはａ→０であり、自動的にＢ→０であって、この場合もボケによる影響を考慮する必要はない。
【００２２】
ここでＸ線ＣＴの撮影では、図3に示すように、被験者（被写体３）を中心に放射線管1と放射線画像検出器4が配置され、そして放射線管1と放射線画像検出器4が同期して被験者（被写体３）の回りを回転して画像が撮影される。効果的に位相コントラスト放射線画像を得るには、放射線管の焦点径及び回転半径長が一定領域でなければならない。
【００２３】
Ｘ線ＣＴは上述のように放射線管1と放射線画像検出器4とが同時に被験者（被写体３）の回りを回転する。この場合、回転半径はおのずから制限される。すなわち、被験者（被写体３）にぶつからない最も小さい半径は０．５ｍ程度である。逆に回転半径が大きくなるとＸ線ＣＴ装置自体が大きくなり、最も大きい半径は２ｍ程度である。
【００２４】
なお、ここで言う放射線管の焦点径はＪＩＳＺ４７０２に定められるようにピンホールカメラあるいはテストチャートを用いて測定することができる。この実施の形態例では、放射線管からコーンビームＸ線を照射し、これを平面状の放射線画像検出器で検出することで、撮影時間が短く、かつ、位相コントラストによって高画質のＸ線ＣＴ画像が得られるようになる。
【００２５】
また、位相コントラスト放射線画像を得るには、放射線を照射する放射線管の焦点径をＤとし、放射線管から前記被写体の中心までの距離をＲ1とし、被写体の中心から放射線画像検出器までの距離をＲ2とするとき、0.25ｍ≦Ｒ1≦1.5ｍ、0.25ｍ≦Ｒ2≦1.5ｍ、10μｍ≦Ｄ≦300μｍであることが好ましく、位相コントラスト放射線画像を得て断層画像または3次元画像を生成する際に良好な画像が得られる。
【００２６】
さらに、0.5ｍ≦Ｒ1≦1ｍが好ましい。Ｒ1は長い方が位相コントラスト効果が大きくて、画像が鮮明になる(上記のシンクロトロンのような焦点径の幾何学的不鋭が小さくなる)。一方、Ｒ1が長すぎなると装置が大きくなり使い勝手が悪くなる。また、0.5ｍ≦Ｒ2≦1ｍが好ましい。Ｘ線の屈折は被写体位置で生じて放射線画像検出器に向けて徐々に大きくなるので、Ｒ2が長い方が位相コントラスト効果を大きくでき、画像が鮮明になる。一方、Ｒ2が長すぎると装置が大きくなり使い勝手が悪くなり、また焦点径Ｄによる幾何学的不鋭が大きくなり画像がぼけてしまう。また、50μｍ≦Ｄ≦200μm、さらに70μｍ≦Ｄ≦120μmであることが好ましい。焦点径Ｄが大きい方がＸ線出力が大きくなるが(単位時間の照射Ｘ線量が多くなるが）、大きすぎると幾何学的不鋭による画像がぼけてしまう。一方焦点径Ｄが小さい方が幾何学的不鋭が小さく画像が鮮明になるが、小さすぎるとＸ線出力が小さく実用的なＸ線撮影ができなくなる。それぞれの0.5ｍ≦Ｒ1≦1ｍ、0.5ｍ≦Ｒ2≦1ｍ、50μｍ≦Ｄ≦200μm、さらに70μｍ≦Ｄ≦120μmは、装置や撮影に応じて任意に選択して設定することができる。
［放射線画像検出器］
（放射線検出素子）
放射線画像検出器4は、放射線検出素子が1次元または2次元のイメージセンサであり、この実施の形態を、図4に示す。図4は直接変換型Ｘ線イメージセンサの原理図である。イメージセンサの基本構成は、Ｘ線を電荷に変換する放射線変換層７、放射線変換層７からの電気信号を電荷として蓄積する蓄積容量（コンデンサ）１２、および蓄積容量１２の電荷蓄積・電圧の出力信号を読み出す読出回路13、放射線変換層７にバイアス電圧Ｖを印加するためのバイアス電極８とピクセル電極１１からなる。バイアス電極８が正電位、ピクセル電極１１が負電位となるようにバイアス電圧Ｖが印加される。なお、印加する電位の正負は、放射線変換層７の材料によって変わる。
【００２７】
ピクセル電極１１、放射線変換層７、バイアス電極８が積層され、この一次元または二次元に配列されたアレイのピクセル電極１１側のほぼ全面を覆うように、蓄積容量１２および読出回路13が積層されている。Ｘ線の中で、人体等の被検体で吸収されず透過したＸ線が放射線変換層７に入射する。直接変換方式では、放射線変換層７内に入射したＸ線量に応じた電荷（正孔−電子対）が励起される。
【００２８】
