(57)【要約】【課題】雑音の影響を低減し、放射線を高精度で短時間に計測でき、放射線の検出効率を向上させ、患者に対する放射線の被曝を低減することが可能な放射線検出装置を提供する。【解決手段】放射線検出素子４、カップリングコンデンサ１、増幅部６及び第１電源５を具備する放射線検出装置を用いる。ここで、放射線検出素子４は、一端において接地され、パルスで照射される放射線に対応する電気信号を出力する。カップリングコンデンサＣ１は、一端において放射線検出素子４の他端に接続されている。増幅部６は、カップリングコンデンサＣ１の他端に接続され、放射線検出素子４からカップリングコンデンサＣ１を介して入力されるその電気信号を積分して出力する。第１電源５は、放射線検出素子４に対してカップリングコンデンサＣ１と並列に接続され、バイアス電圧を印加する。【選択図】　　　図１
2004125532.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
一端において接地され、入射される放射線に対応する電気信号を出力する放射線検出素子と、
一端において前記放射線検出素子の他端に接続されたカップリングコンデンサと、
前記カップリングコンデンサの他端に接続され、前記放射線検出素子から前記カップリングコンデンサを介して入力される前記電気信号を積分して出力する増幅部と、
を具備する、
放射線検出装置。
【請求項２】
前記放射線は、パルスで照射される、
請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項３】
前記放射線検出素子に対して前記カップリングコンデンサと並列に接続され、バイアス電圧を印加する第１電源と、
を更に具備する、
請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
【請求項４】
前記増幅部は、
入力端子において前記カップリングコンデンサの他端に接続された演算増幅器と、
一端において前記演算増幅器の前記入力端子に接続され、他端において前記演算増幅器の出力端子に接続されたコンデンサと、
一端において前記演算増幅器の前記入力端子に接続され、他端において前記演算増幅器の前記出力端子に接続された第１スイッチと、
を具備し、
前記第１スイッチは、所定の条件に基づいてオンになり、前記コンデンサに蓄積された電荷を開放する、
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項５】
前記放射線検出素子による放射線の検出後に、前記第１スイッチをオンにするように前記第１スイッチを制御する制御部を更に具備し、
前記第１スイッチは、前記制御部の制御に基づいてオンになり、前記コンデンサに蓄積された電荷を開放する、
請求項４に記載の放射線検出装置。
【請求項６】
前記放射線検出素子と前記第１電源との間に設けられた第２スイッチと、
を更に具備し、
前記制御部は、前記放射線検出素子による前記放射線の検出後に、前記第２スイッチで前記放射線検出素子と前記第１電源とを電気的に接続して前記カップリングコンデンサを充電し、前記放射線検出素子が前記放射線の検出を行うとき、前記第２スイッチで前記放射線検出素子と前記第１電源との接続を切断する、
請求項３に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
前記放射線検出素子を含む複数の放射線検出素子と、
一端を前記複数の放射線検出素子の各々に、他端を前記第１電源に接続され、前記複数の放射線検出素子の各々毎に設けられた整流素子と、
を更に具備し、
前記第２スイッチは、前記複数の放射線検出素子の内の少なくとも二つを含むグループ毎に一つ設けられている、
請求項６に記載の放射線検出装置。
【請求項８】
一端を前記第２スイッチに、他端を前記第１電源に接続された第３スイッチと、
一端を前記第２スイッチに、他端を前記第１電源に接続された電気抵抗と、
を更に具備し、
前記制御部は、前記第２スイッチをオンにして、所定の時間経過後に、前記第３スイッチをオンにする、
請求項７に記載の放射線検出装置。
【請求項９】
前記放射線検出素子は、電荷発生型である、
請求項３、６乃至８のいずれか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項１０】
前記放射線検出素子は、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２及びＰｂＩ２の少なくとも一方を含む、
請求項９に記載の放射線検出装置。
【請求項１１】
カップリングコンデンサと、
前記カップリングコンデンサの一端に接続され、前記カップリングコンデンサを間欠的に充電する充電手段と、
前記カップリングコンデンサの前記一端に接続され、前記カップリングコンデンサが充電されない期間に、前記カップリングコンデンサの電位を用いて入射する放射線を計測する検出手段と、
前記カップリングコンデンサ他端に接続され、前記カップリングコンデンサの電荷の変化を増幅する増幅手段と、
を具備する、
放射線検出装置。
【請求項１２】
放射線源と、
請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
を具備する、
放射線医療装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出装置に関し、特に、半導体で形成された放射線検出素子を有する放射線検出装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
半導体を用いた放射線検出素子が知られている。放射線検出素子による放射線の検出は、照射により素子内部に発生する電荷を外部に取り出すことにより行われる。それらを、例えば、Ｘ線ＣＴ装置用の放射線検出素子として使用する場合、現行機器においては図１５の放射線検出器１０１に例示される回路構成を用いている。
ここで、図１５は、その放射線検出素子を有する放射線検出器を含む放射線検出装置の構成を示す図である。その放射線検出装置は、入射された放射線に対応して電気信号を出力する放射線検出器１０１と、電気信号をデータ処理するデータ処理部１０２とを備える。放射線検出器１０１は、入射された放射線に対応した電荷を発生する放射線検出素子１０４と、電荷を引き出すバイアス電源１０５と、電荷を電圧に変換し増幅して出力する増幅部１０６とを備える。放射線検出素子１０４としては、ＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅが例示される。増幅部１０６は、帰還抵抗Ｒ１００と、増幅器１０７で構成された電流電圧変換回路である。そして、照射器１０３のＸ線源１０８から放射線（Ｘ線を含む）を照射される。
【０００３】
放射線検出素子１０４は、入射した放射線の電離作用を利用して、その強度を電離電流、或いは電荷量に換算する機能がある。図１５に示す放射線検出器１０１においては、入射した放射線により生じた電離電流を負帰還抵抗Ｒ１００と増幅器１０７で構成された電流電圧変換回路により電圧に変換し、その強度を計測する。この回路（増幅器１０７）における出力電圧Ｅｏｕｔは次式で求められる。
Ｅｏｕｔ＝−Ｉｄｅｔ×Ｒ１００
ただし、Ｉｄｅｔ：放射線検出素子１０４に生じた電流。
【０００４】
第１６図は、図１５の放射線検出装置でＸ線を計測した結果を示すグラフである。横軸は計測時間であり、縦軸は信号強度である。
この計測例から判るように、放射線により放射線検出素子１０４に生じる電離電流について、図１５のような電流電圧変換増幅器（増幅器１０７）を介して電圧信号に変換した場合、第１６図に示されたような雑音を含む信号が出力される。これは主としてＸ線源１０８のＸ線管球において生じる雑音で、管球電流の増減によりその雑音レベルも増減する。更に、Ｘ線管球に印加される高圧を作り出す高圧電源より生じる雑音もこの雑音に加わる。高精度の計測を行うためには、これらの雑音成分を除去して、真の放射線により生じた電圧レベルを求める必要がある。
【０００５】
図１６に示されるような電圧信号の雑音を除去するのに、図１５の増幅部１０６の後段に低域通過型のフィルタ回路１０９を設ける方法がある。
図１７は、増幅部１０６の後段にフィルタ回路（抵抗Ｒ２００及びコンデンサＣ１００）を設けた放射線検出装置の構成の一例を示す図である。低域通過型のフィルタとしてはパッシブ、或いはアクティブ回路の何れも用いることができる。図１７の回路例では、抵抗Ｒ２００、コンデンサＣ１００により構成されている１次のパッシブ低域通過型のフィルタ回路を示している。この回路の時定数は、抵抗Ｒ２００とコンデンサＣ１００との積で表される。この時定数が長いほど、精度が高まる。
【０００６】
