(57)【要約】【課題】エネルギー分解領域を狭めることなく、エネルギー分解能の低下を防止する。【解決手段】実施形態の放射線検出装置は、第１検出部と、蛍光体と、第２検出部と、判定部と、分析部と、を有する。第１検出部は、入射される放射線のエネルギーに応じて電気信号を出力する。蛍光体は、第１検出部を透過した放射線が入射されることにより、放射線のエネルギーに応じて光子を発生させる。第２検出部は、蛍光体内の光子数に応じて電気信号を出力する。判定部は、第１検出部に入射された放射線に対して、第１検出部及び第２検出部が共に電気信号を出力しているか否かを判定する。分析部は、第１検出部が出力する電気信号を低エネルギー領域の放射線とし、第１検出部及び第２検出部が共に電気信号を出力していると判定部が判定した場合に第２検出部が出力する電気信号を高エネルギー領域の放射線とする。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射される放射線のエネルギーに応じて電気信号を出力する第１検出部と、
前記第１検出部を透過した放射線が入射されることにより、放射線のエネルギーに応じて光子を発生させる蛍光体と、
前記蛍光体内の光子数に応じて電気信号を出力する第２検出部と、
前記第１検出部に入射された放射線に対して、前記第１検出部及び前記第２検出部が共に電気信号を出力しているか否かを判定する判定部と、
前記第１検出部が出力する電気信号を低エネルギー領域の放射線とし、前記第１検出部及び前記第２検出部が共に電気信号を出力していると前記判定部が判定した場合に前記第２検出部が出力する電気信号を高エネルギー領域の放射線とする分析部と、
を有する放射線検出装置。
【請求項２】
前記第１検出部は、
入射される放射線のエネルギーにほぼ比例する波高の電圧パルスを出力し、
前記蛍光体は、
放射線のエネルギーにほぼ比例する光子を発生させ、
前記第２検出部は、
前記蛍光体内の光子数にほぼ比例する波高の電圧パルスを出力し、
前記分析部は、
前記第１検出部に入射された放射線に対して、前記第１検出部及び前記第２検出部が共に電圧パルスを出力したと前記判定部が判定したときに、前記第２検出部が出力する電圧パルスの積分を開始して高エネルギー領域の放射線とする
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項３】
前記蛍光体は、
可視光を高確率で散乱又は反射する反射材、及び前記第２検出部によって覆われている
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項４】
前記第１検出部は、
リチウムドリフト型又は高純度型の半導体検出器である
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項５】
前記第２検出部は、
アバランシェフォトダイオード、光電子増倍管又はフォトダイオードである
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項６】
前記第２検出部は、
ガイガーモードで動作するシリコン材料の光電子増倍素子である
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
前記第１検出部は、
アバランシェフォトダイオード、光電子増倍管又はフォトダイオードである
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項８】
前記蛍光体は、
ＬｕｘＧｄ（１−ｘ）ＳｉＯ（ＬＹＳＯ）、Ｌｕ２（１−ｘ）Ｙ２ｘＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）又はＧｄＡｌＧａＧ：Ｃｅ（ＧＡＧＧ）である
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項９】
前記蛍光体は、
１ｍｍ×１ｍｍ又は０．５ｍｍ×０．５ｍｍの領域によって空間分解能を定義されている
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項１０】
放射線源と、
被検体を介して前記放射線源が出力した放射線が入射される請求項１乃至９のいずれか１項に記載の放射線検出装置と、
を有する放射線分析装置。
【請求項１１】
第１検出部に入射される放射線のエネルギーに応じて第１電気信号を出力する工程と、
前記第１検出部を透過した放射線が入射されて光子を発生させた蛍光体内の光子数に応じて第２電気信号を出力する工程と、
前記第１検出部に入射された放射線に対して、前記第１電気信号及び前記第２電気信号が共に出力されているか否かを判定する工程と、
前記第１電気信号を低エネルギー領域の放射線とし、前記第１電気信号及び前記第２電気信号が共に出力されていると判定した場合に前記第２電気信号を高エネルギー領域の放射線とする工程と、
を含む放射線検出方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、放射線検出装置、放射線分析装置及び放射線検出方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線を検出する場合、シンチレータなどの蛍光体に放射線を入射し、蛍光体が発生させた光子（フォトン）をアバランシェフォトダイオードや光電子増倍管などによって検出する方法が知られている。蛍光体が発生させる光子数は、蛍光体に入射される放射線のエネルギーに比例する。従って、蛍光体が発生させる光子数に応じてアバランシェフォトダイオードなどが発生させるパルスを計数することにより、放射線のエネルギーを測定することが可能である。
