(57)【要約】  フォトダイオード素子アレイに直接入射するX線を簡便に精度良く遮蔽し、かつ、高速回転による振動を防止する構造を備えた放射線検出器を提供するために、シンチレータ素子アレイ13の放射線の入射面の、隣り合うシンチレータ素子11の間の反射材12を遮蔽する遮蔽部17を備える。遮蔽部17の幅Wsは、反射材12の幅Wrより小さく、コリメータ板16の厚さWcより大きい。また、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面との間には接着層18が配置され、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面とが接着層により接着されている。
2015098631.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
配列された、放射線により蛍光を発する複数のシンチレータ素子と、隣り合う前記シンチレータ素子の間に少なくとも配置されて前記蛍光を反射する反射材とを備えたシンチレータ素子アレイと、
複数の前記シンチレータ素子の前記放射線の入射面とは逆側の面にそれぞれ配置され、前記シンチレータ素子の発した前記蛍光を検出する複数のフォトダイオード素子と、
隣り合う前記シンチレータ素子の間の、前記シンチレータ素子アレイの前記放射線の入射面側の空間に配置された複数のコリメータ板とを有し、
前記シンチレータ素子アレイの前記放射線の入射面には、隣り合う前記シンチレータ素子の間の前記反射材を遮蔽する遮蔽部が配置され、前記遮蔽部の幅Wsは、前記反射材の幅Wrより小さく、前記コリメータ板の厚さWcより大きく、
前記遮蔽部の上面と前記コリメータ板の端面との間には接着層が配置され、前記遮蔽部の上面と前記コリメータ板の端面とが前記接着層により接着されていることを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
請求項1に記載の放射線検出器において、前記フォトダイオード素子の出力を補正する補正部をさらに有し、
前記補正部は、前記コリメータ板の間を通過した前記放射線が前記シンチレータ素子の辺縁部に入射して蛍光に変換されることに起因する、前記複数のシンチレータ素子ごとの前記フォトダイオード素子の出力信号に生じるばらつきを補正することを特徴とする放射線検出器。
【請求項３】
請求項2に記載の放射線検出器において、前記補正部は、前記ばらつきを補正するために前記シンチレータ素子ごとに予め定められた補正係数を用いて、前記シンチレータ素子ごとの前記フォトダイオード素子の出力信号を補正することを特徴とする放射線検出器。
【請求項４】
請求項3に記載の放射線検出器において、前記補正係数は、前記放射線のエネルギーごとに用意されていることを特徴とする放射線検出器。
【請求項５】
請求項1に記載の放射線検出器において、前記接着層は、前記遮蔽部を覆い、前記遮蔽部を前記シンチレータ素子アレイに接着していることを特徴とする放射線検出器。
【請求項６】
請求項1に記載の放射線検出器において、前記シンチレータ素子アレイの両端面には前記反射材が配置され、前記両端面の反射材の一方には、前記コリメータ板が配置されていないことを特徴とする放射線検出器。
【請求項７】
請求項1に記載の放射線検出器において、前記シンチレータ素子アレイの両端面には前記反射材が配置され、前記両端面の前記反射材の幅は、前記シンチレータ素子間に位置する前記反射材の幅Wrより小さく、前記両端面の反射材の少なくとも一方には、前記遮蔽部が配置されていないことを特徴とする放射線検出器。
【請求項８】
放射線源と、前記放射線源に対向して配置された放射線検出器と、前記放射線源及び放射線検出器を保持し、被検体の周りで回転駆動される回転円盤と、前記放射線検出器で検出された放射線の強度に基づき前記被検体の断層像を画像再構成する画像再構成部とを備えたX線CT装置において、
前記放射線検出器として請求項1に記載の放射線検出器を用いることを特徴とするX線CT装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、X線、γ線などを検出する放射線検出器、特に、放射線検出器を用いたCT装置等の医用画像診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在、X線CT装置の放射線検出器としては、セラミックシンチレータなどの蛍光体素子とフォトダイオード素子を組み合わせた間接変換型検出器が主流となっている。この間接変換型検出器は、複数個のシンチレータ素子を2次元アレイ状に配列し、それぞれのシンチレータ素子の背面にフォトダイオード素子を配置した検出素子モジュールを、X線管焦点を中心とした円弧の上に複数個並べた構造のものが多く採用されている。フォトダイオードは、被検体を透過したX線量に対応した電流信号を出力し、この出力電流信号はAD変換回路基板にてディジタル信号に変換された後、画像処理装置へ伝送され、CT画像が作成される。【０００３】