図１８は、図１７のフィルタ回路へのステップ状の入力信号と、その出力信号との関係を示すグラフである。横軸は時間であり、縦軸は信号強度であり、入力の曲線は入力信号、出力の曲線は出力信号を示す。図１８において、ステップ状の入力信号に対して、出力信号の立ち上がりは緩やかになる。フィルタ回路への入力信号ＥＦｉｎと出力信号ＥＦｏｕｔとの関係は、
ＥＦｏｕｔ＝ＥＦｉｎ（１−ｅｘｐ（−ｔ／τ））
ただし、τ＝Ｒ２００×Ｃ１００（時定数）
となる。この式から出力信号ＥＦｏｕｔが入力信号ＥＦｉｎの９９％に達するには４．６τ、９９．９％に達するには６．９τの時間が必要となる。すなわち、計測の精度を上げるために、雑音を除去するフィルターを用い、時定数を長くすることで、系の応答速度が遅くなる。そのため、数τに相当する時間が余分に必要となる。また、図１８中斜線で示した入力信号が欠落し、放射線検出素子１０４の検出信号を出力信号に変換する変換効率が低下してしまう。
この現象は、特に、パルス状あるいは周期的な放射線が放射線検出素子へ照射される場合に影響が大きい。
【０００７】
計測にかかる時間が長くかかることは、高速化の妨げになる。特に、放射線検出装置を放射線医療用に用いる場合、計測にかかる時間が長くかかると、その分、患者に対して余計な放射線を被曝させることになり、患者の負担が増大してしまう。
【０００８】
雑音の影響が少なく、放射線を高精度で計測する技術が求められている。放射線の検出効率を向上する技術が求められている。放射線を短時間に計測する技術が望まれている。患者に対して余計な放射線を被曝させない技術が望まれている。
【０００９】
関連する技術として、特開平８−１５２４７８号公報（特許文献１参照）に、放射線検出器の技術が開示されている。この技術の放射線検出器は、差動増幅器と、放射線センサ素子と、第１のキャパシタ及び第１のスイッチ素子と、第２のキャパシタ及び第２のスイッチ素子と、制御手段とを備えたことを特徴とする。
ここで、差動増幅器は、第１及び第２の入力端と、第１及び第２の出力端を有する。そして、第１及び第２の入力端間の電圧を増幅し、第１及び第２の出力端間の電圧として出力する。放射線センサ素子は、差動増幅器の第１の入力端に接続している。第１のキャパシタ及び第１のスイッチ素子は、差動増幅器の第１の入力端と第１の出力端間にそれぞれ並列に接続している。第２のキャパシタ及び第２のスイッチ素子は、差動増幅器の第２の入力端と第２の出力端間にそれぞれ並列に接続している。制御手段は、第１のスイッチ素子と、第２のスイッチ素子を同時にオフする。
この技術では、スイッチ素子や放射線センサ素子に生じる寄生容量の影響を排除し、放射線の検出誤差を低減することを目的としている。
【００１０】
【特許文献１】特開平８−１５２４７８号公報
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の目的は、雑音の影響が少なく、放射線を高精度で計測することが可能な放射線検出装置を提供することである。
また、本発明の他の目的は、放射線検出素子における放射線の検出効率の向上した放射線検出装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、放射線を、精度を落とすことなく短時間に計測することが可能な放射線検出装置を提供することである。
また、本発明の別の目的は、患者を被検体とする放射線医療において、患者に対して余計な放射線を被曝させない放射線検出装置を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
以下に、［発明の実施の形態］で使用される番号・符号を用いて、課題を解決するための手段を説明する。これらの番号・符号は、［特許請求の範囲］の記載と［発明の実施の形態］との対応関係を明らかにするために付加されたものである。ただし、それらの番号・符号を、［特許請求の範囲］に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【００１３】
従って、上記課題を解決するために、本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）と、カップリングコンデンサ（Ｃ１）と、増幅部（６）とを具備する。
放射線検出素子（４）は、一端において接地され、入射される放射線に対応する電気信号を出力する。カップリングコンデンサ（Ｃ１）は、一端において放射線検出素子（４）の他端に接続されている。増幅部（６）は、カップリングコンデンサ（Ｃ１）の他端に接続され、放射線検出素子（４）からカップリングコンデンサ（Ｃ１）を介して入力されるその電気信号を積分して出力する。
増幅部（６）が積分型であるので、フィルタ回路が不要であり、時間的な遅れを生じることなく計測できる。そして、電荷は全て積分されるので、放射線検出素子（４）で発生した電荷を欠落させることなく、全て受信することが出来る。すなわち、放射線を高精度で、かつ、短時間に計測することが可能となる。
また、カップリングコンデンサ（Ｃ１）により、放射線検出素子（４）に存在するリーク電流（直流成分）を遮断することが可能となる。すなわち、放射線を低雑音で計測することが可能となる
ここで、放射線検出素子（４）は、入射される放射線に対応する電気信号を出力する半導体装置（半導体素子）に例示される。放射線は、Ｘ線やγ線を含む。また、各構成の間の接続は、電気的な接続を含む。
【００１４】
また、本発明の放射線検出装置は、その放射線が、パルスで照射される。
カップリングコンデンサ（Ｃ１）は、パルス状（あるいは周期的）の放射線で、より効果的に機能する。
【００１５】
また、本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）に対してカップリングコンデンサ（Ｃ１）と並列に接続され、バイアス電圧を印加する第１電源（５）を更に具備する。
バイアス電圧が必要な放射線検出素子（４）においても、放射線の検出の際、時間的な遅れを生ず、電荷を全て積分できる。従って、放射線検出素子（４）で発生した電荷を全て受信することが出来る。また、カップリングコンデンサ（Ｃ１）により、放射線検出素子（４）に存在するリーク電流を遮断し、放射線を低雑音で計測することが可能となる。加えて、カップリングコンデンサ（Ｃ１）により、バイアス電圧が増幅部（６）により増幅されるのを防ぎ、放射線検出素子（４）で発生した電荷と等価な量の電荷が増幅部（６）に蓄積され正確な計測を行うことが出来る。
【００１６】
また、本発明の放射線検出装置は、増幅部（６）が、演算増幅器（７）と、コンデンサ（Ｃ２）と、第１スイッチ（ＳＷ１）とを具備する。
ここで、演算増幅器（７）は、入力端子においてカップリングコンデンサ（Ｃ１）の他端に接続されている。コンデンサ（Ｃ２）は、一端において演算増幅器（７）のその入力端子に接続され、他端において演算増幅器（７）の出力端子に接続されている。第１スイッチ（ＳＷ１）は、一端において演算増幅器（７）のその入力端子に接続され、他端において演算増幅器（７）のその出力端子に接続されている。
そして、第１スイッチ（ＳＷ１）は、所定の条件に基づいて、オンになり、コンデンサ（Ｃ２）に蓄積された電荷を開放する。
適切なタイミングで、適切にコンデンサ（Ｃ２）を開放するので、コンデンサ（Ｃ２）が飽和することなく継続的に計測が出来る。スイッチは、リレーのような機械的なスイッチや、トランジスタ、ダイオードのような電子的なスイッチを含む。
また、所定の条件は、所定の時間経過後、所定の周期、放射線の検出後（後述）に例示される。
【００１７】
更に、本発明の放射線検出装置は、制御部（１１）を具備する。
ここで、制御部（１１）は、放射線検出素子（４）によるその放射線の検出後に、第１スイッチ（ＳＷ１）をオンにするように第１スイッチ（ＳＷ１）を制御する。そして、第１スイッチ（ＳＷ１）は、制御部（１１）の制御に基づいてオンになり、コンデンサ（Ｃ２）に蓄積された電荷を開放する。
すなわち、前記放射線検出素子による放射線の検出後に、コンデンサ（Ｃ２）を適切に開放するので、検出の漏れがなく、かつ、コンデンサ（Ｃ２）が飽和することなく継続的に計測が出来る。ただし、放射線検出素子（４）による放射線の「検出後」とは、放射線源（８）からの放射線の照射が停止した場合（シャッター等での放射線の遮断を含む）や、被検体を透過した透過放射線を放射線検出素子（４）の手前のシャッターで遮断した場合、放射線源（８）の放射線の照射方向が変わり、透過放射線が放射線検出素子（４）に入射しなくなった場合などに例示される。
「検出後」は、その後に放射線の検出を再開しても良い。例えば、放射線がパルス状の場合には、パルスの周期に合わせて、周期的に検出と非検出＝「検出後」とが繰り返されることになる。また、その場合、一パルス毎に検出と「検出後」とを繰り返しても良いし、複数パルス毎に繰り返しても良い。
【００１８】
更に、本発明の放射線検出装置は、第２スイッチ（ＳＷ３）を更に具備する。
ここで、第２スイッチ（ＳＷ３）は、一端において放射線検出素子（４）と第１電源（５）との間に設けられている。
