(57)【要約】【課題】アーチファクトの少ないＣＴ画像を得るため、ブロック内での発光特性ばらつきが小さい放射線検出器素子アレイを提供する。【解決手段】複数の蛍光体素子をフォトダイオードアレイ基板上に一次元或いは二次元方向に配列した放射線検出器において、蛍光体素子（シンチレータ素子）とその両側に配置される反射層とで規定される蛍光体素子の向きが放射線の入射方向と実質的に同じになるように、蛍光体素子と反射層との接触面と、基板面とがなす角度を、基板中央部から端部に向かって異ならせる。これにより放射状に入射される放射線に対し、検出器ブロック内での発光特性のばらつきを抑制し、高精度の放射線検出器を提供することができる。また、このような放射線検出器を備えることにより、アーチファクトの少ないＸ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置を提供することができる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
基板と、前記基板上に配列した複数の蛍光体素子と、隣接する蛍光体素子間に配置され、隣接する蛍光体素子間のクロストークを防止する反射層と、前記基板の、蛍光体素子に対応する位置に設けられた複数の光電変換素子とを備えた放射線検出器において、
前記蛍光体素子と反射層との接触面と、基板面とのなす角度が、蛍光体素子の配列方向に沿って基板中央部から端部に向かって変化す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、放射線源から蛍光体素子上面までの距離をＬｄ、蛍光体素子の配列ピッチをＬｐ、θ＝ｔａｎ−１（Ｌｐ／Ｌｄ）としたとき、蛍光体素子の配列数が偶数のときには、反射層とその基板端部側に位置する蛍光体素子との接触面と基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を基板中央から順にそれぞれθＲｎ（ｎ＝０，１，２・・・）とするとθＲｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度（０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…）であり、蛍光体素子の配列数が奇数のときには、蛍光体素子とその基板端部側に位置する反射層との接触面と基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を基板中央から順にそれぞれθＳｎ（ｎ＝０，１，２・・・）とするとθＳｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度（０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…）であることを特徴とする放射線検出器。
【請求項３】
請求項１または２に記載の放射線検出器において、前記蛍光体素子は、それぞれ配列方向の幅が深さ方向について一定であることを特徴とする放射線検出器。
【請求項４】
請求項１または２に記載の放射線検出器において、前記反射層は、それぞれ配列方向の幅が深さ方向について一定であることを特徴とする放射線検出器。
【請求項５】
放射線源と、この放射線源に対向して配置された放射線検出器と、これら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板と、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手段とを備えた医用画像診断装置において、前記放射線検出器として請求項１から４いずれか１項に記載の放射線検出器を用いたことを特徴とする医用画像診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線、γ線などを検出する放射線検出器、特にＸ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置に好適な放射線検出器に関する。また本発明は前記放射線検出器を用いた医用画像診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置に用いる放射線検出器として、蛍光体素子とフォトダイオードを組み合わせた固体検出器が広く用いられている。固体検出器の構造は、Ｘ線を吸収して可視光を発光するシンチレータと、その発光を電気信号に変換するフォトダイオードとを組み合わせた構造が一般的であり、これらの検出器素子が一次元あるいは二次元に並んだ素子アレイが用いられている。