(57)【要約】【課題】高画質と低被曝とを両立させること。【解決手段】実施形態の放射線検出器は、シンチレータと、光センサと、を備える。前記シンチレータは、単一の前記光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の前記光センサ単位で区切られ、前記第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有する。【選択図】図１
2019086443.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を受けて光に変換するシンチレータと、
前記シンチレータからの光を受けて電気信号を出力する光センサと、を備え、
前記シンチレータは、単一の前記光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の前記光センサ単位で区切られ、前記第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有する、放射線検出器。
【請求項２】
前記第１の境界面は、レーザー加工により作成された境界面であり、
前記第２の境界面は、機械加工により作成された境界面である、請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記第１の境界面及び前記第２の境界面は、レーザー加工により作成された境界面である、請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項４】
前記第２の境界面は、反射材を更に含んで作成された境界面である、請求項２又は３に記載の放射線検出器。
【請求項５】
前記シンチレータにおいて散乱線除去用コリメータで隠される領域には、当該散乱線除去用のコリメータの幅以内で前記第２の境界面が作成される、請求項１〜４のいずれか１つに記載の放射線検出器。
【請求項６】
前記放射線検出器は、光子計数型検出器である、請求項１〜５のいずれか１つに記載の放射線検出器。
【請求項７】
前記放射線検出器は、積分型検出器である、請求項１〜５のいずれか１つに記載の放射線検出器。
【請求項８】
Ｘ線を検出して電気信号を出力するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器により出力される前記電気信号を収集する収集部と、
前記収集部により収集された前記電気信号に基づいて、画像を再構成する再構成部と、を備え、
前記Ｘ線検出器は、
前記Ｘ線を受けて光に変換するシンチレータと、
前記シンチレータからの前記光を受けて前記電気信号を出力する光センサと、を備え、
前記シンチレータは、単一の前記光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の前記光センサ単位で区切られ、前記第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有する、Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項９】
前記収集部は、単一の前記光センサで区切られる範囲をデータの収集単位とし、
前記再構成部は、複数の前記光センサで区切られる範囲を画像の再構成単位とする、請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線検出器及びＸ線ＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
フォトンカウンティングＣＴ（Computed  Tomography）などの医用画像システムなどでは、高線量下でＸ線を検出して、入射Ｘ線の個数と入射Ｘ線のエネルギーとを計測する。個々のＸ線を独立して検出するために、各画素には、ＡＳＩＣ（Application  Specific  Integrated  Circuit）などの集積回路が実装される。
【０００３】
ここで、ＡＳＩＣには、Ｘ線を処理する時定数が設定される。この時定数の間に複数のＸ線が入射する現象をパイルアップと呼ぶ。パイルアップが発生すると、入射Ｘ線の個数と入射Ｘ線のエネルギーとを誤計測することにより、画質が劣化する。このため、画素を分割して画素辺りの入射Ｘ線量を下げることで、パイルアップの影響を極力受けない状態でＸ線を検出する技術が知られている。
【０００４】
例えば、半導体検出器を用いた直接型検出器では、電極サイズにより画素サイズが決まるので、電極サイズを小さくすることで画素を分割することが可能である。また、シンチレータと光検出器とを用いた間接型検出器では、メカニカルダイシングという方法で、シンチレータを物理的に分割することで画素を分割することが可能である。ここで、メカニカルダイシングでは、分割したシンチレータの間に反射材などのセパレータが挟まれる。このため、画素の分割によりＸ線開口率が低下し、この結果、不要な被ばくが増加する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０１１−６９７８５号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】Ｓａｂｅｔ．Ｈ、外３名，「Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ  ｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｈｉｇｈ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ  ａｒｒａｙｓ  ｕｓｉｎｇ  Ｌａｓｅｒ  Ｉｎｄｕｃｅｄ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｂａｒｒｉｅｒｓ」,Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ａｎｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ，ＩＥＥＥ，２０１２年20120,  4080
【非特許文献２】Ｍｏｒｉｙａ．Ｔ、外３名，「Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｆｉｎｅｌｙ  Ｐｉｔｃｈｅｄ  ＬＹＳＯ  Ａｒｒａｙｓ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｕｂｓｕｒｆａｃｅ  Ｌａｓｅｒ  Ｅｎｇｒａｖｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ  ｗｉｔｈ  Ｐｉｃｏｓｅｃｏｎｄ  ａｎｄ  Ｎａｎｏｓｅｃｏｎｄ  Ｐｕｌｓｅ  Ｌａｓｅｒｓ」,ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ，第６１巻，ｐ．１０３２−１０３８
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明が解決しようとする課題は、高画質と低被曝とを両立させることができる放射線検出器及びＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
実施形態の放射線検出器は、シンチレータと、光センサと、を備える。前記シンチレータは、単一の前記光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の前記光センサ単位で区切られ、前記第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有する。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。
【図２】図２は、第１の実施形態に係るＸ線検出器を説明するための図である。
【図３】図３は、第１の実施形態に係るＸ線検出器を説明するための図である。
【図４】図４は、第１の実施形態に係るグリッドを説明するための図である。
【図５】図５は、第１の実施形態に係るグリッドを説明するための図である。
【図６】図６は、第１の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【図７】図７は、第１の実施形態の変形例に係るＸ線検出器を説明するための図である。
【図８Ａ】図８Ａは、第１の実施形態の変形例に係るグリッドを説明するための図である。
【図８Ｂ】図８Ｂは、第１の実施形態の変形例に係るグリッドを説明するための図である。
【図８Ｃ】図８Ｃは、第１の実施形態の変形例に係るグリッドを説明するための図である。
