JP2006129899A

JP2006129899A - Ｘ線検査装置

Info

Publication number: JP2006129899A
Application number: JP2004318859A
Authority: JP
Inventors: Yasutaka Konno; 康隆昆野; Kenichi Okajima; 健一岡島; Daisuke Ishizuka; 大輔石塚; Hironori Ueki; 広則植木
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-11-02
Filing date: 2004-11-02
Publication date: 2006-05-25

Abstract

【課題】
Ｘ線検出器以外の回路や装置の電気的な影響によってＸ線検出器の信号に生じる外来雑音を低減することが可能なＸ線検査装置を提供する。
【解決手段】
Ｘ線を被写体に照射するＸ線源と、前記被写体１０２を透過した前記Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子１１０からなるＸ線検出器１０４と、前記Ｘ線検出器に入射する前記Ｘ線をコリメーションし、前記被写体によって散乱された散乱線を除去するＸ線コリメータと、前記Ｘ線検出素子からの電気信号を読み出す読み出し回路とを具備し、前記Ｘ線コリメータの一部または全部と前記読み出し回路とが、略同一電位に設置されていることを特徴とする。
【選択図】図３

Description

本発明は、散乱線除去用のＸ線コリメータ（以下、Ｘ線コリメータと記す）を搭載したＸ線ＣＴ装置等のＸ線検査装置に関する。

以下、Ｘ線検査装置の代表例として、Ｘ線ＣＴ装置の場合について説明する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被写体の断層像を得ることができる装置であり、医療や非破壊検査の分野で広く用いられている。特に近年、撮影の広視野化、高速化、画像の高解像度化を実現するため、検出器の多列化（マルチスライス化）とスキャンの高速化が進んでいる。

マルチスライス化に伴い、スライス方向のＸ線検出素子サイズも格段に小さくなった。例えば、シングルスライスＣＴのときは、スライス方向のＸ線検出素子のサイズは１０ｍｍ程度であったのに対し、例えば、１６スライスＣＴでは１ｍｍ程度である。これにより再構成像において、スライス方向でもチャネル方向と同じ空間分解能を実現できるようになった（例えば、特許文献１参照）。

特開２００４−２３６９１５号公報

しかし、Ｘ線検出素子の面積の低下により、Ｘ線検出素子に入射するＸ線量子数は減少するため、発生する信号はシングルスライスの場合に比べてマルチスライスでは小さくなる。このためマルチスライスＣＴでは、検出器の回路の有する回路雑音や、外部の回路によって発生した電磁波の誘導によって生じる外来雑音を、より低く抑える必要がある。

スキャンの高速化は、心臓の撮影においては、動きによる画像のブレを減らすことを可能とし、広い範囲の撮影を短時間に行うことを可能とする。ただし、この撮影時間の短縮に伴い、単位時間当たりには多くのＸ線を照射する必要があり、Ｘ線管電流を増加させる必要がある。この増加により、Ｘ線発生系（トランス、インバータ、ケーブル、スリップリングなど）に起因する外来雑音は増加する可能性があり、これによって生じる外来雑音を低く抑える必要がある。

本発明の目的は、Ｘ線発生系やその他の電気回路などの電気的な要因によって検出器の信号に発生する外来雑音を低減することが可能なＸ線検査装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明のＸ線検査装置は、散乱線除去用のＸ線コリメータと読み出し回路の電極の一方を略同一電位にして、Ｘ線コリメータにてＸ線検出器に入射する外来雑音を低減するよう構成する。

以下、本発明のＸ線検査装置の代表的な構成例を列挙する。

（１）Ｘ線を被写体に照射するＸ線源と、前記被写体を透過した前記Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器に入射する前記Ｘ線をコリメーションし、前記被写体によって散乱された散乱線を除去するＸ線コリメータと、前記Ｘ線検出素子からの電気信号を読み出す読み出し回路とを具備し、前記Ｘ線コリメータの一部または全部と前記読み出し回路とが、略同一電位に設置されていることを特徴とする。