検出素子モジュールの2次元アレイ状に配列された複数のシンチレータ素子は、各シンチレータ素子の間に白色樹脂などの反射材で隔てられ、一つのシンチレータ素子が、CT画像の一つの画素に相当する。このため、シンチレータ素子の配列ピッチが、放射線検出器の空間分解能を支配している。また、シンチレータ素子間を隔てる反射材の厚さが、シンチレータ素子間の光クロストーク量を左右し、結果的に空間分解能にも影響を与えることが知られている。【０００４】
また、X線管焦点から直線的に検出素子モジュールに向かう直接X線のみをシンチレータ素子に入射させ、被検体によって散乱された散乱X線が検出素子に入射することを防止するために、散乱線除去コリメータが検出素子モジュールの前面に配置されている。この散乱線除去コリメータは、シンチレータ素子の上面に対して、主平面がほぼ垂直になるように配置された複数のコリメータ板を含む。コリメータ板は、隣接するシンチレータ素子の間隙の反射材を覆うように並べて配置される。よって、コリメータ板の厚さが厚いほど散乱線除去能力は高くなる一方で、検出器に入射されるべき直接X線自体も遮蔽してしまうため、適切なバランスの厚さに設計される。【０００５】
特許文献1および2の技術は、シンチレータ素子間の反射材の上面およびシンチレータ素子の辺縁の上面を、反射材よりも幅の大きな遮蔽用部材で覆った構成を開示している。
コリメータ板は、遮蔽用部材の上に、遮蔽用部材と間隙を空けて配置される。このように遮蔽用部材を配置することにより、反射材にX線が入射することにより反射材が劣化するのを防止するとともに、X線が反射材を通り抜けてフォトダイオードで検出されて雑音が生じるのを防止し、さらに、反射材の辺縁が製造工程中に損なわれることを防止している。【０００６】
特許文献3では、X線の焦点位置の移動に対応し、各シンチレータ素子に入射する散乱線を同じように除去するため、コリメータ板を楔形断面形状とすることや、傾斜配置とすることや、厚みを変えたプレートの積層構造とすることが提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】米国特許第6934354号明細書
【特許文献２】米国特許第7010083号明細書
【特許文献３】特開平11-218578号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
特許文献1および2に開示されている構造は、シンチレータ素子間の反射材の上面およびシンチレータ素子の辺縁の上面を、反射材よりも幅の大きな遮蔽用部材で覆うため、反射材に直接入射するX線を低減できるだけでなく、シンチレータ素子を透過してシンチレータ素子の側面から反射材に入射するX線も低減することができる。しかしながら、シンチレータ素子の辺縁が遮蔽用部材で覆われるため、シンチレータ素子の開口率を実質的に減少させ、シンチレータ素子に入射するX線の量を減少させる問題を招いている。また、特許文献1および2に開示されている技術では、コリメータ板と遮蔽用部材とが分離しており、近年の0.3秒/回転前後という高速回転のCT装置に用いた場合、コリメータ板が振動してしまう可能性がある。また、特許文献1には、コリメータ板を遮蔽用部材に連結してもよいと記載されているが、具体的な構造の開示はなく、微小な遮蔽用部材をコリメータ板にどのように連結するかについては開示されていない。【０００９】
一方、特許文献3に記載のように、コリメータ板を楔形断面形状等にして、X線の焦点移動に対応する構造は、コリメータ板を複雑な形状に精度よく加工する必要があり、製造コストの増加を招く。また、特許文献3に図示されているコリメータ板の厚さは、いずれもシンチレータ素子間の反射材の幅よりも大きいたため、シンチレータ素子の辺縁もコリメータ板で覆われ、シンチレータ素子の開口率を実質的に低下させる。【００１０】
本発明の目的は、フォトダイオード素子アレイに直接入射するX線を簡便に精度良く遮蔽し、かつ、高速回転による振動を防止する構造を備えた放射線検出器を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の放射線検出器は、シンチレータ素子アレイの放射線の入射面の、隣り合うシンチレータ素子の間の反射材を遮蔽する遮蔽部を備える。遮蔽部の幅Wsは、反射材の幅Wrより小さく、コリメータ板の厚さWcより大きい。また、遮蔽部の上面とコリメータ板の端面との間には接着層が配置され、遮蔽部の上面とコリメータ板の端面とが接着層により接着されている。
【発明の効果】
【００１２】
本発明により、フォトダイオード素子アレイに直接入射するX線を簡便に精度良く遮蔽し、かつ、高速回転による振動を防止することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の第1の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図２】第1の実施形態の検出器モジュールに補正部を備えた構成を示すブロック図。
【図３】(a)図1の検出器モジュールの斜視図、(b)第1の実施形態の放射線検出器の斜視図。
【図４】本発明のCT装置用放射線検出器のフォトダイオード素子の出力のダイナミックレンジと、出力信号電流に含まれるノイズ成分電流との関係を示すグラフ。
