JP2008246206A - 半導体式の光電子増倍器及びシンチレータを用いたフォトン計数ｃｔ検出器 - Google Patents

Abstract

【課題】飽和特性を向上させたフォトン計数及びエネルギーデータを提供できるＣＴ検出器モジュールを提供する。
【解決手段】ＣＴ撮像システム（１０）向けの検出器モジュール（２０）は、Ｘ線（１６）を光学フォトンに変換するためのシンチレータ（５８）を含む。シンチレータ（５８）は、光学フォトンを受け取りこれを対応する電気信号出力に変換するために内部ゲインを有する半導体式光電子増倍器（５３）と光学的に結合させている。本発明の一態様では、ＣＴ撮像システムは、その内部を通過して並進させる患者を受け入れるように設計されたボアをその中を貫通して有するガントリと、ガントリ内に配置されると共に患者に向けてＸ線を放出するように構成されたＸ線源と、患者によって減衰を受けたＸ線を受け取るためにガントリ内に配置された上述の検出器モジュールと、を含む。
【選択図】図４

Description

本発明は、全般的には診断用撮像のための放射線検出器に関し、またさらに詳細には、飽和特性を向上させたフォトン計数及びエネルギーデータを提供できるＣＴ検出器モジュールに関する。

Ｘ線やコンピュータ断層（ＣＴ）撮像システムなどの放射線撮像システムでは、Ｘ線源が患者や荷物などの検査対象や被検物に向けてＸ線を放出するのが典型的である。以下において、「検査対象（ｓｕｂｊｅｃｔ）」及び「被検物（ｏｂｊｅｃｔ）」という語は何らかの撮像を受け得るものを示すために区別なく使用することがある。ビームは検査対象によって減衰を受けた後、放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイの位置で受け取った減衰ビームの放射線強度は、典型的にはＸ線の減衰に依存する。検出器アレイの各検出器素子は、各検出器素子で受け取った減衰ビームを表す電気信号を別々に発生させる。これらの電気信号は、解析のためにデータ処理システムに伝送され、このデータ処理システムにより最終的に画像が作成される。

従来のＣＴ撮像システムは、放射線エネルギーを電流信号に変換し、この電流信号がある期間にわたって積算され次いで計測及び最終的なディジタル化を受けるような検出器を利用する。しかしこうした検出器の欠点は、検出したフォトンの数及び／またはエネルギーに関するデータまたはフィードバックをこれが提供できないことにある。画像再構成の間に、検出したフォトンの数及び／またはエネルギーに関するデータを用いれば、こうした追加情報を提供しない従来のシステムから再構成された画像内で同じ表出となるような材料を識別することができる。すなわち従来のＣＴ検出器はシンチレータ構成要素及びフォトダイオード構成要素を有しており、そのシンチレータ構成要素は放射線エネルギーを受け取ると発光し、またフォトダイオードはシンチレータ構成要素の照射を検出し照射の強さの関数とした電気信号を提供する。こうした検出器の欠点は、エネルギー弁別データの提供、あるいは所与の検出器素子またはピクセルが実際に受け取ったフォトンの数の計数及び／またはエネルギーの計測をこれが提供できないことにある。すなわちシンチレータが放出する光は、入射したＸ線の数並びにＸ線のエネルギーレベルの関数である。チャージ積算動作モードでは、フォトダイオードはシンチレーションからのエネルギーレベルやフォトン計数の間の弁別が不可能である。例えば２つのシンチレータが同等の強度で発光し、このため同等の出力がこれらに対応するフォトダイオードに提供されることがある。しかしながら、各シンチレータが受け取ったＸ線の数やＸ線のエネルギーは異なっていても生じる光の出力は同等であることがある。

フォトン計数及びエネルギー弁別が可能なシンチレータベースの検出器を設計しようとする試みにおいて、シンチレータをアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）と光電子増倍器のいずれかと結合させて製作した検出器も用いられてきた。しかし、こうした検出器の利用を制限するような様々な問題が存在する。ＡＰＤの場合は、フォトン計数を可能にするのに追加的なゲインが必要となるが、これに伴ってゲイン不安定ノイズ、温度感度及び別の信頼度問題が生じる。光電子増倍管の場合では、高分解能検出器でＣＴで使用される大きな面積をカバーしよとすると、こうしたデバイスが大きくなり過ぎ、機械的に脆弱となり、かつコストが高くなる。このためこうした光電子増倍管はＰＥＴやＳＰＥＣＴシステムでの使用に限られてきた。

