(57)【要約】【課題】検出開始までの待ち時間が短く、高応答性であり、かつ高感度の放射線検出器を提供する。【解決手段】被検体を取り囲む円周上に互いに非接触に稠密配列され、該被検体を透過した放射線を受光するテルル化カドミウム単結晶からなる受光面を有する複数のＣｄＴｅ光電変換素子７２と、ＣｄＴｅ光電変換素子の相互間に設けられ、受光面から入射した放射線が隣接する他のＣｄＴｅ光電変換素子に側方から入射するのを阻止する隔壁部材７４と、ＣｄＴｅ光電変換素子に電気的に接続され、受光面からＣｄＴｅ光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路１５と、検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段１７，１８，１９とを具備する。【選択図】　　図７
2004093233.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を取り囲む円周上に互いに非接触に稠密配列され、該被検体を透過した放射線を受光するテルル化カドミウム単結晶からなる受光面を有する複数のＣｄＴｅ光電変換素子と、
前記ＣｄＴｅ光電変換素子の相互間に設けられ、前記受光面から入射した放射線が隣接する他のＣｄＴｅ光電変換素子に側方から入射するのを阻止する隔壁部材と、
前記ＣｄＴｅ光電変換素子に電気的に接続され、前記受光面から前記ＣｄＴｅ光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路と、
前記検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段と、
を具備することを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
前記ＣｄＴｅ光電変換素子は柱状直方体のテルル化カドミウム単結晶からなり、その柱状直方体の長手に直交する一方側の端面を前記受光面とすることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記隔壁部材は、モリブデン又はモリブデン合金からなることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【請求項４】
前記検出回路は、オペアンプと、該オペアンプに直列に接続されたバッファーアンプと、該オペアンプに並列に接続されたリセットスイッチと、該オペアンプに並列に接続されたコンデンサとを具備し、
前記オペアンプは金ワイヤボンディングにより前記ＣｄＴｅ光電変換素子にオーミック接合され、
前記バッファーアンプは前記デジタル演算手段の回路に接続されていることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【請求項５】
前記ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面の有効面積を０．４５〜１．０５ｍｍ２とすることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【請求項６】
前記検出回路はプリント回路基板に組み込まれたものであり、前記受光面とは反対側の端面において前記ＣｄＴｅ光電変換素子が前記プリント回路基板に接着されていることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【請求項７】
さらに、前記ＣｄＴｅ光電変換素子および前記検出回路を内部に収容するハウジングと、前記ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面に放射線が入射するように前記ハウジングに開口形成された放射線入射口と、この放射線入射口の周囲を遮蔽する遮蔽材と、を具備することを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用Ｘ線のような放射線を検出するために用いられる放射線検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
高速Ｘ線ＣＴスキャナは、Ｘ線発生を電気的にＯＮ／ＯＦＦさせる電子ビーム制御方式の採用により、従来からあるＸ線ＣＴスキャナのスキャン時間を大幅に高速化（１／６０〜１／２０００秒）させ、測定対象物の断層撮影を行うものである。このような高速Ｘ線ＣＴスキャナは、例えば特開平１０−２９５６８２号公報および特開平１０−０７５９４４号公報などに提案されているが、透過Ｘ線を検出するための検出器としてセラミックシンチレータとフォトダイオードとを組み合せた光電変換回路、あるいはＣｓｌシンチレータとフォトダイオードとを組み合せた光電変換回路を備えている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来の放射線検出器は、フォトンを電荷に光電変換する変換効率が低く、また検出感度が鈍いので、診断画像が不鮮明になりやすい。このため、１ショット当りの照射時間を長くするなどの方策により鮮明な画像を得るようにするが、照射時間を長くすると患者の被爆量が増大するという問題がある。過度な放射線の照射を受けると、その部位に皮膚炎などの炎症を生じるおそれがあるので、照射時間はできる限り短くする必要がある。