このような検出器素子アレイにおいては、隣接するチャンネル間のクロストークを防止するため、シンチレータをチャンネル分離する必要があり、通常隣接するシンチレータ素子間に反射層が形成されている。これらシンチレータ素子と反射層の形状は、一次元アレイ検出器の場合、例えばチャンネル分離されたシンチレータ素子が幅０．９ｍｍ×長さ３０ｍｍ×高さ１．８ｍｍの直方体形状を有しており、各素子間に設けられる反射層は例えば幅０．１ｍｍ×長さ３０ｍｍ×高さ１．８ｍｍの直方体形状を有している。このようなシンチレータ素子と反射層を交互に配置したものをフォトダイオードアレイ基板の平面上に接着し、検出器素子アレイブロックを構成している。個々の検出器素子の構造については、例えば特許文献１に記載されている。
【特許文献１】特開平５−２５６９４９号公報
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置においては、このような検出器素子アレイブロックを、Ｘ線管焦点を中心とした円弧上に複数個並べて、例えば合計９６０チャンネルの検出器素子アレイを構成している。この際、被検体によって散乱された散乱Ｘ線が検出器素子に入射することを防止するために、固体検出器に散乱線除去コリメータを設けている。散乱線除去コリメータは、各検出器素子の間隙を覆うように、検出器素子アレイと精度良く位置合わせされて、円弧状に複数配列している。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
このように従来のＸ線ＣＴ装置では、散乱線除去コリメータは円弧上に配列されているのに対し、検出器素子アレイは、フォトダイオードアレイ基板が平面であるため、多角形状の擬似円弧上に配列されている。従来の検出器素子アレイを図８に、このような検出器素子アレイと散乱線除去コリメータの関係を図９に示す。図８中、実線矢印は焦点の方向を示し、点線矢印は基板の法線方向を示している。
【０００５】
図からも明らかなように、一個の検出器素子アレイブロック９０内に注目すると、ブロック中心部のシンチレータ素子９１はＸ線管焦点の方向を向いているが、ブロック端部のシンチレータ素子９２は、Ｘ線管焦点の方向を向いていないことになる。このため素子アレイブロックの端部へ行くに従い、シンチレータ素子９２と散乱線除去コリメータ９３とのずれを生じ、Ｘ線管焦点からの見かけの照射領域が広くなる。このため、Ｘ線照射時の発光量が増加し、出力が変化する。またブロック中心部のシンチレータ素子と端部のシンチレータ素子とでは素子内を通過するＸ線の通路も異なってくるため、Ｘ線エネルギー特性も変化する。これらのことから素子アレイブロック内の発光特性にばらつきが生じ、ＣＴ画像にアーチファクトが生じやすくなる。
【０００６】
一般に素子アレイブロック内の感度のばらつきは、画像処理の際にソフトウェア処理により補正することが容易であるが、Ｘ線エネルギー特性のばらつきはＸ線管の管電圧を変えたときの出力比がばらつくという現象でありソフトウェア処理による補正が困難である。
【０００７】
このような状況は、二次元検出器素子アレイを有する放射線検出器においても同様である。例えば、Ｘ線管及び放射線検出器を搭載した回転板の回転方向と直交する方向、即ち回転軸方向に配列された素子アレイは、Ｘ線管と対向する位置（中心部）から離れるに従い、Ｘ線管焦点の方向からずれた方向を向いて配列されており、体軸方向についてＸ線エネルギー依存特性のばらつきに起因するアーチファクトが生じやすくなる。
【０００８】
これらの課題の解決策として、散乱線除去コリメータを厚くするという手段も考えられるが、その場合には、固体検出器に入射するＸ線の線量が低下し、Ｓ／Ｎ低下を招くという問題点がある。
そこで本発明の目的は、素子の配列方向における出力のばらつきを抑制した放射線検出器を提供することである。また、このような放射線検出器を備えることにより、出力のばらつきに起因するアーチファクトを軽減し、高画質が得られるＸ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明の放射線検出器は、基板上に配列した複数の蛍光体素子を、蛍光体素子とその両側に配置される反射層とで決まる蛍光体素子の向きが放射線源（焦点）に向かうように配置したものである。
【００１０】