【図５】(a)第1の実施形態の検出器モジュールのシンチレータ素子11に入射する直接X線を示す説明図、(b)比較例の検出器モジュールのシンチレータ素子11に入射する直接X線を示す説明図。
【図６】X線エネルギーに対するフォトダイオード素子14の出力の例を、Ws＜WrおよびWs＞Wrの場合についてそれぞれ示すグラフ。
【図７】シンチレータ素子11のエッジ部に入射するX線成分に起因する、フォトダイオード素子14の出力の変動を示すグラフ。
【図８】第1の実施形態のエネルギー特性補正の手順を示すフローチャート。
【図９】第1の実施形態の検出器モジュールにおいて、被検体寸法とフォトダイオード素子の出力信号との関係を示すグラフ。
【図１０】第2の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１１】図10の検出器モジュールを並べて配置した場合の一部断面図。
【図１２】第3の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１３】第4の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１４】第5の実施形態のX線CT装置のブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
【００１５】
(第1の実施形態)
本発明の放射線検出器は、図1のように、シンチレータ素子アレイ13と、フォトダイオード素子14と、コリメータ板16とを備えて構成される。
【００１６】
シンチレータ素子アレイ13は、放射線により蛍光を発する複数のシンチレータ素子11と、反射材12とを含み、シンチレータ素子11は一次元状または二次元状に配列されている。反射材12は、隣り合うシンチレータ素子11の間の領域に少なくとも配置され、シンチレータ素子11の内部で発せられる蛍光を反射する。
【００１７】
フォトダイオード素子14は、複数のシンチレータ素子11の、放射線の入射面とは逆側の面にそれぞれ配置されている。すなわち、フォトダイオード素子14は、シンチレータ素子アレイ13のピッチと同ピッチでアレイ状に配置されたフォトダイオード素子アレイ15を構成している。フォトダイオード素子14は、シンチレータ素子11の発した蛍光を検出する。
【００１８】
コリメータ板16は、シンチレータ素子アレイ13の放射線の入射面側の、隣り合うシンチレータ素子11の間の上方に配置されている。コリメータ板16は、被検体によって散乱された放射線を吸収し、散乱放射線がシンチレータ素子11に到達するのを防いでいる。
【００１９】
また、シンチレータ素子アレイ13の放射線の入射面には、隣り合うシンチレータ素子11の間の反射材12を遮蔽する遮蔽部17が配置されている。遮蔽部17の幅Wsは、反射材12の幅Wrより小さく、コリメータ板16の厚さWcより大きく設定されている。遮蔽部17は、放射線源の焦点から被検体を透過して直接放射線検出器に到達する放射線(以下、直接放射線と称する)が、反射材12を透過してフォトダイオード素子14に到達するのを防いでいる。また、遮蔽部17の幅Wsを反射材12の幅Wrより小さく、コリメータ板16の厚さWcより大きく設定することにより、シンチレータ素子11の辺縁部が、遮蔽部17によって覆われるのを防ぎ、放射線検出器の開口率が低下するのを防止している。
【００２０】
また、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面との間には接着層18が配置されている。接着層18によって、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面とは接着されている。これにより、放射線検出器をCT装置に用い、高速回転させた場合でも、コリメータ板16が振動するのを防止できるため、コリメータ16の位置の変動により放射線の検出誤差が生じるのを防ぐことができる。
【００２１】
また、本発明の放射線検出器は、図2のように、フォトダイオード素子14の出力を補正する補正部20をさらに備えることが望ましい。補正部20は、コリメータ板16の間を通過した放射線がシンチレータ素子11の辺縁部に入射し、蛍光に変換されることに起因して、複数のシンチレータ素子11ごとのフォトダイオード素子14の出力信号に生じるばらつきを補正する。例えば、補正部20は、ばらつきを補正するためにシンチレータ素子11ごとに予め定められた補正係数を用いて、シンチレータ素子11ごとのフォトダイオード素子14の出力信号を補正することができる。補正係数は、放射線のエネルギーごとに用意されていることが望ましい。
【００２２】
以下、本発明の第一の実施形態の放射線検出器の具体例について詳しく説明する。以下の実施形態では、放射線検出器は、X線CT装置の放射線検出器である場合について説明する。図1は、本発明の放射線検出器の検出器モジュール101の断面図を示している。
検出器モジュール101は、検出素子モジュール102と、散乱線除去コリメータ103とを備えて構成されている。
【００２３】