（２）Ｘ線を被写体に照射するＸ線源と、前記被写体を透過した前記Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器に入射する前記Ｘ線をコリメーションし、前記被写体によって散乱された散乱線を除去するＸ線コリメータと、前記Ｘ線検出素子からの電気信号を読み出す読み出し回路とを具備し、前記複数のＸ線検出素子の一方の電極は共通な電極に接続され、前記Ｘ線コリメータの一部または全部と前記共通な電極とが、略同一電位であることを特徴とする。

（３）前記構成のＸ線検査装置において、前記複数のＸ線検出素子が、行と列の２次元的に配置され、前記Ｘ線コリメータが、前記Ｘ線検出素子の前記行と列の一方または双方に対して前記Ｘ線をコリメーションする構造を有することを特徴とする。

（４）前記構成のＸ線検査装置において、前記略同一電位が、グランド電位と略同一電位であることを特徴とする。

（５）前記（１）又は（２）のＸ線検査装置において、前記Ｘ線コリメータが、前記Ｘ線検出器のＸ線検出面に対して略垂直に設けられたＸ線コリメータ板と、前記Ｘ線検出面に略平行に配置され、前記Ｘ線コリメータ板を支持する導電板とを具備することを特徴とする。

（６）前記（５）のＸ線検査装置において、前記Ｘ線コリメータ板と前記導電板の一方または双方が、グランド電位と略同一電位にあることを特徴とする。

（７）前記構成のＸ線検査装置において、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器が、前記被写体の周りを相対的に回転して撮影する回転手段と、撮影により得られたデータを用いて前記被写体の断面像を再構成する手段と、前記再構成手段の結果を表示する表示手段とを具備することを特徴とする。

本発明によれば、Ｘ線発生系やその他の電気回路などの電気的な要因によってＸ線検出器で生じる外来雑音を低減することにより、画像の雑音を低減することが可能なＸ線検査装置を実現し得る。

以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。

（実施例１）
以下、図１から図４を用いて、本発明の第１の実施例について説明する。図１は本発明のＸ線検査装置の一実施例を説明する図、図２は本実施例におけるＸ線検出器の一構成例を示す説明図、図３はＸ線検出器の回路の一構成例を示す図、図４はＸ線検出器がＸ線ＣＴ装置へ搭載された際のＸ線コリメータとＸ線検出器との関係を説明する図である。

図１に、医療でＸ線検査装置の一つとして用いられているＸ線ＣＴ装置の例について示す。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線源１００、Ｘ線検出器１０４（１０４−１、・・・、１０４−ｋ）、Ｘ線コリメータ１０９、信号収集手段１１８、中央処理装置１０５、表示装置１０６、入力手段１１９、制御回路１１７、回転台１０１、寝台天板１０３から構成される。Ｘ線検出器１０４−ｋはＸ線源１００を略中心とした円弧状に複数個配置されており、Ｘ線源１００と共に回転台１０１に搭載されている。ここで、ｋはＸ線検出器の番号とし、図１に示すように、ｋ＝１、２、・・・とする。これを用いて、番号ｋのＸ線検出器１０４を１０４−ｋと表すこととする。図１では、説明を簡単にするために、ｋは最大で８である場合が示されているが、実際の装置では、一般的には、例えば、ｋは最大で４０個程度である。

Ｘ線検出器１０４の前面には、Ｘ線コリメータ１０９が設置されている。Ｘ線検出器１０９と被写体１０２との間に配置されるＸ線コリメータ１０９は、Ｘ線源１００から照射されたＸ線のうち、被写体１０２などで散乱されていたＸ線が、Ｘ線検出器１０４に入射するのを防ぐ役割を果たす。

つぎに、本実施例におけるＸ線ＣＴ装置の撮影方法と処理の方法について説明する。

入力手段１１９から撮影開始の入力があると、Ｘ線源１００から扇状のＸ線を寝台天板１０３に載った被写体１０２に向けて照射し、その被写体１０２を透過したＸ線をＸ線検出器１０４にて電気信号（投影像）に変換する。

