(57)【要約】【課題】  ＬＳＯとＭＰＰＣの組合せを用いＸ線を変換してエネルギー弁別イメージングを行う、ダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムを提供する。【解決手段】  本発明は、Ｘ線管６と、Ａｌキャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるＬＳＯとＭＰＰＣの積層体を備え、被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１と、この検出手段から発生する光電流を増幅しイベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器２と、イベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーター３と、下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカード９と、方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣ５と、を備える。【選択図】          図８
2015152356.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウム（Ａｌ）キャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるマルチピクセルフォトンカウンター（以下、ＭＰＰＣという）上に積層されたＬｕ２（ＳｉＯ４）Ｏ（以下、ＬＳＯという）単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線（Ｘ線、γ線）検出手段と、
前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、
前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（以下、ＭＣＡという）と、
前記ＭＣＡからの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（以下、ｃｈという）による変化として表すコンピュータユニット（以下、ＰＣという）と、を備えるＸ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システムを有することを特徴とするダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム。
【請求項２】
コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるＭＰＰＣ上に積層されたＬＳＯ単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段と、
前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、
前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーターと、
前記高速コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、
前記カウンターカードにより方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とするダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム。
【請求項３】
コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるＭＰＰＣ上に積層されたＬＳＯ単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段と、
前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、
予め設定された回転ステップで回転するターンテーブルに搭載された前記被写体と前記高速電流・電圧増幅器との間に配置され、中央部に付設された前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段に前記被写体をリニアスキャンするスキャンステージと、
前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーターと、
前記高速コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、
前記被写体のリニアスキャンと回転を２軸コントローラーで繰り返し制御することにより前記カウンターカードを介して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とするダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム。
【請求項４】
前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段は、
遮光してシールドするとともにＸ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップと、
前記Ａｌキャップ内に封入されて前記光電面に貼付けられた前記ＬＳＯ単結晶及びＭＰＰＣの積層体と、
さらに、前記Ａｌキャップを内部に収容するＢＮＣコネクタと、を備え、
前記薄膜ウインドーを介して前記被写体を透過するＸ線を受け、前記ＬＳＯ単結晶の前面からＸ線フォトンを検出（カウント）し、
次いでＭＰＰＣを透過したＸ線フォトンは背後にある前記セラミック基板でコンプトン散乱され散乱線を発生するとともに蛍光線に変換されることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項記載のダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム。
【請求項５】
前記Ｘ線管ユニットは、１．０μＡ〜２．０ｍＡオーダーの範囲でＸ管電流を減少させることにより低線量レートのＸ線を発生することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項記載のダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム。
【請求項６】
前記高速電流・電圧増幅器は、
前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段のＭＰＰＣに連結され、ガイガーモード直前の第１バイアス電圧が負荷される第１抵抗と、
前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧が負荷される高速オペアンプ（単電源電圧帰還型アンプ）と、
前記ＭＰＰＣと高速オペアンプとの間に連結されるマイクロコンデンサ及び第２抵抗と、