即ち、本発明の放射線検出器は、基板と、前記基板上に配列した複数の蛍光体素子と、隣接する蛍光体素子間に配置され、隣接する蛍光体素子間のクロストークを防止する反射層と、前記基板の、蛍光体素子に対応する位置に設けられた複数の光電変換素子とを備えた放射線検出器において、
前記蛍光体素子と反射層との接触面と、基板中央部における基板面とのなす角度が、蛍光体素子の配列方向に沿って基板中央部から端部に向かって変化することを特徴とするものである。
【００１１】
この放射線検出器によれば、平面状に配列されたすべての蛍光体素子について、蛍光体素子とその両側の反射層とで規定される蛍光体素子の向きを実質的に放射線の入射方向と同じにすることができるので、放射状に入射される放射線の見かけの照射領域および素子内の通路を均一にすることができ、配列方向についての素子の出力のばらつきをなくすことができる。
【００１２】
蛍光体素子と反射層との接触面と、基板中央部における基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）は、例えば、基板中央部或いは中央部に最も近い場所に位置する蛍光体素子と反射層との接触面について９０°とし、端部に向かうに従い、蛍光体の配列ピッチごとに９０°から−θ（θ＝ｔａｎ−１（Ｌｄ／Ｌｐ）、Ｌｄは放射線源から蛍光体素子上面までの距離、Ｌｐは蛍光体素子の配列ピッチ）ずつ変化するようにする。放射線検出器の加工精度等を考慮し、±０．２°の誤差は許容することができる。
【００１３】
即ち、配列方向の蛍光体素子数が偶数のときには、反射層とその基板端部側に位置する蛍光体素子との接触面と、基板中央部における基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を、基板中央から順にそれぞれθＲｎ（ｎ＝０，１，２…）としたとき、θＲｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度（０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…）とする。また蛍光体素子数が奇数のときには、基蛍光体素子とその基板端部側に位置する反射層との接触面と、基板中央部における基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を、基板中央から順にそれぞれθＳｎ（ｎ＝０，１，２…）としたとき、θＳｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度（０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…）とする。
【００１４】
本発明の放射線検出器において、蛍光体素子の向きを配列方向に変化させたことにより、深さ方向に沿って幅が変化することとなる。この幅の変化は蛍光体素子および反射層の両方またはいずれか一方に持たせることができる。尚、本明細書において、蛍光体素子及び反射層の幅とは、配列方向の幅を意味し、放射線入射面から基板面までの距離を高さ或いは深さという。
【００１５】
本発明の医用画像診断装置は、放射線源と、被写体を挟んで、放射線源に対向して配置された放射線検出器とを備え、放射線検出器として、上述の放射線検出器を備えたものである。特に好適な本発明の医用画像診断装置は、放射線源と、この放射線源に対向して配置された放射線検出器と、これら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板と、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手段とを備え、放射線検出器として本発明の放射線検出器を用いものである。
【００１６】
この医用画像診断装置では、放射線検出器として配列方向における出力のばらつきが抑制されたものを採用しているので、出力のばらつきに起因するアーチファクト、特にソフトウェアによる補正が困難な放射線エネルギー依存性のばらつきに起因するアーチファクトを効果的に抑制することができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を、図面を用いて説明する。
【００１８】