放射線変換層７には全面に形成されたバイアス電極８とセルごとに形成されたピクセル電極１１とによりバイアス電圧Ｖが印加される。発生したキャリヤは、放射線変換層７に印加されているバイアスの極性に従い電子はバイアス電極８へ、正孔はピクセル電極１１に移動し、電荷としてアレイ内の蓄積容量（Ｃｓ）１２に蓄積される。放射線画像検出器4の電極は、信号取り出し側の電極、すなわちピクセル電極１１は画素ごとに分離し、反対側（通常X線の入射する方向）の電極、すなわちバイアス電極８は共通電極（一枚の電極）であることが好ましい。
【００２９】
この発明では、放射線変換層7がCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶からなり、この構造を、以下に説明する。図5に示すように、放射線検出素子は、放射線変換層7がCdTe或いはCdZnTe半導体基板で構成され、この2つの面に複数のバイアス電極８、ピクセル電極１１が形成されている。電極の形成されている部分以外の部分はアルミニウム、窒素、酸素からなる絶縁体皮膜1４で覆われており、半導体基板の表面が直接出ていない。
【００３０】
絶縁体皮膜1４は、図6に示すように、ピクセル電極11の上に重なっていて、バンプ材料が接触する部分だけ、穴が開けてある構造ならさらに好ましい。バンプ材料がピクセル電極11と絶縁体皮膜1４の間から半導体基板の表面にしみ込むのを防ぐことができる。逆に、図7に示すように、ピクセル電極11はその中心で半導体基板の表面と接触しており、周辺部が絶縁体皮膜1４の上に重なっているのも好ましい。ピクセル電極11の形状は、円状、長方形、正方形、角が丸くなった長方形などがあり、このような場合、ピクセル電極11は、図8に示すように、行・列に並んでいるのが普通である。
【００３１】
以下に、ＣｄＴｅ放射線検出素子の製造過程の一例を説明する。
【００３２】
図9に示すように、まず、CdTe基板の裏面にバイアス電極8としてＩｎを真空蒸着で形成した（図9（ａ））。次に、反対側の表面に、フォトレジスト20を塗布し（図9（ｂ））、ピクセル電極パターンが描かれているフォトマスクを通して、フォトレジストを露光し、さらに現像して、フォトレジストのピクセル電極形成部に開口部20ａを開けた（図9（ｃ））。これを塩化白金酸水溶液に入れて、無電解メッキ法で白金電極21を形成したあと、さらに蒸着装置で金薄膜22を蒸着した（図9（ｄ））。そのあと、アセトン溶液で洗浄することによって、フォトレジストを洗浄し、ＣｄＴｅ基板の表面にピクセル電極11を形成した（図9（ｅ））。
【００３３】
次にこれを、誘導結合高周波プラズマ支援マグネトロンスパッタ装置で、非晶質酸化窒化アルミニウム薄膜からなる絶縁体皮膜1４を形成した（図9（ｆ））。ターゲットにはアルミニウムを用い、酸素１０％混合窒素ガスを反応ガスとしてスパッタ装置に導入した。プラズマ発生のためにアルゴンも導入した。成膜圧力は０．１Ｐａであった。１００ｎｍの膜厚に成膜後、これを取り出した。この上にフォトレジスト20を再び塗布し（図9（ｇ））、電極開口部パターンのついたマスクで露光後現像して、フォトレジストに電極開口部20ｂの穴を開けた（図9（ｈ））。さらに、水酸化ナトリウム水溶液で、非晶質酸化窒化アルミニウム薄膜をエッチングして、電極上部の一部を露出させた（図9（ｉ））。その後、フォトレジストをアセトンで溶解洗浄して、放射線検出素子とした（図9（ｊ））。
【００３４】
これを、蓄積容量１２および読出回路13を構成する読み出し集積回路とフリップチップボンディングし、放射線画像検出器4を構成した。放射線画像検出器4とＸ線源の間に物体を置き、Ｘ線を照射して画像をコンピュータに写したところ、欠陥の無い良好な画像が得られた。
【００３５】
図10および図11は放射線画像検出器4を構成する単位画像検出器31を示す側面図および正面図である。単位画像検出器31は、放射線検出素子3２がピクセル単位で読出回路13に対しフリップチップボンド方式により接続されている。なお、この半導体放射線検出素子3２と読出回路13とは図示のように互いに接合されて、例えば縦が115ｍｍ、横が45ｍｍの四角形の単位画像検出器3１とされる。読出回路13は信号引き出しパッド3６を一辺側に有し、放射線検出素子3２に対してその信号引き出しパッド3６部分がはみ出すように、フリップチップボンド法により直接接合されている。なお、１次元検出器として用いる場合には、単位画像検出器の大きさは25ｍｍ×10ｍｍ程度の大きさでよい。