そして、制御部（１１）は、放射線検出素子（４）によるその放射線の検出後、第２スイッチ（ＳＷ３）で放射線検出素子（４）と第１電源（５）とを電気的に接続してカップリングコンデンサ（Ｃ１）を充電する。また、放射線検出素子（４）がその放射線の検出を行うとき、第２スイッチ（ＳＷ３）で放射線検出素子（４）と第１電源（５）との接続を切断する。
すなわち、放射線の検出中において、放射線検出素子（４）のバイアス電圧を、第１電源（５）ではなくカップリングコンデンサ（Ｃ１）から供給することにより、Ｘ線検出時の第１電源（５）から放射線検出素子（４）への電荷の流入を無くすことが出来る。すなわち、雑音の原因の一つが無くなり、より正確に放射線の計測することが出来る。
【００１９】
更に、本発明の放射線検出装置は、複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）と、整流素子（Ｄ１〜Ｄｎ）とを更に具備する。
ここで、複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）は、放射線検出素子（４）を含む。整流素子（Ｄ１〜Ｄｎ）は、一端を複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）の各々に、他端を第１電源（５）に接続され、複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）の各々毎に設けられている。
そして、第２スイッチ（ＳＷ３）は、複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）の内の少なくとも二つを含むグループ毎に一つ設けられている。
複数の放射線検出素子（４１〜４ｎ）から発生する電荷を、同時かつ正確に計測することが出来る。そして、部品点数を削減することが出来る。
【００２０】
更に、本発明の放射線検出装置は、第３スイッチ（ＳＷ４）と、電気抵抗（Ｒ２）とを更に具備する。
ここで、第３スイッチ（ＳＷ４）は、一端を第２スイッチ（ＳＷ３）に、他端を第１電源（５）に接続されている。電気抵抗（Ｒ２）は、一端を第２スイッチ（ＳＷ３）に、他端を第１電源（５）に接続されている。
そして、制御部（１１）は、第２スイッチ（ＳＷ３）をオンにして、所定の時間経過後に、第３スイッチ（ＳＷ４）をオンにする。
検出器負荷抵抗（Ｒ１１〜Ｒ１ｎ）がないので、そこで発生する熱量をなくすことが出来る。そして、部品点数を削減することが出来る。
【００２１】
更に、本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）が、電荷発生型である。
【００２２】
更に、本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）が、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２及びＰｂＩ２の少なくとも一方を含む。
放射線に対する検出効率は物質の密度に関連しており、実効原子番号の高いＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２及びＰｂＩ２を含む放射線検出素子（４）は、放射線検出に適している。
【００２３】
更に、本発明の放射線検出装置は、カップリングコンデンサ（Ｃ１）と、充電手段（５）と、検出手段（４）と、増幅手段（６）とを具備する。
ここで、充電手段（５）は、カップリングコンデンサ（Ｃ１）の一端に接続され、カップリングコンデンサ（Ｃ１）を間欠的に充電する。検出手段（４）は、カップリングコンデンサ（Ｃ１）のその一端に接続され、カップリングコンデンサ（Ｃ１）が充電されない期間に、カップリングコンデンサ（Ｃ１）の電位を用いて入射する放射線を計測する。増幅手段（６）は、カップリングコンデンサ（Ｃ１）の他端に接続され、カップリングコンデンサ（Ｃ１）の電荷の変化を増幅する。
すなわち、放射線の検出中において、検出手段（４）のバイアス電圧を、充電手段（５）でなくカップリングコンデンサ（Ｃ１）から供給することにより、Ｘ線検出時の充電手段（５）から検出手段（４）への電荷の流入を無くすことが出来る。すなわち、雑音の原因の一つが無くなり、より正確に放射線の計測することが出来る。
【００２４】
上記課題を解決するために、本発明の放射線医療装置は、放射線源（８）と、上記各項のいずれか一項に記載の放射線検出装置とを備える。
ここで、放射線医療装置は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）や、放射線を利用したイメージング装置に例示される。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明である放射線検出装置の実施の形態に関して、添付図面を参照して説明する。
本実施例において、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に使用される放射線検出装置を例に示して説明する。ただし、他の用途に使用される、他のγ線やＸ線のような放射線を検出する半導体型の放射線検出装置についても同様に適用可能である。
なお、各実施の形態において同一又は相当部分には同一の符号を付して説明する。
【００２６】
（実施例１）
本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における構成について説明する。
図１は、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における構成を示す図である。放射線検出装置は、入射された放射線に対応して出力電圧を出力する放射線検出器１、出力電圧をデータ処理するデータ処理部２及び制御部１１を備える。そして、照射器３のＸ線源８から照射される放射線（本実施例では、Ｘ線）、あるいは、そのＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。
【００２７】
放射線検出器１は、入射された放射線に対応した出力電圧を出力する。放射線検出素子４、バイアス電源５、検出器負荷抵抗Ｒ１、カップリングコンデンサＣ１及び増幅部６を備える。
放射線検出素子４は、入射される放射線に対応した電荷（電子及び正孔）を生成することにより、放射線量を検出する、電荷発生型である。電荷は、バイアス電圧により、放射線量に対応する電気信号として外部へ取り出される。放射線検出素子４は、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２、ＰｂＩ２のいずれか一つを少なくとも含む半導体素子に例示される。
【００２８】
第１電源としてのバイアス電源５は、放射線検出素子４において、放射線の入射により生成する電荷（電子及び正孔）を効率よく取り出すため、すなわち、放射線検出素子４から電気信号を出力しやすくするために、放射線検出素子４へ印加するバイアス電圧用の電源である。放射線検出素子４に検出器負荷抵抗Ｒ１を介して電気的に接続され、バイアス電圧を供給する。
ただし、放射線検出素子４としての半導体検出素子においては、ある一定のバイアス電圧以上において、入射したエネルギーと放射線検出素子４に生じ外部に取り出すことの出来る電荷量との比率（検出効率）は殆ど変化しない性質を持っている。バイアス電圧はこの電圧レベル以上に設定される。
【００２９】
検出器負荷抵抗Ｒ１は、バイアス電源５と放射線検出器４との間に接続されている。雑音源となるため、出来るだけ大きい値を取ることが好ましい。雑音は、放射線検出素子４からの漏洩電流による検出器負荷抵抗Ｒ１における電圧降分に例示される。この雑音は、検出器負荷抵抗Ｒ１を大きくし、漏洩電流の大きさを無視できるようにすることで対処できる。すなわち、雑音特性の観点から、検出器負荷抵抗Ｒ１は出来るだけ高い方が好ましい。
【００３０】
カップリングコンデンサＣ１は、一端を放射線検出素子４と検出器負荷抵抗Ｒ１との間に、他端を増幅部６に電気的に接続されている。放射線検出素子４から増幅部６への電気信号の直流成分（放射線検出素子４に存在するリーク電流）及びバイアス電圧をカットする。放射線検出素子４に生じた電荷を効率よく増幅部６に伝達するためには、出来るだけ大きな容量であることが好ましい。放射線検出素子４から出力される電気信号が間欠的（パルス状）な場合に用いる。
【００３１】
増幅部６は、放射線検出素子４から出力された電気信号（電流）を測定の容易な大きさへ増幅する。そして、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力する。増幅部６は、一端をカップリングコンデンサＣ１に、他端をデータ処理部２に電気的に接続されている。
増幅部６として、コンデンサＣ２及びアンプ７を含む積分回路（電荷増幅器）を用いている。その理由について、図２を用いて説明する。