【図９】図９は、第２の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【図１０】図１０は、その他の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【図１１】図１１は、その他の実施形態に係るＸ線検出器を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照して、実施形態に係る放射線検出器及びＸ線ＣＴ装置を説明する。
【００１１】
以下の実施形態で説明するＸ線ＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能な装置である。すなわち、以下の実施形態で説明するＸ線ＣＴ装置は、従来の積分型（電流モード計測方式）の検出器ではなく、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて被検体を透過したＸ線を計数することで、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。なお、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。
【００１２】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、架台１０と、寝台２０と、コンソール３０とを有する。
【００１３】
架台１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線に関するデータを収集する装置であり、Ｘ線高電圧装置１１と、Ｘ線発生装置１２と、Ｘ線検出器１３と、ＤＡＳ（Data  Acquisition  System）１４と、回転フレーム１５と、制御装置１６と、グリッド１７とを有する。また、架台１０において、図１に示すように、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸からなる直交座標系を定義する。すなわち、Ｘ軸は水平方向を示し、Ｙ軸は鉛直方向を示し、Ｚ軸は架台１０が非チルト時の状態における回転フレーム１５の回転中心軸方向を示す。
【００１４】
回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する制御装置１６によって被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。
【００１５】
Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置である。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。
【００１６】
Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１から高電圧の供給を受けて、陰極（フィラメントと呼ぶ場合もある）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を照射する真空管であり、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。例えば、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、フル再構成用に被検体Ｐの全周囲でＸ線を連続曝射したり、ハーフ再構成用にハーフ再構成可能な曝射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、Ｘ線管１２ａは、予め設定された位置（管球位置）でＸ線（パルスＸ線）を間欠曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線高電圧装置１１は、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を変調させることも可能である。例えば、Ｘ線高電圧装置１１は、特定の管球位置では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を強くし、特定の管球位置以外の範囲では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を弱くする。
【００１７】
ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルタ（wedge  filter）や、ボウタイフィルタ（bow-tie  filter）とも呼ばれる。
【００１８】
コリメータ１２ｃは、鉛板等によって構成され、一部にスリットを有する。例えば、コリメータ１２ｃは、後述するＸ線高電圧装置１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲をスリットにより絞り込む。
【００１９】
Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａに限定される必要は無い。例えば、Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａに代えて、電子銃から発生した電子ビームを集束させるフォーカスコイルと電磁偏向させる偏向コイルと、被検体Ｐの半周を囲い偏向した電子ビーム衝突することによってＸ線を発生させるターゲットリングとによって構成しても構わない。
【００２０】
Ｘ線高電圧装置１１は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路から構成され、Ｘ線管１２ａに印加する高電圧を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１２ａが照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置から構成される。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。すなわち、Ｘ線高電圧装置１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。Ｘ線高電圧装置１１は、コンソール３０の処理回路３４から制御を受ける。
【００２１】
制御装置１６は、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit）等によって構成される処理回路とモータ及びアクチュエータ等の駆動機構から構成される。制御装置１６は、コンソール３０若しくは架台１０に取り付けられた入力装置からの入力信号を受けて、架台１０の動作制御を行う機能を有する。例えば、制御装置１６は、入力信号を受けて回転フレーム１５を回転させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線管１２ａとＸ線検出器１３とを旋回させる制御や、架台１０をチルトさせる制御、及び寝台２０及び天板２２を動作させる制御を行う。制御装置１６は、コンソール３０の処理回路３４から制御を受ける。
【００２２】
Ｘ線検出器１３は、例えば、Ｘ線管１２ａの焦点を中心として１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子（「センサ」或いは単に「検出素子」とも言う）が配列された複数のＸ線検出素子列から構成される。Ｘ線検出器１３は、チャネル（ｃｈ）方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス（列）方向に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子は、Ｘ線発生装置１２から照射され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出し、当該Ｘ線量に対応した電気信号（パルス）をＤＡＳ１４へと出力する。この電気信号（パルス）の波高値は、Ｘ線光子のエネルギー値と相関性を有する。なお、各Ｘ線検出素子が出力する電気信号のことを検出信号とも言う。
【００２３】
また、Ｘ線検出器１３は、例えば、シンチレータアレイと、光センサアレイとから構成される間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータから構成され、シンチレータは入射Ｘ線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶にて構成される。言い換えると、シンチレータは、Ｘ線を受けて光に変換する。
【００２４】
光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管等の光センサを有する。言い換えると、光センサは、シンチレータからの光を受けて電気信号を出力する。ここで、光センサは、例えばＡＰＤ（Avalanche  Photo-Diode）又はＳｉＰＭ（Silicon  photomultiplier）である。図２及び図３は、第１の実施形態に係るＸ線検出器１３を説明するための図である。
【００２５】
