(57)【要約】【課題】エネルギー依存性のばらつきが小さい放射線検出器及びこれを用いたＸ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】放射線を吸収して発光するシンチレータと、このシンチレータの発光を検知する光検出器とを備えた放射線検出器において、前記シンチレータの形状を四角錘台形状とし、前記四角錘台形の斜辺の角度が入射放射線と放射線検出素素子の傾き角度以上とする。そして、上記放射線検出器を、被検体にＸ線ビームを照射するＸ線管と、このＸ線管と対向して配置され前記被検体を透過したＸ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器と、少なくとも前記Ｘ線管及びＸ線検出器を保持し、前記被検体の周りを回転駆動される回転円板と、スキャン条件を設定するスキャン条件設定手段と、前記Ｘ線検出器の出力信号に基づいてＸ線画像を再構成する画像処理手段とを備えたＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器として用いる。【選択図】　　　図１
2004125722.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を吸収して発光するシンチレータと、このシンチレータの発光を検知する光検出器とを備えた放射線検出器において、前記シンチレータの形状が四角錘台形状であって、前記四角錘台形の斜辺の角度が入射放射線と放射線検出素素子の傾き角度以上であることを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
被検体にＸ線ビームを照射するＸ線管と、　このＸ線管と対向して配置され前記被検体を透過したＸ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器と、少なくとも前記Ｘ線管及びＸ線検出器を保持し、前記被検体の周りを回転駆動される回転円板と、スキャン条件を設定するスキャン条件設定手段と、前記Ｘ線検出器の出力信号に基づいてＸ線画像を再構成する画像処理手段とを含むＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線検出器として請求項１に記載の放射線検出器を用いたことを特徴とするＸ線ＣＴ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、及びこの放射線検出器を用いたＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来技術】
近年、Ｘ線ＣＴ装置などに用いられる放射線検出器として、検出精度の向上を図るために、従来のＸｅガスを用いた電離箱方式の検出器に代わって、固体シンチレータを用いた放射線検出器が広く用いられている。
この放射線検出器は、入射放射線を吸収して発光するシンチレータと、放射線が入射するシンチレータ面に相対する面にシンチレータの発光を検知するための光検出器が配備された放射線検出素子を、放射線源を中心として円弧状に多数個配列して構成される。このような放射線検出器の性能は、シンチレータの特性に依存する。放射線検出器に適したシンチレータとして、Ｇｄ、Ｃｅ、Ａｌ、Ｇａ、及びＯを含み、結晶構造がガーネット構造である酸化物シンチレータが［特許文献１］に開示されている。
【０００３】
【特許文献１】
ＷＯ　０９９／３３９３４号公報。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、放射線検出器に適したシンチレータを使用したとしても、シンチレータの形状について配慮しなければ、Ｘ線検出素子間の特性（エネルギー依存性）のばらつきが大きくなり、画像にアーチファクトが発生するのでＸ線ＣＴ装置に適した放射線検出器にはならない。
前記シンチレータの形状について開示されているものとして特開平１１−２７６４７０号公報がある。これには、シンチレータ素子の断面形状を台形とし、これを互い違いに並べてシンチレータを構成している。しかし、このような構造のシンチレータでは、隣接する素子間でエネルギー依存性が異なるため画像にリングアーチファクトが発生する。
【０００５】
Ｘ線ＣＴ装置に用いる放射線検出器には、各素子間の特性バラツキを可能な限り小さくすることが必要とされる。各素子間の特性バラツキが大きい場合、Ｘ線ＣＴ装置特有のリング状のアーチファクトが発生し、ＣＴ画像を劣化させ、その結果、診断能を低下させる。
【０００６】