まず、本発明の放射線検出器の一実施形態として、複数のシンチレータ（蛍光体素子）とフォトダイオード（光電変換素子）を組み合わせて一次元方向に配列した放射線検出器について説明する。この放射線検出器１０は、図１に示すように、平板状の基板１１の上に、複数のシンチレータ素子１２と反射層１３とを交互に積層したシンチレータブロックを、積層方向が基板面と平行となるように配置したものであり、基板１１の各シンチレータ素子に対応する部分には、シンチレータ素子１２の配列と同配列でフォトダイオード１４が形成されている。これによって反射層２３で囲まれ、チャンネル分離されたシンチレータ素子とその下のフォトダイオードとで一つの検出素子を構成している。
【００１９】
シンチレータ素子および反射層の大きさやシンチレータ素子の配列数は放射線検出器の用途により異なり、特に限定されないが、例えば、Ｘ線ＣＴ用の検出器アレイの場合、幅２０〜４０ｍｍ程度の基板上に約１ｍｍの配列ピッチでシンチレータ素子１２が設けられる。反射層１３の配列方向の幅は、通常配列ピッチ１／１０〜２／１０程度である。
【００２０】
本発明の放射線検出器では、シンチレータ素子の配列ピッチを一定に保ちながら、シンチレータ素子１２と反射層１３との接触面と基板表面とのなす角度が徐々に変化するように構成する。角度の変化は、シンチレータ素子１２と反射層１３との接触面の法線の方向が、そのシンチレータ素子１２と放射線源（Ｘ線であれば、その焦点）とを結ぶ線とほぼ直角になるようにする。
【００２１】
基板上に設けられるシンチレータ素子の配列数が偶数の場合には、図２（ａ）に示すように、基板１１の中心部には反射層１３の中心が位置することになる。この場合には、例えば、この反射層１３と接する両側のシンチレータ素子１２１、１２１との接触面が基板平面となす角度θＲ０を９０°とし、これらシンチレータ素子１２１、１２１の両側にある反射層についてはそれより端部側にあるシンチレータ素子との接触面が基板面となす角度θＲ１（基板中央部側の角度）が９０°以下となるようにする。以後、端部に近づくに従い、接触面と基板面とのなす角度が小さくなるようにする。
【００２２】
また基板上に設けられるシンチレータ素子の配列数が奇数の場合には、図２（ｂ）に示すように、基板１１の中心部にはシンチレータ素子１２０の中心が位置することになる。この場合には、例えば、このシンチレータ素子１２０と接する両側の反射層１３１、１３１との接触面が基板平面となす角度θＳ０を９０°とし、それより端部側にあるシンチレータ素子１２１、１２１とさらに端部側にある反射層１３１、１３１との接触面が基板面となす角度θＳ１（基板中央部側の角度）が９０°以下となるようにする。以後、端部に近づくに従い、接触面と基板面とのなす角度が小さくなるようにする。
【００２３】
角度の変化の仕方は、上述したように、シンチレータ素子の向きが放射線源の方向と一致するようにする。このことを一般的に記述すると、配列方向の蛍光体素子数が偶数の場合には、反射層１３とその基板端部側に位置するシンチレータ素子１２との接触面と基板中央部における基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を、基板中央から順にそれぞれθＲｎ（ｎ＝０，１，２…）としたとき、
θＲｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度
（ここで、０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…、θ＝ｔａｎ−１（Ｌｐ／Ｌｄ）、Ｌｄは放射線源からシンチレータ素子上面までの距離、Ｌｐはシンチレータ素子の配列ピッチである。以下、同じ）となる。またシンチレータ素子数が奇数の場合には、シンチレータ素子１２とその基板端部側に位置する反射層１３との接触面と、基板中央部における基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）を、基板中央から順にそれぞれθＳｎ（ｎ＝０，１，２…）としたとき、
θＳｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度
となる。
【００２４】
θ（＝ｔａｎ−１（Ｌｐ／Ｌｄ））は、シンチレータ素子の１ピッチ当たりの仰角に相当するので、このように１ピッチ毎に仰角分シンチレータ素子の向きを傾斜させることにより、シンチレータ素子は常に放射線源に向くことになり、隣接するシンチレータ素子に入射する放射線が入ることを防止することができ、発光量のばらつきを抑制することができる。
【００２５】