前記高速オペアンプをバイパスする第３抵抗と、から成る、反転電流・電圧増幅回路を有することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項記載のダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別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、短発光寿命のシンチレータとマルチピクセルフォトンカウンター（ＭＰＰＣ：Ｍｕｌｔｉ−Ｐｉｘｅｌ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｃｏｕｎｔｅｒ）を組合せた放射線検出手段を用いた、ダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
原子の古典的なモデルでは、正電荷の陽子と電荷のない中性子でできた原子核の周りを、電子が殻又は軌道の上で回っている。最も内側の殻がＫ殻、次いで  外側に向かってＬ殻、Ｍ殻のように続いて行く。原子に対して照射すると、Ｘ線光子のような粒子と十分なエネルギーを持つ電子とにより、原子から電子が放出される。Ｋ殻に空孔が生じ、原子が不安定で高エネルギーの状態になる。原子は元の構成を復元しようとするため、例えばＬ殻などの外側の殻にある電子をＫ殻に遷移させる。Ｌ殻の電子はＫ殻の電子よりエネルギーが高いので、Ｌ殻の電子がＫ殻に遷移する際、余分なエネルギーがＸ線として放射される。
【０００３】
放射線検出器は、Ｘ線やγ線などの放射線を受光して可視光に変換するシンチレータ、シンチレータで変換され透過した可視光を検知して電気信号に変換するホトマルチプライヤチューブ（ＰＭＴ）やホトダイオード（ＰＤ）などの光検出器、シンチレータ結晶から発したシンチレーション光を効率よく光検出器に導くための反射部材、等から構成され、陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ：Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、シンチカメラ（ＳＰＥＣＴ：Ｓｉｎｇｌｅ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  ＣＴ）、エネルギー弁別Ｘ線ＣＴシステム、スペクトロメーターあるいは線量計などに用いられる。
【０００４】
生体機能や脳の高次機能の研究など核医学分野等で重要な役割を果たしているＰＥＴは、複数の放射線検出器を利用した同時計数法により一対のガンマ線を検出し、同時計数情報を蓄積してヒストグラムを作成し、このヒストグラムに基づいて、測定空間における一対のガンマ線の発生頻度の空間分布を表す画像を再構成する。
【０００５】
これまで、エネルギー弁別Ｘ線画像処理は、単色Ｘ線を用いて実行され、シンクロトロン及びシリコン（Ｓｉ）単結晶を用い、極めてクリーンな単色平行ビームが生成される。フォトンエネルギー約３５ｋｅＶを有するこれらの平行ビームは、３３．２ｋｅＶのヨウ素（Ｉ）のＫ‐エッジエネルギーを超えるエネルギーを有するＸ線のフォトンがヨウ素原子により効果的に吸収されることから、ヨウ素密度を測定する蛍光Ｘ線ＣＴ（ＸＲＦ−ＣＴ）に応用されている。また、ヨウ素（Ｉ）Ｋ−エッジ血管造影にも利用され、冠状動脈が鮮明に造影されている。  しかし、単色のＸ線画像処理のために十分なマシンタイムを得ることは難しかった。そこで、本発明者らは、ＣｅのＫ系列特性Ｘ線がヨウ素原子により効果的に吸収されることからＩ−Ｋエッジ血管造影及びＸＲＦ−ＣＴを実現するためにセリウム（Ｃｅ）Ｘ線ジェネレータ（Ｘ線管ユニット）を開発した。
【０００６】
近年、ＰＥＴの高性能化への要求に対応して、新材料を用いたシンチレータ結晶の開発、新しい光電子増倍管や半導体光検出器の開発、コンピュータの並列利用、新しい画像再構成アルゴリズムの開発等が活発化している。最近では、放射線の飛行時間差を利用したＴＯＦ−ＰＥＴ（Ｔｉｍｅ  Ｏｆ  Ｆｌｉｇｈｔ−ＰＥＴ）  用の高速光電子増倍管（フォトマル）ＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏ−Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ  Ｔｕｂｅ）、フラットパネル位置検出型ＰＭＴ（ＰＳ−ＰＭＴ）、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Ａｖａｌａｎｃｈｅ  Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）アレイ、ガイガーモード動作のマルチピクセルＡＰＤ（ＭＰＰＣ：Ｍｕｌｔｉｐｉｘｅｌ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｃｏｕｎｔｅｒ）などが研究・開発され、これらのデバイスの長所を活かした各種高性能ＰＥＴ  の実現が望まれている。
【０００７】
一般に、ガイガーモードで使用するＭＰＰＣやＡＰＤにおいては、熱的に発生した暗電流のキャリアが増倍されてパルスが発生する。このパルスがダークパルスで、検出誤差の原因となる。ダークパルスの１秒当たりの数がダークカウントレート  ［単位：  ｃｐｓ  （カウント毎秒）］である。逆電圧を高くすると、検出効率が上がるが、その分ダークカウントも大きくなる。ダークカウントは、温度が低いほど値は小さくなる。ＭＰＰＣは、複数のガイガーモードＡＰＤ  のピクセルから成り、常温で使用できる新しいタイプのフォトンカウンティング・デバイスである。優れたフォトンカウンティング能力をもち、低電圧動作で磁場の影響を受けない小型の光半導体素子である。
【０００８】
一般にＭＰＰＣはガイガーモードで使用されるため（例えば、特許文献１、２参照）、１  Ｍｃｐｓ程度のダークカウントが発生し、放射線（Ｘ線、γ線）のスペクトル測定を難しくしている。特に、ＭＰＰＣにおけるダークカウントパルスの波高値は低エネルギーＸ線のそれとほぼ同等であるため、放射線のスペクトルを測定するためにはダークカウントレートを０ｃｐｓ程度まで減らす必要がある。
【０００９】
また、ＰＥＴではオキシオルト珪酸ルテチウム光電子増倍管（ＬＳＯ−ＰＭＴ）が利用され（例えば、特許文献３参照）、ダークカウントは発生するが、パルス幅が極端に短い。したがって増幅器の時定数を長くすることで、ダークカウントを検出しない方法が採用できる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２０１３−１６６３７号公報
【特許文献２】特開２０１３−１６６３８号公報
【特許文献３】特表２０１２−５０３１９０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかし、ＭＰＰＣではＰＭＴと比較して幅が長いので、バイアス電圧を低くすることにより、ダークカウントレートを０ｃｐｓにする必要がある。
【００１２】
検出器技術における最近の進歩によって、カドミウムテルル化物（ＣｄＴｅ）検出器はγ線及びＸ線のスペクトル測定に広く開発され適用されている。  これらの検出器を用いて、適切なフォトンエネルギー範囲、いわゆるレベルと幅の両方を選別することにより単色画像処理を行うことが可能である。そして、ピクセル（画素）化ＣｄＴｅ及びカドミウム亜鉛テルル化物（ＣＺＴ）検出器アレイが開発され、前臨床エネルギー弁別型（ＥＤ）Ｘ線ＣＴシステムに応用されている。