【０００４】
また、従来の検出器は、放射線を受光した直後から検出可能な状態になるのではなく、放射線の受光から検出量が出力されるまでの間に時間的なズレがあり、応答が遅い。すなわち従来の検出器においては、図１２に示すように、放射線が入射してくると出力可能なエネルギレベルＥ１に達するまで電気回路内でタイムラグを生じるので、実際に検出（出力）が開始されるのは入射から時間ｔ１を経過した後となる。この検出待ち時間ｔ１は例えば１００マイクロ秒程度にもなるので、それだけ放射線の照射時間が長くなり、被爆量の増大を招くこととなる。このように従来の検出器においては出力可能になるまでの検出待ち時間が長いという問題点がある。
【０００５】
本発明は上記の課題を解決するためになされたものであり、検出開始までの待ち時間が少なく、高応答性であり、かつ高感度の放射線検出器を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る放射線検出器は、被検体を取り囲む円周上に互いに非接触に稠密配列され、該被検体を透過した放射線を受光するテルル化カドミウム単結晶からなる受光面を有する複数のＣｄＴｅ光電変換素子と、前記ＣｄＴｅ光電変換素子の相互間に設けられ、前記受光面から入射した放射線が隣接する他のＣｄＴｅ光電変換素子に側方から入射するのを阻止する隔壁部材と、前記ＣｄＴｅ光電変換素子に電気的に接続され、前記受光面から前記ＣｄＴｅ光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路と、前記検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段と、を具備することを特徴とする。
【０００７】
この場合に、ＣｄＴｅ光電変換素子は柱状直方体のテルル化カドミウム単結晶からなり、その柱状直方体の長手に直交する一方側の端面を受光面とすることが好ましい（図１１参照）。
【０００８】
なお、受光面のサイズは、ハウジングの入射口の径（入射する放射線の径）に応じて決定される。例えば、素子数を５０００個とする場合は、受光面を０．７ｍｍ×０．７ｍｍとし、素子数を３５００個とする場合は、受光面を１．０ｍｍ×１．０ｍｍとすることが好ましい。素子数を増加させるにしたがって撮影部位の解像度が向上して画像が鮮明になり、例えば動脈などの血管のＸ線ＣＴ断層画像を得ることが可能となる。一方、素子数を増加させると、検出器１つ当たりの幅が狭くなりすぎて放射線通過孔の形成が困難になる。また、放射線検出器が搭載されるＸ線ＣＴ装置は設置される部屋の天井までの高さに制限を受けて、その径をむやみに大きくすることはできないので、素子数の増加にはある程度の限界がある。従って、素子数の好ましい範囲は３０００個から５０００個の間となるので、ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面の有効面積は０．４５〜１．０５ｍｍ２の範囲とすることが望ましい。
【０００９】
図１１に示すように、放射線６は光電変換素子７２の長手軸に真っ直ぐ入射せず、少し斜めに入射するので、隣りの素子に放射線が入射して検出ノイズとなる。これを防止するために隔壁部材７４を素子間に挿入している。このような隔壁部材はモリブデン又はモリブデン合金からなることが望ましい。モリブデン（Ｍｏ）は遮蔽効果の性質を有するので、隣りの光電変換素子に放射線が入射してノイズとなるのを完全防止することができるからである。この他に隔壁部材の材料としてタングステン、タンタルなどの他の高融点金属を用いてもよい。
【００１０】
検出回路は、オペアンプと、該オペアンプに直列に接続されたバッファーアンプと、該オペアンプに並列に接続されたリセットスイッチと、該オペアンプに並列に接続されたコンデンサとを具備するものである。オペアンプは金ワイヤボンディングによりＣｄＴｅ光電変換素子にオーミック接合され、バッファーアンプはデジタル演算手段の回路に接続されている。
【００１１】
検出回路はプリント回路基板に組み込まれたものであり、前記受光面とは反対側の端面において前記ＣｄＴｅ光電変換素子が前記プリント回路基板に接着されていること
さらに、ＣｄＴｅ光電変換素子および検出回路を内部に収容するハウジングと、ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面に放射線が入射するようにハウジングに開口形成された放射線入射口と、この放射線入射口の周囲を遮蔽する遮蔽材と、を具備することが好ましい。
【００１２】