【００３２】
図２は、増幅部６における入力信号と出力信号との関係を示すグラフである。縦軸は信号強度であり、横軸は時間である。パルス状の放射線を検出した放射線検出素子４からのパルス状の入力信号に対して、出力信号は、その入力信号を積分した値となっており、パルス状の入力信号が０になったところで、一定の出力信号となる。その増幅部６での出力信号Ｅ１ｏｕｔは、
Ｅ１ｏｕｔ＝−（Ｑ１ｉｎ／Ｃ２）
ただし、Ｑ１ｉｎ：一つのパルス状Ｘ線に対して放射線検出素子４に生じた電荷となる。この増幅部６の回路は、完全積分型であるので、フィルタ回路が不要であり、時間的な遅れ（時定数）を考慮する必要がない。そして、電荷は全て積分されるので、放射線検出素子４で発生した電荷を欠落させることなく、受信することが出来る。
なお、第１スイッチとしてのスイッチＳＷ１は、アンプ７に対してコンデンサＣ２と並列に接続されている。放射線検出素子４の検出動作中はオフである。検出動作終了後はオンとなり、コンデンサＣ２に蓄積した電荷を開放する。制御部１に制御される。スイッチＳＷ１は、トランジスタ（ＦＥＴ、ＭＯＳ）、ダイオードのような電子的なスイッチに例示される。
【００３３】
図１を参照して、データ処理部２は、出力電圧（Ｅ１ｏｕｔ）をデータ処理する。増幅部６から出力される出力電圧（Ｅ１ｏｕｔ：アナログ信号）をＡ／Ｄ変換した後、所定のデータ処理を行う。制御部１１に制御される。
【００３４】
制御部１１は、スイッチＳＷ１のオン／オフ（開閉）、Ｘ線源８によるＸ線の照射、データ処理部２のデータ取得のタイミングを制御する。すなわち、Ｘ線源８によるＸ線照射及び放射線検出素子４による検出動作と、コンデンサＣ２の開放と、データ処理部２のデータ取得が適切なタイミングで行われるように制御する。
【００３５】
照射器３は、放射線を照射する。本実施例では、所定の周期を有するパルス状のＸ線を照射するＸ線源８を含む。照射のタイミングや照射線量は、制御部１１に制御される。
ここで、放射線は、放射線医療に用いられる粒子線や電磁波である。放射線は、Ｘ線やγ線に例示される。
【００３６】
次に、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態の動作について、図１を参照して説明する。
図１において、制御部１１は、スイッチＳＷ１を開（オフ）とする制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。これにより、スイッチＳＷ１は開となり、コンデンサＣ２の両極は遮断される。ほぼ同時に、制御部１１は、Ｘ線を照射させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線を照射し、放射線検出素子４が、そのＸ線のうち被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。そして、放射線検出素子４は、バイアス電圧により、検出した透過Ｘ線の量に対応した電気信号（電荷）を出力する。
【００３７】
放射線検出素子４から出力された電気信号（電荷）は、カップリングコンデンサＣ１を介して、増幅部６へ出力される。そして、増幅部６において、放射線検出素子４から出力された全ての電荷が積分される。
【００３８】
所定の時間経過後、制御部１１は、Ｘ線の照射を停止させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線の照射を停止する。そして、放射線検出素子４は、透過Ｘ線の検出を行わなくなる。その時、制御部１１は、データ処理部２へ増幅部６の出力電圧を取得するための制御信号を出力する。データ処理部２は、出力電圧（Ｅ１ｏｕｔ）を取得する。その後、制御部１１は、スイッチＳＷ１を閉（オン）とする制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。コンデンサＣ２は、両極が短絡され、電荷が開放される。
【００３９】
本実施例では、増幅部６の回路が完全積分型であるので、フィルタ回路が不要であり、時間的な遅れを生じることなく計測できる。また、電荷は全て積分されるので、放射線検出素子４で発生した電荷を欠落させることなく、受信することが出来る。すなわち、放射線を高精度で、かつ、短時間に計測することが可能となる。
【００４０】
そして、短時間の計測が可能であること、パルス状のＸ線を用いている場合、入射するＸ線の検出後におけるデータ処理の間はＸ線を停止すること、などにより、放射線医療において、患者に対しする放射線（Ｘ線）の被曝を低減することが出来る。
【００４１】
また、パルス状のＸ線を用いる場合や、パルス的に放射線検出素子４から電気信号が出力される場合などで、カップリングコンデンサＣ１により、放射線検出素子４に存在するリーク電流を遮断することが可能となる。すなわち、放射線を低雑音で計測することが可能となる。
また、カップリングコンデンサＣ１により、バイアス電圧が増幅部６（電荷増幅器）により増幅されるのを防ぎ、放射線検出素子４で発生した電荷と等価な量の電荷が電荷増幅器に蓄積され正確な計測を行うことが出来る。
【００４２】
なお、本実施例では、１つの放射線検出素子４について説明しているが、本発明がその数に制限されるものではなく、放射線検出器１中において、複数の放射線検出素子４が集合したセンサアレイとしても同様に適用可能である。
【００４３】
図１の例において、放射線検出素子４が、バイアス電源の不要な素子である場合には、図３に示すような構成となる。
図３は、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における他の構成を示す図である。本構成では、放射線検出素子４ａがフォトダイオードのような起電力発生型であること、それに伴いバイアス電源５及びカップリングコンデンサＣ１を用いないことが図１の実施例と異なる。その他の構成及び動作は、図１の実施例と同様であるのでその説明を省略する。
【００４４】
本図の構成によっても、カップリングコンデンサＣ１の効果以外で、図１の実施例と同様の効果を得ることが出来る。また、放射線検出素子４ａが起電力発生型なので、バイアス電源５やそれに伴う検出器負荷抵抗Ｒ１や配線等が不要となる。そして、装置の簡略化、小型化が可能となる。
【００４５】
また、図１の例において、Ｘ線源８が連続的にＸ線を照射する場合には、放射線検出素子４から出力される電気信号をパルス状にすることで対応できる。それを示しているのが図４である。
図４は、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における更に他の構成を示す図である。本構成では、Ｘ線源８が連続的にＸ線を照射すること、放射線検出素子４とカップリングコンデンサＣ１との間に、制御部１１に制御されたスイッチＳＷ２が入っていることが図１の実施例と異なる。そして、スイッチＳＷ２のオン／オフにより、放射線検出素子４から擬似的なパルス状の電気信号をカップリングコンデンサＣ１及び増幅部６へ出力している。その他構成及び動作は、図１の実施例と同様であるのでその説明を省略する。
【００４６】
本図の構成によっても、連続的にＸ線を照射しているにもかかわらず、パルス状のＸ線を照射する図１の実施例と同様の効果を得ることが出来る。
【００４７】
図１の例において、放射線検出素子４が、バイアス電源の不要な素子であり、Ｘ線源８が連続的にＸ線を照射する場合には、図５に示すような構成となる。
図５は、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における別の構成を示す図である。本構成では、放射線検出素子４ａがフォトダイオードのような起電力発生型であること、それに伴いバイアス電源５及びカップリングコンデンサＣ１を用いないこと、Ｘ線源８が連続的にＸ線を照射すること、放射線検出素子４と増幅部６との間に、制御部１１に制御されたスイッチＳＷ２が入っていることが図１の実施例と異なる。そして、スイッチＳＷ２のオン／オフにより、放射線検出素子４から擬似的なパルス状の電気信号を増幅部６へ出力している。その他の構成及び動作は、図１の実施例と同様であるのでその説明を省略する。
【００４８】
本図の構成によっても、連続的にＸ線を照射しているにもかかわらず、カップリングコンデンサＣ１の効果以外で、パルス状のＸ線を照射する図１の実施例と同様の効果を得ることが出来る。また、放射線検出素子４ａが起電力発生型なので、バイアス電源５やそれに伴う検出器負荷抵抗Ｒ１や配線等が不要となる。そして、装置の簡略化、小型化が可能となる。
【００４９】
ここで、本発明の放射線検出装置が適用されるＸ線ＣＴ装置の実施の形態について、医療診断分野に適用した場合を一例に、図１０〜図１４を参照して説明する。