【０００３】
ただし、アバランシェフォトダイオードなどでは、光子によってだけでなく熱励起によってもパルスが発生する。光子によらないパルスは、放射線の検出においてノイズとなる。そこで、パルスに対してノイズレベルの閾値を設定し、ノイズレベルより大きなパルスのみを検出することにより、エネルギー分解能の低下を防止することは公知である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００９−７９９６９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、ノイズレベルの閾値を設定すると、ノイズに埋もれてしまう程の低エネルギーの信号を検出することができない。また、放射線源（光源）と光子の検出とを同期させても、ノイズはランダムに発生してしまう。本発明が解決しようとする課題は、エネルギー分解領域を狭めることなく、エネルギー分解能の低下を防止することができる放射線検出装置、放射線分析装置及び放射線検出方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態の放射線検出装置は、第１検出部と、蛍光体と、第２検出部と、判定部と、分析部と、を有する。第１検出部は、入射される放射線のエネルギーに応じて電気信号を出力する。蛍光体は、第１検出部を透過した放射線が入射されることにより、放射線のエネルギーに応じて光子を発生させる。第２検出部は、蛍光体内の光子数に応じて電気信号を出力する。判定部は、第１検出部に入射された放射線に対して、第１検出部及び第２検出部が共に電気信号を出力しているか否かを判定する。分析部は、第１検出部が出力する電気信号を低エネルギー領域の放射線とし、第１検出部及び第２検出部が共に電気信号を出力していると判定部が判定した場合に第２検出部が出力する電気信号を高エネルギー領域の放射線とする。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】フォトンカウンティング・デバイス（光子検出器）の動作例を示す図。
【図２】実施形態にかかる放射線検出装置の構成例を示す構成図。
【図３】実施形態にかかる放射線検出装置の内部における信号ダイアグラム及び論理評価を示す図表。
【図４】実施形態にかかる放射線検出装置の内部で生成される信号例を示すタイミングチャート。
【図５】実施形態にかかる放射線検出装置を有する放射線分析装置の構成例を示す構成図。
【図６】図５に示した放射線分析装置における放射線検出装置１００の位置を模式的に示した模式図。
【図７】検出器に備えられた放射線検出装置の構成例（実施例）を示す構成図。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
（背景）
まず、本発明がなされるに至った背景について説明する。図１は、フォトンカウンティング・デバイス（光子検出器）の動作例を示す図である。例えば、逆電圧を降伏電圧以上に設定したガイガーモードで動作するアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）を有するフォトンカウンティング・デバイスは、光子数に応じた波高のパルス（フォトンカウンター信号）を生成し、パルスの波高又は電荷量を測定することによって光子数を計数する。
【０００９】
しかし、ＡＰＤは、光子だけでなく、デバイスを構成する材料に起因する電子の熱励起によっても光子相当パルス（即ちノイズ）を発生させる。そこで、フォトンカウンティング・デバイスは、パルスの波高に適切な閾値を設定し、閾値を超える波高のパルスのみを有効な信号とすることにより、ノイズの影響を少なくしている。つまり、フォトンカウンティング・デバイスは、フォトンカウンター信号が閾値を超えた場合に信号検出のトリガーとなるトリガー信号を生成し、トリガー信号に応じてゲート信号（Ｇａｔｅ）を形成する。ゲート信号は、パルスを測定するために用いる信号であり、パルスに対する積分開始と終了を特定する信号である。
【００１０】
このように、フォトンカウンティング・デバイスは、パルス（フォトンカウンター信号）に対してある閾値を設定し、ノイズレベルより大きなパルスのみを検出する。ただし、上述したように、ノイズレベルの閾値を設定すると、ノイズに埋もれてしまう程の低エネルギーの信号を検出することができない。また、パルスが発生するタイミングは、ランダムである。そこで、実施形態にかかる放射線検出装置は、閾値の値を大きくしすぎることにより低エネルギーの信号を検出できなくなること、及び閾値の値を小さくしすぎることによりエネルギー分解能が低下することを防止するように構成されている。
【００１１】
（実施形態）
図２は、実施形態にかかる放射線検出装置１００の構成例を示す構成図である。図２に示すように、放射線検出装置１００は、直接検出器（第１検出部）１０１、シンチレータ（蛍光体）１０２、光子検出器（第２検出部）１０３、反射材１０４、判定部１０５、及び分析部１０６を有する。