検出素子モジュール102は、シンチレータ素子アレイ13とフォトダイオード素子アレイ15とを含む。シンチレータ素子アレイ13は、複数のシンチレータ素子11を反射材12を挟んで二次元アレイ状に配列した構成である。シンチレータ素子11は、X線が入射すると蛍光を発する蛍光体によって形成されている。反射材12は、蛍光を反射する材料によって形成されている。反射材12は、図1の例では、隣り合うシンチレータ素子の間隙のみならず、シンチレータ素子11の上面(X線が入射する面)にも配置され、上方に向かって放出される蛍光を下方(フォトダイオード素子14側)に反射している。
【００２４】
シンチレータ素子アレイ13の配列と同様に、フォトダイオード素子14は二次元アレイ状に配列され、フォトダイオード素子アレイ15を構成している。フォトダイオード素子アレイ15は、透明接着剤によってシンチレータ素子アレイ13に接着固定されている。
【００２５】
散乱線除去コリメータ103は、図1のように、シンチレータ素子11の間隙の位置にそれぞれ設置された複数のコリメータ板16と、シンチレータ素子11の間隙の反射部12上に配置された遮蔽部17とを有する。複数のコリメータ板16は、図3(a)の斜視図のように、シンチレータ素子アレイ13の両脇に配置されたコリメータ支持部31によって支持されている。コリメータ支持部31は、基板115によって支持されている。コリメータ板16の向きは、主平面の延長線上にX線源の焦点が位置するように定められている。
【００２６】
コリメータ板16の下端は、遮蔽部17の上面に対して所定の間隙が生じるようにコリメータ支持部31によって位置決めされて支持されている。遮蔽部17を包むように配置された接着層18は、コリメータ板16の下端と遮蔽部17の上面を接着すると共に、遮蔽部17とシンチレータ素子アレイ13とを接着固定している。
【００２７】
遮蔽部17は、タングステンやモリブデンの粉末を混合した樹脂をシンチレータ素子アレイ13上に印刷することで形成しても良いし、前記樹脂を所定の形状に成型したものをシンチレータ素子アレイ13上に接着しても良い。またタングステンやモリブデンの金属シートを所定の寸法に加工したものをシンチレータ素子アレイ13の上に接着することにより遮蔽部17を形成しても良い。コリメータ板16は、例えばタングステンやモリブデンなどの重金属の板を用いる。
【００２８】
X線CT装置の放射線検出器は、図3(b)のように検出器モジュール101を複数個x方向に並べてポリゴン120によって支持した構造である。これにより、各検出器モジュール101は、X線管焦点を向くように円弧状に配列される。
【００２９】
次に、本発明の検出器モジュール101の動作について説明する。X線管の焦点(図1では不図示)から照射され、被検体(不図示)を透過した直接X線は、図1の上方よりz方向に沿って検出器モジュール101に入射し、コリメータ板16の間を通過してシンチレータ素子11で吸収される。このとき被検体によって散乱された散乱X線は、z方向に対してある角度を持って検出器モジュール101に入射するため、コリメータ板16で吸収されてシンチレータ素子11へは到達しない。シンチレータ素子11で吸収されたX線は可視光の蛍光に変換され、フォトダイオード素子14にて検出される。フォトダイオード素子14は、発光強度に応じたアナログ電気信号を発生する。
【００３０】
フォトダイオード素子14の発生したアナログ電気信号は、基板115の下面に配置された検出器回路316内のAD変換回路を経てディジタル信号に変換され、図2の補正部20によって補正される。補正後のディジタル信号は、CT画像を再構成するための画像処理に用いられる。
【００３１】
この時本実施形態においては、コリメータ板16の幅Wcより大きく、反射材12の幅Wrより小さい幅Wsの遮蔽部17を設置することによって、コリメータ板16を通過した直接X線が反射材12を透過してフォトダイオード素子アレイ15へ入射することを防いでいる。反射材12の幅Wrより遮蔽部の幅Wsを小さくしているのは、遮蔽部17がシンチレータ素子11の辺縁部を遮蔽しないためである。これにより、本来シンチレータ素子11で吸収されるべき直接X線の量を遮蔽部17が低減させることがなく、放射線検出器としての開口率が低下するのを防ぐことができる。さらに、遮蔽部17の幅Wsを反射材12の幅Wrよりも小さくしたことによって、各部品の寸法公差や、組立て公差によって遮蔽部17がシンチレータ素子11のエッジ(辺縁部)を覆う位置に配置されたり、覆わない位置に配置されたりする恐れを低減でき、画素間の特性バラツキを抑制できる。
【００３２】
ここで、遮蔽部17によるX線の遮蔽と、補正部20によるばらつき補正についてさらに説明する。
【００３３】
図4にCT装置用放射線検出器のフォトダイオード素子14の出力のダイナミックレンジと、出力信号電流に含まれるノイズ成分電流との関係を示すグラフ、ならびノイズの要因を示す。図4から明らかなように、出力信号電流が極微弱な領域は、回路ノイズが支配的であるが、ある程度以上の大きさの出力信号電流の領域は、量子ノイズが支配的であり、CT画像のノイズの大部分は、量子ノイズであることがわかる。そこで、本発明は、量子ノイズを低減すべく、遮蔽部17を設計している。
