(57)【要約】【課題】  高計数率の放射線を検出しながら、エネルギ情報の収集をも可能とした放射線検出器を提供する。【解決手段】  Ｘ線検出器３は、半導体であるシリコンを素材とする母材Ｍと、母材Ｍに生起された電流を出力するための第１電極２１〜第４電極２４とを備えている。母材Ｍは、フィルタＸ線の入射方向に沿って延設された板状を呈しており、その一端に接地側電極Ｅが設けられている。第１電極２１〜第４電極２４は、母材Ｍの上面にフィルタＸ線の入射方向に沿って順に並ぶかたちで設置されている。【選択図】      図２
2007071602.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射した放射線から付与されたエネルギによって電荷を発生する検出媒体と、
前記検出媒体における前記放射線の入射端からの距離が互いに異なる位置で、当該検出媒体に設置された複数の電極と
を備えたことを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
前記検出媒体が固体であり、前記各電極間の絶縁を向上させるべく、当該検出媒体には前記各電極間に溝が形成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】
前記検出媒体が半導体であり、前記各電極間の絶縁を向上させるべく、当該検出媒体には前記各電極間に前記半導体と極性が異なる半導体層が形成されたことを特徴とする、請求項１または請求項２に記載の放射線検出器。
【請求項４】
前記検出媒体は、前記各電極間の絶縁を向上させるべく、前記各電極間で分割されていることを特徴とする、請求項１に記載の放射線検出器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線透過撮像等に用いられる放射線検出器に関する。
【背景技術】
【０００２】
電磁放射線（以下、単に放射線と記す）であるＸ線やガンマ線は、高い透過能力を有することから、医療分野における診断をはじめ、工業分野における非破壊検査や結晶構造解析等にも広く用いられている。近年、放射線の透過能力を利用した放射線透過撮像法としては、写真乾板に対する感光作用を用いたレントゲン撮影に代え、検出媒体に対する放射線の励起作用を電気的に検出し、その検出結果に基づいてデジタル画像を得るものが主流となってきている。放射線検出器の内部に放射線のエネルギが付与されると、検出媒体の種類によって、例えば、半導体であれば電子・正孔対、また、ガスであれば電子・イオン対、また、シンチレータであれば蛍光、超伝導体であれば準電子等の励起子が生成される。放射線検出器では、これらの励起子が電極に移動することによって付与エネルギに比例した電圧が誘起され、人体等を透過した放射線のエネルギを測定することができる。
【０００３】
しかし、上述した放射線検出器を用いた場合、放射線が入射するごとに誘起電圧を測定するため、励起子が電極に移動している間に次の放射線が入射した場合には、前後する放射線を一つの放射線として認識してしまう虞がある。その結果、単位時間あたりに入射する放射線のカウント数（すなわち、計数率）が制限されることになり、従来の放射線透過撮像法（Ｘ線ＣＴスキャン等）のように短時間で非常に高い計数率を測定する際には、放射線のエネルギ情報を利用できなくなる問題があった。そこで、従来の放射線透過撮像装置では、電極に流れる電流を検出することにより、放射線から付与された単位時間あたりのエネルギを測定する方法が採られていた（特許文献１参照）。
【０００４】
一方、ヨウ素造影剤を用いて癌組織の有無を判定するための画像を得る場合、照射されたＸ線のごく一部しかヨウ素に吸収されないことから、人体に大量のＸ線を照射する必要があり、放射線被曝のリスクが高くなる問題があった。そこで、低被曝型のＸ線透過撮影装置として、人体とヨウ素との間でＸ線の吸収率が異なることを利用したエネルギ差分法を採用したものが開発されている。この種のＸ線透過撮影装置では、白色Ｘ線を用いるものや、２種の単色Ｘ線を用いるものが一般的であるが、本出願人が過去に提案したものでは、ランタンフィルタ（Ｌａフィルタ）により高エネルギ部分をカットしたフィルタＸ線を人体に照射し、人体を透過したフィルタＸ線のうち、ヨウ素のＫ殻吸収端を挟んだ上下２つのエネルギ範囲のものを測定し、これにより得られた２種のエネルギ情報をサブストラクションすることによって造影剤のみを強調した画像を得るようにしている（特許文献２参照）。
【特許文献１】特開２００５−７７１５２号公報
