(57)【要約】  【課題】検出器出力のX線エネルギー依存性のばらつきが小さい放射線検出素子アレイブロックを提供し、アーチファクトの少ないCT画像を得る。  【解決手段】  上記課題は、放射線をその一面に受け発光し、その放射線入射面がある同一面上となるよう配列される複数の蛍光体素子と、前記蛍光体素子ごとに前記蛍光体素子の放射線入射面の反対側に配置され前記複数の蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子と、前記複数の蛍光体素子同士の配列方向への光の伝達を遮断する反射層と、前記蛍光体素子および反射層および光電変換素子を前記配列方向へ配置する基板と、前記複数の蛍光体素子の前面に配置され、前記蛍光体素子に斜めに入射する放射線を一部除去するコリメータとを備えた放射線検出器において、前記蛍光体素子の放射線入射面を形成する辺が角取りされている。【選択図】      図５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線をその一面に受け発光し、その放射線入射面がある同一面上となるように配列される複数の蛍光体素子と、前記蛍光体素子ごとに前記蛍光体素子の放射線入射面の反対側に配置され前記複数の蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子と、前記複数の蛍光体素子同士の配列方向への光の伝達を遮断する反射層と、前記蛍光体素子および反射層および光電変換素子を前記配列方向へ配置する基板と、前記複数の蛍光体素子の前面に配置され、前記蛍光体素子に斜めに入射する放射線を一部除去するコリメータとを備えた放射線検出器において、
前記蛍光体素子ごとにその放射線入射面上、前記配列の中心にある蛍光体素子からみて、少なくとも外側が角取りされることを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
前記蛍光体素子の素子幅の１から１７％および素子高さの０．５から１７％が角取りされたことを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記蛍光体素子の断面中、前記角取りされた部分は、線分状、円弧状、くの字状、および階段状のうち少なくともひとつであることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線検出器。
【請求項４】
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Ｘ線ＣＴ装置において、前記放射線検出器として請求項1から３のいずれか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】
【技術分野】
【０００１】
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装置に用いて好適な放射線検出器に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、X線CT装置などに用いる放射線検出器としては、Xeガス電離箱方式のものや、CdWO4またはCsI:Tlなどの単結晶シンチレータや、希土類酸化物系蛍光体や希土類酸硫化物系蛍光体を用いたセラミックシンチレータなどの蛍光体素子と、Siフォトダイオードや光電子増倍管などの光電変換素子を組み合わせた固体検出器が知られている。
【０００３】
近年におけるX線CT装置の固体検出器は、蛍光体素子とフォトダイオードを組み合わせたものが主流となっており、複数個の蛍光体素子とフォトダイオードが並んだ検出素子アレイ基板を、X線管焦点を中心とした円弧上に複数個並べた構造が、多く採用されている。また、各々の検出素子は、フォトダイオードを複数個有する基板平面上に、直方体の形状を有する蛍光体素子と、同じく直方体の形状を有する反射層とが、複数個並んだ構造であった。
【０００４】
近年X線CT装置の放射線検出器においては、固体検出器が主流となっている。X線CT装置における放射線検出器は、X線の強度に応じた電気信号を発生させるものであり、被検体に照射されたX線が、被検体を透過することによりどれだけ減衰されたかを検出するものである。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。さらに該固体検出器は、X線焦点から直線的に検出素子に向かうX線のみを入射させ、被検体によって散乱された散乱X線が検出素子に入射することを防止するための、散乱線除去コリメータを有している。この散乱線除去コリメータは、各検出素子の間隙を覆うように、検出素子アレイと精度良く位置合わせされている。
【０００５】
つまり、散乱線除去コリメータは、検出素子と同じ配列ピッチで、X線焦点を中心とする円弧上に、X線焦点を中心とした放射状に配列されている。一方検出素子は、直方体の形状を有する蛍光体素子が、フォトダイオードアレイを備えた基板平面上に配列されている。蛍光体素子は、X線を十分に吸収するようにX線が入射される方向に対して所定の長さ、つまり厚さとなっている。たとえばその厚さはほぼ2mm程度である。