より具体的には、Ｘ線検出器１３は、図２に示すように、Ｘ線光子を検出する検出素子１３０と、検出素子１３０に接続されて、検出素子１３０が検出したＸ線光子を計数するＡＳＩＣ（Application  Specific  Integrated  Circuit）１３３とを複数有する光子計数型検出器である。なお、図２の例では、Ｘ線検出器１３が有する検出素子１３０のうち４つの検出素子１３０のみを図示している。また、各検出素子１３０がそれぞれ有するＡＳＩＣ１３３のうち、１つの検出素子１３０に対応するＡＳＩＣ１３３のみを図示している。
【００２６】
図２に示すように、各検出素子１３０は、シンチレータ１３１と、光センサ群１３２とにより構成される間接変換型の検出器である。すなわち、Ｘ線検出器１３は、シンチレータ１３１と、光センサ群１３２とからなる検出素子１３０を複数有する。なお、各シンチレータ１３１に対して設けられる光センサ群１３２は、１画素（１ピクセル）を構成する。また、光センサ群１３２は、複数の光センサから構成される。
【００２７】
ここで、複数のシンチレータ１３１の各々は、シンチレータアレイに改質領域を形成することにより構成される。図３では、Ｘ線検出器１３のシンチレータアレイをＸ線管１２ａ側から見た平面図を示す。また、図３において、シンチレータアレイに形成される改質領域１３１ｂを太線で示す。図３に示すように、改質領域１３１ｂは、シンチレータアレイの列方向及びｃｈ方向に対して形成される。また、図３に示すように、シンチレータアレイにおいて改質領域１３１ｂで囲まれた個々の領域が各シンチレータ１３１を構成する。ここで、改質領域１３１ｂで囲まれた個々の領域を、１ピクセルに対応する領域とする。図３の例では、列方向に３個、ｃｈ方向に４個の計１２個のシンチレータ１３１が構成されている場合を示す。
【００２８】
また、各シンチレータ１３１には、更に、破線で示す改質領域１３１ｃが形成される。各シンチレータ１３１において、改質領域１３１ｃで囲まれた個々の領域を、サブピクセル１３１ａに対応する領域とする。図３の例では、各シンチレータ１３１において、列方向に２個、ｃｈ方向に２個の計４個のサブピクセル１３１ａに対応する領域が構成されている場合を示す。なお、各サブピクセル１３１ａに対して単一の光センサが配置される。すなわち、図３の例では、シンチレータ１３１に対して配置される光センサ群１３２は、４個の光センサで構成される。
【００２９】
図１に戻る。グリッド１７は、散乱線除去用コリメータである。例えば、グリッド１７は、Ｘ線検出器１３のＸ線入射側の面に配置され、被検体Ｐ等で発生した散乱Ｘ線を除去する。グリッド１７は、Ｘ線検出器１３からＸ線管１２ａへと向かって突出する壁を含む。グリッド１７の壁は、例えば、散乱Ｘ線を吸収する機能を有するＸ線遮蔽板で構成される。なお、グリッド１７は、例えば、グリッド１７の列方向の両端及びｃｈ方向の両端でＸ線検出器１３に固定される。なお、グリッド１７の設置方法については任意に変更可能である。図４及び図５は、第１の実施形態に係るグリッド１７を説明するための図である。
【００３０】
図４では、グリッド１７をＸ線管１２ａ側から見た平面図を示し、図５では、シンチレータアレイ及びグリッド１７をＸ線管１２ａ側から見た平面図を示す。また、図４において、グリッド１７の壁１７ａを太線で示す。図４に示すように、グリッド１７の壁１７ａは、列方向及びｃｈ方向に配置されることが可能である。グリッド１７の壁１７ａによって画定されたセル１７ｂは、例えば正方形または矩形の断面を有し得る。図４の例では、列方向に３個、ｃｈ方向に４個の計１２個のセル１７ｂが画定されている場合を示す。
【００３１】
また、図５に示すように、グリッド１７は、各セル１７ｂと、各シンチレータ１３１とが略一致するように配置される。図５に示す例では、各シンチレータ１３１において、破線で示す改質領域１３１ｃによって、列方向に２個、ｃｈ方向に２個の計４個のサブピクセル１３１ａに対応する領域が形成されている。そして、図５に示す例では、セル１７ｂと４個のサブピクセル１３１ａとが重なるようにグリッド１７がＸ線検出器１３のＸ線入射側の面に配置される。
【００３２】
図２に戻る。ＡＳＩＣ１３３は、検出素子１３０が出力した個々の電荷を弁別することで、検出素子１３０に入射したＸ線光子の数を計数する。また、ＡＳＩＣ１３３は、個々の電荷の大きさに基づく演算処理を行なうことで、計数したＸ線光子のエネルギーを計測する。ＡＳＩＣ１３３は、例えば、コンデンサ１３３ａと、増幅回路１３３ｂと、波形整形回路１３３ｃと、コンパレータ回路１３３ｄと、カウンタ１３３ｅとを有する。なお、図２では説明の便宜上、ＡＳＩＣ１３３は、演算処理を行なう構成として、コンデンサ１３３ａと、増幅回路１３３ｂと、波形整形回路１３３ｃと、コンパレータ回路１３３ｄと、カウンタ１３３ｅとを１組有する場合について説明する。しかしながら、ＡＳＩＣ１３３は、演算処理を行なう構成をサブピクセル数に対応する数だけ有するものとする。すなわち、ＡＳＩＣ１３３は、ピクセル内の光センサ数に対応する数だけ演算処理を行なう構成を有している。
【００３３】
コンデンサ１３３ａは、検出素子１３０が出力した個々の電荷を蓄積する。増幅回路１３３ｂは、検出素子１３０に入射したＸ線光子に応答してコンデンサ１３３ａに集電される電荷を積分して電気量のパルス信号として出力する回路である。このパルス信号は、光子のエネルギー量に対応する波高及び面積を有する。すなわち、この電気信号（パルス）の波高値は、Ｘ線光子のエネルギー値と相関性を有する。
【００３４】
波形整形回路１３３ｃは、増幅回路１３３ｂから出力されるパルス信号の周波数特性を調整し、かつゲイン及びオフセットを与えることによってパルス信号の波形を整形する回路である。
【００３５】
コンパレータ回路１３３ｄは、入射した光子への応答パルス信号の波高或いは面積を、弁別すべき複数のエネルギー帯域に対応して予め設定された閾値と比較し、閾値との比較結果を後段のカウンタ１３３ｅに出力する回路である。
【００３６】
カウンタ１３３ｅは、対応するエネルギー帯域毎に応答パルス信号の波形の弁別結果をカウントし、光子の計数結果をデジタルデータとしてＤＡＳ１４に出力する。
【００３７】
ＤＡＳ１４は、Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ（Analog-to-digital）変換器とから少なくとも構成され、Ｘ線検出器１３の検出信号を用いた計数処理の結果である検出データを生成する。
【００３８】
検出データは、例えば、サイノグラムである。サイノグラムとは、Ｘ線管１２ａの各位置において各検出素子１３０に入射した計数処理の結果を並べたデータである。サイノグラムは、ビュー方向及びチャンネル方向を軸とする２次元直交座標系に、計数処理の結果を並べたデータである。ＤＡＳ１４は、例えば、Ｘ線検出器１３におけるスライス方向の列単位で、サイノグラムを生成する。ここで、計数処理の結果は、エネルギービンごとのＸ線の光子数を割り当てたデータである。例えば、ＤＡＳ１４は、Ｘ線管１２ａから照射されて被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光子（Ｘ線光子）を計数し、当該計数した光子のエネルギーを弁別して計数処理の結果とする。ＤＡＳ１４は、生成した検出データをコンソール３０へ転送する。また、ＤＡＳ１４は収集部の一例である。
【００３９】
なお、ＤＡＳ１４から出力されたデータを検出データと称し、検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生データと称する。また、検出データ及び生データを総称して投影データと称する。
【００４０】
寝台２０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、寝台駆動装置２１と、天板２２と、基台２３と、ベース（支持フレーム）２４とを備えている。
【００４１】
天板２２は、被検体Ｐが載置される板である。ベース（支持フレーム）２４は、天板２２を支持する。基台２３は、天板２２を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置２１は、被検体Ｐが載置された天板２２を天板２２の長軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動するモータあるいはアクチュエータである。なお、寝台駆動装置２１は、天板２２をＸ軸方向にも移動可能である。
【００４２】
なお、天板移動方法は、天板２２だけを移動させてもよいし、寝台２０のベース２４ごと移動する方式であってもよい。本発明を立位ＣＴに応用可能な場合は天板２２に相当する患者移動機構を移動する方式であってもよい。
【００４３】