【特許文献２】特開２００４−２２３１５８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１の放射線検出器では、高い計数率に対応することができる反面、個々の放射線から付与されたエネルギの情報が失われるため、例えば、従来型Ｘ線透過撮影に対しては、ある組織を通過したＸ線の量が多いか少ないかという情報しか得ることができない。そのため、このような放射線検出器を特許文献２のエネルギ差分法に適用した場合、Ｘ線ＣＴスキャン等のように少ない放射線量をもって高計数率での測定を行うことができず、心臓のような動きの速い臓器の鮮明な画像を得ることが極めて困難であった。
【０００６】
本発明は、このような背景に鑑みなされたもので、高計数率の放射線を検出しながら、エネルギ情報の収集をも可能とした放射線検出器を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
請求項１の発明に係る放射線検出器は、入射した放射線から付与されたエネルギによって電荷を発生する検出媒体と、前記検出媒体における前記放射線の入射端からの距離が互いに異なる位置で、当該検出媒体に設置された複数の電極とを備えたことを特徴とする。
【０００８】
また、請求項２の発明は、請求項１に記載の放射線検出器において、前記検出媒体が固体であり、当該検出媒体には前記各電極間に溝が形成されたことを特徴とする。
【０００９】
また、請求項３の発明は、請求項１または請求項２に記載の放射線検出器において、前記検出媒体が半導体であり、当該検出媒体には前記各電極間に前記半導体と極性が異なる半導体層が形成されたことを特徴とする。
【００１０】
また、請求項４の発明は、請求項１に記載の放射線検出器において、前記検出媒体は、前記各電極間で分割されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
請求項１の放射線検出器によれば、検出媒体に入射した放射線は、エネルギを放出することで減衰しながら検出媒体内を進行するため、各電極を流れる電流を計測することにより、高計数率の放射線の検出とエネルギ情報の収集とが同時に行える。また、請求項２〜請求項４の放射線検出器によれば、各電極間の絶縁性が向上し、より高精度の検出が実現される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、図面を参照して、本発明を適用した放射線検出器のいくつかの実施形態を詳細に説明する。
〔第１実施形態〕
図１は第１実施形態に係るＸ線検査装置の概略構成図であり、図２は第１実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。また、図３は第１実施形態に係るＸ線エネルギスペクトルを示すグラフであり、図４および図５は第１実施形態に係る各電極の電流値を示すグラフである。
【００１３】
≪第１実施形態の構成≫
＜Ｘ線検査装置＞
図１に示すように、第１実施形態のＸ線検査装置１は、Ｘ線管２や、Ｘ線検出器（放射線検出器）３を縦横に配置してなるＸ線検出器アレイ４、前置増幅器５、主増幅器６、２種の積分器７，８、造影剤厚さ演算装置９、画像化装置１０等から構成されている。
【００１４】
＜Ｘ線検出器＞
図２に示すように、第１実施形態のＸ線検出器３は、半導体であるシリコンを素材とする母材Ｍと、母材Ｍに生起された電流を出力するための第１電極２１〜第４電極２４とを備えている。母材Ｍは、フィルタＸ線の入射方向に沿って延設された矩形の板状を呈しており、その一端に接地側電極Ｅが設けられている。また、第１電極２１〜第４電極２４は、母材Ｍの上面にフィルタＸ線の入射方向に沿って順に並ぶかたちで設置されており、それぞれから出力された電流Ｉ１〜Ｉ４がダイオードＤを介して前述した前置増幅器５に送られる。
【００１５】
≪第１実施形態の作用≫
Ｘ線検査装置１が起動し、Ｘ線管２から被検体ＳにフィルタＸ線が照射されると、被検体Ｓを透過したフィルタＸ線がＸ線検出器アレイ４内のＸ線検出器３に入射する。なお、本実施形態のＸ線管２では、５０ｋＶに加速した電子をタングステンターゲットに衝突させ、放出された白色Ｘ線からＬａフィルタによって高エネルギ部分（３８．９ｋｅＶ以上）を除去してフィルタＸ線を生成する。
【００１６】
Ｘ線検出器３にフィルタＸ線が入射すると、母材Ｍ内では励起子である電子・正孔対が生成され、第１電極２１〜第４電極２４から前置増幅器５にそれぞれ電流Ｉ１〜Ｉ４が出力される。電流Ｉ１〜Ｉ４は、前置増幅器５と主増幅器６とにより増幅された後、積分器７，８でエネルギ領域ごとに積算されて造影剤厚さ演算装置に出力される。造影剤厚さ演算装置９では両積分器７，８の積算結果に基づき被検体Ｓ内のヨウ素造影剤の厚みが演算され、その演算結果に基づき画像化装置１０が透過Ｘ線画像を生成する。
