JP2004135866A - 放射線検出装置、放射線ｃｔ装置及び放射線検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検出された放射線のデータを低コストで、より高速に処理することが可能な放射線検出装置を提供する。
【解決手段】放射線検出器２と、逐次比較型アナログ−デジタル変換部１とを具備する放射線検出装置を用いる。
ここで、放射線検出器２は、入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号Ｅ_Ａ１を出力する。逐次比較型ＡＤ変換部１は、電気信号Ｅ_Ａ１を逐次比較方式でデジタル信号Ｅ_Ｄ１に変換する。そして、増幅部６と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器５とを備える。増幅部６は、電気信号Ｅ_Ａ１を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号Ｅ_Ｇ１と増幅度Ｇを出力する。逐次比較型ＡＤ変換器５は、増幅度Ｇに基づいて、増幅信号Ｅ_Ｇ１をデジタル信号Ｅ_Ｄ１に変換する。
【選択図】　　　図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置に関し、特に、入射される放射線に対応する電気信号を高速に処理する放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線を用いて被検体の断層撮影を行うＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が知られている。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線照射装置で被検体へＸ線を照射し、Ｘ線検出器で被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。そして、Ｘ線検出器内に生じた透過Ｘ線に対応したアナログ信号をＡＤ変換によりデジタル信号に変換し、コンピュータにより画像化している。
【０００３】
図７は、従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線を検出する構成を示す図である。従来のＸ線ＣＴ装置では、放射線検出器１０２とデルタ−シグマＡＤコンバータ１０１（以下、「ΔΣ−ＡＤコンバータ」とも記す）とデータ処理部１０３とを具備する。放射線検出器１０２は、Ｘ線（透過Ｘ線を含む）を検出し、検出したＸ線に対応したアナログ信号Ｅ_Ａ０を出力する。ΔΣ−ＡＤコンバータ１０１は、アナログ信号Ｅ_Ａ０をＡＤ変換し、ΔΣ変調方式によりデジタル信号Ｅ_Ｄ０にする。データ処理部１０３は、デジタル信号Ｅ_Ｄ０に基づいて、画像を生成する。
【０００４】
Ｘ線ＣＴ装置では、このＡＤ変換から画像化までを行うシステム（データ収集システム：以下、「ＤＡＳ」ともいう）において、２０ビット以上の数値分解能を要求され、実際には、２２ビットのＡＤサンプリングを行っている。それは、放射線検出器１０２は、被検体を透過せず放射線照射器から直接届くＸ線と、被検体を透過する透過Ｘ線とを同時に検出するため、１００万倍（＝２０ビット）のダイナミックレンジで計測を行う必要があるからである。そのため、低コストで高分解能を得られるΔΣ−ＡＤコンバータが用いられている。ただし、ΔΣ−ＡＤコンバータは、低コストで高分解能を得られるが、サンプリング速度が遅い特徴を有する。そのため、高速処理を行うには、素子構造が大きく且つ複雑になるため高コストとなる。また、ダイナミックレンジを広く取ることも、高コストの原因となる。
【０００５】
一方、最近のＸ線ＣＴ装置では、被検体としての患者の被曝量低減や検査時間の短縮、リアルタイム性の向上等の観点から短時間（例示：０．１秒）で全スキャン（例示：１０００枚程度の診断画像を取得）を行い、画像化することが望まれている。すなわち、ＤＡＳの高速度のデータ処理が必要となる。
数値分解能を落とすことなく、高速にデータ処理を行うことが可能な技術が望まれている。また、ダイナミックレンジを狭くしても得られるデジタル信号に影響のでない技術が望まれいてる。
【０００６】
関連する技術として、特許第３１５７４３５号公報（特許文献１）に、デルタ−シグマアナログ−デジタル信号コンバータを使用したデータ収集システムの技術が開示されている。この公報によれば、この技術のＣＴスキャナは、Ｘ線の発生源と、検出器の列と、データ取得システムとからなる。
ここで、検出器の列は、発生源から放射され検出器によって受け取られたＸ線を検出する。データ取得システムは、検出器により生成された信号を処理する。そして、データ取得システムは、複数のオーバーサンプリング・デルタ−シグマＡ／Ｄコンバータからなる。ただし、デルタ−シグマＡ／Ｄコンバータは、デルタ−シグマ変調器と、フィルタリング手段とからなる。デルタ−シグマ変調器は、アナログ入力信号の関数として中間デジタル出力信号を供給する。フィルタリング手段は、中間デジタル信号のデータ転送率をデジメートし、また中間デジタル信号を濾波して、ビューレートｆ_ＶＲにおけるデジタル出力信号を生成する。そして、フィルタリング手段は、ＤＣとｆ_ＩＮＦとの間の有効な周波数帯域内の穏やかなロールオフと、−１００ｄＢ／オクターブを超える２^＊ｆ_ＶＲにおけるロールオフとを供給するフィルタを含む。ｆ_ＶＲは、少なくともｆ_ＩＮＦの２倍であることを特徴とする。