尚、式中「ａ」は、本発明の効果を得るために許容できる傾斜角度を規定するものであり、また±０．２度は製造上の寸法誤差を考慮した許容誤差である。即ち、本発明者らの検討したところによると、各要素の傾斜角度が、±０．２度の精度で素子アレイブロックを作製すれば、本発明の効果が得られるが、それ以上のばらつきがあると、本発明の効果は低減してしまう。また、各要素の傾斜角度が、０＜θｎ≦ｎ・θの範囲では本発明の効果が得られるが、それ以上傾斜すると、発光特性が悪化してしまう。従って、各要素の接触面（境界面）と基板面とのなす角度は、θｎ＝９０−ａ（ｎ・θ）±０．２度（０＜ａ≦１、ｎ＝０，１，２…）とする。
【００２６】
本発明による効果をさらに具体的に説明する。例えば、図３に示すように、Ｘ線管３１の焦点からＬｄ＝１０３７ｍｍの距離に、半径１０３７ｍｍの円弧上に、シンチレータ素子の配列ピッチ（シンチレータ素子と反射層の対の幅）Ｌｐが１ｍｍの２４チャンネル検出器素子アレイブロック３２が配置されているとする。ここで検出器素子アレイブロック３２が図８に示すような、長方形の断面形状を有するシンチレータ素子８１および反射層８２を備えた従来の検出器素子アレイブロック８０の場合には、基板中央の反射層は、基板法線方向と平行に構成されているため、Ｘ線管焦点の方向を向いているが、基板中央以外の反射層は、基板中心から離れるに従い、θ（＝ｔａｎ−１（Ｌｐ／Ｌｄ））＝約０．０５５度ずつＸ線管焦点の方向からずれていき、ブロック端部の反射層は、Ｘ線焦点の方向から約０．６６度（＝１２×θ）ずれていることになる。すなわち、基板中央の反射層の側面（基板面と交わる面）の法線と、Ｘ線管焦点の方向とのなす角度は９０度であり、基板中央からｎ個目の反射層側面の法線とＸ線管焦点の方向とのなす角度（鈍角の場合はその補角）は、θＲｎ＝９０−ｎ・θとなり、ブロック端部では、９０−０．６６＝約８９．３４度となる。当然ながらシンチレータ素子も、同様にＸ線管焦点の方向からずれることになる。このことは、シンチレータ素子が奇数個並んでいる場合についても同様であり、ブロック中央のシンチレータ素子はＸ線管焦点の方向を向いているが、基板中心から離れるに従い約０．０５５度ずつＸ線管焦点の方向からずれていく。従って、シンチレータ素子側面の法線とＸ線管焦点の方向とのなす角度は、基板中央から順にθＳｎ＝９０−ｎ・θ（ｎ＝０，１，２…）となる。
【００２７】
これに対して、図１に示す検出器素子アレイブロックの場合には、本発明においては、反射層側面と基板面とのなす角度（基板中央部側の角度）θＲｎ（ｎ＝０，１，２…）がθＲｎ＝９０−ｎ・θ（ｎ＝０，１，２…）となるようにシンチレータ素子１２及び反射層１３を配列してあるので、素子アレイブロックを多角形状の擬似円弧上に配列した場合においても、全ての素子をＸ線管焦点の方向に向けて配列することができる。
【００２８】
尚、図１及び図２では、反射層の幅が深さ方向について一定である場合を示したが、図４に示すように、シンチレータ素子の幅を深さ方向について一定にしてもよい。また図では一次元方向の配列しか示していないが、二次元素子アレイの場合には、それぞれ配列方向について同様の構造を有するものとすることができる。
【００２９】
次にこのような構成の放射線検出器の製造方法について説明する。
一般にチャンネル分離されたシンチレータ素子ブロックを製造する方法として、１）複数の板状シンチレータ素材を反射材を介して所定間隔に積層してブロックとした後、その積層ブロックを所定の厚さに切断し、フォトダイオードアレイが形成された基板上に接着する方法、２）板状シンチレータ素材をフォトダイオードアレイ基板上に接着した後、板状シンチレータ素材に所定ピッチで切り込み溝を形成し、この溝内に反射層を構成する材料を入れる方法があり、さらに本出願人が提案した方法（特願２００２−１６２５８７）として、３）板状シンチレータ素材に所定ピッチで切り込み溝を形成し、この溝内に反射層を構成する材料を特定の方法で充填した後、所定の厚さに切断し、これをフォトダイオードアレイが形成された基板上に接着する方法がある。本発明の放射線検出器は、上記製造方法のいずれも採用できるが、特に製造のしやすさ、得られる素子の性能の点で３）の方法が好適である。
【００３０】