この撮影を、回転台１０１を回転方向１０８に回転することで、被写体１０２に対するＸ線の照射角度を変化させて繰り返すことにより、３６０度分の投影像を取得する。この投影像の撮影は、例えば、０.４度ごとに行う。この際、制御手段１１７は、回転台１０１の回転とＸ線検出器１０４の読み出し回路部を制御する。

このようにして得た投影像を信号収集手段１１８にて収集し、この投影像に中央処理回路１０５にてコンボルーション（畳み込み）やバックプロジェクション（逆投影）の処理を加えることにより、被写体１０２のＸ線吸収係数分布の断面像を再構成し、この結果を表示装置１０６で表示する。

次に、図２および図３を用いて、Ｘ線検出器１０４−ｋを説明する。図２は、本実施例におけるＸ線検出器の一構成例を示し、図３は、Ｘ線検出器の読み出し回路部を説明する図である。図２、図３における方向１０８（以後、チャネル方向と称す）は、図１の回転方向１０８に一致し、方向１０７（以後、スライス方向と称す）は、図１の回転軸方向１０７に一致する。

図２に示すように、Ｘ線検出器１０４は、シンチレータ素子基板１１２、光電変換基板（半導体基板）１１１、配線基板１１３の３層の基板からなる。このシンチレータ素子基板１１２は、マトリックス状に分割されたシンチレータ素子からなる。ここでシンチレータ素子基板１１２-ｉ-ｊ（ｉ、ｊ＝１、２）は、ｉチャネルｊスライスに位置するシンチレータ素子を表す。シンチレータ素子１１２-ｉ-ｊは、それぞれの素子間と、シンチレータ素子基板の上面（Ｘ線が入射する面）および側面を、シンチレータ素子１１２で生じた蛍光を反射する光反射剤により覆われている。

シンチレータ素子１１２-ｉ-ｊに対応するように、光電変換基板１１１では光電変換手段が設けられる。光学的に透明な接着剤３１０にて、光電変換基板１１１とシンチレータ素子基板１１２は接着され、光電変換手段とシンチレータ素子１１２-ｉ-ｊによりＸ線検出素子１１０-ｉ-ｊを構成する。ここで、図２では説明を簡単にするために、Ｘ線検出素子１１０-ｉ-ｊのチャネル方向のＸ線検出素子数とスライス方向のＸ線検出素子数は共に最大２で記されているが、一般的には、例えば、２４列２行のＸ線検出素子１１０-ｉ-ｊが配置される。

このＸ線検出素子１１０-ｉ-ｊからの信号は、それぞれ、回路チップ１２１を経て電極パッド１２０から出力される。Ｘ線検出器１０４の回路構成の詳細を、図３に示す。

図３に示すように、Ｘ線検出素子１１０-ｉ-ｊの光電変換手段で発生した電荷は、回路チップ１２１内に設けられた積分器１２４にて電圧信号に変換され、電極パッド１２０から出力される。ここで、電極パッド１２０-ｉ-ｊ（ｉ、ｊ＝１、２）は、Ｘ線検出素子１１０-ｉ-ｊにそれぞれ対応している。Ｘ線検出素子１１０-ｉ-ｊの一方の電極（以後、この電極をグランド電極と称す）は、共通に接続されている。グランド電極は、グランド電極パッド１２２および１２３と接続されている。

図４を用いて、Ｘ線検出器１０４とＸ線コリメータ１０９の関係を説明する。Ｘ線コリメータ１０９は、Ｘ線ＣＴ装置に搭載される際、Ｘ線検出器１０４のＸ線の入射する面の前に設置される。図４では、２つのＸ線検出素子１１０のみを記したが、これは説明を単純にするためであり、実際には、図２に示したＸ線コリメータ１０９は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出器１０４全体に対して設置される。

