(57)【要約】【課題】高コントラスト、高検出感度、及び小形化が可能な量子計数型の放射線検出器を提供する。【解決手段】放射線検出器１は収集画素毎にセンサ部Ｓと処理回路Ｃを備える。センサ部Ｓは、放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズの入射ウィンドウを有し、入射ウィンドウに入射した放射線粒子のそれぞれに応答して電気信号を発生させる。処理回路Ｃは、複数の画素それぞれから電気信号を個別に検出するチャージアンプ４１と、チャージアンプ４１により検出された電気信号のゲイン及びオフセットを個別に調整する波形整形回路４２と、波形整形回路４２から出力された電気信号が表す放射線粒子のエネルギを振り分ける回路４３，４４と、振り分けられた放射線粒子の数をそれぞれカウントするカウンタ４５とを備える。【選択図】  図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を粒子とみなして入射させて当該放射線の粒子数を検出するようにした放射線検出器において、
前記放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズの入射ウィンドウを有し且つこの入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子のそれぞれに応答して電気信号を発生させるセンサ部と、このセンサ部が発生した電気信号を感知して前記入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子それぞれのエネルギ値を検出するエネルギ検出手段とを備えた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、
前記センサ部は、前記放射線として、連続スペクトラムのエネルギを有する放射線を入射させるセンサ部であ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、
前記エネルギ値検出手段により検出されたエネルギ値を所望のエネルギ領域に弁別するエネルギ弁別手段と、このエネルギ弁別手段により弁別された前記エネルギ領域に放射線粒子の入射数をカウントして当該カウント値を表す信号を前記検出信号として出力する粒子カウント手段とを備えたことを特徴とする放射線検出器。
【請求項４】
請求項１〜３の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記入射ウィンドウは、前記重畳現象の発生を実質的に無視し得るサイズに形成された単一領域のウィンドウであることを特徴とする放射線検出器。
【請求項５】
請求項１〜３の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記入射ウィンドウは、それぞれが前記重畳現象の発生を実質的に無視し得るサイズに形成した画素の複数の集合から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項６】
請求項５に記載の放射線検出器において、
前記複数の画素は、夫々、２００μｍ×２００μｍ以下の画素サイズ、又は、前記放射線粒子を０．１％以下の精度で検出可能な画素サイズであることを特徴とする放射線検出器。
【請求項７】
請求項５又は６に記載の放射線検出器において、
前記入射ウィンドウは、前記画素の集合を１次元、２次元、又は３次元のアレイ状に配置して成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項８】
請求項３〜７の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記エネルギ弁別手段は、複数の閾値を設定する閾値設定手段と、前記エネルギ値検出手段により検出されたエネルギ値を前記複数の閾値それぞれと比較する比較手段とを備え、
前記粒子数カウント手段は、前記比較手段による比較の結果、前記複数の閾値それぞれよりも大きいエネルギ値を呈する放射線粒子の入射数を当該閾値毎にカウントして当該カウント値を複数の前記検出信号として出力するように構成したことを特徴とする放射線検出器。
【請求項９】
請求項３〜７の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記エネルギ弁別手段は、１つ以上の閾値を設定する閾値設定手段と、前記エネルギ値検出手段により検出されたエネルギ値を前記１つ以上の閾値それぞれと比較する比較手段とを備え、
前記粒子数カウント手段は、前記比較手段による比較の結果、前記１つ以上の閾値によって決まる所望のエネルギ領域に属するエネルギ値を呈する放射線粒子の入射数をカウントする手段を有することを特徴とする放射線検出器。
【請求項１０】
請求項１〜９の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記エネルギ値検出手段により検出されるエネルギ値と前記所定値との相対的な大小関係を基準エネルギ値に基づいてキャリブレーションするキャリブレーション手段を備えたことを特徴とする放射線検出器。
【請求項１１】
請求項１０に記載の放射線検出器において、
前記キャリブレーション手段は、前記基準エネルギ値としてガンマ線源のエネルギ値を用いて前記キャリブレーションを行うように構成したことを特徴とする放射線検出器。
【請求項１２】
請求項１１に記載の放射線検出器において、
前記ガンマ線源は少なくとも２種類のエネルギ値が異なる線源から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項１３】
請求項１１に記載の放射線検出器において、
前記少なくとも２種類のエネルギ値を呈するガンマ線源は、エネルギ値が５９．５ＫｅＶの２４１Ａｍ及びエネルギ値が１２２ＫｅＶの５７Ｃｏを含むことを特徴とする放射線検出器。
【請求項１４】
請求項１〜１３の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記センサ部は、前記放射線を直接に電気信号に変換する半導体層を備えたことを特徴とする放射線検出器。
【請求項１５】
請求項１４に記載の放射線検出器において、
前記半導体層は、化合物半導体から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項１６】
請求項１５に記載の放射線検出器において、
前記半導体層は、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項１７】
請求項１５に記載の放射線検出器において、
前記半導体層は、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項１８】
請求項１４に記載の放射線検出器において、
前記半導体層は、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）から成ることを特徴とする放射線検出器。
【請求項１９】
請求項１４に記載の放射線検出器において、
前記センサ部は、前記半導体層の放射線入射面を電圧印加用の荷電電極で覆うとともに、当該半導体層の放射線入射面に反対側の面を集電電極で覆うモノリシック構造を有することを特徴とする放射線検出器。
【請求項２０】
請求項１９に記載の放射線検出器において、
前記集電電極は、前記背面で前記放射線を粒子毎に検出するための複数の画素に分割した構造を有することを特徴とする放射線検出器。
【請求項２１】
請求項１９に記載の放射線検出器において、
前記センサ部は、前記放射線粒子の入射に応答して前記半導体層に発生した電気信号を検出するチャージアンプを含む処理回路を、前記半導体層の前記集電電極の面にＡＳＩＣで一体に層状配置したことを特徴とする放射線検出器。
【請求項２２】
請求項２１に記載の放射線検出器において、
前記センサ部は、前記ＡＳＩＣを前記集電電極の面内に一体配置するとともに、この半導体層とＡＳＩＣとの一体構造をブロック化して形成し、このブロックを必要数だけ相互に隙間無く当該ブロックの面方向に結合可能な構造にしたことを特徴とする放射線検出器。
【請求項２３】
請求項１〜２２の何れか一項に記載の放射線検出器において、
前記放射線はＸ線であることを特徴とする放射線検出器。
【請求項２４】
請求項１〜２３の何れか一項に記載の放射線検出器を用いて放射線を検出する放射線検出手段と、この放射線検出手段により検出された放射線の信号を用いて画像を生成する画像生成手段とを備えたことを特徴とする放射線撮像システム。
【請求項２５】
請求項２４に記載の放射線撮像システムにおいて、
前記センサ部のアレイ状に配置した画素それぞれから検出された前記検出信号を互いに加算して単一の検出信号に束ねる信号束ね手段を備えたことを特徴とする放射線撮像システム。
【請求項２６】
請求項２５に記載の放射線撮像システムにおいて、
前記信号束ね手段は、前記アレイ状に配置された画素のうち、隣接する画素それぞれから検出された前記検出信号を互いに加算して単一の検出信号に束ねる手段であることを特徴とする放射線撮像システム。
【請求項２７】
請求項２６に記載の放射線撮像システムにおいて、
前記画像生成手段は、前記粒子カウント手段から出力された前記検出信号を所定処理の演算に処する演算手段と、この演算手段による演算の結果得られた信号から前記画像を生成する手段とを備えたことを特徴とする放射線撮像システム。
【請求項２８】
連続スペクトラムのエネルギを有する放射線を粒子とみなして入射させて当該放射線の粒子数を検出する放射線検出方法において、
前記放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズの入射ウィンドウを有し且つこの入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子のそれぞれに応答して電気信号を発生させるセンサ部を配し、このセンサ部が発生した電気信号を感知して前記入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子それぞれのエネルギ値を検出し、この検出されたエネルギ値を弁別し、この弁別されたエネルギ値を呈する放射線粒子の入射数をカウントして当該カウント値を表す前記検出信号を出力することを特徴とする放射線検出方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線などの放射線を検出する放射線検出方法、放射線検出器、及び、この検出器を搭載した放射線撮像システムに係り、とくに、入射する放射線を粒子とみなしてその粒子数をカウントする量子計数型の回路を備え、検出感度、検出信号の処理などに関して従来に無い画期的な検出性能を発揮する放射線検出方法、放射線検出器、及び、この検出器を搭載した放射線撮像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、医療画像診断や構造物の非破壊検査などに見られるように、放射線の一種であるＸ線を用いて人体や物体の内部を撮像することの重要性は益々高まっている。この要求に応えるために、少ないＸ線量、高いＳ／Ｎ、及び広い視野で対象物を撮像することが求められており、このための研究も盛んである。