この技術は、デルタ−シグマＡ／Ｄコンバータを用いるタイプのデルタ−シグマＡ／Ｄコンバータの特性を改善するとともに、ＤＡＳのコストを削減することを目的としている。
【０００７】
【特許文献１】特許第３１５７４３５号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の目的は、検出された放射線のデータをより高速に処理することが可能なデータ収集システムを有する放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
また、本発明の他の目的は、ダイナミックレンジを狭くしても、数値分解能を落とすことなく、検出された放射線のデータを高速に処理することが可能な放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、上記各目的を低コストで実現することが可能な放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
【０００９】
【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括弧つきで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。
【００１０】
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、放射線検出器（２）と、逐次比較型アナログ−デジタル変換部（１）とを具備する。
放射線検出器（２）は、入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号（Ｅ_Ａ１）を出力する。逐次比較型アナログ−デジタル変換部（１）は、電気信号（Ｅ_Ａ１）を逐次比較方式でデジタル信号（Ｅ_Ｄ１）に変換する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号（電気信号（Ｅ_Ａ１））をデジタル信号（Ｅ_Ｄ１）に変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にＡＤ（アナログ−デジタル）変換を実施することが出来る。それにより、放射線検出器（２）で検出した放射線のデータを高速に処理し、画像化することが可能となる。すなわち、リアルタイム性が向上する。そして、被検体が患者の場合、患者の被曝量低減や検査時間の短縮を図ることが可能となる。
【００１１】
また、本発明の放射線検出装置は、逐次比較型アナログ−デジタル変換部（１）が、増幅部（６）と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器（５）とを備える。
増幅部（６）は、電気信号（Ｅ_Ａ１）を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号（Ｅ_Ｇ１）と増幅度（Ｇ）とを出力する。逐次比較型アナログ−デジタル変換器（５）は、その増幅の増幅度（Ｇ）を参照して、増幅信号（Ｅ_Ｇ１）を逐次比較方式によりデジタル信号（Ｅ_Ｄ１）に変換する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号（電気信号（Ｅ_Ａ１））をデジタル信号（Ｅ_Ｄ１）に変換する際に、予め信号強度に応じて電気信号（Ｅ_Ａ１）を増幅するので、信号強度の弱い場合でも、正確にＡＤ（アナログ−デジタル）変換を実行することが出来る。そして、ΔΣ変調方式に比較して、ＡＤサンプリングのビット数を低くしても、同程度の相対制度を得ることが出来る。
【００１２】
また、本発明の放射線検出装置は、放射線検出器（２）が、ＣｄＴｅ、ＣｄＴｅＺｎ、Ｓｉ、ＨｇＩ_２及びＰｄＩ_２の少なくとも１つを含む放射線検出素子を有する。
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半導体素子は、放射線検出に好ましい。ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅを用いた放射線検出素子は、より好ましい。
【００１３】
更に、本発明の放射線検出装置は、放射線検出器（２）が、所定の第１期間にその放射線の検出を行い、所定の第２期間に検出を停止する。そして、逐次比較型アナログ−デジタル変換部（１）は、その第２期間に電気信号（Ｅ_Ａ１）を取得する。
放射線検出器（２）が、第１期間に放射線の検出を行い、第２期間に放射線の検出を停止し、第１期間と第２期間とが交互に連続的に繰り返される場合、逐次比較型アナログ−デジタル変換部（１）は、第２期間に放射線検出器（２）に蓄積されたデータを取得してデータ処理することで、検出された放射線のデータを無駄にすることなく効率的に放射線の検出及びデータ処理を行うことが可能となる。
【００１４】
更に、本発明の放射線検出装置は、その第１期間及びその第２期間の各々が、その放射線の入射する期間及びその放射線の停止する期間とに対応する。