【００１７】
癌等の病巣や血管にヨウ素造影剤を注入した被検体ＳにフィルタＸ線を照射すると、図３に示すように、ヨウ素のＫ殻吸収端のエネルギ準位（３３．２ｋｅＶ）付近が不連続となったＸ線エネルギスペクトルが得られる。なお、図３は、人体を模した厚さ２０ｃｍの水層中にヨウ素造影剤を模したヨウ素を含ませたものにフィルタＸ線を照射して得たＸ線エネルギスペクトルのグラフであり、Ｘ線の４つのエネルギ範囲Ｅ１〜Ｅ４とこれらエネルギ範囲Ｅ１〜Ｅ４に含まれるＸ線の個数Ｙ１〜Ｙ４とを示している。なお、本出願人は、先に挙げた特許文献２において、図３中のエネルギ範囲Ｅ２，Ｅ３に含まれるＸ線の個数Ｙ２，Ｙ３の比に基づいて、ヨウ素造影剤の厚さを判定できることを開示した。
【００１８】
さて、前述したように、１つの放射線の入射による誘起電圧を測定すれば、その放射線がどのエネルギ範囲に含まれるのかを判定することができるが、放射線から付与された単位時間あたりのエネルギを電流によって測定する放射線検出器を用いた場合には、単一の電極から出力される電流によって個々のＸ線のエネルギを正しく測定することはできない。すなわち、図２において、第１電極２１から出力される電流Ｉ１には全エネルギ範囲Ｅ１〜Ｅ４のＸ線が寄与しているため、第１電極２１だけで電流を測定した場合には、どのエネルギ範囲のＸ線がどの程度の個数存在するのかを測定することは当然にできない（式１）。
【数１】
2007071602.tif 000003
式１において、ｗは一つの電子・正孔対を生成するために必要なエネルギであり、Ｔは測定時間であるが、以降の説明においては、説明が煩雑になることを防ぐため、ｗおよびＴはともに１とする（考慮しない）。また、Ｅｊ（ｊ＝１，４）は各エネルギ範囲の平均エネルギであり、Ｃｉｊ（ｉ＝１，４，ｊ＝１，４）は平均エネルギＥｊのＸ線が母材Ｍの第ｉ電極（２１〜２４）に対応する部位で吸収される相対確率を示す。
【００１９】
式２に、第１電極２１〜第４電極２４から出力された電流Ｉ１〜Ｉ４を示す。
【数２】
2007071602.tif 000004
式２から判るように、電流Ｉ１〜Ｉ４は、母材Ｍ（シリコン）の各電極２１〜２４に対応する部位で吸収される数に依存している。ここで、Ｅｊ（ｊ＝１，４）は既知の値であるが、Ｙｉ（ｉ＝１，４）およびＣｉｊ（ｉ＝１，４，ｊ＝１，４）は未知数であり、式が４つで未知数が合計２０個となるため、そのままでは式２の連立方程式を解くことができない。
【００２０】
ところで、Ｘ線は、物質中を通過する際にその強度が指数関数的に減少する（式３）。
【数３】
2007071602.tif 000005
ここで、μ（Ｅｊ）はエネルギに依存する減衰係数である。また、Ｘ１−２は第１電極２１と第２電極２２との間の距離、Ｘ２−３は第２電極２２と第３電極２３との間の距離、Ｘ３−４は第３電極２３と第４電極２４との間の距離である。
【００２１】
したがって、光子と物質との相互作用のシミュレーションコードからエネルギＥｊの光子が入射した際の各電極セグメントにおける吸収確率を予め求めておけば、Ｃｉｊを得ることができる。その結果、式２の連立方程式は、含まれる未知数がＹ１〜Ｙ４の４個となり、解くことが可能となる（式４）。
【数４】
2007071602.tif 000006
【００２２】
以下に具体的計算例を挙げる。
図３における４つのエネルギ範囲Ｅ１〜Ｅ４の代表値をそれぞれ、２６．１ｋｅＶ、３１．７ｋｅＶ、３７．５ｋｅＶ、および４４．５ｋｅＶとし、図２に示したＸ線検出器３の大きさを、どちらも幅が６ｍｍ、厚さが２ｍｍで、長さ２ｍｍの電極が１ｍｍ間隔で設置された全長１１ｍｍとしたもの（Ａ）と、長さ４ｍｍの電極が１ｍｍ間隔で設置された全長１９ｍｍのもの（Ｂ）とでそれぞれ試験を行った。その結果、前者（Ａ）では図４に示すグラフが得られ、後者（Ｂ）では図５に示すグラフが得られた。なお、図４，図５では、どちらも、２６．１ｋｅＶのＸ線が第１電極２１に対応する部位で吸収される割合を１と規格化している。
【００２３】
図４，図５の結果に基づき、式４の４行４列の行列式をＣとすると、（Ａ）に対応する式５と、（Ｂ）に対応する式６とが得られる。
【数５】
2007071602.tif 000007
【数６】
2007071602.tif 000008
【００２４】
これにより、式４を解くこと（すなわち、どのエネルギ範囲のＸ線がどの数存在するかを知ること）が可能となるため、造影剤厚さ演算装置９によるヨウ素造影剤の厚みの演算と画像化装置１０による透過Ｘ線画像の生成とが可能となる。
【００２５】
≪第１実施形態の効果≫