【０００３】
これをＸ線ＣＴスキャナに搭載するＸ線検出器で説明する。従来のＸ線検出器は、Ｘｅガスの電離現象を応用したものに始まり、最近では、ＧＯＳやＣｓＩ、ＣＷＯなどの２次元固体検出器（シンチレータとフォトダイオードの組み合わせによる検出器）を用いたタイプも用いられるようになっている。同時に、近年では、体軸方向に視野の拡大が要求され、Ｘ線検出器も心臓や肺野のボリュームスキャンが可能な広い視野に対応できるように大開口化の開発が進んでいる。
【０００４】
このように体軸方向に視野が拡大されていくにつれて、人体からの散乱線の影響が大きくなると同時に検出器系の感度が悪いことや、再構成に寄与しないＸ線被曝線量が増えることから、被検者の被曝線量が増加するほか、Ｘ線管球に流す電流を増大させてＸ線強度を上げることで、感度不足を補うことが行われていた。一般的にＸ線管球に流す電流を増やせば、Ｘ線管球の寿命は短くなり、故障の原因にもなり易かった。
【０００５】
また、Ｘ線検出器のセンサ部分はシンチレータで構成されているので、画素間の信号のクロストークを避けるには、画素分離のための加工が必要である。この加工には膨大な工数がかかる。さらに、検出信号をデジタル値に変換するまでに、シンチレータ、フォトダイオード、プリアンプ、Ａ／Ｄ変換器などの多種類の回路要素が必要である。このため、Ｘ線検出器全体の製造コストが高くならざるを得ないという現状にあった。とくに、Ｘ線検出器に広い視野を与えるための大形化を期した場合、当然にＸ線ＣＴスキャナの販売価格にも跳ね返ることから、Ｘ線ＣＴスキャナの普及の阻害要因にもなりかねない。
【０００６】
上述したシンチレータ、フォトダイオード、プリアンプ、及びＡ／Ｄ変換器を画素毎に備えるＸ線ＣＴスキャナは、その検出原理としては、例えば特許文献１及び非特許文献１に見られるように、積分モードで動作する装置である。すなわち、入射Ｘ線を光に変換した後、この光信号を電気信号に変換し、この電気信号を所定時間積分することで検出器信号として出力させる。
【０００７】
しかし、積分モードで動作するＸ線検出器の場合、散乱線の影響が出易いことから、様々な収集条件の変更に伴う検出器から見た外部環境の違いにより、再構成された断層像にもアーチファクトが出易い問題がある。また、散乱線が含まれている条件下で再構成が行なわれるため、実際の断層像よりも画像のコントラストが劣るという問題もある。さらに、シンチレータを使用していることから、画素の高精細化は難しく、現状での画素サイズは最小でも１ｍｍ前後である。このため、ＩＶＲ−ＣＴ（Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ  ＣＴ）で代表される、ＣＴ画像とＸ線画像の両方の画像を一台の検出器で賄うことはできない。したがって、従来では、ＩＶＲ−ＣＴは、それぞれ専用のＸ線ＣＴ装置とＸ線装置とを２台組み合わせて実施せざるを得ない現状にある。
【０００８】
その一方で、特許文献２や非特許文献２に示すように、テルル化カドミウム半導体（以下、ＣｄＴｅ半導体と呼ぶ）を用いてパルス計測モードで入射Ｘ線を検出する量子計数型のＸ線装置も知られている。
【０００９】
【特許文献１】
特開２０００−１３１４４０号公報
【００１０】
【特許文献２】
特開２０００−６９３６９号公報
【００１１】
【非特許文献１】
「「常温半導体放射線検出器の現状と将来」、日本原子力学会秋の大会部会企画セッション、  発表日：平成１１年９月１２日、  発表者：通商産業省  工業技術院  機械技術研究所  三澤雅樹氏」
【００１２】
【非特許文献２】
「神戸大学医学部  科学研究費成果報告  「胸部画像診断における量子計数方Ｘ線撮影法の画像処理法に関する研究」、  発表日：平成１１年３月、  研究代表者：糸氏英一郎氏、  請求記号：科研２７．−ＭＩＤ：００００９４５４１」
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した従来の量子計数型のＸ線装置の場合、各画素サイズはＸ線の入射特性に鑑みると大きいことから、１つの画素に入射するＸ線量も大きい。
【００１４】
一般に、パルス計測モードの場合、入力カウント数に対する出力カウント数の特性はリニアであることが望ましいが、かかる量子計数型のＸ線装置の場合、入射した放射線粒子の検出に伴う検出パルスの重畳現象が原因となって、入力カウント数が大きくなるほど、出力カウント数が飽和又は低下する、いわゆる数え落とし特性が酷くなり、到底、実用化にはほど遠い装置であった。とくに、Ｘ線ＣＴスキャナは、検出器入力線量に対する出力値の十分な直線性が要求されるから、かかる数え落とし特性の存在は、上述した量子計数型のＸ線装置をＸ線ＣＴスキャナで使用することは困難であることを意味していた。
【００１５】
本発明は、上述した従来の積分型及び量子計数型のＸ線検出器が有する問題を一挙に解決することができるもので、医療用から産業用まで広範囲の分野にわたって応用可能であって、散乱線の影響を大幅に減らして高コントラストを確保し、且つ、暗電流の影響を排して極めて高いＳ／Ｎを確保することで非常に高い検出感度を有するとともに（したがって、放射線の被曝量を減らすことができるともに）、センサ部により検出された信号を処理する回路の回路規模を積分モードで動作するＸ線検出器に比べて大幅に減らして小形化を図ることができる、量子計数型の放射線検出器及びこの検出器を搭載した放射線撮像システムを提供することを、その第１の目的とする。
【００１６】
また、本発明は、上述した第１の目的に加えて、従来のように単純に、入射した放射線に応じた電気信号を出力するのみでなく、放射線の種別（エネルギ）に応じた検出を行うことができるなど、１台の装置で多様な種類の放射線の検出に対応可能な量子計数型の放射線検出器及びこの検出器を搭載した放射線撮像システムを提供することを、その第２の目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
本発明では、上記目的を達成させるため、本発明に係る放射線検出器は、放射線を粒子とみなして入射させて当該放射線の粒子数を検出するようにした放射線検出器であり、前記放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズの入射ウィンドウを有し且つこの入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子のそれぞれに応答して電気信号を発生させるセンサ部と、このセンサ部が発生した電気信号を感知して前記入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子それぞれのエネルギ値を検出するエネルギ検出手段とを備えたことを主要な特徴とする。
【００１８】
前記放射線は、例えば、連続スペクトラムのエネルギを有する放射線である。
【００１９】
また、好適には、前記エネルギ値検出手段により検出されたエネルギ値を所望のエネルギ領域に弁別するエネルギ弁別手段と、このエネルギ弁別手段により弁別された前記エネルギ領域に放射線粒子の入射数をカウントして当該カウント値を表す信号を前記検出信号として出力する粒子カウント手段とを備える。
【００２０】
一例として、前記入射ウィンドウは、それぞれが前記重畳現象の発生を実質的に無視し得るサイズに形成した画素の複数の集合から成る。例えば、この複数の画素は、夫々、２００μｍ×２００μｍ以下の画素サイズ、又は、前記放射線粒子を０．１％以下の精度で検出可能な画素サイズである。また、この複数の画素は、１次元、２次元、又は３次元のアレイ状に配置される。
【００２１】
また、好適には、前記エネルギ値検出手段により検出されるエネルギ値と前記所定値との相対的な大小関係を基準エネルギ値に基づいてキャリブレーションするキャリブレーション手段を備えたことを特徴とする。例えば、前記キャリブレーション手段は、前記基準エネルギ値としてガンマ線源のエネルギ値を用いて前記キャリブレーションを行うように構成される。ガンマ線源は少なくとも２種類のエネルギ値が異なる線源から成り、例えば、エネルギ値が５９．５ＫｅＶの２４１Ａｍ及びエネルギ値が１２２ＫｅＶの５７Ｃｏを含むことを特徴とする。
【００２２】
さらに、好適には、前記センサ部は、前記放射線を直接に電気信号に変換する半導体層を備える。この半導体層は、好適には、化合物半導体から成る。一例として、前記半導体層は、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）などから成る。また、半導体層はシリコン半導体（Ｓｉ半導体）で形成されていてもよい。
【００２３】
好適には、このセンサ部は、前記半導体層の放射線入射面を電圧印加用の荷電電極（入射ウィンドウに相当）で覆うとともに、当該半導体層の放射線入射面に反対側の面を集電電極で覆うモノリシック構造を有する。前記集電電極は、前記背面で前記放射線を粒子毎に検出するための複数の画素に分割した構造を有する。さらに、前記センサ部は、前記放射線粒子の入射に応答して前記半導体層に発生した電気信号を検出するチャージアンプを含む処理回路を、前記半導体層の前記集電電極の面にＡＳＩＣで一体に層状配置することが望ましい。
【００２４】
一方、本発明に係る放射線撮像システムによれば、上述した放射線検出器を用いて放射線を検出する放射線検出手段と、この放射線検出手段により検出された放射線の信号を用いて画像を生成する画像生成手段とを備えたことを特徴とする。
【００２５】
さらに、本発明に係る放射線検出方法によれば、連続スペクトラムのエネルギを有する放射線を粒子とみなして入射させて当該放射線の粒子数を検出する方法であり、前記放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズの入射ウィンドウを有し且つこの入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子のそれぞれに応答して電気信号を発生させるセンサ部を配し、このセンサ部が発生した電気信号を感知して前記入射ウィンドウに入射した前記放射線粒子それぞれのエネルギ値を検出し、この検出されたエネルギ値を弁別し、この弁別されたエネルギ値を呈する放射線粒子の入射数をカウントして当該カウント値を表す前記検出信号を出力することを特徴とする。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面を参照して、本発明に係る放射線撮像システムの実施形態を説明する。この放射線撮像システムにおいて、本発明に係る放射線検出器としてのＸ線検出器も併せて実施されている。なお、Ｘ線検出器のみを単独で実施することもできることは勿論である。