本実施例のＸ線コリメータ１０９は、図４に示すように、Ｘ線源１００から照射されたＸ線の照射方向に対してほぼ平行に設けられ、被験者１０２などで散乱されて進む方向の大きく変わったＸ線（散乱線）がＸ線検出器１０４に入射するのを防ぐＸ線コリメータ板１５１と、これを支持するＸ線コリメータ固定板（導電板）１２５から構成される。Ｘ線コリメータ板１５１は、Ｘ線検出素子１１０のチャネル毎に設けられている。Ｘ線コリメータ固定板１２５とＸ線コリメータ板１５１は電気的に接続され、配線１２６によってグランド電極パッド１２２と接続される。この構造により、Ｘ線コリメータ板１５１は、光電変換手段のグランド電位と略同一電位となる。ここで、略同一電位とは、例えば、平均的に０.１Ｖ以下の電位差の場合、または、Ｘ線コリメータ板１５１と光電変換手段のグランド電位との間の抵抗が５Ω以下の場合である。また、本例では、グランド電位と略同一電位の場合について説明したが、本発明は、本例に限らず、例えば、積分器１２４の電源電位と略同一電位であってもかまわない。

これにより、Ｘ線検出素子１１０のＸ線検出面側に電場を形成することで、Ｘ線検出面側からＸ線検出素子１１０に入射する電磁波の一部を遮蔽し、Ｘ線検出素子１１０で生じる外来雑音を低減することができる。特に、外来の電磁波がチャネル方向に振幅を持ち、その振幅がＸ線コリメータ板１５１の間隔以上の場合は、外来の電磁波はＸ線検出器１０４に到達する前に減弱する。従って、この外来の電磁波による外来雑音を低減できる。

外来雑音を生じる外来の電磁波を発生する要因としては、Ｘ線ＣＴ装置内の電気回路や、大きな電流、電圧を用いるＸ線発生系（トランス、インバータ、ケーブル、スリップリングなど）、その他の装置などが考えられる。これらの多くは、Ｘ線検出器１０４と対向して回転台１０１上に配置されるため、これらによって生じた電磁波は、Ｘ線検出素子１１０のＸ線検出面からＸ線検出素子１１０へ入り、外来雑音を発生させる。従って、本構成は、外来の電磁波による外来雑音の低減に対して有効である。

本発明におけるＸ線コリメータ板１５１は、好ましくはＸ線に対して吸収係数が大きく、主要な雑音の周波数に対してもスキンデプスが小さな金属が望ましい。その材質としては、例えば、モリブデン、銅、タングステン、またはその合金が望ましい。

本発明において、好ましくは、グランド電位と略同一電位の電極が、Ｘ線コリメータ１０９と共に光電変換手段を挟む様に面状に、光電変換基板１１１および／または配線基板１１３に構成されていることが望ましい。このような構成により、Ｘ線入射面の反対面から流入する外来の電磁波による影響も低減することができる。

本実施例では、回路チップ１２１は積分器１２４のみを有しているが、本発明はこれに限定するものではない。積分器の出力を増幅する増幅器、ホールドするホールド回路、出力を行うＸ線検出素子１１０の信号を切り替えるマルチプレクサ回路、アナログ信号をデジタル信号にＡＤ変換（アナログ−デジタル変換）するＡＤ変換器などを含む場合もありうる。

（実施例２）
以下、図５から図７を用いて、本発明の第２の実施例について説明する。実施例１の場合と同様に、医療でＸ線検査装置の一つとして用いられているＸ線ＣＴ装置の例について説明する。

図５は本実施例におけるＸ線検出器の回路の一構成例を示す回路図、図６は本実施例のＸ線ＣＴ装置にＸ線検出器が搭載されるときのＸ線コリメータとＸ線検出器との関係を示す説明図、図７は図６の切り出し位置Ａにおける、Ｘ線コリメータと垂直をなす面での断面図を示す。