放射線が入射している場合に放射線の検出を行い、放射線の入射が停止している場合にデータ処理を行うので、入射する放射線を無駄なく使用することが出来る。それにより、被検体に対する放射線を少なくすることが出来、被検体が患者の場合には、患者の負担を軽減することが出来る。
【００１５】
上記課題を解決するために、本発明の放射線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置は、放射線発生装置（２７）と、放射線検出装置（２８）と、放射線発生制御手段（３３、３９）と、モード設定指示手段（３８）とを具備する。
放射線発生装置（２７）は、円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射し、複数設けられている。放射線検出装置（２８）は、その円周と同心の円周上に配置され、放射線発生装置（２７）から照射されその被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載されている。放射線発生制御手段（３３、３９）は、複数の放射線発生装置（２７）の各々が放射線を照射するか否かを選択する。モード設定指示手段（３８）は、放射線発生制御手段（３３、３９）へ所望の動作モードを与える。
逐次比較方式を用いたＡＤ変換を行う放射線検出装置（２８）を用いることにより、低コストで高速にＡＤ変換を実施することが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。そして、被検体が患者の場合、患者の負担を軽減することが可能となる。
【００１６】
また、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線検出装置（２８）が、その円周の形成する平面に垂直な方向（Ｌ）に複列に設けられている。
円筒面内に２次元的に放射線検出装置が設けられているので、様々なモードでの診断画像を得ることが出来る。
【００１７】
また、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線発生制御手段（３３、３９）が、放射線発生装置（２７）の内の円周方向（θ）に間隔を置いて離れた複数の放射線発生装置（２７）が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する。
同時に複数の放射線発生装置（２７）を動作させるので、極めて短時間で診断画像を得ることが出来る。
【００１８】
更に、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線発生制御手段（３３、３９）が、照射された放射線が放射線検出装置（２８）上で互いに重ならない位置の任意の複数の放射線発生装置（２７）を同時に使用する。
放射線が互いに重ならない位置の放射線発生装置（２７）を用いるので、診断画像に無駄が発生せず、効率的に診断画像を得ることが出来る。
【００１９】
上記課題を解決するために、本発明の放射線検査装置は、放射線源（図示されず）と、放射線検出装置（図示されず）とを具備する。
放射線源は、被検体へ放射線を照射する。放射線検出装置は、その被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載されている。
逐次比較方式を用いたＡＤ変換を行う放射線検出装置（２８）を用いることにより、低コストで高速にＡＤ変換を実施することが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。
ここで、放射線検査装置は、医療用イメージング装置のような医療用放射線（Ｘ線）検査装置、機械部品や材料の疲労や損傷を非破壊で検査するＸ線検査装置に例示される。
【００２０】
【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）のような放射線医療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放射線検出装置を用いた放射線検査装置についても同様に適用可能である。
【００２１】
本発明である放射線検出装置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実施の形態の構成を示す図である。放射線検出装置は、放射線検出器２、逐次比較型アナログ−デジタル変換部（以下、「逐次比較型ＡＤ変換部」と記す）１、データ処理部３及び制御部４を具備する。
【００２２】
放射線検出器２は、入射される放射線（本実施例では、Ｘ線）に対応するアナログ信号である電気信号Ｅ_Ａ１を出力する。放射線に対する検出効率は物質の密度に関連しており、放射線検出器２は、実効原子番号の高いＣｄＴｅ及びＣｄＺｎＴｅのいずれか一つを少なくとも含む半導体素子を用いることが好ましい。ただし、入射される放射線に対応する電気信号（電荷）を生成する材料を用いれば、上記のものに制限されることはない。例えば、Ｓｉ、ＨｇＩ_２、ＰｄＩ_２を含む放射線検出器２も同様に好ましい。
【００２３】