【００１２】
図２において、直接検出器１０１は、上方から放射線が入射される。例えば、直接検出器１０１は、Ｌｉを拡散層に用いるリチウムドリフト型検出器である。直接検出器１０１は、高純度の半導体検出器であってもよい。また、直接検出器１０１は、フォトダイオードに用いられるＳｉ  ｐｎ接合型のダイオードであってもよいし、Ｇｅ、Ｓｉ、ＣｄＴｅ又はＣＺＴなどを材料として構成されてもよい。直接検出器１０１がダイオードである場合、例えば空乏層の厚さを、赤外光の受光などに用いられる１０〜３００μｍ程度の厚さの拡散層とする。また、直接検出器１０１は、空乏層を広げるために例えば１０〜２００Ｖ程度の電圧が印加される。
【００１３】
直接検出器１０１は、入射される放射線（γ線やＸ線などの放射線光子）のエネルギーにほぼ比例する個数の電子・正孔対を生成する。そして、直接検出器１０１は、生成された電荷Ｑを図示しないコンデンサ（容量Ｃ）に蓄積した後に放電することにより、放射線のエネルギーにほぼ比例する波高の電圧パルス（電圧Ｖ）を生成し、生成した電圧パルスを判定部１０５及び分析部１０６に対して出力する。つまり、直接検出器１０１は、Ｑ＝ＣＶの関係式で示される電荷量を蓄積することによって放射線のエネルギーを電気信号に変換している。また、直接検出器１０１に入射される放射線のエネルギーと、直接検出器１０１が生成するパルスが示す波高（又は電荷量）とは線形関係にある。なお、直接検出器１０１は、アバランシェフォトダイオード、あるいはフォトダイオードであってもよい。
【００１４】
また、物質（直接検出器１０１も含む）には阻止能と呼ばれる放射線に対する耐性がある。即ち、直接検出器１０１は、エネルギーの低い放射線を検出するとともにシンチレータ１０２に対して遮断し、エネルギーの高い放射線をシンチレータ１０２に対して透過させる。
【００１５】
シンチレータ１０２は、直接検出器１０１を透過した放射線が入射されることにより、放射線のエネルギーにほぼ比例する光子を発生させる蛍光体である。つまり、シンチレータ１０２は、放射線が入射されると可視光を発生させ、可視光を光子検出器１０３に対して照射する。シンチレータ１０２は、例えば１ｍｍ×１ｍｍ又は０．５ｍｍ×０．５ｍｍの領域によって空間分解能を定義されている。
【００１６】
光子検出器１０３は、シンチレータ１０２を挟んで直接検出器１０１と対向するように設けられ、シンチレータ１０２内の光子数にほぼ比例する波高の電圧パルスを生成し、生成した電圧パルスを判定部１０５及び分析部１０６に対して出力する。具体的には、光子検出器１０３は、例えばガイガーモードで個別に動作する複数のＡＰＤピクセル（図示せず）が２次元に配列されて並列接続されたフォトンカウンティング・デバイスである。各ＡＰＤピクセルは、光子を検出した場合、入射された光子数にかかわらず所定の電圧パルスを出力する。従って、光子検出器１０３は、全ＡＰＤピクセルが出力する電圧パルスの総和となる電圧パルス（光子数に相当するパルス）を出力する。ここで、光子検出器１０３は、光子が入射されたＡＰＤピクセル数を光子数としている。
【００１７】
このように、シンチレータ１０２及び光子検出器１０３は、光子検出器１０３が光子を検出することによってシンチレータ１０２に入射された放射線を間接的に検出する間接検出器を構成している。なお、光子検出器１０３は、フォトダイオード、アバランシェフォトダイオード、ガイガーモードで動作するシリコン材料による光電子増倍素子（シリコンフォトマルチプライヤー（Ｓｉ-ＰＭ））、及び光電子増倍管などキャリア増倍機構を有する他の検出素子であってもよい。
【００１８】
反射材１０４は、可視光を高確率で散乱又は反射する部材であり、放射線を入射されることによってシンチレータ１０２が発生させた光子を光子検出器１０３へ導くために設けられている。例えば、反射材１０４は、テフロン（登録商標）テープ又はＥＳＲ（登録商標）などの高分子反射材である。シンチレータ１０２は、光子検出器１０３が対向するように配置されている面を除いて、反射材１０４により被覆されている。
【００１９】
判定部１０５は、ＣＦＤ（Constant  Fraction  Discriminator）１０７，１０８及び論理判定部１０９を有し、直接検出器１０１に入射された放射線に対して、直接検出器１０１及び光子検出器１０３が共に電気信号を出力しているか否かなどを判定する（図４参照）。
【００２０】
ＣＦＤ１０７は、直接検出器１０１が出力した電圧パルスの波高（Ｖｐ１）が閾値（Ｖｔｈ１）を超えているか否かを判定し、判定結果を論理判定部１０９に対して出力する。つまり、ＣＦＤ１０７は、閾値Ｖｔｈ１以下の信号をノイズとみなす。ＣＦＤ１０８は、光子検出器１０３が出力した電圧パルスの波高（Ｖｐ２）が閾値（Ｖｔｈ２）を超えているか否かを判定し、判定結果を論理判定部１０９に対して出力する。つまり、ＣＦＤ１０８は、閾値Ｖｔｈ２以下の信号をノイズとみなす。
【００２１】
論理判定部１０９は、ＣＦＤ１０７及びＣＦＤ１０８から受入れた判定結果を論理判定し、判定結果を分析部１０６に対して出力する。例えば、論理判定部１０９は、直接検出器１０１に入射された放射線に対して、直接検出器１０１が電圧パルスを発生させ、光子検出器１０３が電圧パルスを発生させていない場合には、その旨を示す判定結果を後述する第１分析部１１１に対して出力する。また、論理判定部１０９は、直接検出器１０１に入射された放射線に対して、直接検出器１０１及び光子検出器１０３が共に電圧パルスを発生させている場合には、その旨を示す判定結果を後述する積分部１１０に対して出力する。