なお、架台１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台１０は、天板２２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。なお、以下の実施形態では、架台１０と天板２２との相対位置の変化が天板２２を制御することによって実現されるものとして説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、架台１０が自走式である場合、架台１０の走行を制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。また、架台１０の走行と天板２２とを制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。
【００４４】
コンソール３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置１の操作を受け付けるとともに、架台１０によって収集された計数結果を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール３０は、図１に示すように、メモリ３１と、ディスプレイ３２と、入力インターフェース３３と、処理回路３４とを有する。
【００４５】
ディスプレイ３２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ３２は、処理回路３４によって生成された医用画像（ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ３２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode  Ray  Tube）ディスプレイ等によって構成される。
【００４６】
メモリ３１は、例えば、ＲＡＭ（Random  Access  Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ３１は、例えば、投影データや再構成画像データを記憶する。
【００４７】
入力インターフェース３３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路３４に出力する。例えば、入力インターフェース３３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース３３は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック等により実現される。
【００４８】
処理回路３４は、例えば、システム制御機能３４１、前処理機能３４２、再構成処理機能３４３、画像処理機能３４４、スキャン制御機能３４５、及び表示制御機能３４６を実行する。ここで、例えば、図１に示す処理回路３４の構成要素であるシステム制御機能３４１、前処理機能３４２、再構成処理機能３４３、画像処理機能３４４、スキャン制御機能３４５、及び表示制御機能３４６が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ３１内に記録されている。処理回路３４は、例えば、プロセッサであり、メモリ３１から各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３４は、図１の処理回路３４内に示された各機能を有することとなる。
【００４９】
システム制御機能３４１は、入力インターフェース３３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路３４の各種機能を制御する。
【００５０】
前処理機能３４２は、ＤＡＳ１４から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施して生データを生成する。
【００５１】
再構成処理機能３４３は、前処理機能３４２にて生成された投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する。再構成処理機能３４３は、再構成したＣＴ画像データをメモリ３１に格納する。また、再構成処理機能３４３は、再構成部の一例である。
【００５２】
ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数結果から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギーの情報が含まれている。このため、再構成処理機能３４３は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、再構成処理機能３４３は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。
【００５３】
また、再構成処理機能３４３は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。また、再構成処理機能３４３は、例えば、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。再構成処理機能３４３が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。
【００５４】
ＣＴ画像データを再構成するには被検体の周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。以下、説明を簡単にするため、被検体周囲一周、３６０°分の投影データを用いて再構成する再構成（フルスキャン再構成）方式を用いるものとする。
【００５５】
画像処理機能３４４は、入力インターフェース３３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、再構成処理機能３４３によって生成されたＣＴ画像データを公知の方法により、任意断面の断層像やレンダリング処理による３次元画像等の画像データに変換する。画像処理機能３４４は、変換した画像データをメモリ３１に格納する。
【００５６】
スキャン制御機能３４５は、架台１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。後述する処理回路３４の制御のもと、Ｘ線高電圧装置１１、Ｘ線検出器１３、制御装置１６、ＤＡＳ１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台１０における計数結果の収集処理を制御する。具体的には、スキャン制御機能３４５は、位置決め画像（スキャノ画像）を収集する撮影及び診断に用いる画像を収集する本撮影（スキャン）における投影データの収集処理をそれぞれ制御する。
【００５７】
表示制御機能３４６は、メモリ３１が記憶する各種画像データを、ディスプレイ３２に表示するように制御する。
【００５８】
なお、以下のようにＣＴ値を定義する。ＣＴ値とは、ＣＴ画像を表現するための値で、水が０、空気が−１０００と定義された相対的な値を指す。ＣＴ値は、Ｘ線減弱係数で決定され、水のＸ線減弱係数が０、空気が−１０００となるようにキャリブレーション（校正）が行われる。このため、水よりもＸ線減弱係数が高い組織はＣＴ値が高くなる。例えば、組織のＣＴ値は、「１０００×｛（組織のＸ線減弱係数）−（水のＸ線減弱係数）｝／水のＸ線減弱係数」で表される。
【００５９】
以上、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について説明した。ところで、フォトンカウンティングＣＴにおいて、パイルアップによる画質劣化を防ぐためには、画素を細かく分割する必要がある。シンチレータと光検出器を組み合わせた間接方式では、メカニカルダイシングによりＸ線開口率が低下するので不要な被ばくが増加する。
【００６０】
ところで、シンチレータの新しい画素分割の方法としてレーザーダイシングという手法がある。レーザーダイシングでは、シンチレータにパルスレーザーを照射することにより、マイクロクラックと呼ばれる細かい傷をシンチレータ内に入れることで画素を分割する。この手法では、シンチレータ画素間にほとんど隙間がないため、Ｘ線開口率は画素分割によりほとんど影響を受けない。このため、レーザーダイシングでは、不要な被ばくは増加しない。ただし、レーザーダイシングではセパレータを使わないため、画素分離が完全ではない。このため、レーザーダイシングでは、シンチレータ内でのクロストークが増えることが問題となる。また、レーザーダイシングを用いた画素分割では、クロストークにより画素分割を十分に出来ない結果、画素辺りのみかけの入射Ｘ線量を減らすことができない場合がある。このため、レーザーダイシングでは、画質が低下する可能性がある。
【００６１】
また、最近の研究では、レーザーの出力パラメータを最適化することで界面の屈折率を制御することが出来ることが知られている。レーザーダイシングにおいて界面の屈折率を制御することにより、クロストークを低く抑えることが可能となるが、メカニカルダイシング方式と比べてクロストークを抑えることが出来ない。