図５に示すように、本実施例のＸ線検出素子１１０には、それぞれ切り替えスイッチ１３４が設けられる。この切り替えスイッチ１３４は、例えば、ＣＭＯＳ型のスイッチである。この切り替えスイッチ１３４のゲート電極は、同一スライスに属するＸ線検出素子１１０に対して共通に設置され、アドレス電極パッド１３３に接続される。ここで、jスライス目に属するＸ線検出素子１１０のゲート電極が接続されるアドレス電極パッドを１３３-ｊと記す。切り替えスイッチ１３４のソース電極は、同一チャネルに属するＸ線検出素子１１０に対して共通に設置され、積分器１２４を介して、電極パッド１２０に接続される。ここで、ｉチャネル目に属するＸ線検出素子１１０のソース電極が接続される電極パッドを１２０-ｉと記す。

Ｘ線検出素子１１０の一方の電極は、共通にバイアス電極パッド１３５に接続される。このバイアス電極パッド１３５には、積分器１２４にて信号を読み出す際に光電変換手段にバイアス電圧がかかるように、電圧が印加される。本実施例の積分器１２４の基準電位はグランドレベル（０Ｖ）であり、バイアス電極パッド１３５から光電変換手段にある電圧（Ｖｓ）を印加する。ここで、Ｖｓは、例えば、−１Ｖ〜−５Ｖである。

回路チップ１２１の積分器１２４を駆動するためには、直流の電力が必要であり、これを外部電源から供給するために、配線基板１１３上に、電源（＋）電極１３１と電源（−）電極１３２が設けられている。この電源（＋）電極１３１と電源（−）電極１３２へは、その差分が、例えば、５Ｖの直流電圧が印加される。本実施例では、電源（−）電極１３２はグランドレベル（０Ｖ）であり、この場合、電源（＋）電極１３１へ５Ｖが印加される。

次に、読み出し方法について説明する。本方式ではゲートをＯＮするための信号をアドレス電極パッド１３３から入力し、これをスライス方向に切り替えて、読み出しを行うＸ線検出素子１１０を決定する。初めに、ゲートをＯＮする信号をアドレス電極パッド１３３-１へ入力すると、Ｘ線検出素子１１０-１-１と１１０-２-１の信号が、それぞれ電極パッド１２０-１と１２０-２から出力される。次に、ゲートをＯＮする信号をアドレス電極パッド１３３-２へ入力すると、Ｘ線検出素子１１０-１-２と１１０-２-２の信号が、それぞれ電極パッド１２０-１と１２０-２から出力される。このような切り替えを順次行うことで、電極パッド１２０から、各スライスのＸ線検出素子１１０の信号を順次得ることができる。

図６に示すように、本実施例のＸ線コリメータ１０９は、Ｘ線検出素子１１０のスライス方向とチャネル方向の双方に対してコリメーションを行う構造を有する。このＸ線コリメータは配線１２６にて電源（−）電極１３２と電気的に接続され、回路のグランドレベルと同一電位になっている。このような構造により、外来雑音の原因となる電磁波がチャネル方向に対して振幅を持つ場合でも、効率よく除去できる。

また、本実施例では、Ｘ線コリメータ１０９のＸ線コリメータ支持板１２７は、シンチレータ素子基板１１２のＸ線入射面に隣接して配置されている。このＸ線コリメータ支持板１２７は、接着剤１２９にてシンチレータ素子基板１１２に、反射剤１２８を挟んで接着される。図６の切り出し位置Ａでの断面を、図７に示す。

図７の断面図に示すように、このＸ線コリメータ支持板１２７は、Ｘ線コリメータ板１５１の間隔で溝１３０が設けられている。これは、Ｘ線コリメータ板１５１を設置する際の位置決めのため、およびＸ線コリメータ板１５１の固定のために用いられる。更に、Ｘ線コリメータ支持板１２７は、Ｘ線コリメータ板１５１と電気的に接続され、Ｘ線検出器１０４に入射して外来雑音の原因となる電磁波を低減する。

本発明におけるＸ線コリメータ支持板１２７は、好ましくは、Ｘ線の減弱が小さく、主要な雑音の周波数に対するスキンデプスが小さな金属が望ましい。その材質としては、例えば、アルミニウムまたはその合金、その厚さは、例えば０.５ｍｍ〜２０ｍｍ程度が望ましい。