【００３４】
図5(a)に本実施形態の遮蔽部17の幅Wsを反射材12の幅Wrに対してWs＜Wrとした場合に、シンチレータ素子11に入射する直接X線を示す。図5(b)は、比較例としてWs＞Wrとした場合に、シンチレータ素子11に入射する直接X線を示す。図5(a)のように、Ws＜Wrとした場合には、B0からB2までの角度範囲の直接X線がシンチレータ素子11に入射する。特に、シンチレータ素子11に入射すべき直接X線の一部であるB1とB2の間の成分をシンチレータ素子11に入射させることができる。
【００３５】
これに対し、図5(b)の比較例のように、Ws＞Wrとした場合には、B1とB2の間の成分が、遮蔽部17によって遮蔽され、シンチレータ素子11に入射させることができない。
【００３６】
図6は、入射したX線エネルギーに対するフォトダイオード素子14の出力の例を、Ws＜WrおよびWs＞Wrの場合についてそれぞれ示すグラフである。これらの例では、光クロストーク量を一定とするために、Wrを一定とした。
【００３７】
図6のグラフから明らかなように、比較例のWs＞Wrの場合には、シンチレータ素子11に入射すべき好ましい直接X線の一部が遮蔽されるため、フォトダイオード素子14の出力低下が見られる。この出力低下は、X線検出器の開口率低下を意味しており、量子ノイズ増加にともなうSN比低下をもたらす。その結果、再構成されるCT画像の画質の低下につながる。これに対し、本発明のWs＜Wrとした場合には、開口率が増加するため、フォトダイオード素子14の出力も増加して、量子ノイズが減少し、SN比が高い良好なCT画像を得ることが出来る。
【００３８】
但し、図6から明らかなように、上述したフォトダイオード素子14の出力変化は、X線エネルギー依存特性が直線的にならず、非線形性を示している。これは、本発明においてWs＜Wrとすることによって遮蔽されなかった直接X線(B1とB2の間の成分)が、シンチレータ素子11の辺縁部(エッジ部)に入射する成分であるためである。そこで、フォトダイオード素子14の出力の非線形性と、シンチレータ素子11の辺縁部(エッジ部)の形状との関係をさらに詳しく調べ、図7のグラフを得た。
【００３９】
図7は、シンチレータ素子11のエッジ部に入射するX線成分に起因する、フォトダイオード素子14の出力の変動を示すグラフである。図7は、シンチレータ素子11の辺縁部(エッジ部)までX線を照射したときの出力と、シンチレータ素子11の辺縁部(エッジ部)にX線が照射されないときの出力との比を示している。すなわち、加工精度ばらつきなどによりエッジ部が、最も小さくなったときのフォトダイオード素子14の出力変動を、各X線エネルギーに対して示している。シンチレータ素子11のエッジ部形状が変動すると、当該エッジ部にて吸収されるX線の吸収線量が変動するが、その吸収線量が変動する割合はX線エネルギーによって一定とはならない。その結果として、図7のように各X線エネルギーに対する出力変動の割合も一定とはならないことがわかる。また、検出素子モジュール中央のシンチレータ素子と比較すると、モジュール端部の素子は、エッジ部に入射するX線の割合が増加するため、特性変動の影響が顕著になる。
【００４０】
このX線エネルギーに対する非線形な出力変動は、フォトダイオード素子14毎にばらつき、CT画像にアーティファクトとして現れることがある。例えば被検体を透過した透過X線のエネルギーが、被検体の大きさによって変化するビームハードニングと呼ばれる現象などにより表面化する。すなわち、透過X線の平均エネルギーは、被検体が大きいほど高エネルギー側へシフトする。このため、被検体のX線吸収係数を正確に計測するためには、各検出素子に生じる出力変動を個々のフォトダイオード素子14ごとに補正する必要がある。この出力変動補正は、図6および図7に示したように非線形な変動を補正する必要があるため、開口率の変動等のような従来の線形性の感度補正では補正できない。
【００４１】
そこで、本実施形態では、検出器回路316内に配置した補正部20によって、フォトダイオード素子14ごとに出力信号の非線形な変動を補正する。具体的には、被検体を透過することによるエネルギーシフト量を加味した出力補正を、フォトダイオード素子14の出力に施す。
【００４２】
補正の手順を図8を用いてさらに具体的に説明する。図8は、エネルギー特性補正の手順を示すフローチャートである。まず、製品出荷時又は定期点検時に、種々の大きさの被検体を模擬した複数個のファントムを用い、これらにX線を照射して放射線検出器で検出することにより、複数のフォトダイオード素子14の出力信号をそれぞれ計測する(ステップ801、802)。これにより、図9のように、被検体寸法と出力信号との関係を、フォトダイオード素子14ごとに求める。求めた被検体寸法と出力信号との関係から、被検体を透過することによるエネルギーシフト量を加味した出力補正のための補正係数を補正式に基づいて算出する。この補正係数は、放射線のエネルギーごとに求め、フォトダイオード素子14の出力と補正係数の関係を表す補正係数テーブルを作成する(ステップ803)。この補正係数テーブルは、フォトダイオード素子14ごとに作成し、補正部20内の補正係数テーブル格納部21に格納する。