各素子間の特性バラツキのうち、検出感度のばらつきや、残光等、いくつかの特性については事前に取得したデータを用いることにより補正可能であるが、エネルギー依存性の補正は困難である。そのため、各素子間のエネルギー依存性のばらつきが大きい放射線検出器をＸ線ＣＴ装置に用いた場合、リングアーチファクトが発生し、診断能を低下させることになる。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、エネルギー依存性のばらつきが小さい放射線検出器及びこれを用いたＸ線ＣＴ装置を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、放射線を吸収して発光するシンチレータと、このシンチレータの発光を検知する光検出器とを備えた放射線検出器において、前記シンチレータの形状が四角錘台形状であって、前記四角錘台形の斜辺の角度は入射放射線と放射線検出素素子の傾き角度以上である。このような構成の放射線検出器を、被検体にＸ線ビームを照射するＸ線管と、このＸ線管と対向して配置され前記被検体を透過したＸ線を検出して電気信号に変換するＸ線検出器と、少なくとも前記Ｘ線管及びＸ線検出器を保持し、前記被検体の周りを回転駆動される回転円板と、スキャン条件を設定するスキャン条件設定手段と、前記Ｘ線検出器の出力信号に基づいてＸ線画像を再構成する画像処理手段とを備えたＸ線ＣＴ装置のＸ線検出器として用いる。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明による放射線検出器の実施例について詳細に説明する。
図２は本発明による放射線検出器１５を搭載したＸ線ＣＴ装置の全体構成図である。このＸ線ＣＴ装置は、スキャンガントリ部１０と画像再構成部２０とを備え、スキャンガントリ部１０には、被検者が搬入される開口部１４を備えた回転円盤１１と、この回転円盤１１に搭載されたＸ線管１２と、Ｘ線管１２に取り付けられ、Ｘ線束の放射方向を制限するコリメータ１３と、被検者を挟んで前記Ｘ線管１２と対向して回転円盤１１に搭載されたＸ線検出器１５と、このＸ線検出器１５で検出されたＸ線検出信号を所定の信号に変換する検出器回路１６と、前記回転円盤１１の回転及びＸ線束の幅を制御するスキャン制御回路１７とが備えられている。
【００１０】
Ｘ線検出器１５はＸ線検出素子を多数（例えば約１０００個）円弧状に配列したもので、Ｘ線管１２から照射され被検者を透過したファンビーム状のＸ線をこれら多数の素子で検出する。
【００１１】
画像再構成部２０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２１、検出回路１６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２２、画像演算回路２２で作成されたＣＴ画像に、入力装置２１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２３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３０へ出力するディスプレイ回路２４とを備えている。
【００１２】
このＸ線ＣＴ装置では、スキャンガントリ部１０の開口部１４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１２からＸ線が照射される。このＸ線はコリメータ１３により指向性を得、Ｘ線検出器１５により検出される。この際、回転円盤１１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、Ｘ線を検出する。フルスキャンの場合には、回転円盤１１の１回転（３６０度）を１スキャンとする、１スキャン分の測定データから１断面の画像を再構成する。画像再構成部２０で作成された断層像はディスプレイモニタ３０に表示される。
【００１３】
断層像の再構成に際して、Ｘ線検出素子間の特性が不均一な場合、被検者を透過してきたＸ線を正しく検出できずに再構成画像の画質を劣化させる。素子間の特性のうち、検出感度や残光は、事前に取得したデータを用いることにより、補正が可能である。すなわち、感度の補正は、被検者を開口部１４に搬入しない状態で、Ｘ線を照射し、各素子の検出感度を測定し、各素子間の検出感度比を算出し、これを被検者の撮影時に取得したデータに乗ずることにより、補正が可能となる（エアーキャルブレーシュン）。また、シンチレータの残光に関しても、シンチレータの過渡応答を事前に取得しておくことにより、被検者の撮影時に取得したデータから過渡応答に相当する分を減ずることにより補正可能である。
【００１４】
これらの補正処理に対し、エネルギー依存性のばらつきに関しては、検出器に入射するＸ線フォトンのエネルギーが様々であり、かつその分布も被検者により異なるため、補正が困難である。そこで、エネルギー依存性のばらつきを可能な限り小さくするのが、図１に示す形状を有するシンチレータを用いた放射線検出器である。本発明による放射線検出器は、放射線を吸収して発光するシンチレータ１５１と、このシンチレータの発光を検知するための光検出器として、ＰＩＮフォトダイオード１５２とを組み合わせた構造を有しており、フォトダイオード１５２のｐ層側は検出回路１６に接続されている。また、検出素子はフォトダイオード１５２のｐ層を除く全体が、シンチレータ１５１の発光を外部に逃さないために遮蔽部材１５３で覆われている。遮蔽部材１５３はＸ線を透過し、光を反射する材料、例えばアルミニウムやエポキシ樹脂に酸化チタン粉末を混合して固めたものからなる。さらに、Ｘ線ＣＴ装置に必要な空間分解能の点から、素子は１ｍｍ程度のピッチに組み上げられる。以上のような構成の放射線検出器において、シンチレータ１５１の形状が四角錘台形状であり、四角錘台の斜辺の傾きφが、入射放射線と検出素素子の傾きθ以上であることが本発明による放射線検出器の特徴である。