このような構造により、Ｘ線コリメータ支持板１２７は、Ｘ線検出素子１１０のＸ線検出面方向から入射する外来の電磁波を効率的に除去できるため、外来雑音を低減することが可能となる。

本発明において、望ましくは、配線や読み出し回路へ流入する外来雑音を低減する機構を有する。例えば、回路チップ１２１、電極１２０、１３１、１３２、１３３、１３５、配線基板１１３の上面（図６において、回路チップ１２１が設置されている面）や下面の近接する位置に、金属などの導電体（以降、シールド板と称す）を設け、これを回路のグランドレベルに接地する。特に、これらの上下面双方に伝導体を設けてＸ線検出器を挟み込む構造が望ましい。更に同様のシールド板が、光電変換基板１１１が設けられた配線基板１１３の接着面に対して、配線基板１１３を挟んだ反対の面（裏面）に設けられていることが望ましい。

本発明において、望ましくは、シールド板やＸ線コリメータ板１５１、特に、Ｘ線コリメータ板１５１のＸ線コリメータ支持板１２７には、透磁率の大きな材質、例えば、磁気シールドシート、フェライト、ケイ素鋼鈑、鉄ニッケル合金などを付加して設ける。これにより、低周波数の磁波の変動による外来雑音を低減することが可能となる。

本実施例において、Ｘ線コリメータ１０９は、Ｘ線コリメータ板１５１とＸ線コリメータ支持板１２７との双方がグランドレベルに接地されたが、本発明はこれに限るものではなく、その一方のみがグランドレベルに接地された構造でも構わない。

本実施例において、Ｘ線コリメータ支持板１２７は、シンチレータ素子基板１１２に接着して用いたが、本発明はこれに限るものではない。Ｘ線コリメータ板１５１と一体の構造を成し、シンチレータ素子基板１１２と接着されずに隣接する構造でよい。また、Ｘ線コリメータ１０９の上面（Ｘ線入射面）に設けられた構造や、Ｘ線コリメータ１０９の上面と下面（シンチレータ素子基板１１２と隣接する面）の双方に設けられた構造でもよい。

本実施例において、Ｘ線コリメータ１０９は、Ｘ線検出器１０４に設けられた回路の電源（−）電極１３２に接続され、グランドレベルに接地されたが、本発明はこれに限るものではなく、電源の電極に設置してもかまわない。更に、この接続を、Ｘ線コリメータを支持する構造に導電性を持たせて実現しても構わない。また、回路チップ１２１が２つ以上の電源を有するとき、それらのうちのどの電源へ接地しても構わない。また、Ｘ線コリメータ１０９を複数の電源と接地しても構わない。また、Ｘ線コリメータ１０９の位置によって異なる電源と接地しても構わない。

（実施例３）
以下、図８と図９を用いて、本発明の第３の実施例について説明する。図８は、本発明のＸ線検査装置の別の実施例を示す説明図、図９は、図８の切り出し位置ＢにおけるＸ線コリメータの断面図を示す。本実施例は、一般的な透過、撮影による検査装置の場合を示す。

図８に示すように、本実施例は、Ｘ線管１００、Ｘ線検出器１０４、Ｘ線グリッド１４０、制御手段１１７、信号収集手段１１８、中央処理手段１０５、表示手段１０６、入力手段１１９から構成される。Ｘ線管１００とＸ線検出器１０４は、被写体を挟んで配置される。このＸ線検出器１０４は、マトリックス状に配置されたＸ線検出素子からなり、その素子数は、例えば、縦に２０００個、横に１５００個である。被写体とＸ線検出器１０４との間にＸ線グリッド１４０が配置される。Ｘ線グリッド１４０はＸ線コリメータの一種であり、被写体などで進行方向が大きく変わった散乱Ｘ線を除去する。