【００６２】
このように、メカニカルダイシングを用いた画素分割では、Ｘ線開口率が低下して不要被ばくが増加する。また、レーザーダイシングを用いた画素分割では、クロストークにより画質が低下する。すなわち、メカニカルダイシング又はレーザーダイシングのいずれか一方のみを用いた画素分割では、高画質と低被ばくを両立するのが難しい。
【００６３】
そこで、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１では、シンチレータ１３１は、以下のように構成されることで、間接型検出器を用いたフォトンカウンティングＣＴにおいて、高画質と低被曝とを両立させる。すなわち、シンチレータ１３１は、単一の光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の光センサ単位で区切られ、第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有する。図６は、第１の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【００６４】
図６では、図５で示すシンチレータアレイ及びグリッド１７をｃｈ方向で切断した断面図を示す。図６に示すように、シンチレータアレイは、メカニカルダイシングを用いてピクセル単位に分割され、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。図６に示す例では、シンチレータアレイをｃｈ方向に３個のピクセルに分割している場合を示しており、列方向へのピクセルの分割については図示を省略している。また、図６に示す例では、各ピクセルを更に列方向に２個かつｃｈ方向に２個のサブピクセルに分割する場合を示しているが、列方向へのサブピクセルの分割については図示を省略している。
【００６５】
より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｂが形成されることで、各シンチレータ１３１が構成される。図６に示す例では、シンチレータ１３１が１ピクセルに対応する。また、各シンチレータ１３１には、光センサ群１３２が配置される。図６に示す例では、各ピクセルに対して列方向に２個かつｃｈ方向に２個の光センサが配置されている場合を示しているが、列方向に配置されている光センサについては図示を省略している。図６に示すように、改質領域１３１ｂは、ピクセル単位で区切られた境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｂは、複数の光センサ単位で区切られた境界面である。
【００６６】
ここで、改質領域１３１ｂは、メカニカルダイシングという方法で、シンチレータアレイを物理的に分割することで画素を分割して作成された境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｂは、機械加工により作成された境界面である。なお、改質領域１３１ｂのことを「第２の境界面」とも言う。また、メカニカルダイシングでは、分割したシンチレータの間に反射材などのセパレータが挟まれる。言い換えると、改質領域１３１ｂは、反射材を更に含んで作成された境界面である。
【００６７】
ここで、改質領域１３１ｂによって分割される隣接するピクセルにおいて、このピクセル間の距離を境界面の幅（改質領域１３１ｂの幅）と言う。言い換えると、改質領域１３１ｂの幅は、隣接するピクセル間の距離を示す。ここで、例えば、改質領域１３１ｂの幅は、８０マイクロメートルから１００マイクロメートル程度である。しかしながら、この改質領域１３１ｂの幅は、反射材などのセパレータが挟まれていれば、８０マイクロメートル以下であってもよい。なお、改質領域１３１ｂの幅のことを「第２の幅」とも言う。また、シンチレータ１３１においてグリッド１７で隠される領域には、当該グリッド１７の幅以内で第２の境界面が作成される。より具体的には、ｃｈ方向で切断した図６に示す例においては、グリッド１７の壁１７ａのｃｈ方向の幅以内で改質領域１３１ｂが作成される。
【００６８】
また、図６に示すように、各シンチレータ１３１は、サブピクセル１３１ａに分割される。より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｃが形成されることで、各ピクセルは、サブピクセル１３１ａに分割される。図６に示すように、改質領域１３１ｃは、サブピクセル１３１ａ単位で区切られた境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｃは、単一の光センサ単位で区切られた境界面である。
【００６９】
ここで、改質領域１３１ｃは、レーザーダイシングという方法で、パルスレーザーを照射することによりシンチレータアレイを分割することで画素を分割して作成された境界面である。より具体的には、改質領域１３１ｃは、レーザー光を断続的に照射し、集光部分におけるシンチレータ材料を改質させることによって、シンチレータアレイの内部に周囲と異なる屈折率を有する領域を形成することにより作成される。言い換えると、改質領域１３１ｃは、レーザー加工により作成された境界面である。図６の例では、改質領域１３１ｃを破線で示す。図６では、シンチレータアレイのＸ線入射側と光センサ群１３２側とを結ぶ改質領域１３１ｃが形成されている例を示す。なお、改質領域１３１ｃのことを「第１の境界面」とも言う。
【００７０】
ここで、改質領域１３１ｃによって分割される隣接するサブピクセル１３１ａにおいて、このサブピクセル１３１ａ間の距離を境界面の幅（改質領域１３１ｃの幅）と言う。言い換えると、改質領域１３１ｃの幅は、隣接するサブピクセル間の距離を示す。図６に示すように、改質領域１３１ｃの幅は、改質領域１３１ｂの幅よりも小さい。ここで、例えば、改質領域１３１ｃの幅は、数マイクロメートルから２０数マイクロメートル程度である。一例をあげると、改質領域１３１ｃの幅は、１３マイクロメートルから２０マイクロメートル程度である。なお、改質領域１３１ｃの幅のことを「第１の幅」とも言う。
【００７１】
このようなＸ線検出器１３では、ＡＳＩＣ１３３は、各サブピクセル１３１ａから出力された個々の電荷を弁別する。ここで、レーザーダイシングにより作成された改質領域１３１ｃによってピクセルがサブピクセル１３１ａに分割されるので、ピクセル内で隣接するサブピクセル１３１ａ間ではクロストークが発生する場合がある。このようなクロストークが発生した場合、正確に電荷を弁別することができなくなり、画質が低下してしまう。そこで、ＡＳＩＣ１３３のコンパレータ回路１３３ｄは、クロストークを加味して設定された閾値を用いて、比較を行なう。例えば、コンパレータ回路１３３ｄは、ピクセルを分割していない場合に設定される閾値よりも高い閾値を用いて、比較を行なう。
【００７２】
そして、ＤＡＳ１４は、Ｘ線検出器１３の検出信号を用いた計数処理の結果である検出データを生成する。ここで、ＤＡＳ１４は、単一の光センサで区切られる範囲をデータの収集単位とする。すなわち、ＤＡＳ１４は、各サブピクセル１３１ａからの検出信号を用いた計数処理の結果である検出データを生成する。
【００７３】
そして、再構成処理機能３４３は、複数の光センサで区切られる範囲を画像の再構成単位とする。例えば、再構成処理機能３４３は、サブピクセル単位で収集された投影データをピクセル単位の投影データに束ねて表示用の画像を再構成する。また、再構成処理機能３４３は、サブピクセル単位で収集された投影データから画像を再構成し、再構成した画像についてピクセル単位で画素をまとめた表示用の画像を生成してもよい。なお、再構成処理機能３４３は、サブピクセル単位で収集された投影データから画像を再構成し、再構成した画像の画素をピクセル単位でまとめずに、表示用の画像としてもよい。
【００７４】
このように、第１の実施形態に係るＸ線検出器１３では、シンチレータアレイは、メカニカルダイシングを用いてピクセル単位に分割され、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。すなわち、第１の実施形態では、シンチレータアレイは、メカニカルダイシングにより、例えば８０マイクロメートル以上の幅からなる太い境界面を形成することでピクセル単位に分割され、レーザーダイシングにより、例えば２０数マイクロメートル未満の幅からなる細い境界面を形成することでピクセル単位に分割される。これにより、第１の実施形態では、単位時間当たりに入射するＸ線量を減らすことが可能になる。すなわち、第１の実施形態によれば、パイルアップを１／サブピクセル数に低減することが可能になる。この結果、第１の実施形態によれば、パイルアップによる画質の低下を軽減できる。
【００７５】