図５に２次元方向に配列したシンチレータの製造方法の一例を示す。この方法では、まず直方体状のシンチレータ素材５０に、底部を切離れないように残して、所定ピッチ、所定幅、所定深さの切り込み溝５１を形成する。シンチレータ素材としては、希土類蛍光体など、放射線から光への変換効率の高い蛍光体、例えばＰＣＴ／ＪＰ９８／０５８０６や特願平１１−１７６６１９号に記載の、Ｃｅを発光元素とし、少なくともＧｄ、Ａｌ、Ｇａ、Ｏを含んだガーネット構造の母体結晶からなる希土類酸化物シンチレータなどを用いることができる。次に切り込み溝５１に反射層を形成する材料５２を充填するのであるが、この材料５２が硬化収縮しない材料の場合には、切り込み溝５１は、シンチレータ素材面に対し予め定められた角度を持つように形成される。この角度は、検出器素子アレイとしたときに、反射層とシンチレータ素子との接触面と基板面とのなす角が基板中央部から端部にいくに従い傾斜するような角度であり、例えば、マルチワイヤーソーやスライサー等の加工機械における材料と切刃との角度を中央部から端部に向かって順次変化させることにより達成できる。一方、材料５２が硬化収縮する材料の場合には、切り込み溝５１は平行に形成させてもよい。
【００３１】
このように切り込み溝５１を形成した後、溝内に反射層を形成する材料５２を充填する。反射層を形成する材料５２としては、エポキシ樹脂、アクリル樹脂、フェノール樹脂等の有機樹脂中に、酸化チタン、酸化アルミニウム、硫酸バリウム等の無機化合物粉末を反射材として含有させたものや、光反射率の高い金属板、およびそれらを組み合わせたものなどを用いることができる。ここで、材料５２として樹脂中に反射材を含有させたものを用いる場合には、遠心機を用いて遠心注入する。これにより溝の底部まで材料５２を注入することができ、しかも樹脂中の気泡を実質的になくすことができる。
【００３２】
次に材料５２として有機樹脂中に反射材を分散させたものを用いた場合には、材料５２中の有機樹脂を硬化させて反射層を形成する。金属板などをそのまま或いは接着剤を介して挿入した場合には、必要に応じて接着剤を硬化させる。しかる後に溝の深さ方向と直交する方向に所望の厚さにスライスする。ここで材料５２として有機樹脂中に反射材を分散させたものを用いた場合には硬化の際に収縮するが、溝の底部はシンチレータ素材の底部に固定されているため収縮しないので、溝の底部から上部に向かって傾斜が形成される。硬化収縮の程度は樹脂の種類や粘度により異なり、これら条件を適切に選択することにより、溝に所望の傾斜を与えることができる。例えば、有機樹脂として粘度１００００〜２００００ｃＰｓのエポキシ樹脂を用いた場合には、幅０．１５ｍｍ、深さ１０ｍｍの溝について約０．０４〜０．０６度の傾斜を形成することができる。したがって、切り込み溝形成工程において、深さ方向に平行な溝を形成するとともに適切に選択された有機樹脂を含む材料５２を用いることにより、前述した所望の角度を反射層に形成することができる。
【００３３】
一方、このような硬化収縮のない材料、例えば金属板などを用いた場合には、予め切り込み溝５１自体に傾斜をつけておくことにより、所望の角度を持つ反射層を形成することができる。
こうして製造したチャンネル分離されたシンチレータを、シンチレータ素子の配列ピッチと同じ配列で、予めフォトダイオードアレイを形成した基板５３上に接着することにより、本発明の放射線検出器を得る。フォトダイオードとしては、ＰＩＮフォトダイオード等の公知のフォトダイオードを用いることができる。
【００３４】
次に本発明の放射線検出器を採用したＸ線ＣＴ装置について説明する。図６は、本発明が適用される医用画像診断の一例としてＸ線ＣＴ装置の概略を示した図である。
【００３５】
このＸ線ＣＴ装置は、スキャンガントリ部６１０と画像再構成部６２０とを備え、スキャンガントリ部６１０には、被検体が搬入される開口部６１４を備えた回転円板６１１と、この回転円板６１１に搭載されたＸ線管６１２と、Ｘ線管６１２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６１３と、Ｘ線管６１２と対向して回転円板６１１に搭載されたＸ線検出器６１５と、Ｘ線検出器６１５で検出されたＸ線を所定の信号に変換する検出器回路６１６と、回転円板６１１の回転及びＸ線束の幅を制御するスキャン制御回路６１７とが備えられている。
【００３６】
画像再構成部６２０は、被検者氏名、検査日時、検査条件などを入力する入力装置６２１、検出器回路６１６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６２２、画像演算回路６２２で作成されたＣＴ画像に、入力装置６２１から入力された被検者氏名、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６２３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６３０へ出力するディスプレイ回路６２４とを備えている。
【００３７】