【００１３】
一方、本発明者らは、ヨウ素（Ｉ）及びガドリニウム（Ｇｄ）媒体を用いてＫ‐エッジＣＴを実現するために、ＣｄＴｅ検出器を使用して幾つかの  ＥＤ（エネルギー分散型）−ＣＴシステムを開発した。理想的な条件下で、  ＣｄＴｅ検出器のカウントレートは６Ｍｃｐｓに増大したと報告されている。しかし、汎用ＣｄＴｅ検出器を用いた場合、最大のカウントレートが０．１Ｍｃｐｓ以上の領域でイベントパルスのパイルアップを防止することは難しい。
【００１４】
本発明者らは、１Ｍｃｐｓを越えるカウントレートを増大させるために、ＭＰＰＣモジュール及び短遅延時間シンチレータを用いて、エネルギー分解能の低い高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴ  （ＰＣ−ＣＴ）システムを開発した。
【００１５】
そして、１×１×１ｍｍ３の酸化亜鉛（ＺｎＯ）単結晶を用い、カウントレートは１５Ｍｃｐｓに増大し、ＭＰＰＣモジュールから示されたイベントパルスのより低いレベルの電圧を選ぶことによってエネルギー弁別（ＥＤ）効果を確認した。しかし、ＭＰＰＣモジュールのダークカウントレートは１  Ｍｃｐｓであり、Ｘ線スペクトルを測定することは困難であった。
【００１６】
そこで、本発明は、上記従来技術の問題点に鑑みてなされたものであり、本発明の目的は、短発光寿命のシンチレータとマルチピクセルフォトンカウンター（ＭＰＰＣ）を組合せたＸ線及びγ線検出手段を作製し、ＭＰＰＣにガイガーモード直前のバイアス電圧を印加することにより、ＭＰＰＣの感度を大きく減らすことなく、ダークカウントの無い高カウントレートを実現し、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被曝量の低減化が可能な、ダークカウントレス放射線検出器適用エネルギー弁別イメージングシステムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記目的を達成するため、本発明の一実施形態によるダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムは、コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウム（Ａｌ）キャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるマルチピクセルフォトンカウンター（以下、ＭＰＰＣという）上に積層されたＬｕ２（ＳｉＯ４）Ｏ（以下、ＬＳＯという）単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線（Ｘ線、γ線）検出手段と、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（以下、ＭＣＡという）と、前記ＭＣＡからの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（以下、ｃｈという）による変化として表すコンピュータユニット（以下、ＰＣという）と、を備えるＸ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システムを有することを特徴とする。
【００１８】
また、本発明の別の実施形態によるダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムは、コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるＭＰＰＣ上に積層されたＬＳＯ単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段と、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーターと、前記高速コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、前記カウンターカードにより方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とする。
【００１９】
本発明のまた別の実施形態によるダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムは、コントローラーにより被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、Ｘ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップ内に封入され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結されるＭＰＰＣ上に積層されたＬＳＯ単結晶を備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段と、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器と、予め設定された回転ステップで回転するターンテーブルに搭載された前記被写体と前記高速電流・電圧増幅器との間に配置され、中央部に付設された前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段に前記被写体をリニアスキャンするスキャンステージと、前記高速電流・電圧増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーターと、前記高速コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、前記被写体のリニアスキャンと回転を２軸コントローラーで繰り返し制御することにより前記カウンターカードを介して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とする。
【００２０】
また、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段は、遮光してシールドするとともにＸ線の光電面となる薄膜ウインドーを有するＡｌキャップと、前記Ａｌキャップ内に封入されて前記光電面に貼付けられた前記ＬＳＯ単結晶及びＭＰＰＣの積層体と、さらに、前記Ａｌキャップを内部に収容するＢＮＣコネクタと、を備え、前記薄膜ウインドーを介して前記被写体を透過するＸ線を受け、前記ＬＳＯ単結晶の前面からＸ線フォトンを検出（カウント）し、次いでＭＰＰＣを透過したＸ線フォトンは背後にある前記セラミック基板でコンプトン散乱され散乱線を発生するとともに蛍光線に変換されることを特徴とする。
【００２１】
しかし、ＭＰＰＣ中のＡＰＤはＸ線をほとんど検出できない。
【００２２】
また、前記Ｘ線管ユニットは、１．０μＡ〜２．０ｍＡオーダーの範囲でＸ管電流を減少させることにより低線量レートのＸ線を発生することを特徴とする。
【００２３】