更に、第１の実施形態に係るＸ線検出器１３では、レーザーダイシングを用いてサブピクセル１３１ａ単位に分割される。すなわち、レーザーダイシングを用いて、改質領域１３１ｂの幅よりも小さい幅からなる改質領域１３１ｃをシンチレータアレイに形成し、ピクセルをサブピクセル１３１ａ単位に分割することで、Ｘ線開口率は、画素分割によりほとんど影響を受けない。すなわち、Ｘ線開口率の低下による無駄になるＸ線量を少なくすることができる。これにより、Ｘ線ＣＴ装置１は、線量を上げずにスキャンすることが可能になる。この結果、第１の実施形態によれば、不要な被ばくの増加を低減できる。
【００７６】
このように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１では、シンチレータ１３１は、単一の光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の光センサ単位で区切られ、第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有することで、間接型検出器を用いたフォトンカウンティングＣＴにおいて、高画質と低被曝とを両立させる。
【００７７】
（第１の実施形態の変形例）
上述した第１の実施形態では、１ピクセルを列方向に２個、ｃｈ方向に２個の計４個のサブピクセルに分割する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、１ピクセルの分割法については、任意に変更可能である。図７は、第１の実施形態の変形例に係るＸ線検出器１３を説明するための図である。
【００７８】
図７では、Ｘ線検出器１３のシンチレータアレイをＸ線管１２ａ側から見た平面図を示す。また、図７に示す例では、１ピクセルを列方向に３個、ｃｈ方向に３個の計９個のサブピクセルに分割する場合について説明する。図７において、シンチレータアレイに形成される改質領域１３１ｂを太線で示す。図７に示すように、改質領域１３１ｂは、シンチレータアレイの列方向及びｃｈ方向に対して形成される。また、図７に示すように、シンチレータアレイにおいて改質領域１３１ｂで囲まれた個々の領域が各シンチレータ１３１を構成する。ここで、改質領域１３１ｂで囲まれた個々の領域を、１ピクセルに対応する領域とする。図７の例では、列方向に２個、ｃｈ方向に３個の計６個のシンチレータ１３１が構成されている場合を示す。
【００７９】
また、図７に示すように、各シンチレータ１３１には、更に、列方向及びｃｈ方向に破線で示す改質領域１３１ｃが形成される。各シンチレータ１３１において、改質領域１３１ｃで囲まれた個々の領域を、サブピクセル１３１ａに対応する領域とする。図７の例では、各シンチレータ１３１において、列方向に３個、ｃｈ方向に３個の計９個のサブピクセル１３１ａに対応する領域が構成されている場合を示す。なお、各サブピクセル１３１ａに対して単一の光センサが配置される。すなわち、図９の例では、シンチレータ１３１に対して配置される光センサ群１３２は、９個の光センサで構成される。
【００８０】
また、上述した第１の実施形態では、グリッド１７の壁１７ａは、列方向及びｃｈ方向に配置される場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、グリッド１７の壁１７ａは、列方向にのみ配置されてもよい。図８Ａから図８Ｃは、第１の実施形態の変形例に係るグリッド１７を説明するための図である。
【００８１】
図８Ａから図８Ｃでは、グリッド１７をＸ線管１２ａ側から見た平面図を示す。図８Ａの例では、列方向に１個、ｃｈ方向に４個の計４個のセル１７ｂが画定されている場合を示す。図８Ａに示すグリッド１７は、図４に示すグリッド１７においてｃｈ方向の壁１７ａを配置していない場合と同等の例である。すなわち、図８Ａに示すグリッド１７において、隣り合う列方向の壁１７ａ間の距離は、おおよそｃｈ方向の１ピクセルサイズに一致する。
【００８２】
また、図８Ｂの例では、列方向に１個、ｃｈ方向に２個の計２個のセル１７ｂが画定されている場合を示す。図８Ｂに示すグリッド１７は、図８Ａに示すグリッド１７において列方向の壁１７ａの数を半分にした場合と同等の例である。すなわち、図８Ｂに示すグリッド１７において、隣り合う列方向の壁１７ａ間の距離は、おおよそｃｈ方向の２ピクセルサイズに一致する。
【００８３】
また、図８Ｃの例では、列方向に１個、ｃｈ方向に８個の計８個のセル１７ｂが画定されている場合を示す。図８Ｃに示すグリッド１７は、図８Ａに示すグリッド１７において列方向の壁１７ａの数を倍にした場合と同等の例である。すなわち、図８Ｃに示すグリッド１７において、隣り合う列方向の壁１７ａ間の距離は、おおよそｃｈ方向の０．５ピクセルサイズに一致する。
【００８４】
なお、図８Ａから図８Ｃ以外のパターンで、グリッド１７の壁１７ａを列方向にのみ配置してもよい。また、図８Ａから図８Ｃでは、グリッド１７の壁１７ａを列方向にのみ配置する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、グリッド１７の壁１７ａは、ｃｈ方向にのみ配置されてもよい。
【００８５】
（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、メカニカルダイシングを用いてシンチレータアレイをピクセル単位に分割し、レーザーダイシングを用いてピクセルをサブピクセル単位に分割する場合について説明した。第２の実施形態では、レーザーダイシングを用いてシンチレータアレイをピクセル単位に分割し、レーザーダイシングを用いてピクセルをサブピクセル単位に分割する場合について説明する。
【００８６】
なお、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成は、Ｘ線検出器１３におけるピクセルの分割方法が異なる点を除いて、図１に示すＸ線ＣＴ装置１の構成と同様である。このため、第２の実施形態では、Ｘ線検出器１３におけるピクセルの分割方法についてのみ説明する。図９は、第２の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【００８７】
図９では、図６と同様に、図５で示すシンチレータアレイ及びグリッド１７をｃｈ方向で切断した断面図を示す。なお、図６と同様に、図９に示す例では、シンチレータアレイをｃｈ方向に３個のピクセルに分割している場合を示しており、列方向へのピクセルの分割については図示を省略している。また、図９に示す例では、各ピクセルを更に列方向に２個かつｃｈ方向に２個のサブピクセルに分割する場合を示しているが、列方向へのサブピクセルの分割については図示を省略している。
【００８８】
図９に示すように、シンチレータアレイは、レーザーダイシングを用いてピクセル単位に分割され、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｂが形成されることで、各シンチレータ１３１が構成される。図９に示す例では、シンチレータ１３１が１ピクセルに対応する。また、各シンチレータ１３１には、光センサ群１３２が配置される。図９に示す例では、各ピクセルに対して列方向に２個かつｃｈ方向に２個の光センサが配置されている場合を示しているが、列方向に配置されている光センサについては図示を省略している。図９に示すように、改質領域１３１ｂは、ピクセル単位で区切られた境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｂは、複数の光センサ単位で区切られた境界面である。
【００８９】
ここで、改質領域１３１ｂは、レーザーダイシングという方法で、シンチレータアレイを分割することで画素を分割して作成された境界面である。より具体的には、改質領域１３１ｂは、レーザー光を断続的に照射し、集光部分におけるシンチレータ材料を改質させることによって、シンチレータアレイの内部に周囲と異なる屈折率を有する領域を形成することにより作成される。言い換えると、改質領域１３１ｂは、レーザー加工により作成された境界面である。なお、改質領域１３１ｂのことを「第２の境界面」とも言う。
【００９０】
また、改質領域１３１ｂによって分割される隣接するピクセルにおいて、このピクセル間の距離を境界面の幅（改質領域１３１ｂの幅）と言う。言い換えると、改質領域１３１ｂの幅は、隣接するピクセル間の距離を示す。ここで、例えば、改質領域１３１ｂの幅は、８０マイクロメートルから１００マイクロメートル程度である。すなわち、境界面となるシンチレータアレイの所定領域においてレーザーダイシングを繰り返し行うことで、８０マイクロメートル以上の幅からなる改質領域１３１ｂが作成される。なお、改質領域１３１ｂの幅のことを「第２の幅」とも言う。また、改質領域１３１ｂの幅は、反射材などのセパレータが挟まれていれば、８０マイクロメートル以下であってもよい。
【００９１】
更に、改質領域１３１ｂには、分割したシンチレータの間に反射材などのセパレータが挟まれる。言い換えると、改質領域１３１ｂは、反射材を更に含んで作成された境界面である。なお、改質領域１３１ｂの幅が、例えば、８０マイクロメートル以上である場合には、セパレータは挟まれなくてもよい。また、改質領域１３１ｂの幅が、例えば、８０マイクロメートル以上でない場合には、セパレータを挟むことでクロストークを防止するようにして、ピクセルを分割してもよい。