【００４３】
実際の被検体のCT画像の撮影時には、被検体にX線を照射して放射線検出器で検出することにより、複数のフォトダイオード素子14の出力信号をそれぞれ計測する(ステップ804)。計測されたフォトダイオード素子14の出力信号は、補正部20に受け渡され、補正部20は、受け取った出力信号に対応する補正係数を補正係数テーブル格納部21内のテーブルから読み出し、出力信号に掛け合わせることにより補正する(ステップ805)。補正後の出力信号は、CT装置の画像処理部に出力され、CT画像の作成に用いられる(ステップ806)。
【００４４】
フォトダイオード素子14のエネルギー特性に影響を与える要因は、本実施形態で説明したシンチレータ素子エッジ部にX線が入射することによる非線形な変動の他に、シンチレータ素子11の均質性、検出器モジュール101の取付け角度などがある。上述のステップ801、802のようにX線を照射してフォトダイオード素子14の出力信号をそれぞれ計測して補正係数を求めることにより、上記以外の要因による影響を含めて補正係数を求めることができる。よって、好ましいCT画像を取得することが可能となる。
【００４５】
また、本実施形態の放射線検出器は、コリメータ板16と遮蔽部17を共に接着層18によってシンチレータ素子アレイ13に接着固定する構造であるため、X線CT装置の回転に伴ってコリメータ板16が振動することを防止することが出来る。よって、コリメータ板16の位置変動に起因するフォトダイオード素子14の出力誤差を防止することができる。
【００４６】
また、本実施形態においては、コリメータ板16は、従来技術と同様にタングステンやモリブデンなどの重金属を用いた単純な板形状にすることができるため、非常に簡便かつ安価に製造することができるというメリットもある。
【００４７】
(第2の実施形態)
図10は、本発明の第2の実施形態の検出器モジュール101を示している。第2の実施形態の検出器モジュールは、図1の検出器モジュールと同様の構造であるが、モジュール端部のコリメータ板16-rを備えていない点が、第1の実施形態とは異なっている。
【００４８】
具体的には、シンチレータ素子アレイの両端面には、第1の実施形態と同様に反射材12が配置されているが、両端面の反射材12の一方には、コリメータ板16-rが配置されておらず、遮蔽部17のみが備えられている。このように片側端部のコリメータ板を備えていない構造にすることにより、図3(b)のように検出器モジュール101を円弧状に配列してX線CT装置の放射線検出器を構成した場合に、図11のようにコリメータ板16-rが隣接する検出器モジュールのコリメータ板16-lと物理的に干渉しない。
【００４９】
図3(b)に示したように、X線CT装置の放射線検出器として検出器モジュールを配列する場合には、各々の検出器モジュールが、X線管焦点を向くように、所定の角度を持って配列されている。コリメータ板16は全て、主平面の延長線上にX線管焦点が位置するように、コリメータ板16の角度を少しずつ変えて設置されている。その結果、第2の実施形態では削除されたコリメータ板16-rは、図11のように隣接する検出器モジュールのコリメータ板16-lとほぼ同じ角度を持ってX線管焦点の方向を向いていることになる。すなわち、隣接する検出器モジュールのコリメータ板16-lだけで、コリメータ板16-rの役割も兼ねることが可能である。
【００５０】
上述したように、第2の実施形態のように片側の端部のコリメータ板16-rを備えない構成であっても、第1の実施形態と同様に、直接X線の遮蔽効果を維持しながら、散乱線除去コリメータの機能を損なわない。しかも、第2の実施形態の構造によれば、隣接する検出器モジュールとの干渉を回避することができる。
【００５１】
(第3の実施形態)
図12は、本発明の第3の実施形態の検出器モジュールを示している。本実施形態は、第1の実施形態の図1の検出器モジュールと同様の構造であるが、モジュール端部の遮蔽部17-lおよび17-rを備えていない点が、第1の実施形態とは異なっている。両端の遮蔽部17-1および17-rを備えないことにより、シンチレータ素子アレイ13端部の反射材12の幅Wr-eを、シンチレータ素子アレイ13内部の反射材12の幅Wrよりも小さくすることができる。これにより、検出器モジュールを円弧状に配列して放射線検出器を構成する際に、隣接するモジュール同士が干渉することを防ぐことができる。
【００５２】
なお、本実施形態は、端部のみ遮蔽部17を備えていないが、端部以外のシンチレータ素子11の間には遮蔽部17が備えられているため、検出器モジュール全体としては、第1の実施形態とほぼ同様の効果が得られる。また、端部の遮蔽部17が備えられていないため、遮蔽部の組立てを容易にすることが出来る。
【００５３】
(第4の実施形態)
図13は、本発明の第4の実施形態の検出器モジュール101を示している。本実施形態は、第1の実施形態の図1の検出器モジュールと同様の構造であるが、検出器モジュールの片側端部のコリメータ板16-rを備えず、かつ、両端の遮蔽部17-l並びに17-rを備えていない。両端の反射材12の幅Wr-eは、シンチレータ素子アレイ13内部の反射材12の幅Wrよりも小さい。