さらに、前記高速電流・電圧増幅器は、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段のＭＰＰＣに連結され、ガイガーモード直前の第１バイアス電圧が負荷される第１抵抗と、前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧が負荷される高速オペアンプ（単電源電圧帰還型アンプ）と、前記ＭＰＰＣと高速オペアンプとの間に連結されるマイクロコンデンサ及び第２抵抗と、前記高速オペアンプをバイパスする第３抵抗と、から成る、反転電流・電圧増幅回路を有することを特徴とする。
【００２４】
本発明者らは、１ｎｓの減衰時間を有するＺｎｏ結晶の発光量が非常に低いので、４０ｎｓの減衰時間を有するＭＰＰＣとＬｕ２（ＳｉＯ４）Ｏ（以下、ＬＳＯという）結晶から成るＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線（Ｘ線、γ線）検出手段が、高速Ｘ線フォトンカウンティング及びエネルギー分散システムに有用であることに着目した。
【００２５】
ＰＣ−ＣＴシステムの検出器アレイへのＬＳＯ−ＭＰＰＣ検出手段の適用においては、イベントパルス波高分析用のマルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ：Ｍｕｌｔｉｃｈａｎｎｅｌ  Ａｎａｌｙｚｅｒ）を用いてスペクトルを測定する必要がある。そして、従来のＭＣＡの最大カウントレートは約１０ｋｃｐｓであるので、ＭＰＰＣのダークカウントレートを最小化する必要がある。
【００２６】
ＬＳＯ結晶は、比重が７．３５で、対消滅（ａｎｎｉｈｉｌａｔｉｏｎ）により発生する０．５１ＭｅＶのγ線フォトンを容易にカウントする。ＬＳＯ−ＭＰＰＣ検出器が近い将来ＰＥＴに応用されるので、医学画像における高速ノイズ低減ＥＤ−ＣＴシステムを実現するためにガイガーモード直前の検出器特性を測定することが必要となる。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によれば、短発光寿命のシンチレータであるＬＳＯ単結晶とＭＰＰＣを組合せたＸ線及びγ線などの放射線を検出するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段を用い、ＭＰＰＣにガイガーモード直前のバイアス電圧を印加することにより、ＭＰＰＣの感度を大きく減らすことなく、ダークカウントの無い高カウントレートを実現することができる。したがって、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段を用い、Ｘ線フォトンをカウントあるいは変換して画像処理を行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被曝量の低減化が可能な、ダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステムを提供することが可能となる効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明の一実施形態のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いたＸ線フォトンカウンティング及びＭＣＡを用いたスペクトルの測定システム３０を概念的に説明するためのブロック概念図である。
【図２】（ａ）は図１のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を概念的に説明するための要部縦断面概念図、（ｂ）はＢＮＣコネクタ１５の外観写真、（ｃ）は図示しないアルミニウム（Ａｌ）キャップが取外されたＡｌケース本体１６ｂ内にＢＮＣコネクタ１５が収容された状態の外観写真である。
【図３】図１の高速オペアンプを用いた高速電流・電圧増幅器２を概念的に説明するためのブロック概念図である。
【図４】（ａ）は図１のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１用いて測定したダークカウントレートの測定グラフで、（ｂ）は（ａ）のＡ部を拡大したグラフである。
【図５】ＣｄＴｅ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルグラフである。
【図６】（ａ）はＣｄＴｅ検出器を用いて測定したアメリシウム−２４１（２４１Ａｍ）から発生するγ線スペクトルグラフで、（ｂ）はγ線のイベントパルス波高分析グラフである。
【図７】図１のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１用いて測定したＸ線スペクトルのＸ線管電圧変化グラフである。
【図８】本発明の一実施形態のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いたダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム（以下、高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴシステム又はＰＣ−ＣＴシステムと略称する）４０の概念を示すブロック図である。
【図９】２本の直径１０．５ｍｍポリエチレンバイアルに入った濃度の異なるヨウ素濃度〔（ａ）３０ｍｇ／ｍｌＩ、（ｂ）１５ｍｇ／ｍｌＩ〕のヨウ素造影剤の、図８のＰＣ−ＣＴシステム４０によるＣＴ撮影画像（断層像）で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖ、Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｂ）はＶｌ＝１．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｃ）はＶｌ＝２．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｄ）は上記ポリエチレンバイアルの外観図である。
【図１０】２つの穴があいたアクリルファントムに入った濃度の異なるヨウ素濃度〔（ａ）１５ｍｇ／ｍｌＩ、（ｂ）３０ｍｇ／ｍｌＩ〕のヨウ素造影剤の、図８のＰＣ−ＣＴシステム４０によるＣＴ撮影画像（断層像）で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖ、Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｂ）はＶｌ＝１．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｃ）はＶｌ＝２．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｄ）は上記アクリルファントムの外観図である。
【図１１】冠動脈に直径１５μｍのヨウ素マイクロ粒子（ヨウ造影剤）を入れた犬の心臓部の、図８のＰＣ−ＣＴシステム４０によるＣＴ撮影画像（断層像）で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖ、Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｂ）はＶｌ＝１．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｃ）はＶｌ＝２．５Ｖ、Ｖ＝８０ｋＶ、（Ｄ）は（Ｄ）の要部側面拡大図である。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