【００２７】
（第１の実施形態）
図１〜図１１を参照して、本発明に係る放射線撮像システムの第１の実施形態としてのＸ線ＣＴスキャナを説明する。
【００２８】
図１には、このＸ線ＣＴスキャナの概略構成を示す。
【００２９】
図１に示すように、Ｘ線ＣＴスキャナ１は、ガントリ２、高電圧発生装置３、寝台４、及びコンソール５を備える。ガントリ２の内部には、図示しないＸ線源（放射線源）としてのＸ線管１１及びＸ線検出器（放射線検出器）１２が円筒状の開口部ＯＰを介して対向配置され、且つ、このＸ線管１１及びＸ線検出器１２の対がガントリ２内で開口部ＯＰの周りで回転可能に配置されている。
【００３０】
Ｘ線管１１には高電圧発生装置３から高電圧が供給され、これにより、例えばパルス状にＸ線が開口部ＯＰに向けて曝射されるようになっている。この開口部ＯＰには、寝台４の天板４Ｐが進退自在に挿入される。天板４Ｐ上には被検体Ｐが載置されるので、Ｘ線管１１から曝射されたＸ線は被検体Ｐを透過して、その開口部ＯＰの反対側に向かう。
【００３１】
被検体Ｐを透過したＸ線は、ガントリ２の内部に設けられた２次元のＸ線検出器１２によりＸ線粒子（すなわちＸ線光子）として画素毎に計数され、デジタル量の検出信号として出力されるようになっている。つまり、Ｘ線検出器１２により検出された信号はＸ線粒子のカウント値に対応している。このＸ検出器１２は本願発明の主要な特徴の一部を成すもので、再度、項を分けて詳述する。
【００３２】
Ｘ線検出器１２から出力された画素毎のデジタル量の検出信号は、一般に生データと呼ばれる画像再構成の原データである。この生データは、図示しないスリップリング又は非接触タイプの通信接続部を介して固定部に送られ、この固定部から通信ラインを介してコンソール５に送信される。コンソール５は、本Ｘ線ＣＴスキャナ１の構成要素の全体を統括するコントローラ２０に加えて、インターフェース２１、記憶ユニット２２、再構成ユニット１７、表示器１８、及び入力器１９を備える。
【００３３】
Ｘ線検出器１２から画素毎に送信されてきたデジタル量の生データは記憶ユニット１５に一旦記憶される。この記憶ユニット１５に記憶されたデータは、適宜なタイミングで読み出されて再構成ユニット１７に送られる。再構成ユニット１７は、かかるデータに所望の再構成アルゴリズムを適用してＣＴ画像に再構成する。このＣＴ画像は例えば表示器１８に表示される。なお、このコンソール５に、後処理用の後処理プロセッサを設けて、Ｘ線検出器１２から画素毎に送信されてきたデジタル量の生データに補正処理などの適宜な後処理を施し、この後処理されたデータを再構成に用いるようにしてもよい。
【００３４】
（Ｘ線検出器）
次いで、上述したＸ線検出器１２について説明する。
【００３５】
本実施形態のＸ線ＣＴスキャナ１に搭載されているＸ線検出器１２は、図２に示すように、通常、被検体Ｐの体軸方向に相当するスライス方向と、このスライス方向に直交するチャンネル方向とを有し、この２次元面に沿って複数の膨大な画素が２次元アレイ状に配置された２次元検出器になっている。しかも、このＸ線検出器１２のチャンネル方向は特に、Ｘ線管１１からのＸ線ビームの広がり角度を考慮して湾曲を持たせている。なお、Ｘ線検出器１２の全体の形状は、用途によって決まり、平板状であってもよい。
【００３６】
このＸ線検出器１２は、かかる２次元面を複数の面に分割するように複数の検出器ブロック１２１〜１２Ｊ（Ｊは２以上の正の整数：以下、１２Ｊで代表させる）に分割され、且つ、その検出器ブロック同士を着脱自在に結合可能になっている。また、検出器ブロック１２ＪのＸ線入射側の前面には、モリブデン製あるいはタングステン製の図示しないコリメータがスライス方向に配置された状態で、Ｘ線管１１からのＸ線透過像が得られるようになっている。
【００３７】
各検出器ブロック１２Ｊは、化合物半導体から成り且つ所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、この半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うとともに、この半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。この半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）などが用いられる。荷電電極Ｅ１には例えば数１０Ｖ〜数１００Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射したＸ線光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２に集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。
【００３８】
集電電極Ｅ２は碁盤目状に分割され、複数の電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌ（Ｌは２以上の正の整数）から成る。この集電電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌのサイズにより、Ｘ線に対する収集画素のサイズが決まる。これにより、検出器ブロック１２Ｊ毎にＬ個の収集画素チャンネルが形成され、Ｘ線検出器１２全体ではＮ個の収集画素チャンネルが形成されるようになっている。
【００３９】
集電電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌそれぞれの大きさは、本実施形態では、Ｘ線をその粒子として検出するのに十分なサイズに加工されている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の入射に対するカウント数（入力カウント数）、対、実際のカウント数（出力カウント数）の特性にＸ線粒子の数え落とし特性が発生する。このため、Ｘ線検出器１２に形成する収集画素のサイズは、この数え落とし特性が発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに設定されている。
【００４０】
図３に、上述した数え落とし特性を示す。１つの収集画素にＸ線粒子が時間的に近接して入射すると、その連続的な入射に伴って検出されるパルス信号は、２つのパルス信号が重畳して双峰状の波形なる。このため、この双峰状のパルス信号を閾値ＴＨで弁別すると、２つのパルス信号は１つのパルス信号としてカウントされ、誤検出となってしまう。一般に、従来では、図３に示すように、入力カウント数が高くなるほど、上述した検出パルス信号の重畳現象に因って、出力カウント数が飽和又は低下する（つまり、数え落とし特性の発生）。このため、数え落とし特性が無いカウント領域を使用するには、Ｘ線強度を弱める、各収集画素を小さく形成してＸ線入射数を少なくする、などの対策が採られる。通常、Ｘ線ＣＴスキャナなどのＸ線検出器であって、収集画素サイズが２〜３ｍｍ２の場合、約５００〜１０００ｋｃｐｓ程度までカウントレートがリニアに上昇（つまり、数え落とし特性が発生しない。図３の点線の直線参照）ことが要求される。この場合、Ｘ線検出器の収集画素は１００〜２００μｍ程度の値になる。つまり、かかるＸ線ＣＴスキャナの場合、収集画素を２００μｍ以下にすることが要求される。
【００４１】
このように、Ｘ線検出器１２に要求される画素サイズは、装置条件などによって相対的に変わるが、一例としては、上述のように２００μｍ以下の値、又は、放射線粒子を０．１％以下の精度で検出可能な画素サイズに形成される。
【００４２】
さらに、このＸ線検出器１２の各検出器ブロック１２Ｊには、Ｌ個の収集画素チャンネそれぞれに対応して、半導体セルＳで感知された各Ｘ線粒子に対するパルス信号を処理するための各種の回路から成る処理回路ＣがＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）により形成され、ＡＳＩＣ層：ＡＳとして設けられている。具体的には、この処理回路Ｃには、動作は後述するが、収集画素毎に配置された、チャージアンプ４１、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ（ｎは２以上の正の整数）エネルギ領域振分け回路４４、及び多段のカウンタ４５１〜４５ｎ（図４参照）が含まれる。これらの回路４１〜４５は、前述したＸ線検出器１２の収集画素毎（すなわち、全体でＮ個（＝「Ｌ個の集電電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌ」×「Ｊ個の検出器ブロック１２Ｊ」）の収集画素チャンネルの夫々に対して）に設けられる（Ｎは４以上の正の整数）。つまり、各検出器ブロック１２Ｊの全収集画素に対するチャージアンプ４１、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、及び多段のカウンタ４５１〜４５ｎがＡＳＩＣにより形成され、半導体セルＳの集電電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌの面に積層して一体に設けられる。
【００４３】
このとき、検出器ブロック１２Ｊ毎に、ＡＳＩＣ層ＡＣが半導体セルＳの端面からはみ出さないように製造される。これにより、複数の検出器ブロック１２Ｊを縦横に相互に隙間無く結合させて広い入射ウィンドウを有するＸ線検出器１２を容易に構成することができる。
【００４４】
図４には、このＸ線ＣＴスキャナ１のＸ線検出器１２を中心とした電気的なブロック図を示す。また、図５には、マトリクス状に配置された収集画素を模式的に表すＸ線検出器１２とその収集画素毎にＡＳＩＣで形成されている処理回路の概要とを示す。
【００４５】
図４に示すように、Ｘ線検出器１２は、その収集画素チャンネル毎に、半導体セル（センサ部）Ｓに設けられたＡＳＩＣ層ＡＳから成る複数の処理回路Ｃとを備える。
【００４６】
各処理回路Ｃは、前述したように、チャージアンプ４１、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、及び多段のカウンタ４５１〜４５ｎを備える。チャージアンプ４１は、半導体セルＳの集電電極Ｅ２１〜Ｅ２Ｌのそれぞれに接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。
【００４７】
このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路４２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。収集画素チャンネル毎の波形整形回路４２のゲイン及びオフセットを後述するキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形されたパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有することになり、収集画素チャンネル間のかかるばらつきは殆ど解消される。