【００２２】
なお、直接検出器１０１が出力する電圧パルス、及び光子検出器１０３が出力する電圧パルスは、それぞれ配線によって分岐され、判定部１０５及び分析部１０６に対して入力されている（パルス分岐）。また、直接検出器１０１の応答速度は、例えばダイオードの容量、寄生抵抗、及びキャリアが空乏層を横切る時間（ドリフト速度）によって決定される。
【００２３】
シンチレータ１０２及び光子検出器１０３が構成する間接検出器の応答速度は、放射線を光子へ変換するシンチレータ１０２と、蛍光光子を受光する光子検出器１０３の応答速度の畳み込みによって決定される。そこで、シンチレータ１０２は、Ｌｕ（ルテシウム）を母材とする蛍光材料であるＬｕ２（１−ｘ）Ｙ２ｘＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）や、Ｌｕ（１−ｘ）ＧｄｘＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＧＳＯ）などの高速応答可能な部材が用いられることが好ましい。シンチレータ１０２は、ＬｕｘＧｄ（１−ｘ）ＳｉＯ（ＬＧＳＯ）又はＧｄＡｌＧａＧ：Ｃｅ（ＧＡＧＧ）であってもよい。なお、Ｃｅは、添加剤である。
【００２４】
直接検出器１０１及び光子検出器１０３の応答時間は、例えば１００〜５００ｎｓ程度となる。ここで、放射線に対して直接検出器１０１が電圧パルスを発生させたタイミングと、直接検出器１０１が電圧パルスを発生させた放射線が直接検出器１０１を透過して発生させた光子によって光子検出器１０３が電圧パルスを発生させたタイミングとがほぼ同じであるか否かを論理判定部１０９が判定可能なように、例えば直接検出器１０１が電圧パルスを出力する配線には遅延回路（図示せず）が設けられている。
【００２５】
分析部１０６は、積分部１１０、第１分析部１１１及び第２分析部１１２を有する。積分部１１０は、論理判定部１０９から受入れた判定結果を動作開始のトリガーとして、光子検出器１０３が出力した電圧パルスを積分し、第２分析部１１２に対して出力する。つまり、積分部１１０は、直接検出器１０１に入射された放射線に対して、直接検出器１０１及び光子検出器１０３が共に電圧パルスを出力したと判定部１０５が判定したときに、光子検出器１０３が出力する電圧パルスの積分を開始し、電圧パルスの積分結果を第２分析部１１２に対して出力する。
【００２６】
第１分析部１１１は、例えば波高分析器（Ｐｕｌｓｅ  Ｈｅｉｇｈｔ  Ａｎａｌｙｚｅｒ）などを含み、論理判定部１０９から受入れた判定結果を動作開始のトリガーとして、直接検出器１０１から受入れた閾値Ｖｔｈ１を超える電圧パルスを低エネルギー領域の放射線として検出（例えば波高分析又は電荷量分析）する。なお、第１分析部１１１は、直接検出器１０１から受入れた閾値Ｖｔｈ１を超える全ての電圧パルスを低エネルギー領域の放射線として検出するように構成されてもよい。
【００２７】
第２分析部１１２は、例えば波高分析器などを含み、積分部１１０から受入れた電圧パルスの積分結果を、高エネルギー領域の放射線として検出（例えば波高分析又は電荷量分析）する。
【００２８】
そして、分析部１０６は、第１分析部１１１及び第２分析部１１２が検出した放射線を、例えばエネルギー領域ごとの頻度を示すヒストグラムなどの分析結果として出力する。
【００２９】
次に、放射線検出装置１００の動作について説明する。図３は、放射線検出装置１００の内部における信号ダイアグラム及び論理評価を示す図表である。図４は、放射線検出装置１００の内部で生成される信号例を示すタイミングチャートである。なお、図３に示した動作には、図２に示した対応する機能ブロックと同じ数値の符号が付してある。また、図４に示したＡ〜Ｄの信号は、図２に示したＡ〜Ｄの位置における信号である。
【００３０】
図３（ａ）に示すように、直接検出器１０１は、放射線が入射されると、入射した放射線のエネルギーに比例した波高Ｖｐ１の電圧パルスを出力する。ＣＦＤ１０７は、波高Ｖｐ１が閾値Ｖｔｈ１を超えているか否かを判定する（１０７ａ）。光子検出器１０３は、シンチレータ１０２で発生した光子を検出すると、検出した光子数に比例した波高Ｖｐ２の電圧パルスを出力する。ＣＦＤ１０８は、波高Ｖｐ２が閾値Ｖｔｈ２を超えているか否かを判定する（１０８ａ）。
【００３１】
図３（ｂ）及び図４（信号Ａ，Ｂ）に示すように、ＣＦＤ１０７は、Ｖｐ１＞Ｖｔｈ１である場合には信号”１”を出力し、Ｖｐ１＞Ｖｔｈ１でない場合には信号”０”を出力する。また、図３（ｂ）及び図４（信号Ｃ，Ｄ）に示すように、ＣＦＤ１０８は、Ｖｐ２＞Ｖｔｈ２である場合には信号”１”を出力し、Ｖｐ２＞Ｖｔｈ２でない場合には信号”０”を出力する。
【００３２】