各部材を支持する絶縁性のリングフレームには、窒化珪素（Ｓｉ３Ｎ４）、酸化珪素（ＳｉＯ２）、炭化珪素（ＳｉＣ）、アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、サイアロン（ＳｉＡｌＯＮ）等のように高耐圧高絶縁性のセラミック材料を用いることが好ましい。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、添付の図面を参照して本発明の好ましい実施の形態について説明する。
【００１４】
図１及び図２に示すように、医療用Ｘ線ＣＴ装置１０はＸ線発生器３０および放射線検出器６０を内蔵したドーナツ状のガントリ１１を備えており、被検体としての患者５が移動ベッド２とともに真空槽中央の診断用スペース１１ａに出し入れされるように設けられている。すなわち、スライダ機構３により移動ベッド２はガイドレール４に沿ってＸ軸方向に移動可能に支持されている。
【００１５】
ガントリ１１内にはＸ線発生器３０、ビームリミッタ（図示せず）、放射線検出器６０、画像信号ディジタイザ（図示せず）、電子銃駆動回路（図示せず）などが設けられている。Ｘ線発生器３０の真空容器２４の内部は図示しない排気ポートを介して真空ポンプにより真空排気されている。Ｘ線発生器３０から出射された扇状のＸ線６は、図示しないコリメータにより絞られ、さらに図示しないビームリミッタにより照射位置で所定の径に規定され、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過した後に放射線検出器６０により検出されるようになっている。
【００１６】
放射線検出器６０は、被検体５が配置される診断用スペース１１ａを取り囲む同心円周上に稠密に固定して配置され、（４０８６×１００）個の超高感度のＣｄＴｅ単結晶光電変換素子７２を備え、０．５ｍｍの分解能を有するものである。ちなみに、１ショットの撮像幅は約７０ｍｍである。また、真空槽１１は、外径が約２０００ｍｍ、内径が約８００〜１０００ｍｍである。
【００１７】
Ｘ線発生器３０は、図２に示すように、複数の放射線検出器６０が配列された円周よりも外側の同心円上に配列され、放射線検出器６０に１対１に対応して放射線検出器６０の数と同数が設けられている。これらのＸ線発生器３０と放射線検出器６０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図３に示すようにＸ線６はガントリ１１の半径（Ｚ軸）に対して少し前傾する方向に照射されるようになっている。このため、Ｘ線６は、図１〜図３に示すように、Ｘ線射出側（上方）の放射線検出器６０に遮られることなく、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過して反対側（下方）の放射線検出器６０により検出される。
【００１８】
デジタル演算回路を備えた制御装置１７の入力側にはデータ収録装置１８が接続されている。放射線検出器６０で検出されたＸ線透過情報は、透過Ｘ線量に比例した電流信号に光電変換され、プリアンプ１５、メインアンプ１６を介してデータ収録装置１８および画像信号ディジタイザ（図示せず）に送られ、収録されるようになっている。
【００１９】
収録されたデータは、さらにデータ収録装置１８からデータ処理装置１９に出力され、データ処理装置１９でデータ処理される。処理されたデータは、被検体５のＸ線ＣＴ画像情報として図示しないディスプレイ上に再生表示されるようになっている。
【００２０】
制御装置１７の出力側には電源１４およびＸ線発生器３０内のアノード電極（ターゲット）３３、カソード電極４４、ゲートアレイのグリッド電極４５がそれぞれ接続されている。データ収録装置１８からＸ線発生指令信号が制御装置１７に向けて出されると、その指令に基づいて制御装置１７は電源１４から電子銃駆動回路への給電動作を制御するとともに、複数のグリッド電極４５のなかから撮影部位に適した位置にあるものを選択するようになっている。これに応じてＸ線発生器３０内のいずれかのカソード電極４４から電子線が出射され、選択したグリッド電極４５に印加したマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ電位となり、電子線６ａがグリッド電極４５の孔を通過してターゲット３３に入射する。ターゲット３３に電子線６ａが入射すると、ターゲット３３からＸ線６が発生し、窓に取り付けたコリメータ（図示せず）を介して扇状のＸ線６が被検体５に向けて出射されるようになっている。
【００２１】
次に、図３〜図６を用いてＸ線発生器３０について説明する。
【００２２】
図３に示すように、Ｘ線発生器３０は、遮蔽材２４でほぼ全面を覆われた真空容器２０内に収納されている。真空容器２０は厚さ３ｍｍの非磁性ステンレス鋼でつくられた環状又は円弧状のチューブからなるものである。遮蔽材２４は厚さが約３ｍｍの鉛板からなり、Ｘ線射出口となる窓２０ａの部分を除いて真空容器２０を被覆し、Ｘ線６が診断用スペース１１ａ以外の方位へ漏れ出ないようにしてある。窓２０ａにはＸ線射出部５０が取り付けられている。このＸ線射出部５０にも鉛板からなる遮蔽材５３およびコリメータ（図示せず）が取り付けられている。