逐次比較型ＡＤ変換部１は、電気信号Ｅ_Ａ１を逐次比較方式でデジタル信号Ｅ_Ｄ１に変換する。ＡＤサンプリングは、最低１３ビットとし、好ましくは１６ビットとする。逐次比較型ＡＤ変換部１は、ゲイン切換器６と、逐次比較型アナログ−デジタル変換器５とを備える。
【００２４】
逐次比較型アナログ−デジタル変換部１は、１３ビット〜１６ビットのＡＤサンプリングを行うことが好ましい理由は、以下による。
放射線検出器２は、被検体を透過せずＸ線源８から直接届くＸ線と、被検体を透過する透過Ｘ線とを同時に検出する場合、１００万倍（＝２０ビット）のダイナミックレンジで計測を行う必要があり、従来２２ビットのＡＤサンプリングを行っている。しかし、実際には、透過Ｘ線のみを正確に検出することが出来れば良い。これを人体用のＸ線ＣＴ装置に適用して考えると、Ｘ線の透過率は最大で０．１４％となり、下式から最低１３ビット有れば良いことが分かる。
従来のダイナミックレンジを２２ビットとすると、本発明のダイナミックレンジＤは、
Ｄ＝２２＋ｌｏｇ_２（０．１４／１００）＝１２．５２
である。従って、最低１３ビット有れば良いことが分かる。そして、Ｘ線量の減少や個体差、表面付近に関心領域がある場合を考慮して、相対精度が１６ビット有れば充分である。
ただし、放射線検出装置側で、人体を透過しなかったＸ線を透過Ｘ線と明確に区別するためには、１６ビットの相対精度では不足する。そのため、検出された透過Ｘ線に対応した電気信号を、自動ゲイン切換機能を有するゲイン切換器６に通すことで補う。
【００２５】
増幅部としてのゲイン切換器６は、高速で自動のゲイン切換機能を有する。放射線検出器２からの電気信号Ｅ_Ａ１を所定の信号強度の範囲に収めるように、自動的に増幅度Ｇを切り換えて増幅を行う。すなわち、
（ａ）放射線検出器２からの電気信号Ｅ_Ａ１としての出力電圧と、予め設定された基準電圧とを内部の比較器（図示されず）により比較する。
（ｂ１）出力電圧が基準電圧よりも高い場合には、出力電圧をそのまま出力する。
（ｂ２）出力電圧が基準電圧よりも低い場合には、内部の増幅器（図示されず）により増幅し、次の比較器へ入力する。
（ｃ）出力電圧が基準電圧よりも高くなる（（ｂ１）へ行ける）まで、（ａ）及び（ｂ２）を繰り返す。そして、（ｂ１）において、ゲイン切換器６は、出力電圧（電気信号Ｅ_Ａ１）を増幅器（図示されず）で増幅した増幅信号Ｅ_Ｇ１と、増幅器（図示されず）での増幅度Ｇ（複数回増幅された場合には、最終的な増幅度）を逐次比較型ＡＤ変換器５へ出力する。なお、基準電圧は全て同じ値を用い、各増幅器は、全て同じ増幅度を有する。
ゲイン切換器６を用いて信号強度の小さい透過Ｘ線を増幅することで、ＡＤサンプリングのビットするを減らしても、ΔΣ変調方式を用いた場合の精度と同等な相対精度を得ることが出来る。
【００２６】
逐次比較型アナログ−デジタル変換器５は、増幅信号Ｅ_Ｇ１を従来知られた逐次比較方式でデジタル信号（Ｅ_Ｄ１）に変換する。そして、デジタル信号Ｅ_Ｄ１をデータ処理部３へ出力する。その際、増幅度Ｇに基づいて、最終的なデジタル信号Ｅ_Ｄ１の数値を調整する。
逐次比較方式を用いてアナログ信号（電気信号Ｅ_Ａ１）をデジタル信号Ｅ_Ｄ１に変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にＡＤ変換を実施することが出来る。
【００２７】
データ処理部３は、デジタル信号Ｅ_Ｄ１のデータ処理を行い、画像データを生成する。
高速にＡＤ変換を実施されたデジタル信号Ｅ_Ｄ１を用いることにより、放射線検出器２で検出した放射線のデータを高速に処理し、画像化することが可能となる。すなわち、リアルタイム性が向上する。
【００２８】
制御部４は、Ｘ線源８がＸ線を被検体へ照射するタイミングと放射線検出器２が被検体を透過した透過Ｘ線を検出するタイミング、放射検出器２からアナログ信号（電気信号Ｅ_Ａ１）を出力させるタイミングと逐次比較型ＡＤ変換部１がそのデータを取得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器２による検出動作と、放射線検出器２によるアナログ信号出力動作及び逐次比較型ＡＤ変換部１によるデータ取得動作及びデジタル信号出力動作とが適切なタイミングで行われるように制御する。
【００２９】
Ｘ線源８は、放射線としてのＸ線を被検体へ照射する。Ｘ線源８は、放射線源でもよい。放射線は、放射線医療に用いられる粒子線や電磁波であり、Ｘ線やγ線に例示される。
【００３０】
次に、本発明である放射線検出装置の実施の形態の動作について、図１を参照して説明する。
【００３１】
制御部４の制御により、Ｘ線源８は、被検体（図示されず）へＸ線を照射する。放射線検出器２は、制御部４の制御により、このＸ線源８のＸ線照射に同期して、被検体を透過して入射してくる透過Ｘ線の検出動作を行う。すなわち、Ｘ線を照射する期間と検出を行う期間としての所定の第１期間とを同期させる。そして、放射線検出器２は、入射した透過Ｘ線に対応したアナログ信号の電気信号Ｅ_Ａ１を発生する。
制御部４の制御により、Ｘ線源８は、Ｘ線照射を終了する。放射線検出器２は、制御部４の制御により、このＸ線源８のＸ線照射の終了に同期して、透過Ｘ線の検出を終了する。すなわち、Ｘ線を停止する期間と検出を停止する期間としての所定の第２期間とを同期させる。そして、制御部４の制御により、逐次比較型ＡＤ変換部１は、アナログ信号の電気信号Ｅ_Ａ１をゲイン切換器６において取得する。