【００１５】
放射線検出器の検出感度は、検出器に入射した放射線をいかに吸収するかにより決まる。Ｘ線ＣＴ装置の放射線源には、多くの場合、白色Ｘ線源が用いられるため、放射線検出器に入射するＸ線は、単色線ではなく、様々なエネルギーのＸ線フォトンを含んでいる。
エネルギーが異なれば、Ｘ線フォトンが物質を透過する割合も異なるため、Ｘ線の吸収率も異なり、この結果、検出感度も異なることになる。ここで、検出感度がエネルギーの変化にあまり依存しない場合、エネルギー依存性が小さいという。
【００１６】
さて、放射線検出器を製作するにあたっては、製作、保守のし易さから、検出素子を多数組み合わせた多素子のブロックを使用する場合が多い。この場合、１ブロック内では、検出素子は平面上に形成されるため、Ｘ線ＣＴ装置に搭載した場合、図３に示すように入射するＸ線に対し、傾きを持っている素子が存在する。
【００１７】
検出素子と入射Ｘ線の傾きθが大きいと、図４に示すように、見かけ上のシンチレータ幅が大きくなるため、検出感度が大きくなる。ただし、シンチレータの端部（図４の斜線部）に入射したＸ線は、入射方向の延長線上の厚さが薄いため、端部以外の領域に比べ、透過量が多くなる。一般に、放射線エネルギーが高いほど、放射線の透過率は大きくなるため、検出感度と入射Ｘ線の傾きθの関係では、エネルギーが高いほど、傾きθが大きくなっても検出感度の変化量は小さくなる。以上のことを計算した結果を図５に示す。図５は、θ＝０のときの検出感度を１として、プロットしている。各入射Ｘ線の傾きθにより、Ｘ線エネルギーに対する検出感度が異なり、θが大きいほど検出感度の差異が大きくなること、すなわちエネルギー依存性が大きくなることがわかる。つまり、図３に示したような放射線検出器では、１ブロック内でエネルギー依存性の異なる素子が存在することがわかる。
【００１８】
さて、図５と同様な計算を四角錘台形状でその斜辺の傾きφがＸ線入射角度θ以上の本発明について行った結果を図６に示す。Ｘ線入射角度θに依存せず、検出感度が変化しない様子がわかる。したがって、本発明により、エネルギー依存性のばらつきの小さい放射線検出器を提供することが可能であることがわかる。
【００１９】
上記計算の正しさを検証するために、素子ブロックの傾き角を変化させた場合の検出感度比について実測値し、これを図５の計算値と比較した結果を図７に示す。両者を比較すると、良く一致することから、図５の計算結果が正しいことがわかる。
【００２０】
次に、本発明による放射線検出器の製作方法の一例について図８を用いて説明する。
図８は、多数の素子をもつＰＩＮフォトダイオード基板に所定の大きさのシンチレータを貼り付けたものに溝入れ加工を施している様子である。溝入れ加工の際、用いる砥石３００の断面形状は、砥石先端が薄く、砥石の中心に向かうに従い厚くなるようなテーパ形状をしている。このような形状の砥石を用いて溝入れ加工を施すことにより、本発明の放射線検出器を得ることができる。なお、ここでは製作方法の一例を述べただけであるが、シンチレータが四角錘台形状となる放射線検出器を製作できる方法であれば、いかなる方法でも良いことは言うまでもない。
【００２１】
【発明の効果】
本発明によれば、エネルギー依存性のばらつきの少ない放射線検出器を得ることができる。この検出器を例えばＸ線ＣＴ装置に用いることにより、高画質で診断能に優れたＣＴ画像の取得が可能となり、悪性腫瘍の早期発見などに役立つ。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の形状を有するシンチレータを用いた放射線検出器の実施例図。
【図２】本発明による放射線検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置の全体構成図。
【図３】平面上に多素子が形成された検出器ブロックへの入射Ｘ線角度を示す図。
【図４】入射Ｘ線角度と見かけ上のシンチレータ幅の関係を示す図。
【図５】図３に示す放射線検出器の検出感度と入射角度θの関係を計算で求めた図。
【図６】本発明による放射線検出器の検出感度と入射角度θの関係を計算で求めた図。
【図７】検出素子ブロックの傾き角を変化させた場合の検出感度比についての計算値と実測値の比較図。
【図８】四角錘台形状の検出素子を製作する方法の一例を示す図。
【符号の説明】
１０　スキャナガントリ部、１１　回転円盤、１２　Ｘ線管、１３　コリメータ、１４　開口部、１５　Ｘ線検出器、１６　検出器回路、１７　スキャン制御回路、１５１　ＰＩＮフォトダイオード、１５２　シンチレータ、１５３　遮蔽部材、３００　砥石
【図１】
2004125722.tif 000003
【図２】
2004125722.tif 000004
【図３】
2004125722.tif 000005
【図４】
2004125722.tif 000006
【図５】
2004125722.tif 000007
【図６】
2004125722.tif 000008
【図７】
2004125722.tif 000009
【図８】
2004125722.tif 000010