【００４８】
この波形整形回路４２の出力端は、複数の比較器４３１〜４３ｎの比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器４３１〜４３ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（〜ＴＨｎ）が印加されている。このように、１つのパルス信号を異なる基準ＴＨ１（〜ＴＨｎ）と比較する理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ量が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域のうちのどの領域に入るのか、その情報をするためである。図６（ａ）に例示するように、パルス信号の波高値（つまり、各入射Ｘ線粒子のエネルギ量を表す）が基準値ＴＨ１〜ＴＨ３（ｎ＝３のとき）のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。かかる波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域１に入るものと弁別され、基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域２に入るものと弁別され、さらに、基準値ＴＨ３以上の場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域３に入るものと弁別される。なお、最も低い基準値ＴＨ１は、外乱や半導体セルＳやチャージアンプ４１からのホワイトノイズを検出させない閾値として設定される。また、基準値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも３個（弁別可能なエネルギ領域数＝３）に限定されず、２個又は４個であってもよいし、場合によっては、１個であってもよい。１個の場合には、Ｘ線粒子が入射したか否かの情報が得られる。
【００４９】
図７に、この基準値ＴＨ１〜ＴＨｎの設定例を示す。同図に示す波形は、通常に使用されているＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギスペクトラムを示す。なお、縦軸のカウント強度はＸ線管電流に依存する量であり、横軸のエネルギスペクトラムはＸ線管の管電圧に依存する量である。このスペクトラムに対して、第１の基準値ＴＨ１を、Ｘ線粒子数をカウント不能領域と低目のエネルギ領域１と弁別可能な値に設定し、第２の基準値ＴＨ２を低目のエネルギ領域１と中程度のエネルギ領域２とを互いに弁別可能な値に設定し、更に第３の基準値ＴＨ３を中程度のエネルギ領域２とそれ以上のエネルギ領域３とを弁別可能な値にそれぞれ設定している。本実施形態では、例えば、このように３つの基準値ＴＨ１〜ＴＨ３を設定することで、入射したＸ線は粒子とみなされて検出された後、エネルギ領域１〜３にそれぞれ分類される。なお、この基準値ＴＨ１〜ＴＨｎの設定数や設定値は任意である。
【００５０】
複数の比較器４３１〜４３ｎの出力端は、図４に示すように、エネルギ領域振分け回路４４に接続されている。このエネルギ領域振分け回路４４は、複数の比較器４３１〜４３ｎの出力のうち、どの比較結果がオン（オフ）になっているかを読み取り、現在計測中のＸ線粒子のエネルギがどの領域に入るかという振分けを行う機能を有する。具体的には、この回路４４は論理回路の組み合わせで成る。例えば図６（ａ）に示すパルス信号の場合、その波高値（エネルギ量）はエネルギ領域２を示しているので、図６（ｂ）に示すように比較器４３１、４３２の出力がオンとなり、且つ、比較器４３ｎの出力がオフとなる。このため、エネルギ領域振分け回路４４は、このオンオフ情報を読み取って解読し、エネルギ振分け信号をその出力端から出力する。一例として、図６（ｂ）の場合、このエネルギ振分け信号は「エネルギ領域２」を示す信号のみをオンに立ち上げたものとなる。これにより、現在計測しているＸ線粒子のエネルギは「エネルギ領域２」に入るとの振分け情報が得られる。
【００５１】
このエネルギ領域振分け回路４４の複数の出力端は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎに各別に接続されており、そのエネルギ振分け信号が各別に複数のカウンタ４５１〜４５ｎそれぞれに与えられる。このため、カウンタ４５１〜４５ｎは、それぞれ、入力したエネルギ振分け信号がオンのときにのみカウント値をインクリメント（カウントアップ）して、各担当するエネルギ領域に入るＸ線粒子数を一定時間に渡って計測することができる。一例として、図６（ｃ）、（ｄ）に示す状況にあっては、Ｘ線粒子のエネルギはエネルギ領域２に入るので、このエネルギ領域２の計測するカウンタ４５２のカウント値がインクリメントされる。
【００５２】
このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ４５１〜４５ｎにより、Ｘ線検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素毎に且つエネルギ領域毎に計測される。このカウント値、すなわち、Ｘ線粒子数のカウント値は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎからデジタル量の検出データ（生データ）として読み出される。このデータ読出しは、図５に示すように、ＡＳＩＣ層ＡＳ内に収集画素毎にカウンタ４５１〜４５ｎに一体に形成されているシフトレジスタ４６を介して読み出される。このシフトレジスタ４６は、ＡＳＩＣ層ＡＳ内で回路的にはマトリクス状に配列されており、その検出器チャンネル方向それぞれの複数のシフトレジスタ４６に接続された制御線ＣＬに、Ｎ′（Ｎ×ｎ）系列のカウントデータ（粒子数の計測データ；すなわち、生データ））１〜Ｎ′（Ｋ１１〜ＫＮｎ）をシリアルに読み出すための読出しパルスが外部から与えられる。これにより、スライス方向（体軸方向）に並んだ読出し線ＲＤから各収集画素のカウントデータ１〜Ｎ′（Ｋ１１〜ＫＮｎ）がシリアルに読み出される。
【００５３】
この各収集画素のカウントデータ１〜Ｎ′（Ｋ１１〜ＫＮｎ）はコンソール５に送られ、そのインターフェース２１を介して記憶ユニット２２に一旦保管される。スキャンは、所定のスキャン方式に応じて、寝台の天板を移動させながら、或いは、天板の位置を固定した状態で、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２との対を被検体の周りに回転させ、その回転途中における所定角度ずつ移動した各回転位置でＸ線を曝射させて、被検体に対するＸ線スキャンが実行される。これにより、各回転位置における各収集画素に入射したＸ線の粒子数のカウントデータ（生データ）がビューデータとして検出され、記憶ユニット２２に順次格納される。そこで、再構成ユニット１７は、適宜なタイミングで、記憶ユニット２２から画像再構成に必要な各ビューのデータを読み出し、このデータを所望の再構成アルゴリズムで再構成して、Ｘ線粒子数に基づくＣＴ画像を得る。
【００５４】
（キャリブレーション）
ここで、前述したキャリブレーションについて説明する。
【００５５】
各エネルギ領域のＸ線粒子数を精度良くカウントするには、各基準値ＴＨを０．２５ｋｅＶ程度の精度で設定できることが望ましい。このため、各基準値ＴＨは、０〜１５０ｋｅＶのエネルギ範囲を１０ビットのデジタル値に割り当てて演算し、各モジュール単位で内蔵するＤ／Ａ変換器でアナログ電圧に変換して、比較器４３１〜４３ｎの基準入力端子にそれぞれ印加させる。しかしながら、その一方で、当然のことながら、半導体セルＳやチャージアンプ４１を介して検出されたパルス信号（波高値はエネルギを示す）は、そのゲインとオフセットの点で、収集画素間でばらついている。このばらつきが在ると、各基準値ＴＨの上述した高精度な設定は意味を失い、エネルギ領域毎の高精度なＸ線粒子数のカウントは殆どできなくなる。
【００５６】
このため、本実施形態に係るＸ線ＣＴスキャナ１では、上述したばらつきを補正するために、収集画素毎に各波形整形回路４２のオフセットとゲインを外部から調整するキャリブレーション装置が設けられている。このキャリブレーション装置の概要を、１つの収集画素に対する検出器ブロック１２Ｊについて図８に示す。このキャリブレーション装置は、カウンタ４５１〜４５ｎによるカウントを入力する調整器５１と事前に計測・設定してある基準値を記憶しているメモリ５２とを有し、調整器５１が図９のステップＳ１〜Ｓ５に示すキャリブレーションアルゴリズムにしたがって各波形整形回路４２のオフセットとゲインを基準値を用いて調整するようになっている。
【００５７】
具体的な調整手法としては、異なる基準線源としての２４１Ａｍと５７Ｃｏを密封したガンマ線源ＦをＸ線検出器１２の上に設置する。調整器５１は、そのアルゴリズム上で、２４１Ａｍと５７Ｃｏのエネルギに相当する５９．５ｋｅＶと１２２ｋｅＶのそれぞれを中心に所定範囲のエネルギエネルギ領域１，２を設定する。例えば図１０に示すように、一方のキャリブレーション用エネルギ領域１は５６．５〜６２．５ｋｅＶの狭い範囲に、また、もう一方のキャリブレーション用エネルギ領域２は１１９〜１２５ｋｅＶの狭い範囲にそれぞれ選択的に設定される。そこで、調整器５１は、図９に示す手順で、波形整形回路４２のゲインとオフセットとを繰り返して調整し、最終的に各エネルギ領域１，２でカウント値が最大になるように収束させる。一般的には、前述したばらつきに対してオフセットの影響分の方がゲインのそれよりも大きいので、先にオフセット調整を行うと良い。調整器５１は、この調整を全収集画素に対して実行させる。なお、このキャリブレーション作業は、例えばＸ線ＣＴスキャナの据え付け時や定期サービス・メインテナンス時や、起動前の患者に対するスキャン前、など事前に行われる。このキャリブレーションにより、基準値ＴＨに拠るエネルギの弁別結果を極めて高い精度に保持することができる。
【００５８】
（設計例１）
ここで、上述したＸ線ＣＴスキャナ１を現状で最も厳しいと思われるＸ線入射条件での使用を想定したときの、Ｘ線検出器１２にカウンタの設計例とその検出情報の外部への出力例を例示する。
【００５９】
【外１】
2004325183.tif 000003
【００６０】
カウンタ１〜３の総ビット数は４ビット、１５ｃｏｕｎｔまで計測できれば十分で、少し各カウンタ構成に自由度を持たせ、実際は３ビットで、計９ビットあれば十分である。
【００６１】
このため、上述の▲６▼の条件より９ビットのカウント値は、１ビット当り、１３０ｎｓｅｃ／９≒１４．５ｎｓｅｃの転送時間でシリアル信号として出力することができる。１収集画素につき、１ｍｓｅｃでカウントリセットを繰り返して収集される。この収集において、全カウント値の出力に要する時間は１３０ｎｓｅｃと短く、この１３０ｎｓｅｃの期間は、デジタルノイズがチャージアンプなどのアナログ系に飛び込むことを防ぐために、カウント計測を停止したとしても、その影響は無視することができる。