ゲイン切換器６は、放射線検出器２からの電気信号Ｅ_Ａ１を所定の信号強度の範囲に収めるように、自動的に増幅度Ｇを切り換えて増幅を行う。そして、得られた増幅信号Ｅ_Ｇ１と増幅度Ｇ（複数回増幅された場合には、最終的な増幅度）とを逐次比較型ＡＤ変換器５へ出力する。
逐次比較型ＡＤ変換器５は、増幅信号Ｅ_Ｇ１を逐次比較方式でデジタル信号Ｅ_Ｄ１に変換する。そして、デジタル信号Ｅ_Ｄ１をデータ処理部３へ出力する。その際、増幅度Ｇ（ゲイン切換器６での増幅の回数に応じて変動）基づいて、最終的なデジタル信号Ｅ_Ｄ１の数値を調整する。
データ処理部３は、デジタル信号Ｅ_Ｄ１のデータ処理を行い、画像データを生成する。
【００３２】
ゲイン切換器６を用いて信号強度の小さい透過Ｘ線を増幅することで、ＡＤサンプリングのビット数を減らしても、ΔΣ変調方式を用いた場合の精度と同等な相対精度を得ることが出来る。また、逐次比較方式を用いてＡＤ変換するので、ΔΣ変調方式を用いた場合に比較して、低コストで高速にＡＤ変換を実施することが出来る。
【００３３】
ΔΣ変調方式でＡＤ変換を行う現在の方式では、０．５秒間に１０００程度の透過Ｘ線の画像データを得ている。それを０．１秒以内に行うためには、ΔΣ変調方式では、非常に高価なシステムとなる。
しかし、本発明の逐次比較方式のＡＤ変換を用いることで、非常に低コストで高速に実行することが出来る。
【００３４】
また、画像の質に影響を与えない程度（例示：１６ビット）に相対精度を下げ、高速で自動なゲイン切換器を設けることで、ΔΣ変調方式と同様の相対精度を得ることが出来る。
【００３５】
ここで、本発明の放射線照射装置が適用される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２〜図６を参照して説明する。図２は、Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、被計測体である患者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。
【００３６】
ここで、測定装置本体２４について、図３及び図４を参照して説明する。
図３は、図２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２参照）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。
【００３７】
図４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。
【００３８】
なお、具体的にこの検出器２８は、例えばセラミックス（例示：アルミナ、シリカ）などの絶縁体に、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２８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。
なお、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ_２、ＰｂＩ_２を用いた検出器でも良い。
【００３９】
また、図２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。
【００４０】
図５を用いて、Ｘ線発生装置２７の構成を詳説する。
図５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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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５（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５（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。
【００４４】
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。
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。
測定制御装置３５は、画像信号ディジタイザ３４から出力されたＸ線１００の座標情報を、どのＸ線発生装置２７から照射されたＸ線１００によるものか特定する。そして、それらの情報をデータ収録装置３６に収録させる。
データ処理装置３７は、データ収録装置３６に１断層分の画像の情報が収録される毎に、断層画像を構成する。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。
【００４５】
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。
このとき、あるＸ線発生装置２７がパルス状に照射される場合、Ｘ線が照射されるタイミングに同期して、検出器２８がＸ線を検出する。
【００４６】