【００３６】
そして、この単位画像検出器3１の二つが、信号引き出しパッド3６側とは反対側の辺で相互に隙間なく衝き合わせられるとともに、衝き合わされた二つの単位画像検出器3１を一組として、これらの複数組を、信号引き出しパッド3６が設けられていない側面に順次衝き合わせて、図12および図13に示すように四角形の基板3７上に並設することで、放射線画像検出器が構成されている。
【００３７】
図12および図13は、縦２枚、横５枚の計１０枚の単位画像検出器3１を並べて基板3７上にワイヤボンディング接続し、有効視野が230ｍｍ×225ｍｍの放射線画像検出器4とした場合を示す。そして、各単位画像検出器3１からの信号は基板3７を経由して外部の画像構成部および画像表示部へ順次供給される。なお、単位画像検出器3１の衝き合わせ数や、複数の単位画像検出器31からなる放射線画像検出器4の組付け数を増減することで、任意の大きさの放射線画像検出器4を構成できる。
【００３８】
放射線画像検出器4は、エリアセンサでもラインセンサでもよい。エリアセンサの方が同時間内に画像情報を多くとれ、このとれる情報量が同じならば短時間(照射線量小)に撮影を行うことができる。一方、ラインセンサは装置をコンパクトにでき、しかも1次元方向に長い検出器を作製可能なので、全体の撮像面積を大きくとることが可能である。
【００３９】
放射線画像検出器4の画素サイズは、50μm以上200μm以下、さらに80μm以上160μm以下が好ましく、画素サイズが小さくなるとフィルファクターが小さくなり画像のSNが悪くなる。一方、画素サイズが大きすぎると情報量が少なくかつなめらかさにかける画像になるので診断画像としての支障をきたす。放射線画像検出器4の大きさ、すなわち撮像サイズは、10×10cm以上が好ましく、20ｃｍ×20ｃｍ以上が望ましい。ある程度の大きさがないと、診断に支障をきたす。現在の利用から45ｃｍ×45ｃｍ程度でよく、30ｃｍ×30ｃｍ程度あれば診断には十分である。
（読出回路）
次に、読み出し集積回路の好適な実施形態について詳細に説明する。図14は読み出し集積回路の読出回路13をCMOSで構成した構成図である。読出回路13は、CMOS130がマトリックス状に形成された電極１１0（ｎ１列のＣＭＯＳ１3０で構成されるCMOSアレイ131がｎ２行配列されている。）及び各CMOSアレイ131に対応するＡ／Ｄ変換器121がｎ２行配列された信号処理部120を備えている。
前記電極110は、前記放射線検出素子３２の各素子の各画素と１対1にボンディング接続され、各画素の信号として読み取られる。
【００４０】
各Ａ／Ｄ変換器121は、増幅部１３及びＡ／Ｄ変換部１４により構成されており、CMOS１3０の出力を増幅させた上12〜16ビット（4096〜65536階調）のデジタルデータに変換し、読み出された電荷情報はディジタル画像信号に変換されて順次出力される。
【００４１】
この発明では、出力信号を読み出す読出回路13がCMOS（complementary metal-oxide semiconductor:相補型金属酸化膜半導体）であることが好ましく、このCMOSにより画素増幅が可能であり（E.Oba,K.Mabuchi, Y.Iida. N.Nakamura,and H.Mimura:A 1/4 Inch 330 K Square Pixel Progressive Scan CMOS Active Pixel Image Sensor, ISSCC Dig. of Tech. Papers, pp. 180-181 (1997) J.E.D Fuwitz, P.B.Denyer, D.J. Baxter and G. Townsend :An 800k-Pixel Color CMOS For Consumer Still Camera, SPIE Vol.3019,pp. 115-124(1997)参照）、それによりさらに高感度化、画質向上が可能であり、かつ撮影時間の短縮が可能である。また、放射線画像検出器4のCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶に加え、CMOSの増幅で、さらなる高感度検出器が得られる。また、読取回路の微細化が可能となり高分解能な画像を出力することが可能で、さらに軽量でコンパクトな構成にすることが可能になる。