図１０は、Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置２１は、被検体である患者２２を水平に寝かせるベッド２３と、患者２２を乗せたベッド２３が通過可能に開口した測定装置本体２４を備えている。ベッド２３は、患者２２の頭部から足先を通る軸線Ｐが延びる方向に移動するようにスライド２５に取り付けられており、駆動装置２６により往復運動する。
【００５０】
測定装置本体２４について、図１１及び図１２を参照して説明する。
図１１は、図１０におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体２４の構成を示す図である。測定装置本体２４は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８とを備えている。Ｘ線発生装置２７は、患者２２の軸線Ｐを中心とする同心円の周方向に稠密に多数配置されている。個々のＸ線発生装置２７は、電子銃２９と、この電子銃２９から照射された電子ビームを受けてＸ線１００を発生させるターゲット３０（図１０参照）を備えている。検出器２８は、このＸ線発生装置２７から照射されて患者２２を透過したＸ線１００を検出する。そして、全てのＸ線発生装置２７は、それらの外側を覆うように環状に形成された真空チャンバ３１に収容されている。
【００５１】
図１２は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８との位置関係を示す図である。検出器２８は、軸線Ｐを中心に円筒形状となるように形成したセンサアレイホルダ用のリング２８ａの内面に、Ｘ線１００を検出する多数のセンサアレイ２８Ｌθを、互いにそれぞれ絶縁して軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θへ、稠密にかつ整列的に配置した、いわゆるセンサアレイ２８Ｌθの集合体である。検出器２８が、ベッド２３の移動方向に所定幅を有した円筒形状に形成されていることから、Ｘ線発生装置２７は、リング２８ａの外側から検出器２８の内面のセンサアレイ２８Ｌθに向かってＸ線１００の照射を可能とするために、検出器２８に対して軸線Ｐに沿う方向に、相対的にずれた位置に配置される。
【００５２】
なお、具体的にこの検出器２８は、例えばセラミックスなどの絶縁体に、カドミウム−テルル（Ｃｄ−Ｔｅ）系の合金を蒸着やメッキなどで付着させた後、エッチングあるいはレーザ加工などにより、個々のセンサアレイに分割することで、製造することが出来る。このとき、各センサアレイ２８Ｌθを内面から見た形状は、矩形であっても良いし、六角形であっても良い。なお、検出器の形態は、Ｘ線を効率よくかつ緻密に検出できるものであれば良いので、前述の材料や製造方法に限定されるものではない。
検出器２８は、その他にＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２、ＰｂＩ２を用いた検出器に例示される。
【００５３】
また、図１０を参照して、電子銃２９には、電子ビームの出射を制御する電子銃ドライブ回路３２が各々接続されている。各々の電子銃ドライブ回路３２は、Ｘ線発生制御装置３３によって、電子ビームを出射するタイミング、すなわちＸ線１００が照射されるタイミングが制御される。
【００５４】
図１３を用いて、Ｘ線発生装置２７の構成を詳説する。
図１３は、Ｘ線発生装置２７の構成を示す図である。Ｘ線発生装置２７は、３極Ｘ線管と同様に、大きく分けて陰極４１（電子銃２９）、陽極４３及び格子（グリッド）４２から構成される。すなわち、加熱により熱電子を放出するフィラメントにより構成される陰極４１と、加速された電子が衝突するターゲット３０を備え衝突によりＸ線を発生させる陽極４３と、加速された電子の進路を電気的に開閉するための格子４２からなり、陰極４１と陽極４３の間に高電圧を印加するようにしたものである。Ｘ線は、ターゲット面の電子が衝突する部分から発生するもので、このＸ線の衝突する陽極４３表面を焦点と称している。
【００５５】
陰極４１は、コイル状に巻かれたものを線状に張ったフィラメントを有する。このフィラメントは、電流により加熱されて熱電子を放出する。陽極４３は、陰極４１及び陽極４３間に印加された高電圧によりフィラメントから放出された電子を吸引し、高速度に加速させて衝撃を受け、Ｘ線を発生させるための電極であり、例えば銅等の熱伝導の良い物質で作られている。
【００５６】
また、陽極４３の先端にはターゲットとしてタングステン板が埋め込まれており、ターゲット上に収束された電子が衝突する面が焦点となる。高速度の電子がそのターゲット原子内部に突入して運動を阻止されることにより、その運動エネルギーの一部がＸ線として放出される。すなわち、Ｘ線発生時には、陰極４１から陽極４３に向けて照射された電子ビーム４４が、陽極４３に当たると、陽極４３からその表面の角度に応じて反射する方向に扇状Ｘ線が照射されるようになっている。
【００５７】
Ｘ線発生装置２７では、陰極４１と陽極４３との間に格子４２を配置することで、電子ビームの陰極４１から陽極４３への射出を制御している。すなわち、図１３（ａ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させない場合、電子ビームをゲートである格子４２にて通過させないよう、格子４２に負のバイアス電圧が印加される。又、図１３（ｂ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させる場合、電子ビームを格子４２にて通過させるよう、負のバイアス電圧が除去される。なお、格子４２で電子ビームを絞ることにより、フォーカルスポットサイズを小型化することが出来る。
【００５８】
図１０を参照して、検出器２８には、画像信号ディジタイザ３４が接続されている。この画像信号ディジタイザ３４は、任意のＸ線発生装置２７からＸ線１００を照射したときに検出器２８で検出されるＸ線１００の座標情報を出力する。なお、この画像信号ディジタイザ３４は、検出器２８のある領域毎に複数の画像信号ディジタイザ３４を設けても良いし、一つの画像信号ディジタイザ３４で検出器２８全体を受け持つように構成されていても良い。画像信号ディジタイザ３４から出力されたＸ線１００の座標情報は、測定制御装置３５によって、どのＸ線発生装置２７から照射されたＸ線１００によるものか特定され、その情報とともにデータ収録装置３６に収録される。データ収録装置３６に１断層分の画像の情報が収録されたら、データ処理装置３７によって断層画像が構成される。また、データ処理装置３７には、モニタ５０が接続されており、構成された断層画像などの情報を見ることが出来る。
【００５９】
検出器２８は、軸線Ｐに沿う方向に幅を有した円筒形状に形成されており、センサアレイ２８Ｌθが軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θに多数配列されているので、Ｘ線発生装置２７からの一度のＸ線照射で、検出器２８の円筒面の内面に沿って広がる範囲にＸ線の検出情報が得られる。すなわち、一週分の撮像動作によって複数の断層画像を得ることが出来る。また、任意のＸ線発生装置２７から一回Ｘ線を患者２２に照射した、いわゆるＸ線透過画像も得ることが出来る。
【００６０】
さらに、被検体の周りから線状のＸ線を照射して得られた線状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに、２次元平面である断層画像を構成する方法と同様に、被検体の周りからある面積範囲にＸ線を照射して得られた平面状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来るので、データ収録装置３６に収録された情報をもとに３次元の像を構成することができる。
【００６１】
次に、Ｘ線発生装置の制御系統について説明する。
図１４は、Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。測定制御装置３５とＸ線発生制御装置３３との間には、モード設定指示手段としてのモード設定指示器３８が設けられている。このモード設定指示器３８は、Ｘ線発生制御装置３３に対して指示を出し、それにより、指示に応じた電子銃２９とその電子銃ドライブ回路３２につながるスイッチ装置３９のスイッチ素子が開閉される。スイッチ装置３９は、各電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎに個別に対応して、これらに直列に接続されたスイッチ素子３９１〜３９ｎを有している。そして、Ｘ線発生制御装置３３とスイッチ装置３９とを有して各Ｘ線発生装置２７の使用の有無を選択するＸ線発生制御手段が形成されている。そのため、例えばスイッチ素子３９ｍを接続（閉状態）とすることで、電源４０から電力が供給され、電子銃ドライブ回路３２ｍに電子銃２９ｍが制御されて電子ビームを出射する。従って、このモード設定指示器３８は、どのスイッチ素子をどういった順番で接続するかという指示をＸ線発生制御装置３３に出すことで、シリアルスライスモード、シングルスライスモード、セクタースライスモード及びシングルスライスモードなどの選択が出来るとともに、これらの各モードにおいて単線源撮像モード又は多線源同期撮像モードをそれぞれ選択できる。