以下、本発明のダークカウントレス放射線検出器適用エネルギー弁別イメージングシステムを実施するための形態の具体例を、添付図面を参照しながら説明する。
（実施例１）
【００３０】
本発明の一実施形態のダークカウントレス放射線検出器適用エネルギー弁別イメージングシステムは、図１に示すように、コントローラー７により図示しない被写体の特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線フォトン（以下、Ｘ線という）Ｘｒを放射するＸ線管ユニット（以下、Ｘ線管という）６と、マルチピクセルフォトンカウンター（ＭＰＰＣ）１１とＬｕ２（ＳｉＯ４）Ｏ（以下、ＬＳＯという）結晶１０の積層体（図２参照）を備え、Ｘ線管ユニット６から放射されて前記被写体を透過するＸ線Ｘｒを受光するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線（Ｘ線、γ線）検出手段１と、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１から発生するパルス光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる高速電流・電圧増幅器２と、高速電流・電圧増幅器２からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ）４と、ＭＣＡ４からの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（ｃｈ）による変化として表すコンピュータユニット（ＰＣ）５と、を備えるＸ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム３０を有する。
【００３１】
本発明の実施例１のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１は、図２に示すように、遮光してシールドするとともにＸ線の光電面となる薄膜ウインドー１６ａを有するアルミニウム（Ａｌ）キャップ１６と、Ａｌキャップ１６内に封入されて光電面１６ａに貼付けられたＬＳＯ単結晶１０及びＭＰＰＣ１１の積層体と、さらに、Ａｌキャップ１６を内部に収容するＢＮＣコネクタ１５と、を備える。セラミック基板１２上に形成されるとともに一対の電極１４が連結されたＭＰＰＣ１１上に積層された１×１×１ｍｍ３のＬＳＯ単結晶１０が１×１ｍｍ２の光電面に貼付けられ、厚さ０．２ｍｍの薄膜ウインドー１６ａを有するＡｌキャップ１６内に封入されて遮光される。ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のパルスピーク光電流はμＡオーダーであるため特に電磁シールドは必要ないが、この実施例ではＢＮＣ（Ｂｅｙｏｎｅｔ  Ｎｅｉｌｌ  Ｃｏｎｓｅｌｍａｎ）コネクタ１５内に収容され、さらに、ＢＮＣコネクタ１５がＡｌケース１６ｂを用いてシールドされる。Ａｌキャップ１６内のセラミック基板１２の上下両面は黒ゴム１３、１３により絶縁される。
【００３２】
薄膜ウインドー１６ａを介して前記被写体を透過するＸ線Ｘｒを受け、ＬＳＯ単結晶１０の前面からＸ線フォトンＸｒを検出（カウント）し、次いでＭＰＰＣ１１を透過したＸ線フォトンＸｒは背後にあるセラミック基板１２でコンプトン散乱され散乱線を発生するとともに蛍光線に変換される
【００３３】
Ｘ線管ユニット６は、１．０μＡ〜２．０ｍＡオーダーの範囲でＸ線管電流を減少させることにより低線量レートのＸ線ビームを発生するように開発されたものである。Ｘ線管ユニット６から発生するＸ線フォトンＸｒはＸ線管ユニット６から１．０ｍ離れたＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のＬＳＯ単結晶１０でシンチレーションフォトンに変換され、ＭＰＰＣ１１により検出される。ＭＰＰＣ１１を通して流れるパルス光電流は高速電流・電圧増幅器２により増幅され、イベントパルスを発生させる。高速電流・電圧増幅器２からのイベントパルスは、ＭＣＡ（ＰＧＴ社のＭＣＡ４０００）４に送られ、ＭＣＡ４を用いた波高分析により、Ｘ線管電圧Ｖの変化及び厚さ３．０ｍｍのアルミニウム（Ａｌ）フィルタの挿入による放射線スペクトルが測定される。
【００３４】
この実施例の高速電流・電圧増幅器２は、図３のブロック図に示すように、高速オペアンプ（単電源電圧帰還型アンプ：ＡＤ８０３２、Ａｎａｌｏｇ  Ｄｅｖｉｃｅｓ社の商品名）２５を用いた構成であり、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のＭＰＰＣ１１に連結され、ガイガーモード直前の７０．７Ｖバイアス電圧（第１バイアス電圧）２６が負荷される１０ｋΩ抵抗（第１抵抗）と、第１バイアス電圧２６より低い５Ｖバイアス電圧（第２バイアス電圧）が負荷される高速オペアンプ２６と、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のＭＰＰＣ１１と高速オペアンプ２５との間に連結される１μＦマイクロコンデンサ及び１００Ω抵抗（第２抵抗）２２と、高速オペアンプ２５をバイパスする５１ｋΩ抵抗（第３抵抗）２４から成る反転電流・電圧増幅回路を有する。
【００３５】
ＡＤ８０３２（デュアル）単電源電圧帰還型アンプは、８０ＭＨｚの小信号帯域幅、３０Ｖ／μｓのスルーレート、１２５ｎｓのセトリング・タイムを備えた高速性能を有する。＋５Ｖ単電源から４．０ｍＷ未満の小電力を消費するだけでこの性能が得られる。これにより、動的性能を損なうことなく、高速バッテリ駆動システムなどの動作時間を延長できる。
【００３６】
ＭＰＰＣ１１は、ガイガーモード直前の第１バイアス電圧２６及び２３℃の温度でガイガーモード直前で動作する。ＬＳＯ単結晶１０及びＭＰＰＣ１１を備えるＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１から発生するパルス光電流１０ａが流れると図中における第２抵抗２２の左側に負の電圧が発生し、これを高速オペアンプ２５を有する前記反転電流・電圧増幅回路により増幅され、同軸ケーブルを介してＭＣＡ４（図１）へのＢＮＣ出力２８となる。
【００３７】
ＢＮＣ出力２８からイベントパルスが発生し、発生する電圧Ｖｂは、Ｉｂを光電流とすると、式１の通り表される。
〔式１〕
Ｖｂ＝１０×１０３×Ｉｂ  ［Ｖ］                  （１）
【００３８】
前述のように、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いた放射線（Ｘ線、γ線）のスペクトル測定ではダークカウントレートをできるだけ少なくすることが重要である。そのためにはＭＰＰＣ１１の感度は低下するものの、できる限りバイアス電圧２６を低くして、ダークカウントレートを減らす必要がある。特に、フォトンエネルギーの低いＸ線フォトンのイベントパルス波高値はダークカウントのそれとほぼ同等であるため、ガイガーモード直前のバイアス電圧（Ｖｇ）２６を測定することが必要である。また、バイアス電圧（Ｖｇ）２６はＭＰＰＣによっても異なるため、ＭＰＰＣ個々のバイアス電圧（Ｖｇ）２６を測定する必要がある（図４（ａ）、（ｂ）参照）。この実施例では、バイアス電圧（Ｖｇ）２６をダークカウントレートがほぼ０ｃｐｓとなる７０．７Ｖに設定した。