さらに、被計測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、被計測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。
【００４７】
次に、Ｘ線発生装置２７の制御系統について説明する。
図６は、Ｘ線発生装置２７の制御系統を示す構成図である。
モード設定指示手段としてのモード設定指示器３８は、測定制御装置３５とＸ線発生制御装置３３との間に設けられている。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、どの電子銃２９を用いるかの指示を出す。
Ｘ線発生制御装置３３は、モード設定指示器３８からの指示に応じた電子銃２９と電子銃ドライブ回路３２につながるスイッチ装置３９のスイッチ素子を開閉する。
スイッチ装置３９は、各電子銃ドライブ回路３２_１〜３２_ｎ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３９_１〜３９_ｎを有している。スイッチ素子３９_１〜３９_ｎの開閉で、対応する電子銃ドライブ回路３２_１〜３２_ｎ及び電子銃２９_１〜２９_ｎへの電力の供給が制御される。
各電子銃ドライブ回路３２_１〜３２_ｎは、対応するスイッチ素子３９_１〜３９_ｎの接続（閉状態）により、電力を供給される。そして、対応する電子銃２９_１〜２９_ｎへの電力を制御する。
【００４８】
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３９_ｍ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３２_ｍに電子銃２９_ｍが制御されて電子ビームを出射する。
【００４９】
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。
【００５０】
シリアルスライスモードは、この高速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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。本実施の形態の高速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。
【００５４】
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２７が複数選択される。
【００５５】
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３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。
【００５６】
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。
【００５７】
以上のように構成されていることで、この高速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。
【００５８】
また、この高速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、同じ箇所を繰り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。
【００５９】
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。
【００６０】
従って、この高速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、この高速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。
【００６１】
ここで、図１の放射線検出器２は、図２の検出器２８に対応する。図１の逐次比較型ＡＤ変換部１は、図２の画像信号ディジタイザ３４に対応する。図１のデータ処理部３は、図２の測定制御装置３５（一部）、データ収録装置３６及びデータ処理装置３７に対応する。図１のＸ線源８は、図２のＸ先発生装置２７に対応する。
【００６２】
本発明の放射線検出装置が適用されるＸ線ＣＴ装置は、逐次比較方式のＡＤ変換を行うので、検出された放射線のデータを低コストで、より高速にＡＤ変換処理することが可能となる。
また、その際、ダイナミックレンジを狭くして、更に高速なデータ処理を行う場合でも、自動ゲイン切換機能を付属させることにより、数値分解能を落とすことなく、高速なデータ処理を行うことが可能となる。
そして、Ｘ線の検出−画像化の時間が短縮されるので、検査時間の短縮、被曝量の抑制などで、被検体である患者に対する負担を大幅に軽減することが可能となる。
【００６３】
本発明の放射線検出装置が適用される高速Ｘ線ＣＴ装置は、検出期間と照射期間とを同期させているので、Ｘ線の照射に無駄が無く、電力コストを低減することが出来る。また、余計なＸ線の照射がないので、患者は余計な放射線を被曝せず、その負担が低減される。
【００６４】
【発明の効果】
本発明により、検出された放射線のデータを低コストで、より高速に処理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実施の形態の放射線検出装置の構成を示す図である。