【００５４】
本実施形態の構造は、第2および第3の実施形態と同様の作用および効果が得られる。
【００５５】
(第5の実施形態)
次に、本発明の放射線検出器を備えたX線CT装置を、図14を用いて説明する。
【００５６】
図14は、本発明のX線CT装置の概略を示すブロック図である。この装置はスキャンガントリ部310と画像再構成部320とを備えている。スキャンガントリ部310には、被検体が搬入される開口部314を備えた回転円盤311と、この回転円盤311に搭載された放射線源であるX線管312と、X線管312に取り付けられ、X線束の放射方向を制御するコリメータ313と、X線管312と対向して回転円盤311に搭載されたX線検出器315と、X線検出器315で検出されたX線を所定の信号に変換等する検出器回路316と、回転円盤311の回転及びX線束の幅を制御するスキャン制御回路317とが備えられている。X線検出器315には、第1〜第4の実施形態の放射線検出器のいずれかを用いる。
【００５７】
画像再構成部320は、被検体氏名、検査日時、検査条件などを入力する入力装置321、検出器回路316から送出される計測データS1を演算処理してCT画像再構成を行う画像演算回路322、画像演算回路322で作成されたCT画像に、入力装置321から入力された被検体氏名、検査日時、検査条件などの情報を付加する画像情報付加部323と、画像情報を付加されたCT画像信号S2の表示ゲインを調整してディスプレイモニタ330へ出力するディスプレイ回路324とを備えている。
【００５８】
このX線CT装置では、スキャンガントリ部310の開口部314に、設置された寝台(図示せず)に被検体を寝かせた状態で、X線管312からX線が照射される。このX線は、コリメータ313により指向性を得、X線検出器315により検出されるが、この際、回転円盤311を被検体の周りに回転させることにより、X線を照射する方向を変えながら、被検体を透過したX線を検出する。この計測データをもとに画像再構成部320で作成された断層像は、ディスプレイモニタ330に表示される。
【００５９】
補正部20は、X線検出回路316内に配置する構成の他、画像演算回路322に配置することも可能である。
【００６０】
本発明の放射線検出器は、コリメータ板を通過した直接X線がフォトダイオード素子アレイへ入射することによる雑音成分の発生を防いで高いSN比を有すると共に、高速回転による特性劣化を防いだ放射線検出器を備えたX線CT装置を安価に提供することができる。
【００６１】
なお、上述してきた第1〜第5の実施形態は、本発明の構造を限定するためのものではなく、具体的な実施の形態を示す例であり、同一の効果を有する他の形態であっても本発明を実現することは可能である。
【符号の説明】
【００６２】
11  シンチレータ素子、12  反射材、13  シンチレータ素子アレイ、14  フォトダイオード素子、15  フォトダイオード素子アレイ、16  コリメータ板、17  遮蔽部、18  接着層、101  検出器モジュール、102  検出素子モジュール、103  散乱線除去コリメータ、310  スキャンガントリ部、311  回転円盤、312  X線管、313  コリメータ、314  開口部、315  X線検出器、316  検出器回路、317  スキャン制御回路、320  画像再構成部、321  入力装置、322  画像演算回路、323  画像情報付加部、324  ディスプレイ回路、330  ディスプレイモニタ、S1  計測データ、S2  CT画像信号
【図１】
2015098631.tif 000003
【図２】
2015098631.tif 000004
【図３】
2015098631.tif 000005
【図４】
2015098631.tif 000006
【図５】
2015098631.tif 000007
【図６】
2015098631.tif 000008
【図７】
2015098631.tif 000009
【図８】
2015098631.tif 000010
【図９】
2015098631.tif 000011
【図１０】
2015098631.tif 000012
【図１１】
2015098631.tif 000013
【図１２】
2015098631.tif 000014
【図１３】
2015098631.tif 000015
【図１４】
2015098631.tif 000016
【手続補正書】
【提出日】平成28年11月30日(2016.11.30)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００１】
本発明は、X線、γ線などを検出する放射線検出器、特に、放射線検出器を用いたX線CT装置等の医用画像診断装置に関する。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００８】