論理判定部１０９は、ＣＦＤ１０７から信号”０”を受入れ、ＣＦＤ１０８から信号”０”を受入れた場合、信号を破棄する（論理判定１０９ａ：破棄）。論理判定部１０９は、ＣＦＤ１０７から信号”０”を受入れ、ＣＦＤ１０８から信号”１”を受入れた場合、信号を破棄する（論理判定１０９ｂ：破棄）。論理判定部１０９は、ＣＦＤ１０７から信号”１”を受入れ、ＣＦＤ１０８から信号”０”を受入れた場合、その旨を示す信号”１”を第１分析部１１１に対して出力する（論理判定１０９ｃ：直接検出モード）。論理判定部１０９は、ＣＦＤ１０７から信号”１”を受入れ、ＣＦＤ１０８から信号”１”を受入れた場合、その旨を示す信号”１”（トリガーパルス）を積分部１１０に対して出力し、積分部１１０の積分期間を決めるＧａｔｅ信号を積分部１１０に対して出力する（論理判定１０９ｄ：間接検出モード）。
【００３３】
第１分析部１１１は、直接検出器１０１が出力した電圧パルスを低エネルギー領域の放射線として検出する。第２分析部１１２は、積分部１１０が積分した結果を高エネルギー領域の放射線として検出する。
【００３４】
このように、実施形態にかかる放射線検出装置１００は、直接検出器１０１が出力する電気信号を低エネルギー領域の放射線とし、直接検出器１０１及び光子検出器１０３が共に電気信号を出力していると判定部１０５が判定した場合に光子検出器１０３が出力する電気信号を高エネルギー領域の放射線とするので、エネルギー分解領域を狭めることなく、エネルギー分解能の低下を防止することができる。
【００３５】
（実施例）
次に、放射線検出装置１００を有する放射線分析装置について説明する。図５は、放射線検出装置１００を有する放射線分析装置の構成例を示す構成図である。図６は、図５に示した放射線分析装置における放射線検出装置１００の位置を模式的に示した模式図である。放射線分析装置は、フォトンカウンティングＣＴを実行可能なＸ線ＣＴ装置である。すなわち、放射線分析装置は、放射線検出装置１００を備え、フォトンカウンティングによって被検体を透過したＸ線に由来する光子も計数することにより、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。
【００３６】
個々の光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴでは、光子のエネルギー値の計測を行なうことにより、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得ることができる。フォトンカウンティングＣＴでは、１種類の管電圧でＸ線を照射することで収集されたデータを複数のエネルギー成分に分けて画像化することができる。
【００３７】
図５に示すように、放射線分析装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。
【００３８】
架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数する装置であり、Ｘ線照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３（放射線検出装置１００を含む）と、収集部１４と、回転フレーム１５と、架台駆動部１６とを有する。
【００３９】
回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台駆動部１６によって被検体Ｐを中心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。
【００４０】
Ｘ線発生装置（放射線源）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り、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。
【００４１】
Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線発生装置１２により供給される高電圧により被検体ＰにＸ線ビーム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。
【００４２】
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。
【００４３】
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、ウェッジフィルター（wedge  filter）や、ボウタイフィルター（bow-tie  filter）とも呼ばれる。また、放射線分析装置は、撮影条件に応じて切り替えられる複数種類のウェッジ１２ｂを有する。例えば、後述するＸ線照射制御部１１は、撮影条件に応じてウェッジ１２ｂを切り替える。例えば、Ｘ線発生装置１２は、２種類のウェッジを有する。
【００４４】
コリメータ１２ｃは、後述するＸ線照射制御部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線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。
【００４５】
Ｘ線照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。Ｘ線照射制御部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。
【００４６】