【００２３】
高電圧導入端子２７がガントリ１１の側壁を貫通して内部に導入され、Ｘ線発生器３０の電子銃駆動回路、ゲートアレイ（グリッド）駆動回路およびアノード（ターゲット）駆動回路にそれぞれ導通している。高電圧導入端子２７は制御装置１７で動作を制御される電源１４に接続され、１５０ｋＶの直流を図６に示すＣｕ電極棒２８に給電するものである。
【００２４】
Ｃｕ電極棒２８は高耐圧特性を有するセラミックからなるターゲット電流導入碍子２５により周囲部材から絶縁保護されている。このＣｕ電極棒２８の先端部はＸ線発生器３０のアノードブロック３４の給電点３４ａに押し付けられている。
【００２５】
図４〜図６を参照してＸ線発生器３０についてさらに詳しく説明する。なお、これらの図では真空容器およびその付属品の形状を模式的に表わしている。
【００２６】
Ｘ線発生器３０は、真空雰囲気下で電子線６ａを電子銃４０からアノードハウジング３１内のタングステンターゲット（アノード電極）３３に打ち込み、ターゲット３３からＸ線６を発生させるものである。真空容器にはＯリングをもつ蓋２３が被せられ、内部が気密に保たれている。排気管２９が真空容器のチャンバ壁２１に連通し、Ｘ線発生器３０を収容する真空容器内が図示しない真空ポンプにより所定の真空度（例えば１０−７Ｔｏｒｒ）に排気されるようになっている。
【００２７】
電子銃４０は絶縁支持材２２により真空容器内の周囲部材から絶縁された状態で支持されている。電子銃４０はＳｅＢ６（ＣｅＢ６）単結晶又はＬａＢ６単結晶からなるカソード電極４４およびグリッド電極４５を備えている。グリッド電極４５にはマイナスのバイアス電圧（例えば、−７００Ｖ）が常に印加された状態にあり、これをゼロ電位としたときにカソード電極４４からグリッド電極４５のビーム通過孔を通ってアノード電極３３に向けて電子線６ａが出射されるようになっている。グリッド電極４５の電子ビーム通過孔の径は５ｍｍである。
【００２８】
グリッド電極４５は、窒化珪素（Ｓｉ３Ｎ４）、酸化珪素（ＳｉＯ２）、炭化珪素（ＳｉＣ）、アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、サイアロン（ＳｉＡｌＯＮ）等のセラミックリング基板上にタングステン、モリブデン、タンタル等の高融点金属又は合金からなる導電性薄膜を積層した後に、該導電性薄膜を所定パターンにエッチングすることにより絶縁部を形成したものである。なお、グリッド電極４５の電子ビーム通過孔は、パターンエッチング後にドリル穿孔などの機械加工により形成されたものである。
【００２９】
正負一対のフィラメント電流導入用端子をもつ碍子４２が蓋２３に取り付けられている。各端子はケーブル４３によりカソード電極４４に接続され、カソード電極４４に例えばプラス１５０ｋＶの放電電圧が印加されるようになっている。
【００３０】
ターゲット３３はＸ線を生成するアノード電極として機能するものであり、電子銃４０から出射された電子線６ａが衝突する面が焦点となるところに配置されている。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の一部がＸ線６として放出される。すなわち、カソード電極４４からターゲット３３に電子線６ａが入射すると、ターゲット３３からその表面の角度に応じて反射する方向にＸ線６が扇状に出射されるようになっている。なお、ターゲット３３はタングステン又はタングステン合金の矩形板からなり、その厚さは１ｍｍ、幅は２０ｍｍ、長さは１４ｍｍである。また、ターゲット３３の照射面は電子線６ａの光軸に対して２０°傾斜している。
【００３１】
冷却ブロック３２は銅またはアルミニウム等の熱伝導性に優れた良導体でつくられ、その傾斜面にターゲット３３を保持し、熱損傷からターゲット３３を保護している。冷却ブロック３２は、真空容器から絶縁するために絶縁支持部材２５により支持されている。
【００３２】
冷媒供給管２６が蓋２３を貫通して内部に導入され、アノードハウジング３１内の冷却ブロック３２の内部流路３２ａに連通している。冷媒供給管２６は図示しない油供給源に連通し、冷媒としての冷却油がブロックの内部流路３２ａに循環供給されるようになっている。高エネルギ電子線６ａの打ち込みによりターゲット３３は高温に過熱されるが、冷却ブロック３２により裏面側から冷却されているので短時間で費消されることはない。なお、カソード電極４４も図示しない冷却機構により冷却されるようになっている。
【００３３】
次に、ゲートアレイ制御回路の概要について説明する。
【００３４】