【００６２】
シリアルスライスモードは、このＸ線ＣＴ装置２１のベッド２３の移動速度とＸ線発生装置２７によるＸ線１００の出射位置を同期させ、患者２２に対してＸ線１００を出射位置が螺旋状に移行するように撮像するモードである。従って、このシリアルスライスモードでは、体積検査するための複数の断層画像（シリアルスライス）や３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００６３】
シングルスライスモードは、患者２２の軸線Ｐの方向の任意の位置に対して、Ｘ線１００の出射位置を順次切り換えて一周分撮像するモードである。従って、このシングルスライスモードでは、検出器２８が円筒形状をしているので、所望する位置とそれに隣接する位置の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００６４】
セクタースライスモードは、撮影者が指定する任意の角度範囲内にあるＸ線発生装置２７を順次切り換えて患者２２の任意の部位を撮像するモードである。このとき、ベッド２３を同期させて移動させても良い。従って、このセクタースライスモードでは、例えば、頭の一部分や、心臓や胃などの臓器など必要な部分の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を得ることが出来る。また、ベッド２３を同期させて移動させることで、任意の部位の体積検査に必要な断層画像やその部位の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００６５】
シングルショットモードは、撮影者が指定する任意の角度のＸ線発生装置２７から患者２２に対して一回だけＸ線を照射するモードである。本実施の形態のＸ線ＣＴ装置２１の検出器２８は円筒形状であるので、このシングルショットモードで、いわゆるＸ線透過撮像装置と同様の撮影を任意の角度で行うことが可能である。
【００６６】
そして、上記のモード設定指示器３８で、各モードの内から単線源撮像モードを選択するとき、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置２７が一つ選択され、多線源同期撮像モードを選択すると、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置７が複数選択される。
【００６７】
同様に、シリアルスライスモードやシングルスライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、ある間隔を置いて離れたＸ線発生装置２７、好ましくは図１１に示される検出器２８において、複数のＸ線発生装置２７ａ、２７ｂから照射されたＸ線１００ａ、１００ｂが重ならない位置関係のＸ線発生装置２７、具体的な例を挙げると、線源を３つに設定したときは１２０°、線源を４つに設定したときは９０°、線源を５つに設定したときは７２°など、等間隔に離れたＸ線発生装置２７から、同時にＸ線１００が照射される。そして、これらのＸ線発生装置２７を同時に順次切り換えて撮像して得られた情報をもとに断層画像や３次元の立体像が構成される。
【００６８】
また、セクタースライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、撮影者が指定した複数の部位について指定した角度分だけ同時に撮像する。一例として、左右の腎臓を同時に撮像する場合などが挙げられる。
【００６９】
以上のように構成されていることで、このＸ線ＣＴ装置２１は、例えば、患者２２に対して多線源同期撮像のシリアルスライスモードですばやく体積検査をした後、精密検査が必要な部位については、そのまま患者２２を動かすことなく、引き続いて単線源撮像のセクタースライスモードやシングルショットモードで直ぐに検査するといった使用方法が出来る。この場合、精密検査が必要な部位を特定するための断層画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量は、Ｘ線透過画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量よりも低い被曝線量で行うことが出来るので、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００７０】
また、このＸ線ＣＴ装置２１は、円筒形状の検出器２８を備えているので、一度の撮像でより多くの断層画像を構成することが出来るとともに、検出されたＸ線の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来る。さらに、同じ箇所を繰返し撮像した情報を得ることで、３次元の動きのある立体像を構成することが出来るため、より詳しい検査をすることが出来る。
【００７１】
さらに、シリアルスライスモード、シングルスライスモードで撮像したときに得た各Ｘ線発生装置７毎の情報が、シングルショットモードで撮像することで得られる情報と同等である場合は、所望する角度のＸ線透過画像をシリアルスライスモードやシングルスライスモードで撮像したときの情報から得ることが可能であるため、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００７２】
従って、このＸ線ＣＴ装置２１は、患者２２の断層画像及び、それに基づく必要なＸ線透過画像を一度の検査で得ることが出来るとともに、患者２２に必要以上の被曝線量を与えない。すなわち、このＸ線ＣＴ装置２１は、最小限の被曝線量で、必要な検査情報を得ることが出来る。
【００７３】
上記Ｘ線ＣＴ装置２１において、図１等の照射器３は、図１０における測定装置本体２４のＸ線発生装置２７、チャンバ３１、電子銃ドライブ回路３２に対応する。図１等の放射線検出器１は、図１０における測定装置本体２４の検出器２８に対応する。また、図１等のデータ処理部は、図１０における測定制御装置３５（一部）、データ収録装置３６、データ処理装置３７に対応する。そして、図１等の制御部１１は、測定制御装置３５（一部）、モード設定指示器３８、Ｘ線発生制御装置３３、スイッチ装置３９に対応する。
【００７４】
（実施例２）
本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成について説明する。図６は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。放射線検出装置は、入射された放射線に対応して出力電圧を出力する放射線検出器１、出力電圧をデータ処理するデータ処理部２及び制御部１１を備える。そして、照射器３のＸ線源８から照射される放射線（本実施例では、Ｘ線）、あるいは、そのＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。
【００７５】
図１（実施例１）においては、検出器負荷抵抗Ｒ１及びカップリングコンデンサＣ１は、出来るだけ大きいものであることが好ましい。ところが、カップリングコンデンサＣ１と検出器負荷抵抗Ｒ１の積は、放射線検出素子４に印加されるバイアス電源５の時定数を構成している。そのためカップリングコンデンサＣ１及び検出器負荷抵抗Ｒ１が大きいほど、その積である時定数が大きくなる。それにより、Ｘ線の照射で放射線検出素子４に流れる電荷により生じるバイアス電圧Ｅｄｅｔ（放射線検出素子４とカップリングコンデンサＣ１との接続点での電圧）の低下分を元に復帰するに要する時間が、長くかかることになる。すなわち、１回（のパルス）のＸ線の照射後、元のバイアス電圧Ｅｄｅｔに復帰するには長い時間が掛かることとなる。
パルス状のＸ線源８を用いたＸ線ＣＴ装置の場合、Ｘ線照射期間、データ収集のためのＸ線照射停止期間が繰り返される。照射停止期間は同時に増幅部６’の初期状態にリセット（スイッチＳＷ１を閉（オン））する期間に当てられる。このＸ線照射停止期間の時間がバイアス電源５の時定数に比して極めて短い場合には、この間に初期のバイアス電圧Ｅｄｅｔに復帰することは困難である。
【００７６】
本実施例では、上記のようなＸ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返されるため、図１（実施例１）の構成では時定数の面から対応が困難な場合に対応することが出来る。