【特許文献１】特開平11-276470号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ここで、一つの検出素子に注目すると、X線焦点から放射状に照射されたX線は、被検体を問透過し、散乱線除去コリメータを通過し、蛍光体素子の一面に入射する。このとき、蛍光体素子の中央付近に入射したX線は、素子内で十分に吸収され、可視光に変換されるが、蛍光体素子のX線入射面の端部付近に入射した場合、X線が素子端部をかすめるように通過することがある。この場合、この端部を通過したX線は、蛍光体素子内で十分に吸収されず、素子側面から抜け出てしまうことがある。図4に示すような二種類のエネルギーのX線が照射される場合を考えると、図3に示す従来の検出素子では、蛍光体素子の中央付近に入射するX線は、シンチレータによって十分に吸収されるが、端部付近に入射し、素子側面から抜けるX線は、低いエネルギーE1のX線に対しては、平均発光点深さd1の位置で吸収されて発光するが、高いエネルギーE2のX線に対しては、平均発光点深さd2までシンチレータがないため、発光出力が低下する。このように素子端部付近に入射したX線が素子側面から抜け出てしまうときと抜け出ないときとで、蛍光体素子で吸収されるX線量が変わってくる。
【０００７】
この結果、元々検出素子が有していた検出器出力のX線エネルギー依存性に加え、更に端部でのX線エネルギー依存性が問題となる。ここでいう検出素子が元々有していた検出器出力のX線エネルギー依存性とは、例えば二種類のエネルギーE1，E2のX線に対する発光出力をD(E1)，D(E2)とした場合、出力比ΔD(E1，E2)＝D(E2)/D(E1)にてX線エネルギー依存性を定義する。このX線エネルギー依存性ΔD(E1，E2)は、蛍光体素子各々の発光特性によって異なるが、従来の検出素子では、更に上述した入射X線の方向による影響が、重畳される。
更にこの検出器出力のX線エネルギー依存性は、検出素子の位置によっても変化する。  すなわち、従来の放射線検出器においては、散乱線除去コリメータはX線焦点を中心とした円弧上に配列されているが、検出素子アレイは、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。
【０００８】
したがって、一個の検出素子アレイブロック内に注目すると、ブロック中心部の蛍光体素子はX線管焦点の方向を向いているが、ブロック端部の蛍光体素子は、X線管焦点の方向を向いていない。
したがって、ブロック端部の検出素子では、蛍光体素子の角に入射するX線の割合が増加し、上記検出器出力のX線エネルギー依存性が顕著となる。
ここで、検出素子毎のX線エネルギー依存性の違いは、CT画像にリング状のアーチファクトとなって現れる。
こういった検出素子毎のX線エネルギー依存性に起因する問題の解決策として、散乱線除去コリメータを厚くするという方法も考えられる。
【０００９】
しかし、その場合には、固体検出器に入射するX線の線量が低下するために、X線利用効率が低下し、S/N低下を招いてしまう。
また、［特許文献1］では、二次元検出素子アレイの、被検体の体軸方向の検出素子に対して、検出器出力の差を低減するため素子の端部へのX線入射を防止する手法が提案されている。
しかし、［特許文献1］の方法でも、上記検出素子の端部に斜めに入射するX線のふるまいによる影響を除去できない。
【００１０】
本発明の目的は、各蛍光体素子の角に入射するX線を低減し、検出器素子のX線エネルギー依存性のばらつきを低減する放射線検出器を提供することである。また、本発明の別の目的は、前記放射線検出器を備えることで、高画質な画像を提供可能なX線CT装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するために、本発明は、放射線をその一面に受け発光し、その放射線入射面がある同一面上となるように配列される複数の蛍光体素子と、前記蛍光体素子ごとに前記蛍光体素子の放射線入射面の反対側に配置され前記複数の蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子と、前記複数の蛍光体素子同士の配列方向への光の伝達を遮断する反射層と、前記蛍光体素子および反射層および光電変換素子を前記配列方向へ配置する基板と、前記複数の蛍光体素子の前面に配置され、前記蛍光体素子に斜めに入射する放射線を一部除去するコリメータとを備えた放射線検出器において、
前記蛍光体素子ごとにその放射線入射面上、前記配列の中心にある蛍光体素子からみて、少なくとも外側が角取りされることを特徴としている。
【００１２】
さらに、本発明によれば、前記蛍光体素子の素子幅の1から17％および素子高さの0.5から17％が角取りされた。
さらに、前記蛍光体素子の断面中、前記角取りされた部分は、線分状、円弧状、くの字状、および階段状のうち少なくともひとつである
さらに、前記複数の蛍光体素子は直交する2方向に配列され、前記角取り部の設けられる外側は前記直交する2方向の外側のうち少なくともひとつである。
【００１３】