Ｘ線発生器３０内のアノード電極３３、カソード電極４４およびゲートアレイのグリッド電極４５は、それぞれ制御装置１７に内蔵されたｎ個のパルス発生器を介してｎ個のパルス発生制御ポートに接続されている。制御装置１７のＣＰＵは、図示しないモード設定指示器から設定モード信号が入力されると、設定モードに従ってＸ線発生指令信号をパルス発生制御ポートに送り出し、指令信号を受けたパルス発生制御ポートに対応するパルス発生器に信号が送信され、該当するグリッド電極４５にマイナスのバイアス電圧を解除してゼロ電位とする。これにより該当するグリッド電極４５のビーム通過孔のみを電子線６ａが通過してアノード電極３３に入射し、アノード電極３３からＸ線が出射される。
【００３５】
図７に示すように、Ｘ線射出部５０は、真空容器２０の窓２０ａの外側に取り付けられている。Ｘ線射出部５０の窓部材５１は、アルミニウムやベリリウム等のようにＸ線を透過しやすく、Ｘ線減衰率の小さい材料でつくられている。窓部材５１のＸ線通過部分には切欠溝５２が設けられ、これにより薄肉部５１ａが形成されている。さらに、窓部材５１の外面は鉛板からなる遮蔽材５３で覆われている。Ｘ線６は、遮蔽材のビーム通路５３ａのみを通過して、図示しないコリメータにより絞られ、射出される。射出されたＸ線６は、診断用スペース１１ａの被検体５を透過した後に、反対側の放射線検出器６０により検出されるようになっている。
【００３６】
次に、放射線検出器６０について説明する。
【００３７】
図７及び図３に示すように、放射線検出器６０はリングフレーム６２を介して真空容器２０の内周面に支持されている。放射線検出器６０はＸ線検出器３０に１対１に対応してＸ線検出器３０の数と同数（例えば４０８６個）が設けられている。これらの放射線検出器６０とＸ線発生器３０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図３に示すようにＸ線６は真空槽１１の半径（Ｚ軸）に対して少し前傾する方向に照射されるようになっている。このため、Ｘ線６は、Ｘ線射出側（上方）の放射線検出器６０に遮られることなく、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過して反対側（下方）の放射線検出器６０により検出される。
【００３８】
放射線検出器６０のハウジング６１は、リングフレーム６２の内周面にボルト等により締結され、内部にＣｄＴｅ光電変換素子７２を有するセンサアッセンブリ（検出部）７０が収容されている。遮蔽材６３がハウジング６１の内周面には遮蔽材６３が張り付けられている。遮蔽材６３には入射口６３ａが形成され、この入射口６３ａとハウジングの開口６１ａとを通ってＸ線６がＣｄＴｅ光電変換素子７２により検出されるようになっている。
【００３９】
センサアッセンブリ（検出部）７０はＣｄＴｅ光電変換素子７２とプリント回路基板７５とで構成されている。ＣｄＴｅ光電変換素子７２は、横断面が正方形の柱状直方体をなすテルル化カドミウムの単結晶からなり、受光面７２ａが所定方位となるように形成されている。なお、本実施例ではＣｄＴｅ光電変換素子７２の高さを２．０ｍｍ、受光面７２ａを０．７×０．７ｍｍとした。ＣｄＴｅ光電変換素子７２に用いられるテルル化カドミウム単結晶は９９．９％の純度である。
【００４０】
プリント回路基板７５は、図７に示すように絶縁支持材６４を介してリングフレーム６２に支持され、図９に示すように金ワイヤボンディング７１によりＣｄＴｅ光電変換素子７２の他の端面（受光面７２ａの反対面）に接続され、さらに樹脂封止材７３で封止されている。
【００４１】
図８に示すように、ＣｄＴｅ光電変換素子７２は検出回路（プリアンプユニット）１５のオペアンプ１５ａにワイヤボンディングにより直接オーミック接合されている。オペアンプ１５ａは、素子７２によりフォトン１個ごとに光電変換された電荷を積分する役割を有し、積分した電荷量をバッファーアンプ１５ｂを介してメインアンプユニット１６および制御装置１７に信号として送る機能を備えている。
【００４２】
オペアンプ１５ａにはコンデンサ１５ｃおよびリセットスイッチ１５ｄが並列に接続されている。１ショット毎に制御装置１７からの指令によりリセットスイッチ１５ｄが閉じられ、オペアンプ１５ａに積分された電荷量がゼロ電荷にリセットされるようになっている。
【００４３】
図１０に示すように、センサアレイを構成する４０８６個のＣｄＴｅ光電変換素子７２は、受光面７２ａが同一の高さレベルに揃うようにプリント回路基板７５の上に等ピッチ間隔に配列されている。
【００４４】
図１１に示すように、Ｘ線６は光電変換素子７２の長手軸に真っ直ぐ入射せず、少し斜めに入射するので、隣りの光電変換素子７２にＸ線６が入射するおそれがある。これを防止するために隔壁部材７４を素子７２の相互間にそれぞれ挿入している。隔壁部材７４は純度９９．９％のモリブデンからなり、これにより隣りの光電変換素子７２にＸ線６が入射してノイズとなるのが防止される。なお、隔壁部材７４の厚みは０．２ｍｍとした。
【００４５】
次に、上記装置の動作の概要について説明する。