【００９２】
また、シンチレータ１３１においてグリッド１７で隠される領域には、当該グリッド１７の幅以内で第２の境界面が作成される。より具体的には、ｃｈ方向で切断した図９に示す例においては、グリッド１７の壁１７ａのｃｈ方向の幅以内で改質領域１３１ｂが作成される。
【００９３】
また、図９に示すように、各シンチレータ１３１は、サブピクセル１３１ａに分割される。より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｃが形成されることで、各ピクセルは、サブピクセル１３１ａに分割される。図９に示すように、改質領域１３１ｃは、サブピクセル１３１ａ単位で区切られた境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｃは、単一の光センサ単位で区切られた境界面である。なお、図９における改質領域１３１ｃは、図６で説明した改質領域１３１ｃと同様である。
【００９４】
すなわち、改質領域１３１ｃは、レーザーダイシングという方法で、パルスレーザーを照射することによりシンチレータアレイを分割することで画素を分割して作成された境界面である。より具体的には、改質領域１３１ｃは、レーザー光を断続的に照射し、集光部分におけるシンチレータ材料を改質させることによって、シンチレータアレイの内部に周囲と異なる屈折率を有する領域を形成することにより作成される。言い換えると、改質領域１３１ｃは、レーザー加工により作成された境界面である。図９の例では、改質領域１３１ｃを破線で示す。図９では、シンチレータアレイのＸ線入射側と光センサ群１３２側とを結ぶ改質領域１３１ｃが形成されている例を示す。なお、改質領域１３１ｃのことを「第１の境界面」とも言う。
【００９５】
ここで、改質領域１３１ｃによって分割される隣接するサブピクセル１３１ａにおいて、このサブピクセル１３１ａ間の距離を境界面の幅（改質領域１３１ｃの幅）と言う。言い換えると、改質領域１３１ｃの幅は、隣接するサブピクセル１３１ａ間の距離を示す。ここで、例えば、改質領域１３１ｃの幅は、数マイクロメートルから２０数マイクロメートル程度である。一例をあげると、改質領域１３１ｃの幅は、１３マイクロメートルから２０マイクロメートル程度である。なお、改質領域１３１ｃの幅のことを「第１の幅」とも言う。
【００９６】
このように、第２の実施形態に係るＸ線検出器１３では、シンチレータアレイは、レーザーダイシングを用いてピクセル単位に分割され、更に、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。すなわち、第２の実施形態では、シンチレータアレイは、レーザーダイシングにより、例えば８０マイクロメートル以上の幅からなる太い境界面を形成することでピクセル単位に分割され、レーザーダイシングにより、例えば２０数マイクロメートル未満の幅からなる細い境界面を形成することでピクセル単位に分割される。これにより、第２の実施形態では、単位時間当たりに入射するＸ線量を減らすことが可能になる。すなわち、第２の実施形態によれば、パイルアップを１／サブピクセル数に低減することが可能になる。この結果、第２の実施形態によれば、パイルアップによる画質の低下を軽減できる。
【００９７】
更に、第２の実施形態に係るＸ線検出器１３では、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。すなわち、レーザーダイシングを用いて、改質領域１３１ｂの幅よりも小さい幅からなる改質領域１３１ｃをシンチレータアレイに形成し、ピクセルをサブピクセル１３１ａ単位に分割することで、Ｘ線開口率は、画素分割によりほとんど影響を受けない。すなわち、Ｘ線開口率の低下による無駄になるＸ線量を少なくすることができる。これにより、Ｘ線ＣＴ装置１は、線量を上げずにスキャンすることが可能になる。この結果、第２の実施形態によれば、不要な被ばくの増加を低減できる。
【００９８】
このように、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１では、シンチレータ１３１は、単一の光センサ単位で区切られた第１の境界面と、複数の光センサ単位で区切られ、第１の境界面の第１の幅よりも大きい第２の幅からなる第２の境界面とを有することで、間接型検出器を用いたフォトンカウンティングＣＴにおいて、高画質と低被曝とを両立させる。
【００９９】
（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
【０１００】
上述した実施形態では、サブピクセル単位で収集された投影データを再構成処理機能３４３において束ねる場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＤＡＳ１４において、サブピクセル単位の検出データをピクセル単位で束ねた検出データを生成してもよい。かかる場合、ＤＡＳ１４は、ピクセル単位で束ねた検出データをコンソール３０に転送する。そして、再構成処理機能３４３は、ピクセル単位で束ねられた投影データを用いて画像を再構成する。
【０１０１】
また、上述した実施形態では、前処理機能３４２及び再構成処理機能３４３をコンソール３０内にて実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、外部のワークステーションにおいて、前処理機能３４２及び再構成処理機能３４３を実行するようにしてもよい。一例をあげると、外部のワークステーションは、サブピクセル単位で収集された投影データを束ねて再構成処理してもよい。或いは、外部のワークステーションは、ピクセル単位で束ねられた投影データを用いて画像を再構成してもよい。
【０１０２】
上述した実施形態では、１組の改質領域によって１つの改質領域１３１ｃが形成される例を示したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、複数の改質領域を組み合わせることで１つの改質領域１３１ｃが形成されても良い。図１０は、その他の実施形態に係るシンチレータアレイを説明するための図である。
【０１０３】
図１０では、図６と同様に、図５で示すシンチレータアレイ及びグリッド１７をｃｈ方向で切断した断面図を示す。なお、図６と同様に、図１０に示す例では、シンチレータアレイをｃｈ方向に３個のピクセルに分割している場合を示しており、列方向へのピクセルの分割については図示を省略している。また、図１０に示す例では、各ピクセルを更に列方向に２個かつｃｈ方向に２個のサブピクセルに分割する場合を示しているが、列方向へのサブピクセルの分割については図示を省略している。
【０１０４】
図１０に示すように、シンチレータアレイは、メカニカルダイシングを用いてピクセル単位に分割され、レーザーダイシングを用いてサブピクセル単位に分割される。より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｂが形成されることで、１ピクセルに対応する各シンチレータ１３１が構成される。なお、図１０における改質領域１３１ｂは、図６で説明した改質領域１３１ｂと同様であるので、詳細な説明を省略する。
【０１０５】
また、図６に示すように、各シンチレータ１３１は、サブピクセル１３１ａに分割される。より具体的には、シンチレータアレイには、列方向及びｃｈ方向に改質領域１３１ｃが形成されることで、各ピクセルは、サブピクセル１３１ａに分割される。図１０に示すように、改質領域１３１ｃは、サブピクセル１３１ａ単位で区切られた境界面である。言い換えると、改質領域１３１ｃは、単一の光センサ単位で区切られた境界面である。
【０１０６】
ここで、図１０に示す改質領域１３１ｃは、改質領域１３１ｃ−１及び１３１ｃ−２の２つの改質領域から形成される。ここで、例えば、シンチレータアレイのＸ線入射側からレーザー光を照射することで改質領域１３１ｃ−１が形成され、シンチレータアレイの光センサ群１３２側からレーザー光を照射することで改質領域１３１ｃ−２が形成される。また、図１０に示すように、Ｘ線入射側からレーザー光を照射して形成された改質領域１３１ｃ−１の一部の領域と、光センサ群１３２側からレーザー光を照射して形成された改質領域１３１ｃ−２の一部の領域とが重なっている。すなわち、改質領域１３１ｃ−１及び１３１ｃ−２を１組として、シンチレータアレイのＸ線入射側と光センサ群１３２側とを結ぶ１つの改質領域１３１ｃが形成される。
【０１０７】
なお、上述した実施形態では、シンチレータアレイのＸ線入射側と光センサ群１３２側とを結ぶ改質領域１３１ｃが形成される例を示したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、改質領域１３１ｃは、シンチレータアレイの一部の領域が加工されることで形成されても良い。