また、上記第2の目的を達成するため本発明は、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たX線CT装置において、上記特徴を有した放射線検出器を用いている。
【発明の効果】
【００１４】
本発明により、検出器素子のX線エネルギー依存性のばらつきが小さい放射線検出器を提供することができる。
また、前記放射線検出器を備えることでアーチファクトの少ない高画質のX線CT装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、図1をもとに本発明の放射線検出器を備えたX線CT装置を説明する。図1は、本発明のX線CT装置の概略を示す図で、この装置はガントリ部110と画像再構成部120とを備え、ガントリ部110には、被検体が搬入される開口部114を備えた回転円板111と、この回転円板111に搭載されたX線管112と、X線管112に取り付けられ、X線束の放射方向を設定制御するコリメータ113と、X線管112と対向して回転円板111に搭載されたX線検出器115と、X線検出器115で検出されたX線を所定の信号に変換する検出器回路116と、回転円板111の回転及びX線束の幅を制御するスキャン制御回路117とが備えられている。
【００１６】
画像再構成部120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121、検出器回路116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122、画像演算回路122で作成されたCT画像に、入力装置121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123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130へ出力するディスプレイ回路124とを備えている。
【００１７】
このX線CT装置では、ガントリ部110の開口部114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112からX線が照射される。このX線はコリメータ113により指向性を得、X線検出器115により検出されるが、この際、回転円板111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120で作成された断層像は、ディスプレイモニタ130に表示される。
【００１８】
X線検出器115は、散乱線除去コリメータと、シンチレータとフォトダイオードとを組み合わせた検出素子を多数（例えば960個）円弧状に配列したものである。
図5と図6に示す本発明の放射線検出器では、シンチレータ素子11の角が丸くなっている。この検出素子に、上述した二種類のX線E1，E2が照射された場合には、蛍光体素子中央付近に入射するX線31は、十分吸収されて発光するが、端部付近に入射するX線32は、どちらも吸収されず発光しない。従って、検出器出力のX線エネルギー依存性も小さくなる。
【００１９】
このときの検出器出力を図7に示し、本発明の効果を詳細に説明する。図7では、C1からC24の24チャンネルの検出素子からなる検出器ブロックにおける(a)2つのエネルギーの放射線に応じた従来例と本実施例の検出器間での出力の違い、(b)従来例と本実施例の検出器間での(a)の出力比の違いをそれぞれ示した。
【００２０】
エネルギーE1およびE2のX線に対しては、従来の放射線検出器では、実線で示した発光出力D(E1)およびD(E2)を示す。すなわち、エネルギーの高いE2に対する発光出力D(E2)のほうが、D(E1)より全体的に出力が高い。また、端のチャンネルへ行くほど、素子端部から側面へ抜けるX線が多くなるため、発光出力は低下する。この出力低下の程度は、エネルギーの高いE2に対する発光出力D(E2)のほうが大きい。
【００２１】
これに対し本発明の放射線検出器では、各検出素子の端部付近に斜めに入射するX線を検出しないため、破線で示した発光出力D'(E1)およびD'(E2)はD(E1)およびD(E2)より低くなる。すなわち、D'(E1)およびD'(E2)共に、検出素子アレイブロック中央部のチャンネルの発光出力は、D(E1)およびD(E2)と比較してあまり変化しない。これに対し、素子アレイブロックの端チャンネル付近では、素子端部から素子側面へ斜めに抜けるX線が、シンチレータ素子にて吸収されなくなるため、発光出力はD(E1)およびD(E2)より更に低下する。しかしその出力低下の程度は、エネルギーの低いE1に対する発光出力D'(E1)の低下の割合の方が大きく、結果的には、D'(E1)およびD'(E2)の形状の差異は少なくなる。この結果、各検出素子のX線エネルギー依存性を表す出力比ΔD(E1，E2)＝D(E2)/D(E1)のチャンネル間での差は、従来のΔD(E1，E2)より、本発明のΔD'(E1，E2)の方が小さくなる。
【００２２】
以上の結果として、X線焦点から被検体を通った透過X線の大部分は、従来通り放射線検出器にて検出されるが、斜めから検出素子端部に入射し、素子側面から抜けるX線は検出されないことになる。すなわち、CT画像に必要な透過X線の大部分は検出し、アーチファクトの原因となる斜めからのX線は検出しない。これにより、X線利用効率を殆ど低下させることなく、X線エネルギー特性の差が小さい検出素子アレイを実現できる。