装置１０のメインスイッチをＯＮすると、カソード電極４４には有意電子量を放出するに十分な温度に当該カソード電極４４を加熱するに十分な電圧としてマイナス１５０ｋＶ（これを−２０Ｖとすることも可能）のバイアス電圧が印加され、グリッド電極４５には例えばマイナス５０ｋＶ（これを−１ｋＶとすることも可能）のバイアス電圧が印加され、アノード電極３３にはプラス１５０ｋＶのバイアス電圧が印加される。所定時間になると、データ収録装置１８から第１のＸ線発生の指令信号が制御装置１７に出力される。
【００４６】
この第１の指令に基づき、Ｘ線発生制御装置１７内のパルス発生制御ポートに第１のＸ線発生の指令が入力される。この入力信号を受けて２つのパルス発生器が同時にパルス波を発生させ、これらパルス信号がパルス発生器に対応するグリッド電極４５に与えられる。このパルス発生信号を受けてグリッド電極４５のマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ電位となり、電子線６ａがグリッド電極４５の孔を通過してアノード電極３３に入射する。
【００４７】
所定時間になると、第１のＸ線発生の指令が終了してグリッド電極４５のマイナスのバイアス電圧が回復され、電子線６ａはグリッド電極４５により再び遮断される。この間にアノード電極３３からＸ線６が出射される。このようにしてＸ線６の出射箇所が次々に切り替えられる動作が繰り返される。
【００４８】
ちなみにゲート切替時間は２．１〜２０．８マイクロ秒（４８万分の１秒〜４．８万分の１秒）の範囲に制御される。また、Ｘ線発生時間はゲート切替時間の３分の２にあたる１．４〜１３．９マイクロ秒（７２万分の１秒〜７．２万分の１秒）の範囲に制御される。
【００４９】
発生したＸ線６は診断用スペース１１ａの被検体５に向けて照射される。照射されたＸ線６は、被検体５の透過率に応じた吸収がなされ、対向する放射線検出器６０により検出される。
【００５０】
放射線検出器６０で検出したＸ線透過情報は、透過Ｘ線量に比例した電流信号に変換された後、プリアンプ１５、メインアンプ１６で増幅され、電圧信号としてデータ収録装置１８に送られる。
【００５１】
放射線検出器６０による検出動作が終了すると、次に、第二のＸ線発生の指令が制御装置１７内のパルス発生制御ポートに入力され、上記と同様の検出動作がなされる。そして、順次行われた全ての検出動作から得られるＸ線透過情報が放射線検出器６０で検出されると、透過Ｘ線量に比例し電流信号に変換されてプリアンプ１５、メインアンプ１６、データ収録装置１８を介してデータ処理装置１９において信号処理される。この信号処理されたデータより、被検体５のＸ線ＣＴ画像情報が得られる。
【００５２】
（評価試験結果）
次に、実施例１〜５および比較例６〜１２の放射線検出器をそれぞれ作製し、両者を比較する評価試験をした結果について表１を用いて説明する。
【表１】
2004093233.tif 000003
【００５３】
表１において、印加電圧Ｖ１（ｋＶ）はＸ線発生器３０のカソード電極４４に印加する電圧を、出力電圧Ｖ２（ｍＶ）はプリアンプユニット１５（？）から出力される電圧を、有効面積Ａ（ｍｍ２）はセンサが入射Ｘ線を受ける受光面７２ａの面積を、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）は出力電圧Ｖ２を有効面積Ａで割った値（Ｖ２／Ａ）を、相対感度（％）は比較例１２の検出器における検出感度を基準（１００％）としたときの実施例１〜５および比較例６〜１１の検出器における検出感度の相対値を百分率で表わした指数をそれぞれ示す。なお、管電流を１０ｍＡ、照射時間を１００μ秒として検出感度を測定した。
【００５４】
実施例１〜５の放射線検出器は、ＣｄＴｅ単結晶を図８に示す電荷積分回路にオーミック接合した光電変換素子（センサ）を備えたものである。ＣｄＴｅ単結晶には１．８０×１．８×２．０ｔ（ｍｍ）サイズを用いた。実施例１〜５では、印加電圧Ｖ１を６０ｋＶ，８０ｋＶ，１００ｋＶ，１２０ｋＶ，１４０ｋＶとして、それぞれの検出感度を測定した。なお、実施例１〜５において、出力電圧Ｖ２はそれぞれ２１０ｍＶ，２１０ｍＶ，２１０ｍＶ，２１７ｍＶ，２１４ｍＶ、有効面積Ａはすべて３．２４ｍｍ２、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）はそれぞれ６４．８１，６４．８１，６４．８１，６６．９８，６６．０５とした。その結果、実施例１〜５の相対感度は８００％，８００％，８００％，８２６．６４％，８１５．２０％であった。これは比較例１２としてあげた従来のセラミックシンチレータとフォトダイオードとを組み合せたセンサの検出感度の８倍強にも達する数値であり、本発明の放射線検出器が従来品に比べて検出感度が格段に優れていることが確認された。
【００５５】
比較例６，７の放射線検出器は、ＣｄＴｅ単結晶を電荷積分回路にショットキー接合した光電変換素子を備えたものである。ＣｄＴｅ単結晶には２×２×３ｔ（ｍｍ）サイズを用いた。比較例６及び７では、印加電圧Ｖ１を１５０ｋＶおよび２００ｋＶとして、それぞれの検出感度を測定した。比較例６，７において、出力電圧Ｖ２はそれぞれ１９６ｍＶ，２０４ｍＶ、有効面積Ａはともに４．００ｍｍ２、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）はそれぞれ４９．００，５１．００とした。その結果、比較例６，７の相対感度はそれぞれ６０４．８０％と６２９．５２％であった。