【００６２】
また、上述した▲７▼の基準値ＴＨ１〜３の情報は同一ラインを使ってデータ収集前にプリセットできる構成にしておけば回路構成は簡素にできる。さらに、Ｘ線検出器１２は、検出器モジュールを稠密に並べることでＣＴスキャナ用検出器を構成する場合は、シリアル信号の読出す単位を、各検出器モジュールとする構成にすることができる。
【００６３】
（設計例２）
次に、Ｘ線粒子の入射に応答した電気パルス信号の数を「正確に」（すなわち、入射粒子間の重畳現象の発生を実質的に無視可能な状態で）計測するための収集画素のサイズの設計例を説明する。
【００６４】
【外２】
2004325183.tif 000004
【００６５】
Ｘ線ＣＴスキャナにおいて、パルス計測モードによる再構成の事例は報告が無いので、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）の場合の収集画素サイズを先に計算する。通常、ＳＰＥＣＴでは４ｍｍ×４ｍｍを収集画素とした場合、２０ｋｃｐｓ程度の情報で３０分程度収集を行わないと、良好な再構成画像が得られない。このために必要なトータルカウントは、２００００×３０×６０＝３６Ｍｃｏｕｎｔｓである。
【００６６】
このときの収集画素サイズは１６ｍｍ２なので、Ｘ線ＣＴスキャナの１．５ｍｍ２に換算すると、
【数１】
2004325183.tif 000005
となり、３８４Ｍｃｏｕｎｔｓのカウントが必要になる。
【００６７】
また、Ｘ線ＣＴスキャナの場合、図１１に模式的に示すように、人体を通過しないＸ線も検出器に入射するため、その部分は１００倍程度のＸ線強度になると仮定できる。この仮定を考慮すると、最低でも３８４００ＭｃｏｕｎｔｓのカウントがＸ線粒子が各収集画素に入ってくることを想定する必要がある。
【００６８】
いまの条件によれば、収集時間は０．５ｓｅｃなので、Ｘ線検出器全体としては、
【数２】
３８４００×２＝７６８００Ｍｃｐｓ
のカウントが必要になる。これを１収集画素に換算すると、
【数３】
2004325183.tif 000006
となる。このことから、パルス計測を１０ｋｃｐｓ程度に抑えるためには、
【数４】
2004325183.tif 000007
の面積に抑える必要がある。したがって、各収集画素のサイズは、
【数５】
2004325183.tif 000008
となる。ゆえに、約２００μｍの収集画素サイズに設定しないと、いわゆる「正確な」パルス数の計測は難しいと結論できる。
【００６９】
以上の理由により、本発明では、Ｘ線の入射条件が最も厳しく、収集画素サイズの大小によってのみ「正確」なパルス計測を行おうとするときの、収集画素サイズの上限は約２００μｍである。この上限値は、Ｘ線の入射条件によって変わるもので、かかる条件がもっと緩やかなときには、収集画素サイズの上限ももっと大きくても構わない。
【００７０】
（作用効果）
以上のように、本実施形態に係るＸ線検出器１２によれば、従来の単なるパルス計測モードとは異なり、Ｘ線粒子それぞれが有するエネルギ量で考慮したパルス計測モードでＸ線を検出できる。このパルス計測モードでの検出動作を可能にする主な要因としては、各収集画素に時間的に近接して入射するＸ線粒子のパルス信号が相互に重畳する現象の発生を無視し得る収集画素サイズを採用していること、Ｘ線粒子の入射情報を一度、そのエネルギ量に置き換えて弁別することが挙げられる。
【００７１】
したがって、本実施形態に係るＸ線検出器１２及びこれを搭載したＸ線ＣＴスキャナ１によれば、散乱線の影響が少なくコントラストの明瞭なＣＴ画像を得ることができ、Ｘ線検出器１２及びその後段のチャージアンプ４１から発生する暗電流の影響を回避して、Ｓ／Ｎを大幅に改善した高感度なＸ線検出を行うことができる。さらに、Ｘ線検出感度が高いため、Ｘ線管の管電流を下げて同等又はそれ以上の精度の検出を行うことができるため、被検者のＸ線被曝線量を減らすことができる。また、このようにＸ線管の管電流を下げて使うことで、Ｘ線管の故障も少なくなり、Ｘ線ＣＴスキャナの長寿命化を図ることができる。さらに、従来の積分モードで動作させるＸ線検出器のように大形化及び高コスト化の要因であったＡ／Ｄ変換器が不要になるため、Ｘ線検出器１２の全体として、その構成が簡素化されるとともに、トータルの製造コストも下げることができる。このため、Ｘ線検出器の更なる大形化も可能になる。
【００７２】
さらに、本実施形態に係るＸ線検出器１２は、その半導体セル（センサ部）ＳとしてＣｄＴｅ半導体を用いているので、これにより高精度な検出能も確保される。この検出能について説明する。
【００７３】
現状、Ｘ線を粒子とみなし、それを高速に波形整形した上で、暗電流のレベルを考慮し、最低の閾値レベルを１０ｋｅＶ前後に設定するには、擬似Ｓｃｈｏｔｔｋｙ型のＣｄＴｅが最適である。特に検出器をモノリシック（Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ）構造で構成し、ＣｄＴｅの厚みを０．５ｍｍ〜１．０ｍｍで構成すれば従来のＣｓＩ、Ｇｅ、Ｓｉ、Ｘ線フィルムなどと比較しても、優れたＸ線の検出感度を得ることができる。また、この厚みの場合、例えばガンマ線源である１２２Ｃｏでのエネルギ分解能は８０％以下であり、きわめて良好にエネルギの閾値検出を行うことができる。また、ＣｄＴｅは直接Ｘ線を電荷に変換するため、ＣｓＩのようにフォトダイオードで光電変換する必要がないため、変換ロスが少ない。
【００７４】
これに対し、従来のようにシンチレータを用いる場合、収集画素を形成するには、シンチレータを画素単位に切り、しかもその収集画素間に反射剤を塗り、シンチレーション光を相互にアイソレーションする必要がある。このため、このアイソレーションを無視することができず、デットスペースができる一方で、フォトダイオードに到達する光に一定のロスが生じて、感度低下する原因になる。
【００７５】
これらを総合すると、ＣｄＴｅは他のＸ線検出器に比べ、検出感度の優れた素材といえる。しかも、閾値検出により、設定した最低レベル以下のエネルギは検出しないようにできるため、暗電流が混入したり、より低エネルギ側にシフトする散乱線が自動的に混入したりするという事態も殆ど確実に排除でき、したがって、コントラストの極めて高い画質を得ることができる。
【００７６】
以下、上述したＸ線検出器１２を採用した各種の装置を別の実施形態として説明する。
【００７７】
（第２の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第２の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用した別のＸ線診断装置を、図１２、１３を参照して説明する。
【００７８】
前述したＸ線検出器１２によれば、その収集画素毎に、入射したＸ線の粒子数のカウント値に応じたデータが、しかもそのエネルギ領域別に検出されるので、このカウントデータをエネルギ領域に応じて選択的に画像化することができる。そこで、この実施形態では、このエネルギ領域に応じた選択的な画像再構成を行う機能を有し、薄い造影剤を静脈から投与した場合でも高感度に血管造影を行うことができるＸ線診断装置を説明する。
【００７９】
周知のように、ヨード糸造影剤を用いた冠状動脈描出は心血管の閉塞を検出するには有効であるとして実施されている。しかし、現状の積分モード型のＸ線検出の場合、動脈に造影剤を投入して造影剤濃度の濃い状態で、画像化しないと十分なコントラストが得られないという欠点がある。また、患者の動脈からの注入により、非常に侵襲度の高い検査方法であると言われている。
【００８０】
この状況を改善するために、単色Ｘ線発生装置を利用し、ヨード系造影剤のＫ吸収端エネルギ（３３．１７ｋｅＶ：図１２参照）近辺に単色Ｘ線を絞り、これを患者に照射する撮影法が盛んに研究されている。つまり、この単色Ｘ線を用いて、そのＫ吸収端エネルギよりも大きい及び小さい値のエネルギで画像化し、この画像間でサブトラクションをすることにより、静脈投与で造影剤が薄まった状態でも、鮮明に冠状動脈を描出しようとするものである。しかしながら、この撮影を行うには、単色Ｘ線発生装置のような大掛かりな設備が必要であり、この撮影法を広く普及させるには限界がある。
【００８１】
そこで、本実施形態に係るＸ線診断装置１Ａでは、図１２に示すように、少なくとも３３．１７ＫｅＶのエネルギ位置及びこれを挟んだエネルギ準位の上下２つの位置に３つのエネルギ弁別用の基準値ＴＨ１〜ＴＨ３を設定し、これにより３３．１７ｋｅＶの前後にエネルギ領域１、２を設定する。
【００８２】
このエネルギ領域１，２のカウントデータを選択的に収集し、その２種類のカウントデータを互いにサブトラクションする。これにより、単色Ｘ線で撮影したときとほぼ等価な生データを得ることができるので、この生データを再構成すればよい。なお、２種類のカウントデータを先に各別に再構成した後で、相互にサブトラクションするようにしてもよい。
【００８３】
これを実現するためのＸ線診断装置の構成例を図１３に示す。同図は、前述した図４の構成のうち、異なる部分の概要のみを示す。Ｘ線検出器１２の各検出器ブロック１２Ｊには、エネルギ領域１，２に入るＸ線粒子のカウントデータＫｉ１，Ｋｉ２（ｉ＝１〜Ｎ）をそれぞれ出力するカウンタ４６１，４６２を設ける。このカウントデータＫｉ１，Ｋｉ２は収集画素毎に検出されてコンソール５に送られる。コンソール５に入力したカウントデータＫｉ１，Ｋｉ２は、そのインターフェース２１を通って画素演算回路３１に送られる。この画素演算回路３１は、カウントデータＫｉ１，Ｋｉ２の相互の差分を演算する差分回路３１Ａ、それらを相互に加算する加算回路３１Ｂ、及び、カウントデータＫｉ１、Ｋｉ２それぞれを選択的に通過させる選択回路３１Ｃ、３１Ｄを備える。また、この画素演算回路３１は、コントローラ２０から与えられる切換制御信号ＳＣに応答して、この回路３１Ａ〜３１Ｄのうちの、１つ又はそれ以上の回路を選択的に作動させることができるようになっている。
【００８４】
この画素演算回路３１で演算又は選択されたカウントデータ「Ｋｉ１−Ｋｉ２」、「Ｋｉ１＋Ｋｉ２」、「Ｋｉ１」、及び／又は、「Ｋｉ２」は図４に示す記憶ユニット２２に保管される。再構成ユニット２３は、記憶ユニット２２に保管されているカウントデータのうち、差分演算に係る「Ｋｉ１−Ｋｉ２」を読み出して画像再構成する。これにより、エネルギ領域１，２間のサブトラクション画像が得られるので、造影剤の静脈投与による高感度な血管造影を行なうことができる。
【００８５】
このように、本発明に係るＸ線検出器１２を用いることで、各収集画素の入射Ｘ線粒子のエネルギ領域別の高精度なカウント値を選択的に利用して、冠動脈のみの画像を鮮明に描出することができ、通常の強度のＸ線源を搭載したＸ線診断装置であっても、造影剤を静脈から注入して、冠動脈を画像化できる。患者への負担を通常のルーチン検査並みに減らすことができ、冠動脈撮影を高度医療の領域から開放できるという大きな画期的なメリットが得られる。