［撮影装置の形態］
この放射線画像撮影装置は、ＣＴ専用装置でもよく、またＣアームによる撮影装置でもよい。図15はＣアームによる撮影装置の構成例を示す図である。
【００４２】
放射線画像撮影装置は、検出器上下動駆動部301、検出器前後左右動駆動部302、放射線画像検出器4、Cアーム前後動上下動駆動部311、Cアーム回転駆動部339、アーム315、Cアームスライド回転駆動部316、本体317、Ｘ線絞り部324、Cアーム325、放射線管1などを有している。
【００４３】
検出器上下動駆動部301は、検出器前後左右動駆動部302、検出器306全体を上下動させる。検出器上下動駆動部301に伸縮可能な機構を設けた複数の太さの異なる筒を使用することで、放射線画像検出器4をコンパクトに上下動させることができる。
【００４４】
検出器前後左右動駆動部302により、放射線画像検出器4が保持され、放射線画像検出器4をＸ線束の中心と直交する面内において自由に移動させることが可能である。Cアーム325の両端には、検出器上下動機構301と放射線管1が固定されている。Cアーム325のスライド回転により、回転中心を関心診断領域に一致させたまま、Ｘ線の照射角度を自由に調節できる。このＣアームによる撮影装置は、断層撮影のほかに単純X線撮影も可能であるので好ましく、CT装置と一般X線撮影装置間を移動して撮影する必要がなくなる。
（3次元画の生成）
前記実施の形態は、Ｘ線ＣＴの撮影により断層画像を生成する放射線画像撮影装置について説明したが、以下3次元画像を生成する放射線画像撮影装置について説明する。Ｘ線ＣＴの撮影では、放射線管1と放射線画像検出器4は、被写体の周りを1回転（360度）するCT方式としても良いし、360度以下の回転でトモシンセシスとして画像を再構成しても良い。情報量としてはCT方式が多く、診断上有用と考えられるが、装置をコンパクトにすることと撮影時間を短くできることではトモシンセシス方式が便利である。
【００４５】
このトモシンセシス方式を適用したトモシンセシス・システムを図１6に示す。図16は、被検体20２の3次元画像を形成するために使用されるトモシンセシス・システム20１の正面像を模式的に表している。図17はこのシステム20１の側面像を、また、図18はシステム20１の上面像を表している。
【００４６】
システム20１はＸ線源2１１を含んでいる。Ｘ線源2１１はハウジング内部に配置した放射線管を備えることが好ましい。図16に示すＸ線源2１１は１つの面内の円弧状経路に沿って回転することができる。Ｘ線源2１１が回転軸2１２の周りで円弧状経路20４に沿って回転するのに加えて、Ｘ線源2１１は、半径方向20５に移動すること、及び方向20６で回転面から出るように移動することもできる。回転軸2１２は放射線検出器4の上側で様々な高さとすることができるが、放射線検出器4の表面の高さに近いことが好ましい。このＸ線源は、セクタ内の複数の位置から（すなわち、セクタ内の経路に沿った全部ではないが幾つかの位置から）Ｘ線ビーム20３を被検体20２に照射する。
【００４７】
放射線画像検出器4は被検体20２を透過したＸ線20３を検出するようにＸ線源2１１を基準として位置決めしている。システム20１はさらに、セクタ内のＸ線源2１１のスキャンから放射線画像検出器4によって検出したＸ線20３に基づいて撮像対象の画像を作成する。
［画像の出力形態］
得られた画像はＣＲＴや液晶画像表示装置上に表示される。さらに、銀塩フィルムや昇華型やインクジェットプリンターなどでハードコピー画像として描かれて、それをシヤウカステン上で観察される。この画像はモノクロ画像表示でも疑似カラーを用いたカラー画像でも差し支えない。