【００５６】
比較例８，９，１０の放射線検出器は、ＴｌＢｒ単結晶（臭化タリウム）を電荷積分回路にオーミック接合した光電変換素子を備えたものである。ＴｌＢｒ単結晶には１．８０×１．８×２．０ｔ（ｍｍ）サイズを用いた。比較例８，９，１０では、印加電圧Ｖ１を１００ｋＶ，１５０ｋＶ，２００ｋＶとして、それぞれの検出感度を測定した。比較例８，９，１０において、出力電圧Ｖ２はそれぞれ３３．５ｍＶ，６５．５ｍＶ，８２．５ｍＶ、有効面積Ａはすべて３．２４ｍｍ２、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）はそれぞれ１０．３４，２０．２２，２５．４６とした。その結果、比較例８，９，１０の相対感度はそれぞれ１２７．６０％，２４９．５２％，３１４．３２％であった。
【００５７】
比較例１１の検出素子は、ＣｓＩシンチレータ（ヨウ化セシウム）をフォトダイオード（ＰＩＮ）にオーミック接合した光電変換素子を備えたものである。ＣｓＩシンチレータには１０×１０×２．５ｔ（ｍｍ）サイズを用いた。比較例１１では、印加電圧Ｖ１を３５ｋＶとして検出感度を測定した。比較例１１において、出力電圧Ｖ２は１６２０ｍＶ、有効面積Ａは１００ｍｍ２、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）は１６．２０とした。その結果、比較例１１の相対感度は１９９．９２％であった。
【００５８】
比較例１２の検出素子は、従来のセラミックシンチレータをフォトダイオード（ＰＩＮ）にオーミック接合した光電変換素子を備えたものである。セラミックシンチレータには１０×１０×１．５ｔ（ｍｍ）サイズを用いた。比較例１２では、印加電圧Ｖ１を３５ｋＶとして検出感度を測定した。比較例１２において、出力電圧Ｖ２は８１０ｍＶ、有効面積Ａは１００ｍｍ２、単位面積感度（ｍＶ／ｍｍ２）は８．１０とした。この比較例１２の検出感度を基準として上記の実施例１〜５および他の比較例６〜１１の相対感度をそれぞれ算出した。
【００５９】
なお、比較例１２のセラミックシンチレータには次の物性１）〜７）をもつ材質を用いた。
【００６０】
１）密度が７２８０ｋｇ／ｍ３、
２）Ｘ線エネルギが６０ｋｅＶのときのＸ線吸収係数６８００ｍ−１、
３）波長５１２ｎｍの電磁波に対する屈折率２．２、
４）マイクロビッカース硬度４９００ＭＰａ（荷重０．１ｋｇ）、
５）線膨張係数７．８×１０／℃（室温〜３００℃）、
６）熱伝導率９．４Ｗ／ｍ・Ｋ（室温）、
７）電気伝導率５×１０−１３Ω−１・ｍ−１（室温）、
また、比較例６，７のショットキー接合型ＣｄＴｅ検出器に関しては厚さ０．３ｍｍのものを使用した。比較例６，７では、入射方向が異なり、電極面より照射したため、次のａ），ｂ）の２つの点で実施例１〜５のオーミック接合型ＣｄＴｅ検出器に比べて不利になっている。
【００６１】
ａ）使用した結晶の厚さが薄い
ｂ）白金（Ｐｔ）電極による吸収、電極引き出し関係（銀ペースト、金線）
これらの比較例６，７（ショットキー接合型ＣｄＴｅ）の長所は、アフターグロー現象がまったく見られなくなること、漏洩電流が少ないこと、エネルギ分解能が良好であること等をあげることができる。
【００６２】
一方、比較例６，７（ショットキー接合型ＣｄＴｅ）の短所は、動作に必要な電圧が高いこと（厚さ０．５ｍｍで約４００Ｖ）、ポーラリゼーション現象が発生すること、製品が不安定であること等をあげることができる。
【００６３】
比較例１１，１２のシンチレータを備えた検出器は（８０ｋＶにおいて）効率的に劣ることが確認された。さらに、ＣｓＩ（比較例１１）およびセラミックシンチレータ（比較例１２）共にアフターグロー現象が生じていることも確認された。特に、比較例１２のセラミックシンチレータに関しては発光量のほぼ半分がアフターグロー現象によるものであり、さらにアフターグロー現象が少なくとも１．５ｍ秒以上も継続することを確認した。
【００６４】
（二相流計測システムＸ線照射パスでのＸ線減衰の評価試験結果）
Ｘ線エネルギが４０ｋｅＶと低い場合は、ベリリウムを除き、管球ガラス、チタン、銅、検出器電極部銀での減衰がそれぞれ過大になり、ＣｄＴｅには僅か数％のＸ線が入射する結果となった。
【００６５】
Ｘ線エネルギが８０ｋｅＶの場合は、各試料の線減衰率が低下するため、透過率は大きくなり、全体で５５％、検出器電極部銀を除くと、管球ガラス、チタン、銅では７２％のＸ線が測定に供されることとなる。
【００６６】
量子数に関する検討結果を下記に示す。
【００６７】
電圧８０ｋＶ、Ｘ線エネルギ４０ｋｅＶ、電流２０ｍＡ、照射時間７０ｍマイクロ秒の条件でＣｄＴｅにＸ線照射したときに、ＣｄＴｅへの入射量子数は約２６００個と推定される。