【図２】Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図３】図６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４】Ｘ線発生装置と検出器との位置関係を示す図である。
【図５】Ｘ線発生装置の構成を示す図である。
【図６】Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。
【図７】従来技術の放射線検出装置の構成を示す図である。
【符号の説明】
１　　逐次比較型アナログ−デジタル（ＡＤ）変換部
２　　放射線検出器
３　　データ処理部
４　　制御部
５　　逐次比較型アナログ−デジタル（ＡＤ）変換器
６　　ゲイン切換器
８　　Ｘ線源
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、２９_１〜２９_ｍ〜２９_ｎ　　電子銃
３０　　ターゲット
３１　　真空チャンバ
３２、３２_１〜３２_ｍ〜３２_ｎ　　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
３９_１〜３９_ｍ〜３９_ｎ　　スイッチ素子
４０　　電源
４１　　陰極
４２　　格子（グリッド）
４３　　陽極
４４　　電子ビーム
５０　　モニタ
１００　　Ｘ線
１０１　　デルタ−シグマアナログ−デジタルコンバータ（ΔΣ−ＡＤコンバータ）
１０２　　放射線検出器
１０３　　データ処理部
Ｅ_Ａ０、Ｅ_Ａ１　　電気信号（アナログ信号）
Ｅ_Ｄ０、Ｅ_Ｄ１　　デジタル信号
Ｅ_Ｇ１　　増幅信号
Ｇ　　増幅度
Ｐ　　軸線
Ｌ　　軸線Ｐに沿う方向
θ　　周方向

Claims (10)

1. 入射される放射線に対応してアナログ信号である電気信号を出力する放射線検出器と、
   前記電気信号を逐次比較方式でデジタル信号に変換する逐次比較型アナログ−デジタル変換部と、
   を具備する、
   放射線検出装置。
2. 前記逐次比較型アナログ−デジタル変換部は、
   前記電気信号を所定の信号強度の範囲に収まるように増幅を行った増幅信号と前記増幅の増幅度とを出力する増幅部と、
   前記増幅度を参照して、前記増幅信号を逐次比較方式で前記デジタル信号に変換する逐次比較型アナログ−デジタル変換器と、
   を備える、
   請求項１に記載の放射線検出装置。
3. 前記放射線検出器は、ＣｄＴｅ、ＣｄＴｅＺｎ、Ｓｉ、ＨｇＩ_２及びＰｄＩ_２の少なくとも１つを含む放射線検出素子を有する、
   請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
4. 前記放射線検出器は、所定の第１期間に前記放射線の検出を行い、所定の第２期間に検出を停止し、
   前記逐次比較型アナログ−デジタル変換部は、前記２期間に前記電気信号を取得する、
   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。
5. 前記第１期間及び前記第２期間の各々は、前記放射線の入射する期間及び前記放射線の停止する期間とに対応する、
   請求項４に記載の放射線検出装置。
6. 円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射する複数の放射線発生装置と、
   前記円周と同心の円周上に配置され、前記放射線発生装置から照射され前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
   複数の前記放射線発生装置の各々が放射線を照射するか否かを選択する放射線発生制御手段と、
   前記放射線発生制御手段へ所望の動作モードを与えるモード設定指示手段と、
   を具備する、
   放射線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置。
7. 前記放射線検出装置は、前記円周の形成する平面に垂直な方向に複列に設けられている、
   請求項６に記載の放射線ＣＴ装置。
8. 前記放射線発生制御手段は、前記放射線発生装置の内の円周方向に間隔を置いて離れた複数の前記放射線発生装置が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する、
   請求項６又は７に記載の放射線ＣＴ装置。
9. 前記放射線発生制御手段は、照射された放射線が前記放射線検出装置上で互いに重ならない位置の任意の複数の前記放射線発生装置を同時に使用する、
   請求項８に記載の放射線ＣＴ装置。
10. 被検体へ放射線を照射する放射線源と、
    前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する請求項１乃至５のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
    を具備する、
    放射線検査装置。

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