つぎに、撮影の手順について説明する。まず、入力手段１１９にて、撮影方法や撮影パラメータの設定を行った後、撮影開始の入力を行う。この撮影方法としては、静止画の撮影（単純撮影）や動画の撮影（透視撮影）などを決定する。撮影開始の入力を受けて中央処理手段１０５は、制御手段１１７を用いてＸ線の照射と検出器によるデータの取得を開始する。この撮影は、例えば、単純撮影ならば１回行われ、透視撮影ならば１秒間に３０回の撮影が数分間行われる。このようにして得られたデータは、信号収集手段１１８に取得される。このデータに対して、中央処理手段１０５は補正処理を行い、表示手段１０６にてその結果を表示する。ここで補正処理として、Ｘ線検出素子のＸ線に対する感度やオフセットレベルのバラツキの補正や、欠損素子における出力値を周りの素子の出力を用いて推測する処理や、周期的な雑音を取り除く処理などが行われる。

図８の切り出し位置ＢにおけるＸ線グリッドの断面図を、図９に示す。図９に示すように、Ｘ線グリッド１４０は、格子状に配置されたＸ線コリメータ板１５１をＸ線コリメータ支持板１２７にて挟んだ構造を成す。このＸ線コリメータ板１５１には、例えば、鉛のようにＸ線透過率の低い金属を用い、Ｘ線コリメータ板１５１の間には、例えば、木などのＸ線透過率の高い物質を用いる。Ｘ線コリメータ支持板１２７は、例えば、アルミニウムのような比較的透過し易い金属を用いる。Ｘ線コリメータ板１５１の間隔は、例えば２００μｍ、Ｘ線コリメータ板１５１の厚さは、例えば５０μｍであり、Ｘ線グリッド１４０の厚さ（ｔ）は、例えば２ｍｍである。このＸ線グリッド板１５１の間隔は、Ｘ線検出素子の１つ、またはその整数倍の大きさである必要はなく、本実施例ではＸ線検出素子の大きさと無関係である。またＸ線グリッド板１５１はそれぞれ完全に平行ではなく、図８に示すように、Ｘ線検査装置に配置した際にＸ線管１１０を見込むように若干傾いて設けられている。

このＸ線グリッド１４０のＸ線コリメータ板１５１とＸ線コリメータ支持板１２７は、電気的に接続されており、更にこのＸ線グリッド１４０は、図８に示すように、Ｘ線グリッド１４０のＸ線コリメータ板１５１とＸ線コリメータ支持板１２７とは、電気的に接続された配線１６０にて、Ｘ線検出器１０４の回路のグランド電極１６１と電気的に接続され、略同一電位を実現している。

このような構造により、Ｘ線グリッド１４０は、Ｘ線検出器１０４のＸ線検出面方向から入射する外来の電磁波を効率的に除去でき、外来雑音を低減することが可能となる。

本実施例のＸ線グリッド１４０は、Ｘ線コリメータ板１５１とＸ線コリメータ支持板１２７の双方がＸ線検出器１０４の電源のグランドの電極と電気的に接続されていたが、本発明はこれに限るものではなく、その一方のみが電気的に接続されていても構わない。

本実施例のＸ線グリッド１４０は、横方向のみに格子状のＸ線コリメータ板１５１を有していたが、本発明はこれに限るものではなく、縦方向のみに格子状のＸ線コリメータ板１５１を有す場合や、縦横双方に有する場合もありうる。

また、本発明は、上述した実施例１、２、３に限定されるものではなく、実施の段階ではその要旨を逸脱しない範囲でさまざまに変形して実施することが可能である。更に上記実施例にはさまざまな段階が含まれており、開示される複数の構成要素における適宜な組み合わせによりさまざまな発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素が削除されても良い。

以上詳述したように、本発明によれば、Ｘ線検出器以外の回路や装置の電気的な影響によってＸ線検出器の信号に生じる外来雑音を、Ｘ線コリメータにて低減することにより、画像の雑音を低減することが可能なＸ線検査装置を実現できる。