【００８６】
なお、本実施形態に係るＸ線診断装置１によれば、上述した差分カウントデータ「Ｋｉ１−Ｋｉ２」に加えて、加算カウントデータ「Ｋｉ１＋Ｋｉ２」、各エネルギ領域別のカウントデータ「Ｋｉ１」及び／又は「Ｋｉ２」をも選択的に収集できる。このため、加算カウントデータ「Ｋｉ１＋Ｋｉ２」によるデータを再構成することで、一般のＸ線診断装置に相当するＸ線画像（すなわち、全スペクトラムを包括的に含むエネルギ量のデータから再構成したＸ線画像）を得るこができる。さらに、エネルギ領域別に選択したカウントデータ「Ｋｉ１」及び／又は「Ｋｉ２」を用いた画像再構成を行うことができる。このように、Ｘ線粒子が有する特定エネルギ成分の画像を選択的に提供できるので、画像情報を先鋭化させて診断に寄与可能になる。
【００８７】
（第３の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第３の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用したＸ線ＣＴスキャナを、図１４、１５を参照して説明する。
【００８８】
このＸ線ＣＴスキャナは、ＩＶＲ−ＣＴと呼ばれている複合装置を、１台のＸ線ＣＴスキャナで担おうとするものである。
【００８９】
近年、ＩＶＲ（Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）技術の急速な進歩により、血管造影アプリケーションも多様化している。このため、血管造影装置と高性能Ｘ線ＣＴスキャナとを組み合わせることにより、従来の患者移送により施行していたＣＴアンギオ検査を一つの撮影室で施行できる、いわゆるＩＶＲ−ＣＴが盛んに使用されるようになってきている。しかしながら、この従来のＩＶＲ−ＣＴには、血管造影装置とＸ線ＣＴスキャナという２種類の装置が必要であるため、全体の装置が非常に大掛かりになり、装置の操作が複雑である、広い設置スペースが必要である、設置コストや運用コストが高いなどの問題があった。
【００９０】
そこで、本実施形態に係るＸ線ＣＴスキャナ１は、図１４に示すように、図１３の構成を採用するとともに、コンソール５の画素データ演算回路３１の出力側に、画素束ね回路３２と切換回路３３とを備える。画素束ね回路３２はＮ個のデータ（ここでは、収集画素毎のカウントデータ「Ｋｉ１−Ｋｉ２」、「Ｋｉ１＋Ｋｉ２」、「Ｋｉ１」、及び／又は、「Ｋｉ２」）を所定数ずつ相互に加算してｊ個のデータを作成する。
【００９１】
この加算により、図１５に示すように、Ｘ線検出器１２における全収集画素が所定数（領域）の画素群毎に束ねられて１つの画素になったことと同等になる。これを詳述すると、本実施形態に係るＸ線検出器１２の収集画素は、前述したように、従来のＣＴスキャナ用Ｘ線検出器のそれに比べて非常に精細に形成されており、例えば２００μｍ×２００μｍのサイズになっている。このため、通常のＸ線平面画像を得るときには、かかる精細な画素をそのまま用いて高精細な画像を得るようにする。一方で、ＣＴ画像を得るときには、この画素サイズは再構成に時間が掛かりすぎる。つまり、画素が精細過ぎるので、幾つかの隣接する画素同士を束ねて１つのデータを出力できるようにする（図のクロスハッチングの部分を参照）。図１５の例では、５×５の収集画素を信号加算により束ねて１つの画素とみなす。これにより、１ｍｍ×１ｍｍの大きさの画素を見かけ上、形成できる。
【００９２】
図１４に戻って、この画素束ね回路３２には、これを迂回する出力ラインＯＬが設けられており、この出力ラインＯＬと画素束ね回路３２の出力ラインとを、切換回路３２により、そのうちの何れか一方を選択して記憶ユニット２２にデータ保管できるようになっている。なお、画素データ演算回路３１及び切換回路３２は、コントローラ２０から与えられる切換制御信号ＳＣ１，ＳＣ２により、それぞれのモード（ＣＴ撮影モード、通常Ｘ撮影モード）に応じて回路切換又はスイッチ切換がなされる。
【００９３】
すなわち、血管描出をＣＴ撮影モードで行うときには、画素データ演算回路３１が差分回路３１Ａに切り換えられ、切換回路３２が画素束ね回路３２の出力ライン側に切り換えられる。一方、通常Ｘ線撮影モードのときには、画素データ演算回路３１が差分回路３１Ａに切り換えられ、切換回路３２が迂回出力ラインＯＬ側に切り換えられる。画素データ演算回路３１の加算回路３１Ｂ又は選択回路３１Ｃ，３１Ｄへの切換は、オペレータが所望するときにコントローラ２０を介して指令される。
【００９４】
このため、本実施形態に係るＩＶＲ−ＣＴ用のＸ線ＣＴスキャナ１によれば、被検体にヨード糸造影剤を静脈に注入し、通常のＸ線撮影を行って平面画像による血管描出を行うことができる。この血管描出は通常Ｘ線撮影モードで実行されるため、収集画素サイズが例えば２００μｍ×２００μｍであり、非常に高精細な画像になる。この段階で、画素データ演算回路３１の回路を差分回路３１Ａに切り換えることで、エネルギ領域を考慮したサブトラクション画像も得ることができる。
【００９５】
これらの適宜に且つ多様な観点から収集した高精細な画像を観察して血管の閉塞状況を把握の後、ターゲットとする血管に対して寝台４を位置決めをした後、すぐにその場でＣＴ撮影モードに切り換えてＣＴ撮影を行うことができる。このＣＴ撮影のデータ収集により、前述したエネルギ領域１、２に分離した再構成画像をサブトラクションしたＣＴ画像を得ることができる。
【００９６】
このように本実施形態に係るＸ線ＣＴスキャナ１によれば、一台の装置で、従来の血管造影装置と高性能Ｘ線ＣＴスキャナの機能を十分に賄うことができる。このため、従来よりも格段に高画質の平面画像を位置決めなどに用いることができるので、位置決め精度が高くなり、その場でＣＴ撮影に移行できるので、患者及び術者双方の負担も著しく軽減される。加えて、設置スペースが少なくてすみ、また設置や運用のためのコストも少なくなるので、病院の設備投資の面でも有利になる。さらに、このＸ線ＣＴスキャナによれば、必要に応じて、通常のＸ線平面画像の収集機能を省くことができ、その代わりに、サブトラクションＣＴ画像により血管のみを精密に３次元表示するようにしてもよい。
【００９７】
（第４の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第４の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用した別のＸ線ＣＴスキャナを、図１６を参照して説明する。
【００９８】
このＸ線ＣＴスキャナは、肺がんの早期発見を目的とする集団検診に適したＸ線ＣＴスキャナに関する。
【００９９】
図１６に、このＸ線ＣＴスキャ１ナの構成例を示す。Ｘ線検出器１２は、その各収集画素に対応して３個のカウンタ４７１〜４７３を備える。このカウンタ４７１〜４７３は、それぞれ、Ｘ線エネルギのスペクトラム上に設定した所定の４個の異なるエネルギ閾値ＴＨ１〜ＴＨ４（図示せず）で分割されるエネルギ領域１〜３のＸ線粒子入射数をカウントし、カウントデータＫｉ１、Ｋｉ２，Ｋｉ３（ｉ＝１〜３）して出力する。これに対して、コンソール５には、インターフェース４８、束ね回路網４９、及びＮ個の収集画素チャンネルに対応した３個の画素束ね回路５０１〜５０３を備える。
【０１００】
各収集画素チャンネルからのカウントデータＫｉ１、Ｋｉ２，Ｋｉ３はインターフェースを介して束ね回路網４９に入力する。束ね回路網４９は、各画素収集チャンネルの３つのカウント出力経路それぞれを３個の画素束ね回路５０１〜５０３にそれぞれ振り分けて入力させるようになっている。
【０１０１】
画素束ね回路５０１〜５０３は、コントローラ２０から与えられる切換制御信号ＳＣ３に応答してＮ個の入力信号を、所望数の相互に隣接する画素群毎に加算する。これにより、収集画素を所望画素数毎に束ねることができる。このとき、画素束ね回路５０１〜５０３は、それぞれ、切換制御信号Ｓ３の指令内容に応じて、束ねる画素数（画素群）を複数種にわたって変更できるようになっている。例えば、基本の収集画素を２００μｍとした場合、束ねない状態で出力する２００μｍのほか、束ねることによる４００μｍ、８００μｍ、および１６００μｍのうちの４種類のうちの所望の値に変更できる。この束ね法はオペレータが選択して指令することができる。
【０１０２】
この画素束ね回路５０１〜５０３は、エネルギ領域１〜３に対する画素束ねを担っている。このため、各画素束ね回路５０１（〜５０３）は、切換制御信号ＳＣ３を介して、例えば４種類の収集画素サイズ２００μｍ、４００μｍ、８００μｍ、および１６００μｍの中から所望サイズのカウントデータを出力できることになる。
【０１０３】
そこで、所望のエネルギ領域別に且つ所望の収集画素サイズ別にカウントデータ蓄積して画像再構成することで、肺がんの特徴描出に適したエネルギ範囲と分解能でＣＴ画像を得ることができる。
【０１０４】
このため、現状の再構成画像の分解能０．５ｍｍ程度が一般的であるが、再構成時間の短縮により、分解能０．１ｍｍ以下の描出も可能となる。また、関心エネルギーウインドウに入るＸ線を使って画像再構成を行うことができるので、肺がんに絞った描出を行うことができ、肺がんに対する検出能が飛躍的に高まる。したがって、真に初期段階の肺ガンの検診が短時間に可能となる。このようなＸ線ＣＴスキャナが普及することで、肺がんの早期発見を目指して集団検診を行うことができる。
【０１０５】
（第５の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第５の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用したマンモグラフィ装置（乳房用Ｘ線撮影装置）を、図１７，１８を参照して説明する。
【０１０６】
Ｘ線を用いて乳ガンを検出する場合、ガンの初期段階で発見したとする観点から、石灰化した微小組織の検出が重要である。石灰化した組織は２０ｋｅＶ前後のエネルギのＸ線に対し、他の正常組織との際立った吸収係数の差を呈するが、ガン化（石灰化）してしまった組織は正常組織との吸収差が少ない。この微小石灰化は、比較的エネルギの低いＸ線に検出感度を有するので、低エネルギのみに絞った平面画像を高いコントラストで撮影する必要がある。
【０１０７】
本実施形態では、図１７に示すように、フィルターを用いた線質を低エネルギ側にシフトさせ、患者被曝線量を、２０ＫｅＶを中心とするエネルギ領域１と、その低エネルギ側のエネルギ領域２に分けた状態でカウントデータをエネルギ領域別に収集するようにする。
【０１０８】
具体的なマンモグラフィ装置の構成は、血管造影のシステムと同じである。エネルギ閾値は例えば、
【外３】
2004325183.tif 000009
に設定する。
【０１０９】
前述した血管造影撮影のときと同様に、エネルギ領域１及び２それぞれから収集したカウントデータを相互にサブトラクションすることで、早期の石灰化した組織のみの高コントラストのＸ線画像を得ることができる。これにより、乳がんも早期に発見可能となる。