【００４８】
また、得られた画像信号は一時的もしくは永久保存を目的として画像保存することができる。このとき、光磁気ディスクやＤＶＤなどを用いることができる。また回線を用いて画像信号を離れた場所に送信して、その場所で画像表示されて画像診断が行われることは好ましい態様である。
【００４９】
なお、この発明は位相コントラストを用いて鮮鋭な画像を得ることができるため、脳内の細かい血管を撮影対象にする場合にも適している。この場合、造影剤が従来よりも少なくて済むため、断層撮影の際の被写体への安全性が高まるといった副次的な効果も得られる。
【００５０】
また、この発明の装置から得られた画像データから、断層画像、3次元画像、透過画像を再生成することができる。再生成した画像は、モニター、プリンターに出力することができるが、3次元表示や多数の画像を効率よく切り替えられる点などから、モニターで出力することが好ましい。さらに、静止画像でも利用できる。
【００５１】
このように、この発明では、位相コントラスト放射線画像を得て断層画像または3次元画像を生成する際に良好な画像が得られる。また、放射線画像検出器4のCdTe単結晶またはCdZnTe単結晶は放射線を直接電荷に変換して画像化する方法なので鮮鋭度の低下が小さく、放射線情報を鮮明にする位相コントラスト効果を忠実に画像化し、非常に鮮明な画像を得ることができる。また、位相コントラスト撮影でグリッドを使用せず、エアギャップ法（被写体と検出器の距離を長くとる）で散乱線を除去するので、装置が煩雑、大型になり制御が難しいという問題点がなくなる。またグリッドでの直接Ｘ線(1次Ｘ線)の吸収により放射線が低減し画像のSNが低下してしまうことがなく、位相コントラスト撮影による断層画像または3次元画像でも、画質の低下を抑えて被曝線量低減、長撮影時間による患者の動きによる画像のボケの低減、長時間撮影による患者の負担低減が可能である。
【産業上の利用可能性】
【００５２】
この発明は、特に小焦点放射線源を用いて拡大撮影を行って位相コントラスト放射線画像を得て断層画像または3次元画像を生成する放射線画像撮影装置に適用でき、断層画像または3次元画像でも画質の低下を抑えて被曝線量の低減、長撮影時間による患者の動きによる画像のボケの低減、長時間撮影による患者の負担低減が可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】位相コントラストＸ線ＣＴ装置の構成を示す構成図である。
【図２】位相コントラスト放射線画像撮影装置の原理説明のための説明図である。
【図３】位相コントラスト放射線画像撮影装置の原理説明のための説明図である。
【図４】直接変換型Ｘ線イメージセンサーの原理構成図である。
【図５】実施の一形態に係る半導体放射線検出素子の全体斜視図である。
【図６】電極の上に絶縁体皮膜が重なった状態を示す要部断面図である。
【図７】電極の周辺部が絶縁体皮膜の上に重なっている状態を示す要部断面図である。
【図８】ピクセル電極の配列例を示す平面図である。
【図９】Ｘ線画像装置用ＣｄＴｅ放射線検出素子の製造過程を示す図である。
【図１０】実施の一形態による放射線画像検出装置の単位画像検出器を示す側面図である。
【図１１】図１0に示す単位画像検出器の正面図である。
【図１２】放射線画像検出器を示す正面図である。
【図１３】図12に示す放射線画像検出器の側面図である。
【図１４】読出回路の回路図である。
【図１５】移動型Ｘ線画像撮影装置の側面図である。
【図１６】実施形態に従ったシステムの正面像の模式図である。
【図１７】システムの側面像の模式図である。
【図１８】システムの上面像の模式図である。
【符号の説明】
【００５４】
3  被写体
4  放射線画像検出器
7  放射線変換層
8  バイアス電極
11  ピクセル電極
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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