【０１０８】
また、上述した実施形態では、シンチレータアレイは、第２の境界面である改質領域１３１ｂが列方向及びｃｈ方向に形成されることによって、ピクセル単位に分割されるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、シンチレータアレイは、第２の境界面である改質領域１３１ｂが列方向又はｃｈ方向のいずれか一方に形成されることによって、ピクセル単位には分割されなくてもよい。図１１は、その他の実施形態に係るＸ線検出器１３を説明するための図である。
【０１０９】
図１１では、Ｘ線検出器１３のシンチレータアレイをＸ線管１２ａ側から見た平面図を示す。図１１では、シンチレータアレイにおいて改質領域１３１ｂが列方向にのみ形成される場合を示す。図１１の例では、列方向に３個の改質領域１３１ｂが形成されている場合を示している。また、図１１に示すように、シンチレータアレイには、更に、列方向及びｃｈ方向に破線で示す改質領域１３１ｃが形成される。シンチレータアレイにおいて、改質領域１３１ｃで囲まれた個々の領域を、サブピクセル１３１ａに対応する領域とする。この各サブピクセル１３１ａに対して単一の光センサが配置される。また、図１１に示す例では、列方向に２個、ｃｈ方向に２個の計４個のサブピクセル１３１ａに対応する領域を１ピクセルとするものとする。すなわち、図１１に示す隣り合う改質領域１３１ｂ間の距離は、ｃｈ方向の１ピクセルサイズとなる。
【０１１０】
なお、図４及び図８Ａから図８Ｃにおいて説明した各種のグリッド１７は、図３、図６、図７及び図９から図１１で説明した各種の分割方法で分割されたＸ線検出器１３と任意に組み合わせることが可能である。また、上述した実施形態では、グリッド１７を設ける場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１において、架台１０は、グリッド１７を設けずに構成されてもよい。
【０１１１】
上述した実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能な装置であるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、従来型の積分型ＣＴにも適用出来、高解像度と低被ばくとを両立できる。すなわち、Ｘ線検出器１３は、積分型検出器であってもよい。
【０１１２】
また、上述した実施形態では、ＡＳＩＣ１３３がＸ線検出器１３に配置されるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＡＳＩＣ１３３は、ＤＡＳ１４に配置されてもよい。
【０１１３】
上述した実施形態では、Ｘ線管１２ａとＸ線検出器１３とを一体として被検体の周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第３世代ＣＴ）のＸ線ＣＴ装置１について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１には、第３世代ＣＴ以外にも、複数のＸ線検出素子を有するＸ線検出器がリング状に分散して固定され、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第４世代ＣＴ）がある。上述した実施形態は、第４世代ＣＴにも適用可能である。また、第３世代ＣＴと第４世代ＣＴとを組み合わせたハイブリッド型のＸ線ＣＴ装置にも、上述した実施形態は、適用可能である。
【０１１４】
また、上述した実施形態では、処理回路３４において複数の機能を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、複数の機能を独立の回路としてコンソール３０内に設け、各回路がそれぞれの機能を実行するようにしてもよい。例えば、処理回路３４が実行する前処理機能３４２を前処理回路として設け、前処理回路が前処理機能を実行してもよい。また、処理回路３４が実行する再構成処理機能３４３を再構成処理回路として設け、再構成処理回路が再構成処理機能を実行してもよい。
【０１１５】
また、上述した実施形態は、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置にも適用可能であるし、Ｘ線管と検出器との複数のペアを回転リングに搭載した、いわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置にも適用可能である。
【０１１６】
また、上述した実施形態では、Ｘ線を検出するＸ線検出器１３について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ガンマ線等を検出する放射線検出器においても、上述した実施形態を適用可能である。また、上述した実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置１以外にも、放射線検出器を備えた放射線診断装置にも適用可能である。かかる場合、放射線診断装置には、例えば、ＰＥＴ（Positron  Emission  Computed  Tomography）装置、ＳＰＥＣＴ（Single  Photon  Emission  Computed  Tomography）装置等が含まれる。
【０１１７】
また、上述した実施形態において説明したシステム制御機能３４１、前処理機能３４２、再構成処理機能３４３、画像処理機能３４４、スキャン制御機能３４５、及び表示制御機能３４６は、ソフトウェアによって実現することもできる。例えば、システム制御機能３４１、前処理機能３４２、再構成処理機能３４３、画像処理機能３４４、スキャン制御機能３４５、及び表示制御機能３４６は、上記の実施形態においてシステム制御機能３４１、前処理機能３４２、再構成処理機能３４３、画像処理機能３４４、スキャン制御機能３４５、及び表示制御機能３４６が行うものとして説明した処理の手順を規定した制御プログラムをコンピュータに実行させることで、実現される。この制御プログラムは、例えば、ハードディスクや半導体メモリ素子等に記憶され、ＣＰＵやＭＰＵ等のプロセッサによって読み出されて実行される。また、この制御プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact  Disc−Read  Only  Memory）やＭＯ（Magnetic  Optical  disk）、ＤＶＤ（Digital  Versatile  Disc）などのコンピュータ読取り可能な記録媒体に記録されて、配布され得る。
【０１１８】
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit）、ＧＰＵ（Graphics  Processing  Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application  Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple  Programmable  Logic  Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはプロセッサの回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、プロセッサの回路内にプログラムを組み込む代わりに、コンソール３０が有する記憶回路にプログラムを保存するように構成しても構わない。この場合、プロセッサは、記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。
【０１１９】
上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
【０１２０】
また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。
【０１２１】
以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、高画質と低被曝とを両立させることができる。
【０１２２】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１２３】
１  Ｘ線ＣＴ装置
１０  架台
１３  Ｘ線検出器
１３１  シンチレータ
１３１ｂ  改質領域
１３１ｃ  改質領域
１３２  光センサ群
【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８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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