【０１１０】
このＸ線画像の場合、１収集画素あたりのＸ線粒子のカウント数をＸ線ＣＴスキャナの場合よりも多くする必要がある。これについては、各収集画素に内蔵するカウンタがオーバーフローする時間を線量強度に応じて算定し、それよりも短い時間でカウンタを定期的にリセットしながら、収集カウントをＸ線爆射時間の間、積分すれば、高カウント値のマンモグラフィ画像を得ることができる。
【０１１１】
従来のマンモグラフィの場合、石灰化した組織を検出するためには、収集画素を細かくし、検出能を上げてやる必要があったが、本実施形態によれば、検出感度が高いので、２００μｍ程度の収集画素サイズでも十分、微小石灰化を描出できる。
【０１１２】
また、本実施形態では、Ｘ線検出器１２をＣｄＴｅ半導体で構成しているので、その検出面（Ｘ線入射面）を検出器端面ぎりぎり（例えば５ｍｍ以内）まで形成することができる。このため、図１８に模式的に示すように、圧迫板６０を用いることにより、極めて広い乳房領域を一度に撮影できる。また、本実施形態の事例の場合、１０ｋｅＶ以下の散乱成分は検出しないため、散乱成分が極めて少なく、コントラストの良いＸ線画像になる。
【０１１３】
（第６の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第６の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用した手荷物検査装置を、図１９を参照して説明する。
【０１１４】
現在、空港などでは、手荷物検査のために、産業用Ｘ線ＣＴスキャナが導入されているが、低感度であるため、Ｘ線強度を上げてやる必要がある。その結果、通常の未現像の写真フィルムが感光してしまうなどの不都合がある。加えて、現状のＸ線ＣＴスキャナは空港の大勢の人の手荷物全部の検査を賄うだけの高速動作はできないので、手荷物検査に時間がかかり過ぎるという問題がある。このため、手荷物の全数を一旦、通常のエックス線で検査し、疑わしい手荷物だけをＸ線ＣＴスキャナで精密に検査しているという状況にあり、手間と時間がかかっている。
【０１１５】
そこで、本実施形態に係る手荷物検査装置７０は、図１９に示すように、架台７１にＸ線管１１と本発明に係るＸ線検出器１２との対を回転可能に設置し、架台７０を貫通する開口部ＯＰをベルトコンベア７２が通過できるようにする。ベルトコンベア７２により一定速度で運搬されてきた手荷物は架台７１の開口部ＯＰを通過するので、Ｘ線管１１とＸ線検出器７２とが開口部ＯＰの周りを回転することで、Ｘ線ＣＴのヘリカルスキャンが可能になる。このスキャンを介して、Ｘ線検出器１２により前述の如く検出されたＸ線粒子数に応じたカウントデータ（エネルギ領域別のカウントデータを含む）が検出される。
【０１１６】
このカウントデータは再構成装置７２に送られる。再構成装置７２は、荷物がガントリ７１を通過し終わる時点までには、そのＣＴ画像データを生成する。このＣＴ画像はモニタ７３に表示され、監視員に提示される。
【０１１７】
また、ＣＴ画像のデータは危険物自動認識装置７４に送られる。これにより、危険物自動認識装置７４は、予め設定した危険物（例えば金属、麻薬）にエネルギ領域を絞ったカウントデータに基づくＣＴ画像のデータを受ける。そこで、危険物自動認識装置７４は、このＣＴ画像に危険物自動認識処理（特徴抽出プログラム）を施して、該当する危険物の有無を自動的に判断し、その結果を異常情報検出提示装置７５に送る。
【０１１８】
本実施形態によれば、かかるＸ線ＣＴスキャナの機能によりリアルタイムに且つ連続的に複数の手荷物を検査することができる。つまり、エネルギ領域別にカウントデータを検出可能なＸ線検出器１２を用いているので、高感度さが要求される危険物検出に適する高エネルギに絞った画像再構成から麻薬などの低エネルギに絞った画像再構成まで幅広く対応可能である。このため、全ての手荷物をＣＴスキャンに連続的にかけることができる。さらに、効率よく且つ無人化して危険物を検出することができる。さらに、現場におけるリアルタイムなＣＴ画像の取得に加え、危険物描出が容易な関心エネルギのみのＣＴ画像を事後に編集することが可能である。これにより、より確度の高い検査を短時間に行なうことができ、目視検査を併用した半自動化の手荷物検査又は完全自動化した手荷物検査が可能にもなる。勿論、検出感度が優れるため、Ｘ線強度をその分下げることができ、未現像の写真フィルムに対する感光の問題も解消される。
【０１１９】
（第７の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第７の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用したパイプライン検査システム７９を、図２０を参照して説明する。
【０１２０】
通常アラスカ、サハリンなど寒冷地に設置された石油パイプラインの亀裂などの検査は困難を極める。この石油パイプラインに沿ってＸ線非破壊検査装置を自動走行させてＸ線非破壊検査が行なえれば一番良いが、しかし、このパイプラインの敷設された環境下でＸ線を発生させることは現実的でない。
【０１２１】
そこで、図２０に模式的に示すように、本実施形態に係るパイプライン検査システム７９は、密封型のガンマ線源を用いる。これは、本発明に係る放射線検出器がエネルギ領域での画像描出が可能なことに拠る。
【０１２２】
具体的には、前述してきたＸ線検出器１２をガンマ線検出に用いるもので、このライン状のガンマ線検出器１２とライン状の密封型ガンマ線源８０とをパイプライン８１を介して対向配置させる。ガンマ線源としては、１２５Ｃｏ，７５Ｓｅ，１３７Ｃｓなどが用いられる。ガンマ線源８０のガンマ線出射側には、ガンマ線を平行に導くコリメータ８２が一体に設けられている。このガンマ線検出器１２及びガンマ線源８０（コリメータ８２）の組を、パイプライン８１の周りに適宜に回転させながら、その長手方向に沿って移動させる走行機構（図示せず）が設けられている。
【０１２３】
これにより、ガンマ線源８０からコリメータ８２を通して平行に照射されたガンマ線がパイプを透過し、トランスミッション像としてガンマ線検出器１２に検出される。この結果、ガンマ線検出器１２からガンマ線の粒子数に応じたカウントデータが得られる。このとき、前述のように、ガンマ線のスペクトラムに対してエネルギ領域を弁別する閾値（例えば２つの閾値ＴＨ１，ＴＨ２とし、そのエネルギ範囲は密封型ガンマ線エネルギの±１０％に設定）が設定される。このため、カウントデータもその閾値で設定されるエネルギ領域に対応したデータになる。
【０１２４】
ガンマ線検出器１２で検出されたカウントデータはメモリ８３を介して電波送信機８４に送られ、位置信号器８５からの位置信号とともに別の場所のアンテナ８６に電波で送信される。アンテナ８６で受けた電波は受信機８７で処理され、この処理された受信データがパイプライン異常検出装置８８に送られる。この異常検出装置８８により、受信データに基づいてＣＴ画像を再構成するなど、適宜な処理を行って、パイプラインの損傷や内部歪などの異常の有無及び内容情報を提供する。
【０１２５】
この結果、パイプに入った亀裂などの画像データを遠隔地で得ることができ、厳しい自然環境の中に設置されたパイプランであっても、それを無人で自動的に検査することができる。
【０１２６】
なお、このような検査は、外部からのガンマ線に対する遮断構造がとれるならば、工場のパイプラインの自動検査にも用いることができる。
【０１２７】
また、本発明に係るＸ線又はガンマ線による検出器を採用したＣＴスキャナを用いて内部構造を検査する例は、パイプラインに限られず、
【外４】
2004325183.tif 000010
に対しても適用可能である。
【０１２８】
例えば、現状のリチュームイオン検査では、電極部の不良検査をＸ線の透視撮影で行なっているが、製品を流すためのピッチタイムが短いため、現状のＸ線撮影時間では長すぎる。そこで、同じＸ線非破壊検査装置を３台併設し、検査工程のみ３つの工程に平行分離して行なっていたが、本願発明に係る放射線検出器を用いることにより、１台の非破壊検査装置で検査をこなせるようになる。加えて、より検査に適したエネルギのみに基づいてコントラストの高い画像を得るから、不良品を高精度に抽出することができる。従って、検査にかけるコストを大幅に削減することが可能となる。
【０１２９】
また、金属製品の内部構造をＣＴで分析する場合、Ｘ線のエネルギが高くないとＸ線は金属を通過できないので、従来では、非常にコントラストの低いＸ線画像しか得られず、ＣＴをかかる分析に使用することはあまり行われていなかった。しかし、本発明の放射線検出器によれば、関心エネルギを峻別できるので、例えば高エネルギ成分だけの再構成画像を得ることができ、Ｘ線ＣＴであっても、内部構造をより鮮明に描出できる。
【０１３０】
さらに、切り出した木材を、前述した手荷物検査システムと同様の構成のシステムで検査することで、木材の内部の空洞の有無を知ることができる。これにより、木材内部の構造を確実に知ることができ、木材加工の能率アップや材木製品の品質安定に寄与する。
【０１３１】
このように、本発明に係るＸ線検出器は、あらゆるＸ線非破壊検査の分野において、著しく高感度であること、及び、エネルギ領域の峻別が可能であることによって、その優れた有用性を発揮することができる。
【０１３２】
（第８の実施形態）
次に、本発明の放射線撮像システムに係る第８の実施形態として、本発明に係るＸ線検出器を採用したＸ線天文学用の２次元画像システムを、図２１を参照して説明する。
【０１３３】
最近のＸ線天文学の進歩の中で、エネルギに分けたＸ線画像の撮影が宇宙の構造解析（成分分析）には不可欠である。
【０１３４】
そこで、図２１に示すように、宇宙空間の静止軌道上に打ち上げられた人工衛星により、２次元画像システム９０のセンサ装置９１を宇宙空間に滞在させる。このセンサ装置９１は、本発明に係るＸ線検出器１２を用いる。このＸ線検出器１２は、０．５ｍｍ厚の擬似ＳｃｈｏｔｔｋｙＣｄＴｅピクセル検出器で成り、これを−２０℃まで冷却して使用するようになっている。これにより、このＸ線検出器１２は、Ｘ線感度が高いことに加え、現状では検出感度は低いがエネルギ分解能としては最も優れているＧｅ検出器並みのエネルギ分解能を有する。したがって、Ｘ線天文学のような厳密性を要する検出器としても前例のない特性を示すことができる。
【０１３５】
このＸ線検出器１２のＸ線入射面にはコリメータ９２が設置される。また、この検出器１２に設ける処理回路では、少なくとも特性Ｘ線を捕捉することができるように、エネルギ領域をＭ段（Ｍは、２以上の正の整数）に設定している。
【０１３６】
そこで、Ｘ線検出器１２からのカウントデータは特性Ｘ線検出回路９３に送られ、この検出回路９３により、そのカウントデータがエネルギ領域別に検出されて、Ｍ個のエネルギ別用のメモリ９４１〜９４Ｍに分けて記憶される。この記憶データは切換器９５により、シリアル信号に変換され、送信機９７を介して地球アンテナ９８に向けて送信される。なお、ＣＰＵ９９は、処理回路の各回路の動作を制御する。