また、Ｘ線照射制御部１１は、ウェッジ１２ｂの切り替えを行なう。また、Ｘ線照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の照射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。なお、放射線分析装置は、複数種類のウェッジを、操作者が手動で切り替えるものであってもよい。
【００４７】
架台駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動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線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。
【００４８】
検出器１３は、図６に示した位置に放射線検出装置１００を備え、Ｘ線が入射するごとに、当該Ｘ線のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線は、例えば、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線である。放射線分析装置は、演算処理を行なうことで、放射線検出装置１００が検出した放射線のエネルギー値を計測することができる。
【００４９】
図７は、検出器１３に備えられた放射線検出装置１００の構成例（実施例）を示す構成図である。なお、図７に示した放射線検出装置１００の実施例においては、図２に示した対応する機能ブロックと同じ数値の符号が付してある。実施例における放射線検出装置１００は、直接検出器１０１ｂ、シンチレータ１０２ｂ、光子検出器１０３ｂ、反射材（図示せず）、コンパレータ１０７ｂ，１０８ｂ、論理判定部１０９ｂ、積分部１１０ｂ、及び波高分析器１１１ｂ，１１２ｂを有する。光子検出器１０３ｂは、複数のＡＰＤピクセルｐｉｃを有する。
【００５０】
収集部１４（図５）は、検出器１３の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。すなわち、収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから照射され被検体Ｐを透過したＸ線が入射するごとに検出器１３が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、検出器１３に入射したＸ線の計数値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、収集した計数情報を、コンソール装置３０に送信する。
【００５１】
寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐが載置される板であり、寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。
【００５２】
なお、架台装置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、架台装置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。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行なうステップアンドシュート方式を実行する。
【００５３】
コンソール装置３０は、操作者による放射線分析装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール装置３０は、入力装置３１と、表示装置３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、投影データ記憶部３５と、画像再構成部３６と、画像記憶部３７と、制御部３８とを有する。
【００５４】
入力装置３１は、放射線分析装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力装置３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件や、Ｘ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。
【００５５】
表示装置３２は、操作者によって参照されるモニタであり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを操作者に表示したり、入力装置３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）を表示したりする。
【００５６】
スキャン制御部３３は、後述する制御部３８の制御のもと、Ｘ線照射制御部１１、架台駆動部１６、収集部１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数情報の収集処理を制御する。
【００５７】
前処理部３４は、収集部１４から送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行なうことで、投影データを生成する。
【００５８】
投影データ記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、投影データ記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。なお、以下では、投影データを計数情報として記載する場合がある。