特許文献1および2に開示されている構造は、シンチレータ素子間の反射材の上面およびシンチレータ素子の辺縁の上面を、反射材よりも幅の大きな遮蔽用部材で覆うため、反射材に直接入射するX線を低減できるだけでなく、シンチレータ素子を透過してシンチレータ素子の側面から反射材に入射するX線も低減することができる。しかしながら、シンチレータ素子の辺縁が遮蔽用部材で覆われるため、シンチレータ素子の開口率を実質的に減少させ、シンチレータ素子に入射するX線の量を減少させる問題を招いている。また、特許文献1および2に開示されている技術では、コリメータ板と遮蔽用部材とが分離しており、近年の0.3秒/回転前後という高速回転のX線CT装置に用いた場合、コリメータ板が振動してしまう可能性がある。また、特許文献1には、コリメータ板を遮蔽用部材に連結してもよいと記載されているが、具体的な構造の開示はなく、微小な遮蔽用部材をコリメータ板にどのように連結するかについては開示されていない。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１３】
【図１】本発明の第1の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図２】第1の実施形態の検出器モジュールに補正部を備えた構成を示すブロック図。
【図３】(a)図1の検出器モジュールの斜視図、(b)第1の実施形態の放射線検出器の斜視図。
【図４】本発明のX線CT装置用放射線検出器のフォトダイオード素子の出力のダイナミックレンジと、出力信号電流に含まれるノイズ成分電流との関係を示すグラフ。
【図５】(a)第1の実施形態の検出器モジュールのシンチレータ素子11に入射する直接X線を示す説明図、(b)比較例の検出器モジュールのシンチレータ素子11に入射する直接X線を示す説明図。
【図６】X線エネルギーに対するフォトダイオード素子14の出力の例を、Ws＜WrおよびWs＞Wrの場合についてそれぞれ示すグラフ。
【図７】シンチレータ素子11のエッジ部に入射するX線成分に起因する、フォトダイオード素子14の出力の変動を示すグラフ。
【図８】第1の実施形態のエネルギー特性補正の手順を示すフローチャート。
【図９】第1の実施形態の検出器モジュールにおいて、被検体寸法とフォトダイオード素子の出力信号との関係を示すグラフ。
【図１０】第2の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１１】図10の検出器モジュールを並べて配置した場合の一部断面図。
【図１２】第3の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１３】第4の実施形態の検出器モジュールの断面図。
【図１４】第5の実施形態のX線CT装置のブロック図。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２０】
また、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面との間には接着層18が配置されている。接着層18によって、遮蔽部17の上面とコリメータ板16の端面とは接着されている。これにより、放射線検出器をX線CT装置に用い、高速回転させた場合でも、コリメータ板16が振動するのを防止できるため、コリメータ16の位置の変動により放射線の検出誤差が生じるのを防ぐことができる。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００３３】
図4にX線CT装置用放射線検出器のフォトダイオード素子14の出力のダイナミックレンジと、出力信号電流に含まれるノイズ成分電流との関係を示すグラフ、ならびノイズの要因を示す。図4から明らかなように、出力信号電流が極微弱な領域は、回路ノイズが支配的であるが、ある程度以上の大きさの出力信号電流の領域は、量子ノイズが支配的であり、CT画像のノイズの大部分は、量子ノイズであることがわかる。そこで、本発明は、量子ノイズを低減すべく、遮蔽部17を設計している。
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００４３】
実際の被検体のX線CT画像の撮影時には、被検体にX線を照射して放射線検出器で検出することにより、複数のフォトダイオード素子14の出力信号をそれぞれ計測する(ステップ804)。計測されたフォトダイオード素子14の出力信号は、補正部20に受け渡され、補正部20は、受け取った出力信号に対応する補正係数を補正係数テーブル格納部21内の補正係数テーブルから読み出し、出力信号に掛け合わせることにより補正する(ステップ805)。補正後の出力信号は、X線CT装置の画像処理部に出力され、CT画像の作成に用いられる(ステップ806)。
【手続補正７】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図４】
2015098631.tif 000017
【国際調査報告】
2015098631.tif 000018
2015098631.tif 000019
2015098631.tif 000020
2015098631.tif 000021