【００２３】
なお、本実施例では、シンチレータ素子の角を取ることにより、斜めから入射するX線の検出を低減させたが、シンチレータ素子の角を平面あるいは曲面で面取りしたり、シンチレータ素子の断面形状を台形状にしたり、シンチレータ素子の幅をX線焦点側へ行くに従って階段状に狭くしてもよい。
また、角取り部の位置は、放射線入射面上、配列された複数の蛍光体素子の中央からみて外側の角が角取りされればよい。製造工程によっては内側も外側も角取りしたほうが製造コストが下がったり、製造時間が短縮できる場合もあり、その場合は内側も外側も角取りする。
【００２４】
しかし、特に製造コストや製造時間などに関する長所がない場合は、外側のみを角取りした方が放射線入射面の確保上好ましい。さらに、複数の蛍光体素子が2次元方向に配列されている場合は、蛍光体素子の中央からみて外側の角は2つ存在する。この場合2つの角とも角取りしてもよい。こうした蛍光体素子を有する検出器は、多列検出器型X線CT装置やコーンビーム状X線CT装置に適する。2次元方向に配列された蛍光体素子の場合も、製造上の長所と放射線入射面の確保を秤にかけて、2つの内側と2つの外側全てを角取りしてもよいし、2つの外側だけ角取りしてもよいし、1つの内側と2つの外側を角取りしてもよいし、1つの内側と1つの外側を角取りしてもよいし、あるいは1つの外側だけ角取りしてもよい。
【００２５】
シンチレータ素子の角取り(corner-cut)の大きさは、X線焦点112からシンチレータ素子11までの距離や、検出素子アレイブロックの寸法などによって変わってくる。
例えば、図8のように、X線焦点から、散乱線除去コリメータ15上部までの距離が1020.5mm、シンチレータ素子上面までの距離が1037mm、コリメータ高さが16mm、コリメータ厚さが0.16mm、シンチレータ素子高さが1.8mm  シンチレータ素子配列ピッチが1mm、シンチレータ素子幅が0.87mm、24チャンネル検出素子アレイブロックの場合を考える。
この場合の角取りを、図9のように、最大で幅0.02mm×高さ1.8mmとして検討の結果、リングアーチファクトを有効に低減できた。
【００２６】
そのほか発明者らが検討したところによると、幅0.01〜0.15mm×高さ0.01〜0.3mm程度が特に効果的であった。これ以上の角取りは、リングアーチファクト低減の効果は少なく、逆に感度低下などをもたらす。素子寸法に対する角取りの大きさは、放射線入射面確保の点から素子幅の20％以内が好ましく、素子幅の1％から17％および素子高さの0.5％から17％がより好ましい。
【００２７】
なお、本発明において、シンチレータやフォトダイオードの寸法や配列は、本実施例に記載した内容に特に限定されるものではなく、上記の実施例ではその一例を示したものである。
また、前記が角取りの形状は、線分状、円弧状、くの字状、および階段状など斜めに入射するX線と接触や交差しない形状であればよい。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明のX線CT装置の構成を示す図。
【図２】検出器列へのX線の入射に際し中心部と端部で放射線利用効率が異なることを示す図。
【図３】従来の放射線検出器の断面を示す図。
【図４】X線のエネルギースペクトルを示す図。
【図５】本発明の実施例に記載の蛍光体素子に入射するX線の光路を示す図。
【図６】図5の要部拡大図。
【図７】(a)2つのエネルギーの放射線に応じた従来例と本実施例の検出器間での出力の違いを示すグラフ、(b)従来例と本実施例の検出器間での(a)の出力比の違いを示すグラフ。
【図８】X線CT装置のX線源と検出器の位置関係を示した図。
【図９】本発明の実施例に記載の蛍光体素子の角取り部の形状をしめす図。
【符号の説明】
【００２９】
11  シンチレータ素子、12  フォトダイオード、13  フォトダイオードアレイ基板、14  反射層、15  散乱線除去コリメータ、20  角取り部、110  スキャンガントリ部、111  回転円板、112  X線管、114  開口部 、115  X線検出器、116  検出器回路、117  スキャン制御回路、120  画像再構成部、121  入力装置、122  画像演算回路、123  画像情報付加部、124  ディスプレイ回路、130  ディスプレイモニタ、S1  計測データ、S2  CT画像信号
【図１】
2005331435.tif 000003
【図２】
2005331435.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
2005331435.tif 000007
【図６】
2005331435.tif 000008
【図７】
2005331435.tif 000009
【図８】
2005331435.tif 000010
【図９】
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