【００６８】
１）管球ガラス、チタン、検出器電極部銀での減衰が無いものと仮定すると、入射量子数は約５万個になるものと推定される。また、Ｘ線エネルギを８０ｋｅＶに増大させた場合は、減衰率の低下と電圧上昇の影響とを考慮して入射量子数は約２８万個になるものと推定される。
【００６９】
２）検出器電極部銀での減衰が無く、ベリリウム、管球ガラス、チタン、銅の減衰状態で、入射量子数が約２６００個であった場合、管球ガラスおよびチタンでの減衰が無いとすると、入射量子数は約８０００個となる。また、Ｘ線エネルギを８０ｋｅＶに増大させた場合は、減衰率の低下と電圧上昇の影響とを考慮して入射量子数は約４万５千個になるものと推定される。
【００７０】
３）従って、上記１）と２）からＸ線エネルギ８０ｋｅＶ、電流２０ｍＡ、照射時間７０ｍマイクロ秒の照射条件下において検出器に入射される量子数は、約４．５×１０４〜２８×１０４個となる。このばらつきは検出器電極部銀の付着の不確定さによるものと推定される。
【００７１】
４）この不確定さが問題点として残るため、検出器への入射量子数に関する再検討を実施した。
【００７２】
５）撮影領域が空の状態での入射量子数が１０６個あれば、患者が入って透過率が最小１％となっても、１０４個の量子数があり、統計誤差は０．００１となる。
【００７３】
６）上記１）〜３）を前提とするが、空の状態での入射量子数を１０６個とするためには、バースで電流×照射時間を３．６倍から４４０倍までとすることになる。
【００７４】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、高応答性であり、かつ高感度の放射線検出器が提供されるので、検出開始までの待ち時間を従来よりも非常に短くすることができ、患者が受ける被爆量を大幅に低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】多線源型Ｘ線ＣＴ装置の全体概要を示す構成ブロック図。
【図２】多線源型Ｘ線ＣＴ装置をＸ軸方向から見て示す概略構成図。
【図３】本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置を示す内部透視断面図。
【図４】本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部断面図。
【図５】図４中の矢視Ｖ−Ｖのほうから見て示す多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部断面図。
【図６】Ｘ線発生部を示す拡大断面図。
【図７】Ｘ線出射部および検出部を示す拡大断面図。
【図８】本発明の放射線検出器に用いられる回路を示す図。
【図９】本発明の放射線検出器の要部を示す拡大側面図。
【図１０】本発明の放射線検出器に用いられる検出素子の配列（センサアレイ）を示す斜視図。
【図１１】センサへの放射線の入射状態を示す拡大側面図。
【図１２】従来の検出器を用いて放射線を検出したときの出力特性線図。
【符号の説明】
５…被検体、
６…Ｘ線、
６ａ…電子線、
１０…Ｘ線画像診断装置、
１１…ガントリ、１１ａ…診断用スペース、
１４…電源、
１５…検出回路（プリアンプユニット）、
１５ａ…オペアンプ、１５ｂ…バッファーアンプ、
１５ｃ…コンデンサ、１５ｄ…リセットスイッチ、
１６…メインアンプユニット、
１７…制御装置、
１８…データ収録装置、
１９…データ処理装置、
２０…真空容器（環状チューブ）、
２０ａ…窓（放射線射出口）、
２１…チャンバ壁、
２２…絶縁支持材、
２３…蓋、
２４…遮蔽材（鉛板）、
２５…ターゲット電流導入碍子（セラミック）、
２６…冷媒供給管、
２７…高電圧導入端子、
２８…電極棒（Ｃｕ）、
２９…排気管、
３０…Ｘ線発生器、
３１…アノードハウジング（Ａｌ又はＣｕ）、
３２…冷却ブロック、３２ａ…冷媒流路（内部流路）、
３３…ターゲット（アノード電極）、
３４…アノードブロック、
３４ａ…給電点、
３５…冷媒流路、
３６…冷媒供給路、
３７…照射窓、
３８…保持部、
４０…電子銃、
４２…フィラメント電流導入碍子、
４４…カソード電極（ＬａＢ６）、
４５…グリッド電極、
５０…Ｘ線射出部、
５１…窓部材（Ａｌ）、５１ａ…薄肉部、５２…切欠溝、
５３…遮蔽材（鉛板）、５３ａ…ビーム通路、
６０…放射線検出器、
６１…ハウジング、６２…リングフレーム、
６３…遮蔽板（鉛板）、６３ａ…入射口、６４…絶縁支持材、
７０…センサアッセンブリ（検出部）、
７１…金ワイヤボンディング、
７２…ＣｄＴｅ光電変換素子（ＣｄＴｅ単結晶）、７２ａ…受光面、
７３…封止材（樹脂）、７４…隔壁部材（Ｍｏ層）、
７５…プリント回路基板。
【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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