すなわち、放射線検出素子４によるＸ線の検出時には、バイアス電源５を遮断し、カップリングコンデンサＣ１の電圧をバイアス電圧として用いる。それにより、検出器負荷抵抗Ｒ１には、漏洩電流が流れないので検出時の雑音をなくすことが出来る。また、Ｘ線照射停止期間においては、バイアス電源５を接続してカップリングコンデンサＣ１を充電し、バイアス電圧を維持する。その際には、放射線検出素子４によるＸ線の検出が行われていないので、漏洩電流を考慮する必要が無く、検出器負荷抵抗Ｒ１を小さくしても問題が無い。従って、検出器負荷抵抗Ｒ１を小さくして時定数を小さくすることが出来、Ｘ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返される場合でも、バイアス電圧Ｅｄｅｔを初期の値に復帰させることが可能となる。
【００７７】
以下、詳細に説明する。
放射線検出器１は、入射された放射線に対応した出力電圧を出力する。放射線検出素子４、バイアス電源５、検出器負荷抵抗Ｒ１、スイッチＳＷ３、カップリングコンデンサＣ１及び増幅部６’を備える。
【００７８】
第１電源としてのバイアス電源５は、スイッチＳＷ３が閉（オン）のとき、カップリングコンデンサＣ１を充電する。充電で生じる電圧を、放射線検出素子５のバイアス電圧として利用する。あるいは、放射線検出素子４において、放射線の入射により生成する電荷（電子及び正孔）を効率よく取り出す（放射線検出素子４から電気信号を出力しやすくする）ために、放射線検出素子４へバイアス電圧を印加する。スイッチＳＷ３及び検出器負荷抵抗Ｒ１を介して、カップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４に電気的に接続されている。
【００７９】
検出器負荷抵抗Ｒ１は、スイッチＳＷ３と放射線検出器４との間に接続されている。放射線検出素子４のＸ線検出時にはバイアス電源５を切り離すので、雑音源となることはない。従って、カップリングコンデンサＣ１を高速に充電するために、時定数の関係から低い値にすることが好ましい。
【００８０】
第２スイッチとしてのスイッチＳＷ３は、一方をバイアス電源５に、他方を、検出器負荷抵抗Ｒ１を介してカップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４に、電気的に接続されている。そして、スイッチＳＷ３は、閉（ＯＮ）で、バイアス電源５とカップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４との間の接続を行う。制御部１１に制御される。スイッチＳＷ３は、トランジスタ（ＦＥＴ、ＭＯＳ）、ダイオードのような電子的なスイッチに例示される。
【００８１】
カップリングコンデンサＣ１は、一端を放射線検出素子４と検出器負荷抵抗Ｒ１との間に、他端を増幅部６’に、電気的に接続されている。放射線検出素子４から増幅部６’への電気信号の直流分（放射線検出素子４に存在するリーク電流）及びバイアス電圧をカットする。また、バイアス電源５により充電され、充電で生じる電圧を、放射線検出装置４の検出動作中のバイアス電圧として利用する。従って、放射線検出素子４が放射線を検出している間に、放電し尽くさないために十分な容量を有する。
【００８２】
本実施例の放射線検出器１の回路においては、Ｘ線の照射前に放射線検出素子４の動作に必要なバイアス電圧（Ｅｄｅｔ）を予め印加（カップリングコンデンサＣ１を充電）しておく。
ただし、放射線検出素子４としての半導体検出素子においては、ある一定のバイアス電圧Ｖｂｉａｓ以上において、入射したエネルギーと検出素子に生じ外部に取り出すことの出来る電荷量との比率（検出効率）は殆ど変化しない性質を持っている。バイアス電圧（Ｅｄｅｔ）がこの電圧Ｖｂｉａｓ以上に設定されるように、バイアス電源５及びカップリングコンデンサＣ１を設定することが好ましい。
そして、入射するＸ線により、放射線検出素子４にＱｉｎの電荷が発生したとすると、Ｅｄｅｔは、次式で示すＥｄｅｔ’となる。
Ｅｄｅｔ’＝Ｅｄｅｔ−Ｑｉｎ／Ｃ１
従って、Ｅｄｅｔ’をＸ線の計測の間、Ｅｄｅｔ’≧Ｖｂｉａｓに保ち、放射線検出素子４に生じた電荷を効率よく増幅部６’に伝達するためには、カップリングコンデンサＣ１は出来るだけ大きいことが好ましい。
【００８３】
増幅部６’は、放射線検出素子４から出力された電気信号（電流）を測定の容易な大きさへ増幅する。そして、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力する。増幅部６’は、一端をカップリングコンデンサＣ１に、他端をデータ処理部２に電気的に接続されている。増幅部６’として、スイッチＳＷ１、コンデンサＣ２及びアンプ７を含む積分回路（電荷増幅器）を用いている。その理由は、実施例１に説明した通りである。
【００８４】
制御部１１は、スイッチＳＷ１、スイッチＳＷ３の開閉、Ｘ線源８がＸ線を照射するタイミングを制御する。すなわち、Ｘ線源８によるＸ線照射及び放射線検出素子４による検出動作と、バイアス電源５のカップリングコンデンサＣ１への充電と、コンデンサＣ２の開放とが適切なタイミングで行われるように制御する。
【００８５】
Ｘ線源８、放射線検出素子４は、実施例３と同様であるので、その説明を省略する。
【００８６】
次に、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作について、図７を参照して説明する。
図７は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作を示すタイミングチャートである。横軸は時間であり、縦軸は各電気信号のＯＮ／ＯＦＦ又はそれによる動作である。
ここで、時間ｔ００（〜時間ｔ０１直前）において、
スイッチＳＷ３は、ＯＮであり、バイアス電源５により、カップリングコンデンサＣ１に電荷が蓄積される。
Ｘ線源８は、Ｘ線を照射していない。
スイッチＳＷ１は、ＯＮであり、コンデンサＣ２の両端の電極が短絡されることにより電荷は開放され、コンデンサＣ２の電荷はない。
（１）時間ｔ０１
制御部１１は、スイッチＳＷ３をＯＦＦにするための制御信号をＳＷ３へ出力する。スイッチＳＷ３は、ＯＦＦとなる。このカップリングコンデンサＣ１の充電による電圧が、放射線検出素子４のＸ線検出中でのバイアス電圧となる。
（２）時間ｔ０２
制御部１１は、スイッチＳＷ１をＯＦＦにするための制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。スイッチＳＷ１は、ＯＦＦとなり、コンデンサＣ２における両電極の間の短絡が終了する。
（３）時間ｔ０３
制御部１１は、Ｘ線を照射させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線を照射し、放射線検出素子４が、そのＸ線のうち被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。そして、放射線検出素子４は、検出した透過Ｘ線の量に対応した電荷を発生する。すなわち、放射線検出素子４は、透過Ｘ線の通常の検出動作を行う。放射線検出素子４で発生した電荷は、カップリングコンデンサＣ１を介して増幅部６’へ入力される。その電荷が変動により、増幅部６’において、スイッチＳＷ１がＯＦＦの間（時間ｔ０２〜時間ｔ０７）で、Ｘ線を照射させる制御信号をＸ線源８へ出力させている時間（時間ｔ０３〜時間ｔ０４）において、放射線検出素子４で発生した電荷がコンデンサＣ２に蓄積される。すなわち、増幅部６’において、放射線検出素子４で発生した電荷が、積分され、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力される。
（４）時間ｔ０４
制御部１１は、Ｘ線の照射を停止させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線の照射を停止する。そして、放射線検出素子４は、透過Ｘ線の検出を行わなくなる。
（５）時間ｔ０５〜時間ｔ０６
データ処理部２により、出力電圧Ｅｏｕｔが計測される。その際、すなわち、増幅部６’において、放射線検出素子４での電荷の発生分が、時間ｔ０２〜時間ｔ０６だけ積分され、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力される。
また、時間ｔ０６で、制御部１１は、スイッチＳＷ３をＯＮにするための制御信号をＳＷ３へ出力する。スイッチＳＷ３は、ＯＮとなり、カップリングコンデンサＣ１への電荷の蓄積が開始される。
（６）時間ｔ０７
制御部１１は、スイッチＳＷ１をＯＮにするための制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。これにより、スイッチＳＷ１は、ＯＮとなり、コンデンサＣ２の両電極が短絡される。
（７）時間ｔ１０
時間ｔ１０は、時間ｔ００と同等である。Ｘ線のパルス照射の継続に対応して、上記（１）〜（６）を繰り返す。
【００８７】
本実施例により、実施例１と同様の効果を得ることが出来る。