このＸ線ＣＴ装置では、スキャンガントリ部６１０の開口部６１４に、設置された寝台（図示せず）に被検者を寝かせた状態で、Ｘ線管６１２からＸ線が照射される。このＸ線はコリメータ６１３により指向性を得、Ｘ線検出器６１５により検出される。この際、回転円板６１１を被検者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、被検者を透過したＸ線を検出する。この計測データをもとに画像再構成部６２０で作成された断層像は、ディスプレイモニタ６３０に表示される。
【００３８】
Ｘ線検出器６１５は、シンチレータ素子（蛍光体素子）とフォトダイオード（光電変換素子）とを組み合わせた検出素子を複数個配列した検出器素子アレイブロックを多数、円弧状に配列したものからなり、この検出器素子アレイブロックとして図１、図２或いは図４に示すような本発明の放射線検出器を用いる。放射線検出器としては、素子を円周方向に一列配列した一次元検出器であっても、数列配列した二次元検出器であってもよい。二次元検出器の場合には、回転円板６１１の回転軸に平行な配列方向（被検体の体軸方向）についても、それぞれの素子がＸ線管焦点の方向を向いて配列される。
【００３９】
このＸ線検出器６１５は、シンチレータ素子を配置した側が放射線源に対向するように、Ｘ線管６１２の焦点を中心とする円弧上に配置される。ここでＸ線検出器６１５は、シンチレータ素子とその両側の反射層とで決まるシンチレータ素子の向きが、焦点からのＸ線照射方向と一致するように構成されているので、ブロック端部に位置するシンチレータ素子であっても中心部のシンチレータ素子と同じように放射線が入射されることになり、均一な出力が得られる。
【００４０】
図７に、従来のＸ線検出器を用いた場合（ｂ）と本発明のＸ線検出器を用いた場合（ａ）のＸ線エネルギー特性を模式的に示す。図示するように、従来のＸ線検出器では、素子アレイブロック内のＸ線エネルギー特性のばらつきが大きい。これにより発光特性にばらつきが生じ、ＣＴ画像にアーチファクトが生じやすくなる。これに対し、本発明のＸ線検出器ではブロック内部でのＸ線エネルギー特性のばらつきが抑制され、発光特性のばらつきを小さくすることができるため、アーチファクトの少ない高画質なＣＴ画像を得ることができる。
【００４１】
【実施例】
以下、本発明の放射線検出器の実施例を説明する。
【００４２】
＜実施例１＞
Ｇｄ３（Ａｌ，Ｇａ）５Ｏ１２：Ｃｅセラミックシンチレータから構成されるシンチレータ板（Ｘ方向、Ｙ方向およびＺ方向の寸法が各々２６×３０×１．８ｍｍ）のＸ−Ｙ面を、１ｍｍピッチで２４チャンネルの一次元フォトダイオードアレイが形成された基板に接着した。次いで厚さ０．１３ｍｍのダイヤモンド砥石を用いて、Ｙ方向に平行にＸ方向に１ｍｍピッチでシンチレータ板に深さ１．８ｍｍの溝加工をした。この際、シンチレータ板の一端に最も近い溝を加工するときには、Ｚ方向（フォトダイオードアレイ基板の法線方向）に対して０．６６度の角度で砥石が入るように設定した。端から２番目以降の溝は、シンチレータ板の中央の溝（１３番目の溝）で砥石の角度が０度になるように、０．０５５度ずつ徐々に砥石の角度が小さくなるように溝加工を行った。中央から他の端部側の溝は、逆方向に砥石の角度を順次大きくしていき、他端に最も近い溝（２５番目）で０．６６度となるように加工した。このようにして、２４チャンネルの素子アレイを構成した。
【００４３】
このように傾斜角度を変えて溝加工を行った後、溝にＴｉＯ２粉末を混合したエポキシ樹脂を流し込んで硬化させ、反射層を形成し検出器素子ブロックを作製した。この検出器素子ブロックは、シンチレータ材料を基板に接着後、反射層となる溝を厚さ一定の砥石で加工したため、図２に示すように、反射層の両側面が平行な形状を有していた。
【００４４】
こうして作製した検出器素子ブロック４０個をＸ線ＣＴ装置に搭載し、発光特性（Ｘ線エネルギー特性）及びそのばらつきを測定した。Ｘ線管焦点から検出器素子ブロックまでの距離は、１０３７ｍｍとした。Ｘ線エネルギー特性Ｅは、管電圧１００ｋＶおよび１２０ｋＶ、管電流１００ｍＡのＸ線を照射し、そのときの各チャンネルの出力比によって、次式のように定義した。
Ｅ＝６０９５・ｌｏｇ｛（Ｒ１００／Ｘ１００）／（Ｒ１２０／Ｘ１２０）｝
式中、Ｘ１００（Ｘ１２０）、Ｒ１００（Ｒ１２０）はそれぞれ管電圧１００ｋＶ（１２０ｋＶ）のときのサンプル、リファレンスの出力である。
【００４５】
Ｘ線エネルギー特性のばらつきは、検出器素子ブロック内の各チャンネルの特性Ｅの最大値と最小値の差で定義した。このばらつきが５以上であるとＣＴ画像にリングアーチファクトが生じやすくなる。