【００３９】
ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いたスペクトルと比較するため、まずＣｄＴｅ検出器を用いてＸ線スペクトルを測定した（図５）。Ｘ線管電圧Ｖの増加により、最大フォトンエネルギーと制動Ｘ線ピークエネルギーが増加した。一方、３ｍｍ厚Ａｌフィルターの挿入によっては低エネルギーのＸ線フォトンが吸収され、ピークエネルギーが増加した。
【００４０】
ＣｄＴｅ検出器は、高品質ＣｄＴｅ単結晶が用いられる。このＣｄＴｅは、Ｘ線又はγ線検出器として室温で使用でき、検出効率がＳｉに比べて飛躍的に向上する化合物半導体として最近注目され、線量計測やアレイ状に加工してＸ線画像診断に応用されている。
【００４１】
アメリシウム２４１（２４１Ａｍ）から発生するγ線をＣｄＴｅ検出器とＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いて測定した結果をそれぞれ図６（ａ）、（ｂ）、図７に示す。図６（ａ）のＣｄＴｅ検出器を用いた場合には５９．５  ｋｅＶのシャープなγ線スペクトルを観察できた。図６（ｂ）のγ線のイベントパルス波高分析によるスペクトル測定のデータはγ線フォトン数のｃｈ数による変化として得られるが、図６（ａ）のグラフでは横軸をフォトンエネルギーに変換した。スペクトル測定において、γ線フォトンのｃｈ数とエネルギーは比例する。
【００４２】
一方、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いた場合には、γ線のピークを観測できたが、エネルギー分解能は５９．５  ｋｅＶで約８０％（１００×２３０／２８０）であった。
【００４３】
ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いてスペクトルを測定した結果は、図７に示すように、管電圧Ｖの増加に伴いピークチャンネル数と最大チャンネル数も増加した。一方、Ａｌフィルターの挿入によって最大チャンネル数は変化せず、ピークチャンネル数が増加した。
（実施例２）
【００４４】
本発明の実施例２のダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム（以下、高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴ又はＰＣ−ＣＴシステムと略称する）４０は、図８に示すように、コントローラー７により被写体Ｔｇの特性に応じて選択的に設定され、低線量レートのＸ線を放射するＸ線管ユニット６と、前記ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１と、前記高速電流・電圧増幅器２と、予め設定された回転ステップで回転するターンテーブルＴｔに搭載された被写体Ｔｇと高速電流・電圧増幅器２との間に配置され、中央部に付設されたＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１に被写体Ｔｇをリニアスキャンするスキャンステージ８と、高速電流・電圧増幅器２からのイベントパルスの下限波高値を設定する高速コンパレーター３と、高速コンパレーター３から発生する下限電圧Ｖｌ以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカード９と、カウンターカード９により方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータからＣＴ断層画像を再構成するＰＣ５と、を有する。
【００４５】
高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）４０は、前記Ｘ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム３０におけるＭＣＡ４に替えて高速コンパレーター３及びカウンターカード９が追加され、さらにスキャンステージ８、２軸コントローラー４、被写体Ｔｇ及び被写体Ｔｇを搭載し予め設定された回転ステップの１〜３°で回転するターンテーブル（シグマ光機社のＳＧＳＰ−６０ＹＡＷ−ＯＢ）Ｔｔなどが追加される構成である。
【００４６】
この実施例では、Ｘ線管ユニット６とＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１の間の距離はｌ．０ｍであり、Ｘ線管ユニット６内のＸ線管先端から被写体Ｔｇの中心までの距離は９６０ｍｍで、ターンテーブルＴｔの中心からＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１までの距離は被写体Ｔｇの拡大比率を小さくするため４０ｍｍとしている。
【００４７】
高速電流・電圧増幅器２から発生するイベントパルスは高速コンパレーター３に入力され、イベントパルス波高値の低限である下限波高値（下限電圧）Ｖｌが設定される。イベントパルス波高値はフォトンエネルギーに比例するので、下限電圧Ｖｌが増加することによりＣＴ撮影に使用するＸ線の平均エネルギーが増加する。このＰＣ−ＣＴシステム４０において、最大エネルギーは管電圧Ｖに相当する。例えば、管電圧Ｖが８０ｋＶの最大エネルギーは８０ｋｅＶとなる。この実施例では、下限電圧Ｖｌの変化によりＣＴ画像にエネルギー弁別効果が現れるか否かを確認するため、このＰＣ−ＣＴシステム４０が構築された。
【００４８】
被写体Ｔｇを透過するＸ線フォトンＸｒをＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１と高速電流・電圧増幅器２を用いて増幅する。次いで、イベントパルスの下限電圧Ｖｌを高速コンパレーター３で設定し、下限電圧Ｖｌ以上のイベントパルスを検出し、高速コンパレーター３から発生する方形波パルスをカウンターカード９により計数する。ＰＣ−ＣＴシステム４０では、被写体Ｔｇ及びＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のリニアスキャンにより被写体Ｔｇのプロジェクションデータを取得し、被写体Ｔｇを予め設定された回転ステップの１〜３°で回転する。被写体Ｔｇのリニアスキャンと回転を２軸コントローラー４で繰り返し制御すことにより得られたプロジェクションデータからＣＴ断層画像を再構成する。
（Ｘ線断層写真撮影）
【００４９】
ここで、ＰＣ−ＣＴシステム４０を用い、Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋｖ、スキャンのステップ０．５ｍｍ、及び回転ステップ１．０°の条件下でＸ線断層写真撮影を行なった。再構成したＣＴ画像のピクセルにおける相対カウント数の最大値と最小値は、それぞれ黒と白として示される。一方、得られるＪＰＥＧ画像ファイルにおける濃度の最大値と最小値は、それぞれ白と黒で表わされる。