本発明の実施例１におけるＸ線検査装置の構成を説明する図。実施例１におけるＸ線検出器の一構成例を示す斜視図。実施例１におけるＸ線検出器の回路の一構成例を示す図。実施例１におけるＸ線検出器とＸ線コリメータとの関係を示す斜視図。本発明の実施例２におけるＸ線検出器の回路の一構成例を示す図。実施例２におけるＸ線検出器とＸ線コリメータとの関係を示す斜視図。図６に示す切り出し位置Ａにおける断面図。本発明の実施例３におけるＸ線検査装置の構成を説明する図。図８に示す切り出し位置Ｂにおける断面図。

符号の説明

１００…Ｘ線源、１０１…回転体、１０２…被写体、１０３…寝台天板、１０４…Ｘ線検出器、１０５…中央処理装置、１０６…表示装置、１０７…回転軸方向、スライス方向、１０８…回転方向、チャネル方向、１０９…Ｘ線コリメータ、１１０…Ｘ線検出素子、１１１…光電変換基板、１１２…シンチレータ素子、１１３…配線基板、１１６…仕切り板、１１７…制御回路、１１８…信号収集手段、１１９…入力手段、１２０…電極パッド、１２１…回路チップ、１２２、１２３、１６１…グランド電極パッド、１２４…積分器、１２５…Ｘ線コリメータ固定板、１２６…配線、１２７…Ｘ線コリメータ支持板、１２８…光反射剤、１２９…接着剤、１３０…溝、１３１…電源（＋）電極、１３２…電源（−）電極、１３３…アドレス電極パッド、１３４…スイッチ、１３５…バイアス電極パッド、１４０…Ｘ線グリッド、１５１…Ｘ線コリメータ板、１６０…配線。

Claims

Ｘ線を被写体に照射するＸ線源と、前記被写体を透過した前記Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器に入射する前記Ｘ線をコリメーションし、前記被写体によって散乱された散乱線を除去するＸ線コリメータと、前記Ｘ線検出素子からの電気信号を読み出す読み出し回路とを具備し、前記Ｘ線コリメータの一部または全部と前記読み出し回路とが、略同一電位に設置されていることを特徴とするＸ線検査装置。
Ｘ線を被写体に照射するＸ線源と、前記被写体を透過した前記Ｘ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器に入射する前記Ｘ線をコリメーションし、前記被写体によって散乱された散乱線を除去するＸ線コリメータと、前記Ｘ線検出素子からの電気信号を読み出す読み出し回路とを具備し、前記複数のＸ線検出素子の一方の電極は共通な電極に接続され、前記Ｘ線コリメータの一部または全部と前記共通な電極とが、略同一電位であることを特徴とするＸ線検査装置。
請求項１又は２に記載のＸ線検査装置において、前記略同一電位が、グランド電位と略同一電位であることを特徴とするＸ線検査装置。
請求項１又は２に記載のＸ線検査装置において、前記複数のＸ線検出素子が、行と列の２次元的に配置され、前記Ｘ線コリメータが、前記Ｘ線検出素子の前記行と列の一方または双方に対して前記Ｘ線をコリメーションする構造を有することを特徴とするＸ線検査装置。
請求項１又は２に記載のＸ線検査装置において、前記Ｘ線コリメータが、前記Ｘ線検出器のＸ線検出面に対して略垂直に設けられたＸ線コリメータ板と、前記Ｘ線検出面に略平行に配置され、前記Ｘ線コリメータ板を支持する導電板とを具備することを特徴とするＸ線検査装置。
請求項５に記載のＸ線検査装置において、前記Ｘ線コリメータ板と前記導電板の一方または双方が、グランド電位と略同一電位にあることを特徴とするＸ線検査装置。
請求項１又は２に記載のＸ線検査装置において、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器が、前記被写体の周りを相対的に回転して撮影する回転手段と、撮影により得られたデータを用いて前記被写体の断面像を再構成する手段と、前記再構成手段の結果を表示する表示手段とを具備することを特徴とするＸ線検査装置。