また、放射線検出素子４の検出動作時のバイアス電圧は、カップリングコンデンサＣ１に蓄積された電荷により供給し、かつ、Ｘ線検出中はスイッチＳＷ３をオフにすることにより、放射線検出素子４の透過Ｘ線検出による電荷の変動に伴うバイアス電源５からの電荷の流入を避けることが出来る。バイアス電源５からの電荷の流入は、放射線検出素子４の雑音となることから、放射線検出素子４の雑音を著しく低下させることが可能となる。そして、Ｘ線の入射により発生した電荷のみを正確に計測することが出来る。
【００８８】
検出器負荷抵抗Ｒ１の値を低くし、バイアス電源５の時定数を小さく出来るので、Ｘ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返される場合でも、バイアス電圧Ｅｄｅｔを初期の値に迅速に復帰させることが可能となる。
【００８９】
なお、本実施例では、１つの放射線検出素子４について説明しているが、本発明がその数に制限されるものではなく、放射線検出器１中において、複数の放射線検出素子４が集合したセンサアレイとしても同様に適用可能である。
【００９０】
また、複数の放射線検出素子４が集合している場合、スイッチＳＷ３を複数の放射線検出素子４の各々に設けるのではなく、複数の放射線検出素子４に一つ設けるようにすることも可能である。その場合を示したのが図８である。
【００９１】
図８は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における他の構成を示す図である。この場合、放射線検出素子４１、検出器負荷抵抗Ｒ１１、カップリングコンデンサＣ１及び増幅部６１（図示されず）の組から、放射線検出素子４ｎ、検出器負荷抵抗Ｒ１ｎ、カップリングコンデンサＣｎ及び増幅部６ｎ（図示されず）の組までの、合計ｎ個を備えている。各組は、更に、ダイオードに例示される整流素子Ｄｉ（ｉ＝１〜ｎ、以下同様）を検出器負荷抵抗Ｒ１ｉとスイッチＳＷ３との間に備えている。
すなわち、整流素子Ｄｉの整流作用により、上記の放射線検出素子４ｉ、検出器負荷抵抗Ｒ１ｉ、整流素子Ｄｉ、カップリングコンデンサＣｉ及び増幅部６ｉ（図示されず）の組を複数並列に結合することが出来る。
その他の構成及び動作は、実施例２と同様であるので、その説明を省略する。
【００９２】
このとき、スイッチＳＷ３は、上記の各組（放射線検出素子４ｉ、検出器負荷抵抗Ｒ１ｉ、整流素子Ｄｉ、カップリングコンデンサＣｉ及び増幅部６ｉ）の複数毎に設けるようにしても良い。
【００９３】
図８の構成により、図６の実施例の効果の他に、複数の放射線検出素子４から発生する電荷を、同時かつ正確に計測することが出来る。そして、部品点数（複数のスイッチＳＷ３及びそれにかかわる配線等）を削減することが出来る。
【００９４】
また、図８の構成において、過電流保護のための装置を設置することで、検出器負荷抵抗Ｒ１を省略することが出来る。それを示したのが図９である。
図９は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における更に他の構成を示す図である。この場合、図８の構成に加えて、バイアス電源５とスイッチＳＷ３との間に、第３スイッチとしてのスイッチＳＷ４と抵抗Ｒ２とを並列に挿入している。検出器負荷抵抗Ｒ１は、ダイオード（整流素子）Ｄｉの持つ順方向の等価抵抗成分で代替出来る。そして、制御部１１により、スイッチＳＷ３がオンになるとき、突入電流により各素子が破壊されないようにスイッチＳＷ４はオフにする。その場合、抵抗Ｒ２により、各素子への電流は突入電流にはならない。そして、スイッチＳＷ３のオンから所定の時間（電流が安定する時間）経過後、制御部１１がスイッチＳＷ４をオンにする。
その他の構成及び動作は、実施例２と同様であるので、その説明を省略する。
【００９５】
図９の構成により、図６の実施例の効果の他に、検出器負荷抵抗Ｒ１で発生する熱量を低減することが出来る。そして、部品点数（複数の検出器負荷抵抗Ｒ１）を削減することが出来る。
【００９６】
このとき、スイッチＳＷ３は、上記の各組（放射線検出素子４ｉ、検出器負荷抵抗Ｒ１ｉ、整流素子Ｄｉ、カップリングコンデンサＣｉ及び増幅部６ｉ）の複数毎に設けるようにしても良い。
同様に、スイッチＳＷ４と抵抗Ｒ２とも、上記の各組（放射線検出素子４ｉ、検出器負荷抵抗Ｒ１ｉ、整流素子Ｄｉ、カップリングコンデンサＣｉ及び増幅部６ｉ）の複数毎に設けるようにしても良い。
【００９７】
ここで、本発明の放射線検出装置が適用されるＸ線ＣＴ装置の実施の形態については、実施例１と同様であるので、その説明を省略する。
【００９８】
【発明の効果】
本発明により、雑音の影響を低減し、放射線を高精度で短時間に計測でき、放射線の検出効率を向上させることが可能となる。そして、患者に対する放射線の被曝を低減することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における構成を示す図である。
【図２】増幅部における入力信号と出力信号との関係を示すグラフである。
【図３】本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における他の構成を示す図である。
【図４】本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における更に他の構成を示す図である。
【図５】本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態における別の構成を示す図である。
【図６】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。
【図７】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作を示すタイミングチャートである。
【図８】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における他の構成を示す図である。
【図９】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における更に他の構成を示す図である。
【図１０】Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図１１】、図１０におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体の構成を示す図である。
【図１２】Ｘ線発生装置と検出器との位置関係を示す図である。
【図１３】Ｘ線発生装置の構成を示す図である。
【図１４】Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。
【図１５】従来の放射線検出器を含む放射線検出装置の構成を示す図である。
【図１６】図１５の放射線検出装置でＸ線を計測した結果を示すグラフである。
【図１７】増幅部の後段にフィルタ回路を設けた放射線検出装置の構成の一例を示す図である。
【図１８】図１７のフィルタ回路での入力信号と出力信号との関係を示すグラフである。
【符号の説明】
１（ａ〜ｄ）　　放射線検出器
２　　データ処理部
３　　照射器
４（ａ）、４ｉ（ｉ＝１〜ｎ）　　放射線検出素子
５　　バイアス電源
６（’）　　増幅部
７　　アンプ
８　　Ｘ線源
１１　　制御部
２１　　Ｘ線ＣＴ装置
２２　　患者
２３　　ベッド
２４　　測定装置本体
２５　　スライド
２６　　駆動装置
２７（ａ、ｂ）　　Ｘ線発生装置
２８　　検出器
２８ａ　　リング
２８Ｌθ　　センサアレイ
２９、２９１〜２９ｍ〜２９ｎ　　電子銃
３０　　ターゲット
３１　　真空チャンバ
３２、３２１〜３２ｍ〜３２ｎ　　電子銃ドライブ回路
３３　　Ｘ線発生制御装置
３４　　画像信号ディジタイザ
３５　　測定制御装置
３６　　データ収録装置
３７　　データ処理装置
３８　　モード設定指示器
３９　　スイッチ装置
３９１〜３９ｍ〜３９ｎ　　スイッチ素子
４０　　電源
４１　　陰極
４２　　格子
４３　　陽極
４４　　電子ビーム
５０　　モニタ
１００（ａ、ｂ）　　Ｘ線
１０１　　放射線検出器
１０２　　データ処理部
１０３　　照射器
１０４　　放射線検出素子
１０５　　バイアス電源
１０６　　増幅部
１０７　　増幅器
１０８　　Ｘ線源
１０９　　フィルタ回路
Ｃ１、Ｃ１ｉ（ｉ＝１〜ｎ）　　カップリングコンデンサ
Ｃ２、Ｃ１００　　コンデンサ
Ｄｉ（ｉ＝１〜ｎ）　　ダイオード
Ｒ１、Ｒ１ｉ（ｉ＝１〜ｎ）　　検出器負荷抵抗
Ｒ２、Ｒ２００　　抵抗
Ｒ１００　　帰還抵抗
ＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３、ＳＷ４　　スイッチ
Ｐ　　軸線
Ｌ　　軸線Ｐに沿う方向
θ　　周方向
【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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