【００５０】
まず、濃度がそれぞれ１５ｍｇ／ｍｌと３０ｍｇ／ｍｌのヨウ素造影剤が入った２本のポリエチレンバイアルのヨウ素造影剤の、ＰＣ−ＣＴシステム４０によるＣＴ断層画像を図９（Ａ）〜（Ｄ）に示す。Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋＶ一定では、ヨウ素造影剤の画像濃度差は高速コンパレーター３によるイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加に伴って減少した。これは下限電圧Ｖｌの増加に伴ってＣＴ撮影の平均フォトンエネルギーが増加したためである。
【００５１】
また、２つの孔が開いたアクリルファントムのＣＴ断層画像を図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す。図９（Ａ）〜（Ｄ）と同様に異なる濃度のヨウ素造影剤が入っており、高速コンパレーター３によるイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加に伴ってヨウ素造影剤の画像濃度差は減少した。
【００５２】
次に、犬の心臓のＣＴ断層画像を図１１（Ａ）〜（Ｄ）に示す。犬の心臓の冠動脈には直径１５μｍのヨウ素マイクロスフェアーが注入されている。図１１（Ａ）〜（Ｄ）に示すように、高速コンパレーター３によるイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加伴って心筋と冠動脈のコントラストが低下した。
（実施例３）
【００５３】
以上の通り、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いたＸ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム３０及び高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴ  （ＰＣ−ＣＴ）  システム４０について説明したが、ＹＡＰ（Ｃｅ）−ＭＰＰＣ検出器を用いた際にも、詳細は省略するが、Ｘ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム３０及びＰＣ−ＣＴ  システム４０と同様のスペクトルとＣＴ撮影結果が得られた。
（実施例４）
【００５４】
また、ガドリニウム造影剤を用いた場合にも、詳細は省略するが、前記実施例２と同様に、イベントパルス下限電圧Ｖｌの変化によりガドリニウム造影剤のコントラスト変化が見られた。これはイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加に伴ってＣＴ撮影のための平均フォトンエネルギーが増したためである。
（実施例から得られた要点）
【００５５】
上記実施例１、２では、ＭＰＰＣ１１のピクセルピッチが５０×５０μｍ（４００ピクセル）のものを使用したが、２５×２５μｍ（１６００ピクセル）や１００×１００μｍ（１００ピクセル）のものを用いた実験は行われていない。しかし、１６００ピクセルのものではダイナミックレンジが広くなるので、エネルギー分解能も向上すると思われる。
【００５６】
ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のエネルギー分解能は低いので、ヨウ素やガドリニウムの造影剤を用いたＫエッジイメージングは難しいが、デュアルエネルギーサブトラクションは可能である。
【００５７】
また、Ｘ線フォトンカウンティングの際、ＣｄＴｅ検出器においては厳重な電磁シールドが必要となるが、フォトダイオードと比較してＭＰＰＣのピーク光電流値が大きいので電磁シールドの必要が無いことから、本発明のＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１はＣＴシステムなどの医療用画像システム構築において大きな利点である。
【００５８】
以上の実施例から得られた結果を要約すると次の通りである。
【００５９】
１．ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いて、Ｘ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム３０とＰＣ−ＣＴ  システム４０の双方の機能を確認した。  ダークカウントレートは、ＭＰＰＣバイアス電圧Ｖｇ＝７０．７Ｖで０．５ｃｐｓ以下と極めて低い値であった。２４１ＡｍソースとＭＣＡを用いた単色γ線フォトンカウンティングにおいて、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のエネルギー分解能は５９．５ｋｅＶでほぼ１００％であった。  しかし、制動放射（ｂｒｅｍｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ）フォトンのピークエネルギーは、ＣｄＴｅ検出器を用いて得られた値に充分匹敵し、γ線フォトンエネルギーの増加に伴って、エネルギー分解能が改善した。
【００６０】
２．イベントパルスの幅は約２００ｎｓであり、イベントパルス幅はイベントパルス高さを正しく検出するために５μｓを越えて増加する必要がある。イベントパルス高さＨ（Ｖ）は、ＭＣＡ４を用いて決定されるチャンネル数Ｎ（チャンネル）の関数として、式２の通り表される。
〔式２〕
Ｈ＝２．５×１０−３Ｎ                              （２）
しかし、ＭＣＡ４を用いて測定されたイベントパルス波高は、ＭＣＡ４におけるＡＤコンバーターのサンプリング周期に起因するイベントパルス幅の減少に伴って減少した。
【００６１】
３．ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用いる際に、ｌ．４ＭＨｚバンドゲインのオペアンプのＬＭＣ６６２又は市販の電荷増幅器を用いてＭＰＰＣからのＸ線フォト電流を増幅することは困難であったため、８０ＭＨｚバンドの高速オペアンプ（ＡＤ８０３２）２５を有する高速電流・電圧増幅器２を開発した。初期の実験で、７ｎｓ遅延コンパレーターＡＤ８５６１を用いて非反転電流・電圧増幅回路を用いた際に、コンパレーターからの誤発振が観察され、発振によりカウントレートが大幅に増大した。そこで、発振を防止するためヒステリシス回路を有する反転電流・電圧増幅回路を開発した。引続いて、エネルギー範囲（レベル及び幅の両方）を決定するデュアルエネルギーコンパレーター手段が望まれる。
【００６２】
４．ＰＣ−ＣＴシステム４０において、ＣＴの平均フォトンエネルギーの増大によるイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加に伴って、２つのヨウ素造影剤のＣＴ断層画像濃度差が減少した。  しかし、Ｖｌ＝０．５ＶでのＣＴ断層画像コントラストは、ＣｄＴｅ検出器によるＩ−Ｋエッジ画像処理を用いて得られたものとほとんど等しかった。上記実施例２では下限電圧Ｖｌの変化によるＣＴ断層画像コントラストのバリエーションを観察するためにＸ線管電圧Ｖを８０ｋＶに選定したが、高エネルギーＸ線フォトンは画像コントラストを減少させるので、画像コントラストを改善するためにはＸ管電圧Ｖを６０〜−７０ｋＶの範囲に選定するのが望ましい。シンチレーション法によるフォトンカウンティングのため、高いエネルギー分解能を必要とするヨウ素造影剤を用いるＫエッジ画像処理を実行することは困難である。  しかし、デュアルエネルギーコンパレーター手段を用いてデュアルエネルギーサブトラクションを実行することは可能である。