このように、第１実施形態では、電流測定を行いながらフィルタＸ線のエネルギスペクトルが得られるため、単位時間あたりのフィルタＸ線の照射量を多くすることができ、短時間で明瞭な透過Ｘ線画像を得ることができた。また、Ｘ線検出器３に設ける電極の個数を多くすれば、更に詳細なエネルギスペクトルを得ること（すなわち、より明瞭な透過Ｘ線画像を得ること）が可能となる。また、一定の数の電極で電流測定を行った後、予め計算で求めておいた応答関数（行列式Ｃ）を変更することにより、Ｘ線検出器３の交換等を行うことなく測定エネルギ範囲を自由に変更できる。
【００２６】
≪従来との比較≫
従来のＸ線検査装置では、単一の電極を備えたＸ線検出器を用い、図３に示す全エネルギ領域のＸ線によって生成された電流を検出していた。正常組織を通過したフィルタＸ線のエネルギスペクトルにはヨウ素造影剤による吸収が殆ど無く、ヨウ素造影剤を多く含む病巣部分を通過したフィルタＸ線のエネルギスペクトルには、図３に示すように、ヨウ素のＫ殻吸収端のエネルギ準位（３３．２ｋｅＶ）に相当する部分が吸収されるため、病巣部分において測定電流の有意な減少が見られる。これを式で表現すると、以下のようになる。
【００２７】
先ず、正常組織を通過したフィルタＸ線による電流値Ｉは、
【数７】
2007071602.tif 000009
となり、病巣部分を通過したフィルタＸ線による電流値Ｉ’は、
【数８】
2007071602.tif 000010
となるため、それぞれの電流値Ｉ，Ｉ’の差ΔＩは、
【数９】
2007071602.tif 000011
となる。
【００２８】
電流の量子雑音を考慮すると、信号雑音比Ｓ／Ｎは、
【数１０】
2007071602.tif 000012
となるため、従来のエネルギ差分法における信号雑音比Ｓ／Ｎは、式１１で与えられる。
【数１１】
2007071602.tif 000013
【００２９】
一方、本実施形態のＸ線検出器を用いた場合、電流値とエネルギ情報とを同時に得ることができるため、測定電流値から各エネルギ範囲Ｅ１〜Ｅ４のＸ線の数Ｙ１〜Ｙ４を同定でき、式１１をエネルギ表現とすることができる（式１２）。
【数１２】
2007071602.tif 000014
【００３０】
ここで、ヨウ素造影剤による吸収が殆ど無いエネルギ範囲Ｅ１，Ｅ４のＸ線による電流値は、正常組織を通過した場合と病巣部分を通過した場合との間で殆ど差が無いため、Ｙ１’＝Ｙ１、Ｙ４’＝Ｙ４とすることができる。また、ヨウ素造影剤の有無に拘わらず一定量となるＹ１Ｅ１およびＹ４Ｅ４は、１とおくことができる。これらにより、信号雑音比Ｓ／Ｎは、
【数１３】
2007071602.tif 000015
とすることが可能となり、信号雑音比Ｓ／Ｎの分母が小さくなる分だけ信号が雑音に埋もれ難くなる（すなわち、有意な信号を得やすい）。
【００３１】
このように、本実施形態によれば、単一の電極を有する放射線検出器を用いた従来のＸ線検査装置に較べ、より少ない量のフィルタＸ線を用いて同等の透過Ｘ線画像を得ることが可能となり、低被曝化を効果的に実現できた。
【００３２】
〔第２実施形態〕
図６は第２実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第２実施形態のＸ線検出器３は、その全体構成は上述した第１実施形態と同様であるが、母材Ｍの上面に各電極２１〜２４を区画する溝３１がそれぞれ刻設されている。これにより、本実施形態では、各電極２１〜２４間の電気絶縁性が向上し、電流Ｉ１〜Ｉ４の出力精度が向上した。
【００３３】
〔第３実施形態〕
図７は第３実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第３実施形態のＸ線検出器３も、その全体構成は上述した第１実施形態と同様であるが、各電極２１〜２４を区画する部分に母材Ｍと極性の異なる半導体層（母材Ｍがｎ層であれば、ｐ層）３２がイオン注入または熱拡散により形成されている。これにより、本実施形態では、空乏層によって各電極２１〜２４間の電気絶縁性が更に向上し、電流Ｉ１〜Ｉ４の出力精度がより向上した。
【００３４】
〔第４実施形態〕
図８は第４実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第４実施形態のＸ線検出器３も、その全体構成は上述した第１実施形態と同様であるが、フィルタＸ線の入射方向に沿って分割された第１母材Ｍ１〜第４母材Ｍ４を備えており、第１電極２１〜第４電極２４がこれら母材Ｍ１〜Ｍ４の上面にそれぞれ設置されている。これにより、本実施形態では、各電極２１〜２４間の電気絶縁性が更に向上し、電流Ｉ１〜Ｉ４の出力精度がより向上した。
【００３５】
〔第５実施形態〕