【０１３７】
地球アンテナ９８に送られたデータは、受信機１００及びメモリ１０１を経て処理・表示装置１０２に送られ、特性Ｘ線を観測するための所定の処理に付される。
【０１３８】
このようなシステム構成にすることにより、常時観測したい方向にＸ線検出器１２を向け、その天台付近から発する特性Ｘ線を関心エネルギ毎に同時に画像化して捕えることができる。このため、時々刻々と変化する天台の様子を時系列に捕えるような観測を地球上で行うことができる。つまり、このＸ線検出器１２は、一度に、複数のエネルギのＸ線画像を同時に捉えることができるので、瞬時のバースト現象を捉える必要があるＸ線天文学用の２次元センサとしても好適に機能する。
【０１３９】
（作用効果のまとめ）
以上のように、本発明に係るＸ線検出器は、ＣｄＴｅ半導体を用いて、２００μｍ前後の画素をＭｏｎｏｌｉｔｈｉｃ構造で構成し、これに検出器の背面にはみ出さずにチャージアンプを含む処理回路をＡＳＩＣ化して設けて成る。この検出器により、Ｘ線を粒子とみなし、各Ｘ線粒子が入射毎に発生するイオナイズされた電気信号をチャージアンプで検出させる。この検出信号をパルス整形回路に送り、そのピーク値がエネルギに比例する信号を発生させ、これを複数の比較器に入力させる。これらの比較器で、複数のエネルギ閾値（ＤＣ電圧）との比較を行わせ、入射粒子のエネルギが所定エネルギを超えたかどうかについてエネルギ領域毎に判定させる。各エネルギ領域に入ったエネルギの粒子数をそれぞれカウントさせる。したがって、Ａ／Ｄ変換器を設けずに、各エネルギ領域での出力をデジタル値で得ることができる。
【０１４０】
このようなパルス数を計測する方法によれば、エネルギ閾値は暗電流より高いレベルに設定されるため、積分型に比べてＳ／Ｎの極めて良い画像が得られる。また各画素の大きさは２００μｍと小さいため、各画素に入射するＸ線粒子数の数え落とし特性の現れる１（Ｋｃｏｕｎｔ／ｓｅｃ）よりはるかに下回るため、数え落としもなく、計測することができる。
【０１４１】
通常、ＣＴ画像を得るために必要な画素サイズは１ｍｍ前後であるから、収集画素をその検出単位にするには、例えば２００μｍの画素サイズの検出器出力を２５個束ねれば（加算すれば）、等価的に数え落としなく出力を得ることができる。
【０１４２】
また、もともとの画素が２００μｍの場合、その出力をそのまま束ねずに出力することにより、Ｘ線の平面画像を得ることもできる。これはＩＶＲ−ＣＴで代表される医療用Ｘ線ＣＴスキャナと通常のＸ線診断装置を１台のＣＴスキャナでこなせることを意味しており、大幅な設置スペースや装置コストなどの削減を実現することができる。
【０１４３】
同じく手荷物検査用の非破壊検査機器では、まずは通常のＸ線透過画像で疑わしき手荷物を見つけ、これをＣＴスキャナで精密に判定するような手順を踏んでいるが、本発明によれば、１台のＣＴスキャナで最初からＸ線透視画像が得られるので、コスト、設置スペース、スループットなど面で極めて有利である。
【０１４４】
また、そのあるエネルギを超えたＸ線粒子のみを計測しているため、人体などで散乱して検出器に入るＸ線がＸ線管より発せられるＸ線よりエネルギが小さくなっており、散乱線の混入割合の低い画像を得ることができる。
【０１４５】
複数のエネルギ閾値を設けてやることにより、スキャン後に、再構成データを編集することにより、例えば高エネルギ画像、低エネルギ画像、あるいは、ある範囲のエネルギのみの画像を任意に選択的に再構成することもできる。
【０１４６】
Ｘ線検出器はＣｄＴｅ半導体を用いているので、現状のＧＯＳやＣｓＩのフォトダイオードを含めた検出器系と比べて、その検出感度に優れている。このため、Ｘ線管のＸ線強度を落としても、それまでと同程度の感度の画像が得られる、被検者の被曝も抑えることができる。
【０１４７】
空港の手荷物検査などで使用されるＸ線ＣＴスキャナでは、写真のフィルムを手荷物内に入れていると感光してしまうため、手荷物内には未現像のフィルムを入れることは禁止されているが、Ｘ線の量を減らせれば、感光のリスクも低減させることができる。
【０１４８】
ＣｄＴｅ半導体を用いたＸ線検出器は、放射線を直接電気信号に変換し、かつカウント値としてデジタル信号を出力するため、従来存在していたフォトダイオードとＡ／Ｄ変換器が不要になり、かつ、その後段の回路構成が簡素化される。また、このＸ線検出器はＭｏｎｏｌｉｔｈｉｃ構造を採用しているため、電極の形成がすなわち画素の形成となり、シンチレータによる画素の形成に比べて工数が少なくて済む。このため、トータルとして製造コストを大幅に低減できる。
【０１４９】
なお、パルスカウントをベースにシステムを構築する場合、各収集画素に対する波形整形回路からのパルス（エネルギ値に比例）のゲイン、オフセットのばらつきとエネルギ閾値（ＤＣ電圧）の相対的な関係が極めて重要で、これが精度良く設定されていななければ、ＣＴ画像のアーチファクトの大きな原因となり、実用化は難しくなる。そこで本発明では、実際のＸ線源のエネルギ領域に近い密封型のガンマ線源である２４１Ａｍ（５９．５ＫｅＶ）と１２２Ｃｏ（１２２ＫｅＶ）をリファレンスとして用い、検出器の出力調整の段階で各画素の回路系のゲイン及びオフセットを計測し、それに見合った精度の良いエネルギ閾値の設定をプログラム化して対処する。このプログラムを装置据え付け時などの適宜なタイミングでキャリブレーションとして実行することで、かかるばらつきを確実に抑制して、アーチファクトを抑制した高品質のＣＴ画像を確保できる。
【０１５０】
なお、本発明に放射線検出器及び放射線撮像システムは、上述した実施形態に記載の構成及びその変形例の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものである。例えば、Ｘ線検出器は、前述したように集電電極により収集画素の位置及びサイズが決まるモノシリック構造において、前述した各実施形態のように、収集画素が２次元配列（図２参照）になるものみに限定されず、例えば図２２（ａ），（ｂ）に示すように、収集画素を１次元配列の検出器、又は、２次元配列の検出器を積層してなる３次元配列の検出器であってもよい。さらに、同図（ｃ）に示すように、所望のサイズを有する１個の画素（入射ウィンドウ）であっても、放射線粒子がこの入射ウィンドウに複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能であれば、使用可能である。
【０１５１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る射線検出方法、放射線検出器、及び、放射線撮像システムによれば、医療用から産業用まで広範囲の分野にわたって応用可能であって、散乱線の影響を大幅に減らして高コントラストを確保し、且つ、暗電流の影響を排して極めて高いＳ／Ｎを確保することで非常に高い検出感度を有するとともに（放射線の被曝量も減）、センサ部により検出された信号を処理する回路の回路規模を積分モードで動作するＸ線検出器に比べて大幅に減らして小形化図ることができる。
【０１５２】
また、放射線のエネルギに応じた検出を行うことができるなど、１台の装置で多様な種類の放射線の検出に対応可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の放射線撮像システムとしてのＸ線ＣＴスキャナの一実施形態の概略を示す説明図。
【図２】Ｘ線ＣＴスキャナに搭載したＸ線検出器の概略を示す斜視図。
【図３】数え落とし特性を説明する入力カウント数、対、出力カウント数のグラフ。
【図４】Ｘ線検出器を中心としたＸ線ＣＴスキャナの電気的な概略構成を示すブロック図。
【図５】収集画素単位で形成するＸ線検出の処理回路を説明する図。
【図６】入射Ｘ線粒子のエネルギ弁別から、そのカウント動作までを説明するタイミングチャート。
【図７】通常のＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギスペクトラムと閾値との関係を示すグラフ。
【図８】収集画素毎に実施するキャリブレーションを説明するブロック図。
【図９】キャリブレーションの処理の手順の一例を説明する概略フローチャート。
【図１０】キャリブレーションのリファレンス設定を説明する図。
【図１１】Ｘ線管から曝射されたＸ線の典型的な経路を説明する図。
【図１２】血管造影のための閾値設定を説明する図。
【図１３】本発明に係る放射線撮像システムの第２の実施形態としての、血管造影を行うＸ線診断装置の部分ブロック図。
【図１４】本発明に係る放射線撮像システムの第３の実施形態としての、ＩＶＲ−ＣＴを行うＸ線ＣＴスキャナの部分ブロック図。
【図１５】複数の収集画素の束ねを説明する図。
【図１６】本発明に係る放射線撮像システムの第４の実施形態に係る、肺がんの集団検診が可能なＸ線ＣＴスキャナの部分ブロック図。
【図１７】本発明に係る放射線撮像システムの第５の実施形態としてのＸ線撮影装置で実行されるマンモグラフィのためのＸ線スペクトラムと閾値設定との関係を説明する図。
【図１８】圧迫板を用いたマンモグラフィの様子を説明する図。
【図１９】本発明に係る放射線撮像システムの第６の実施形態としての手荷物検査システムを示す概略ブロック図。
【図２０】本発明に係る放射線撮像システムの第７の実施形態としてのパイプライン検査システムを示す概略ブロック図。
【図２１】本発明に係る放射線撮像システムの第８の実施形態としてのＸ線天文学用の２次元画像システムを示す概略ブロック図。
【図２２】Ｘ線検出器の収集画素配列の別の例を説明する図。
【符号の説明】
１  Ｘ線ＣＴスキャナ（放射線撮像システム）
１Ａ  Ｘ線診断装置（放射線撮像システム）
１１  Ｘ線管（放射線源）
５  コンソール
１２  Ｘ線検出器（放射線検出器）
１２Ｊ  検出器ブロック
２０  コントローラ
２２  記憶ユニット
２３  再構成ユニット
３１  画素データ演算回路
３２  画素束ね回路
３３  切換回路
４１  チャージアンプ
４２  波形整形回路
４３  比較器
４４  エネルギ領域振分回路
４５  カウンタ
４６  カウンタ
４７  カウンタ
４９  束ね回路網
５０  画素束ね回路
５１  調整器
５２  メモリ
７０  手荷物検査システム
７９  パイプライン検査システム
９０  Ｘ線天文学用の２次元画像システム
Ｓ  半導体セル
ＡＳ  ＡＳＩＣ層
Ｅ１  荷電電極
Ｅ２  集電電極
Ｃ  処理回路
【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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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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