【００６３】
５．ＥＤ（Ｅｎｅｒｇｙ  Ｄｉｓｐｅｒｓｉｖｅ：  エネルギー弁別型）−ＣＴに関する基礎的な実験において、ｌ．２ｋｅＶのエネルギー解像度を有するＣｄＴｅ検出器が通常使用される。一方、高速電流・電圧増幅器２を備えるＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１は、カウントレートを容易にｌＭｃｐｓを越えて増大させることが可能で、ＥＤ（エネルギー弁別）機能を備えるＰＣ−ＣＴを実現することができる。
【００６４】
６．Ｘ線スペクトルを測定するために、上記実施例１において用いられたＭＣＡ４の最大カウントレートが１０ｋｃｐｓであるので、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１のダークカウントレートは、ＭＰＰＣ１１のバイアス電圧を減少させることにより最小化される。ＭＰＰＣゲインはバイアス電圧の減少に伴い減少するが、発光寿命４０ｎｓのＬＳＯの輝度は発光寿命１μｓのタリウム活性化ヨウ化ナトリウム［Ｎａｌ（ＴＩ）］の輝度に比べて７６％であるため、かなり大きな波高のイベントパルスが発生する。
【００６５】
７．ＣＴ断層画像の粒状性は、イベントパルス下限電圧Ｖｌが増加する時に測定点当りフォトン数の減少によって増加する。被写体ＴｇからのＸ線フォトンＸｒの散乱を考慮しない場合、一定のＸ線管電圧Ｖで粒状性を改善するためには、Ｘ線管電流を１．５ｍＡを越えて増大することが望ましい。  空間分解能は、Ｘ線光電面サイズにより基本的に決定され、実施例１の空間分解能における光電面サイズはｌ．０×１．０ｍｍ２であった。空間分解能を改善するために、ＬＳＯ結晶の大きさは縮小することが望ましい。これに加えて、ＣＴ断層画像品質は、ＣＴのスキャン及び回転ステップを減らすことによって改善する。
【００６６】
８．本発明のＰＣ−ＣＴシステム４０において、Ｘ線管電圧Ｖ＝８０ｋＶ、Ｘ線管電流＝１．５ｍＡ、及びイベントパルス下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖで、最大カウントレートは２５０ｋｃｐｓであり、測定ポイント当りフォトン数は５ｋｃ（＝２５０ｋｃ／５０）であると算定された。  さらに、イベントパルス下限電圧Ｖｌを減少させるとともにＸ線管電圧Ｖ及び電流の双方を増加することによって、カウントレートは１Ｍｃｐｓを大幅に越えて増加した。
【００６７】
９．以上のことから、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１は、エネルギー分解能及び最大カウントレートを考慮することにより、Ｋエッジ強調法に似たＣＴ撮影やデュアルエネルギーサブトラクション画像処理を行なうためのＥＤ（エネルギー弁別）機能を備える次世代ＰＣ−ＣＴシステムに適用することができる。さらに、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１は、また、大きい比重のＬＳＯ結晶を利用するシングルフォトンエミッションコンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）及びＰＥＴの双方にも適用することができる。  このように、ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１が容易に高エネルギーのγ線フォトンを弁別することができるため、エネルギー弁別型ＰＥＴ／ＣＴ及びＳＰＥＣＴ／ＣＴの実現が可能となる。
【００６８】
本発明の特定の実施の形態についての上記説明は、例示を目的として提示したものである。それらは、網羅的であったり、記載した形態そのままに本発明を制限したりすることを意図したものではない。数多くの変形や変更が、上記の記載内容に照らして可能であることは当業者に自明である。
【産業上の利用可能性】
【００６９】
本発明は、短発光寿命のシンチレータであるＬＳＯ単結晶とＭＰＰＣを組合せたＸ線及びγ線などの放射線を検出するＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段１を用い、Ｘ線をカウントあるいは変換してイメージングを行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被曝量の低減化が可能なダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム４０を提供することができることから、単純Ｘ線検査により骨や歯などの硬組織に関する疾患を診断して治療する整形外科や口腔外科領域から軟組織に関する疾患を診断して治療する内科や外科領域に亘る広範な医療分野、さらにはその他のＸ線画像に関係する産業分野に汎用的に適用することができる。
【符号の説明】
【００７０】
１        ＬＳＯ−ＭＰＰＣ放射線検出手段（ＬＳＯ−ＭＰＰＣ検出器）
２        高速電流・電圧増幅器
３        高速コンパレーター
４        マルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ）
５        コンピュータユニット（ＰＣ）
６        Ｘ線管ユニット又はＸ線管
７        コントローラー
８        スキャンステージ
９        カウンターカード
１０      ＬＳＯ又はＬＳＯ単結晶
１０ａ    パルス光電流
１１      ＭＰＰＣ（マルチピクセルフォトンカウンター又はマルチピクセルＡＰＤ）
１２      セラミック基板
１３      黒ゴム
１４      電極
１５      ＢＮＣコネクタ
１６      アルミニウム（Ａｌ）キャップ
１６ａ    薄膜ウインドー（光電面）
１６ｂ    Ａｌケース
２１      コンデンサ
２２、２３、２４  抵抗
２５      高速オペアンプ（単電源電圧帰還型アンプ）
２６、２７  バイアス電圧
２８      ＢＮＣ出力
３０      Ｘ線フォトンカウンティング及びスペクトル測定システム
４０      ダークカウントレス放射線検出エネルギー弁別イメージングシステム（高速Ｘ線フォトンカウンティングＣＴシステム：ＰＣ−ＣＴシステム）
Ｔｇ      被写体
Ｔｔ      ターンテーブル
Ｖ        Ｘ線管電圧
Ｖｌ      イベントパルス下限電圧（下限波高値）
Ｘｒ      Ｘ線又はＸ線ビーム又はＸ線フォトン
【図１】
2015152356.tif 000003
【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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