図９は第５実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第５実施形態のＸ線検出器３は、フィルタＸ線の入射方向に沿ってガスが充填された第１母材Ｍ１〜第４母材Ｍ４を直列に並べ、各母材Ｍ１〜Ｍ４に第１電極２１〜第４電極２４を設置したものである。
【００３６】
〔第６実施形態〕
図１０は第６実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第６実施形態のＸ線検出器３は、フィルタＸ線の入射方向に沿って延設された板状のシンチレータ（絶縁体）ＳＣと、このシンチレータ４１の上面に設置された電極として第１光電子倍増管４１〜第４光電子倍増管４４とを備えたものである。
【００３７】
〔第７実施形態〕
図１１は第７実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
同図に示すように、第７実施形態のＸ線検出器３も、その全体構成は第６実施形態と同様であるが、フィルタＸ線の入射方向に沿って分割された第１シンチレータＳＣ１〜第４シンチレータＳＣ４を備えており、第１光電子倍増管４１〜第４光電子倍増管４４がこれらシンチレータＳＣ１〜ＳＣ４の上面にそれぞれ設置されている。
【００３８】
以上で具体的実施形態の説明を終えるが、本発明は上記実施形態に限定されることなく幅広く変形実施することができる。例えば、上記実施形態は本発明をエネルギ差分法を用いた医療用のＸ線検査装置に適用したものであるが、産業用のＸ線検査装置やガンマ線検査装置等にも適用できる。この場合、検出対象となるＸ線やガンマ線のエネルギに応じて、放射線検出器の母材をＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）等を採用すればよい。また、上記実施形態では電極や光電子倍増管を４個としたが、２個や３個でもよいし、５個以上としてもよい。その他、放射線検出器の具体的構成等についても、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】第１実施形態に係るＸ線検査装置の概略構成図である。
【図２】第１実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図３】第１実施形態に係るＸ線エネルギスペクトルを示すグラフである。
【図４】第１実施形態に係る各電極の電流値を示すグラフである。
【図５】第１実施形態に係る各電極の電流値を示すグラフである。
【図６】第２実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図７】第３実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図８】第４実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図９】第５実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図１０】第６実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【図１１】第７実施形態に係るＸ線検出器の斜視図である。
【符号の説明】
【００４０】
１      Ｘ線検査装置
２      Ｘ線管
３      Ｘ線検出器（放射線検出器）
２１    第１電極
２２    第２電極
２３    第３電極
２４    第４電極
３１    溝
３２    半導体層
４１    第１光電子倍増管
４２    第２光電子倍増管
４３    第３光電子倍増管
４４    第４光電子倍増管
Ｍ    母材
Ｍ１    第１母材
Ｍ２    第２母材
Ｍ３    第３母材
Ｍ４    第４母材
ＳＣ  シンチレータ
ＳＣ１  第１シンチレータ
ＳＣ２  第２シンチレータ
ＳＣ３  第３シンチレータ
ＳＣ４  第４シンチレータ
【図１】
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【図２】
2007071602.tif 000017
【図３】
2007071602.tif 000018
【図４】
2007071602.tif 000019
【図５】
2007071602.tif 000020
【図６】
2007071602.tif 000021
【図７】
2007071602.tif 000022
【図８】
2007071602.tif 000023
【図９】
2007071602.tif 000024
【図１０】
2007071602.tif 000025
【図１１】
2007071602.tif 000026