【００５９】
画像再構成部３６は、投影データ記憶部３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered  Back  Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、画像再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行なうことで、画像データを生成する。画像再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを画像記憶部３７に格納する。
【００６０】
ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数情報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線のエネルギー情報が含まれている。このため、画像再構成部３６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、画像再構成部３６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。
【００６１】
また、画像再構成部３６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画像データを生成することができ、更に、これら複数の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。
【００６２】
また、画像再構成部３６は、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。Ｋ吸収端の前後では、Ｘ線の減弱係数が大きく異なるため、計数値も大きく変化する。例えば、画像再構成部３６は、Ｋ吸収端より小さいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データと、当該Ｋ吸収端より大きいエネルギー領域の計数情報を再構成した画像データとを差分した差分画像データを生成する。例えば、造影剤の主成分のＫ吸収端を用いて生成された差分画像データは、当該造影剤が存在する領域が主に描出された画像となる。また、画像再構成部３６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。
【００６３】
制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０及びコンソール装置３０の動作を制御することによって、放射線分析装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、画像再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、画像記憶部３７が記憶する各種画像データを、表示装置３２に表示するように制御する。
【００６４】
従って、上述した放射線分析装置は、放射線検出装置１００の検出可能エネルギー範囲の下限が低エネルギー側へ拡張されているため、物質弁別能が向上し、例えば、骨（Ｃａ）などの弁別が可能である。
【００６５】
なお、放射線検出装置１００は、上述したＸ線ＣＴ装置以外にも用いられる。例えば、放射線検出装置１００は、Ｘ線診断装置、ＰＥＴ（Positron  Emission  computed  Tomography）装置及びＳＰＥＣＴ（Single  Photon  Emission  Computed  Tomography）装置等の核医学イメージング装置、並びにＸ線ＣＴ装置と核医学イメージング装置とを組み合わせた「ＰＥＴ−ＣＴ装置」及び「ＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置」等にも用いられる。また、放射線検出装置１００は、ＰＥＴ装置の受光部として用いられ、ＭＲＩ（磁気共鳴画像装置）が組み合わされた装置を構成してもよい。
【００６６】
また、本発明のいくつかの実施形態を複数の組み合わせによって説明したが、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。これら新規の実施形態は、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ともに、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。
【符号の説明】
【００６７】
１０  架台装置
１３  検出器
２０  寝台装置
３０  コンソール装置
１００  放射線検出装置
１０１  直接検出器
１０２  シンチレータ
１０３  光子検出器
１０４  反射材
１０５  判定部
１０６  分析部
１０７，１０８  ＣＦＤ
１０９  論理判定部
１１０  積分部
１１１  第１分析部
１１２  第２分析部
【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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