本実施例のブロック内でのＸ線エネルギー特性のばらつきは、従来の素子ブロックのばらつきを１とすると約０．３であった。従って、このＸ線ＣＴ装置ではＣＴ画像のアーチファクトが抑えられることが示された。
【００４６】
＜実施例２＞
Ｇｄ３（Ａｌ，Ｇａ）５Ｏ１２：Ｃｅセラミックシンチレータから構成されるシンチレータ板（Ｘ方向、Ｙ方向およびＺ方向の寸法が各々２４×３６×４ｍｍ）のＸ−Ｙ面に、線径０．１３ｍｍのマルチワイヤソーを用いて、Ｘ方向及びＹ方向に平行な格子状の溝入れ加工を行った。Ｙ方向には、Ｘ方向に１ｍｍピッチで２３本の溝を加工し、Ｘ方向には、Ｙ方向に２．２５ｍｍピッチで１５本の溝を加工した。溝の深さはいずれも３ｍｍとし、シンチレータ板底部ではつながっている状態とした。またいずれの溝もシンチレータ底部に垂直に加工した。
【００４７】
このように溝加工を行ったシンチレータ板の溝に、ＴｉＯ２粉末を混合したエポキシ樹脂を流し込んで硬化させ、反射層を形成した。このとき、エポキシ樹脂の硬化収縮が起こるが、各シンチレータ素子は底部でつながっているため、中央部に向かって傾斜した形状になった。その後、上下面を切断、研磨加工によって厚さ１．８ｍｍに仕上げ、２４×１６チャンネルのシンチレータ素子アレイを作製した。このシンチレータ素子アレイにおいて、シンチレータ素子は、ワイヤソーで加工したため、両側面が平行であるが、反射層は硬化収縮のためにＺ方向上面側が細くなる形状であった。またシンチレータ素子側面と基板面のなす角度は、Ｘ方向の端部素子で８９．４３度、Ｙ方向の端部素子で８９．１４度であった。
【００４８】
以上のように作製したシンチレータ素子アレイを、２４×１６チャンネルのフォトダイオードアレイ基板に接着して、検出器素子ブロックを得た。この検出器素子ブロックをＸ方向が円周方向となるようにＸ線ＣＴ装置に搭載して、実施例１と同様に発光特性を測定した。その結果、Ｘ方向、Ｙ方向共に従来の素子ブロックでのばらつきを１とすると約０．４であり、この検出器素子ブロックを採用したＸ線ＣＴ装置ではＣＴ画像のアーチファクトが抑えられることが示された。
【００４９】
【発明の効果】
本発明によれば、複数の蛍光体素子が一次元或いは二次元方向に配列した放射線検出器において、蛍光体素子（シンチレータ素子）とその両側に配置される反射層とで規定される蛍光体素子の向きを、放射線の入射方向と実質的に同じにすることにより、放射状に入射される放射線に対し、検出器ブロック内での発光特性のばらつきを抑制し、高精度の放射線検出器を提供することができる。また、このような放射線検出器を備えることにより、アーチファクトの少ないＸ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の放射線検出器の一実施形態の断面を示す図
【図２】図１の放射線検出器素子アレイブロックの要部断面を示す図
【図３】放射線源と放射線検出器素子アレイブロックとの関係を示す図
【図４】本発明の放射線検出器の他の実施形態の断面を示す図
【図５】本発明の放射線検出器の製造方法の一例を示す図
【図６】本発明の放射線検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置の構成を示す図
【図７】本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器のＸ線エネルギー特性を示す図
【図８】従来の放射線検出器素子アレイブロックの断面を示す図
【図９】従来の放射線検出器素子アレイと散乱線除去コリメータの関係を示す図
【符号の説明】
１１・・・シンチレータ素子、１２・・・反射層、１３・・・フォトダイオード、１４・・・フォトダイオードアレイ基板、３１・・・Ｘ線管、３２・・・検出器素子アレイブロック、６１０・・・スキャンガントリ部、６１１・・・回転円板、６１２・・・Ｘ線管、６１３・・・コリメータ、６１４・・・開口部、６１５・・・Ｘ線検出器、６１６・・・検出器回路、６１７・・・スキャン制御回路、６２０・・・画像再構成部、６２１・・・入力装置、６２２・・・画像演算回路、６２３・・・画像情報付加部、６２４・・・ディスプレイ回路、６３０・・・ディスプレイモニタ
【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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