こうした欠点を克服するために、検出した各Ｘ線についてＸ線計数が可能であるのみならず、エネルギーレベル計測の提供も可能なエネルギー弁別式直接変換検出器がＣＴシステムにおいて利用されている。しかし直接変換半導体検出器の欠点は、これらのタイプの検出器では従来のＣＴシステムで典型的に見られるようなＸ線フォトン線束率での計数が不可能であることである。すなわち、高信号対雑音比、高空間分解能かつ高速のスキャン時間というＣＴシステム要件は、ＣＴシステムのＸ線フォトン線束率が非常に高いこと、例えば１平方ミリメートルで１秒間あたり１００万個を大幅に超えるＸ線があることを要求する。さらに単一検出器ピクセルの計数率（１秒間あたりの計数（ｃｐｓ）の単位で計測され、線束率、ピクセル面積及び検出効率により決定される）は非常に高い。Ｘ線フォトン線束率が非常に高いためパイルアップ（ｐｉｌｅ−ｕｐ）及び分極（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）が生ずる。「パイルアップ」とは検出器の位置における線源フラックスが極めて高いために時間的に十分に接近して２つ以上のＸ線フォトンが単一ピクセル内にチャージパケットを預託する無視し得ない確率が存在しており、これによりこれらの信号が互いに干渉し合う場合に生ずる現象である。パイルアップ現象には、若干異なる効果を及ぼすような２つの一般タイプがある。第１のタイプでは、２つ以上のイベントが異なるイベントとして認識されるほど十分な時間間隔だけ分離されているが、これらの信号は重複しておりこれにより後に到来したＸ線（複数のこともある）のエネルギー計測値の精度が劣化する。このタイプのパイルアップではシステムのエネルギー分解能の劣化が生じる。第２のタイプのパイルアップでは、２つ以上のイベントが時間的に十分に接近して到来しており、このためシステムはこれらを異なるイベントとして分解することができない。こうしたケースでは、これらのイベントがそのエネルギーの和を有する１つの単一イベントとして認識されると共にこれらのイベントはスペクトルがより高いエネルギーにシフトする。さらに検出器の量子効率（ＤＱＥ）損失を生じさせるようなパイルアップによる高Ｘ線フラックスの計数の低下はより顕著であることや顕著でないことがある。

直接変換検出器はまた「分極」と呼ぶ現象を受けており、このため材料内部にトラップしているチャージが内部電場を変化させ、検出器計数及びエネルギー応答を予測不能な方式で変化させ、かつ以前の照射履歴によって応答が変化するヒステリシスを生じさせる。このパイルアップ及び分極は最終的に、上で述べたように直接変換センサの比較的低Ｘ線フラックスレベルしきい値で生ずるような検出器飽和につながる。これらのしきい値より上では、検出器応答は予測可能ではなくかつ線量利用率が劣化しているため、撮像情報の損失につながると共にＸ線投射及びＣＴ画像においてノイズ及びアーチファクトを生じさせる。特に、フォトン計数の直接変換検出器は各Ｘ線フォトンイベントに関連する固有チャージ収集時間（すなわち、不感時間）に由来して飽和する。各ピクセルのＸ線フォトン吸収率が概ねこのチャージ収集時間の逆数であるときのパルスパイルアップによって飽和が生じることになる。

高Ｘ線線束率でのフォトン計数を可能にするためにこれまで考えられていた解決法には、ボウタイ（ｂｏｗｔｉｅ）形フィルタを用いて線束率のプロフィールを検出器に沿って事前成形すること、患者の形状に関する補償をすること、並びに検出器の領域全体にわたってフラックスのダイナミックレンジをより小さくすること、が含まれる。しかし問題となる可能性があることは、検査対象母集団の均一性がかなり低く形状が様々となり得る場合にボウタイフィルタが最適でないことがある点である。こうしたケースでは、１つまたは複数のバラバラの飽和領域が発生すること、あるいは逆にＸ線フラックスが過剰にフィルタ除去されて非常に低フラックスの領域が生成されること、になる可能性がある。投射内に低Ｘ線フラックスがあると最終的に、検査対象の再構成画像にノイズをもたらすことになる。

高線束率に対応するために提唱されている別の解決法はピクセルをその各々がそれに固有の前置増幅器に接続された複数のサブピクセルに細分割することである。面積が小さいほど収集されるフォトンの数が少ないため、直接変換サブピクセルの面積を小さくすることによってその線束率能力を向上させることができる。しかし得られる信号の信号対雑音比は低下することがあり、またサブピクセルの間の外周が長くなるためにクロストークのレベルが有意となり不利となる。直接変換検出器のクロストークは、ピクセル間の境界近くで吸収されるＸ線のこれらのピクセル同士でのチャージ共有の形態を取る。チャージ共有によって、そのフォトンの全体が失われることやエネルギーのラベル付け誤りを起こさせることがあり得る。いずれのケースにおいても、ＤＱＥが低下すると共に、それぞれが固有の増幅器に接続された細分割ピクセルを使用している結果としてスペクトル応答の忠実度が低下する。

したがって、従来のＣＴシステムで一般に見られていたＸ線フォトン線束率における飽和を起こさないフォトン計数エネルギー弁別性ＣＴ検出器を設計することが望ましい。さらに、その付随するノイズを低くして高ゲインを提供できると共に、信頼性を高めかつ高温、衝撃及び機械的摩耗に強くするために軽量で堅牢にした検出器を設計することが望ましい。

本発明は、飽和特性が改良されたフォトン計数及びエネルギーデータを提供できるＣＴ検出器モジュールを設けることによって上述の欠点を克服している。本ＣＴ検出器モジュールは、従来のＣＴシステムで一般に見られていたようなＸ線フォトン線束率における飽和を起こさない高速シンチレータを含む。本ＣＴ検出器モジュールはさらに、検出器モジュールにおいてフォトン計数及びエネルギー弁別データを可能にするためにその付随するノイズを低くして高ゲインを提供できる半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）を含む。

本発明の一態様では、ＣＴ撮像システムは、その内部を通過して並進させる患者を受け入れるように設計されたボアをその中を貫通して有するガントリと、ガントリ内に配置されると共に患者に向けてＸ線を放出するように構成されたＸ線源と、患者によって減衰を受けたＸ線を受け取るためにガントリ内に配置された検出器モジュールと、を含む。この検出器モジュールはさらに、Ｘ線を吸収し該Ｘ線を光学フォトンに変換するように構成されたシンチレータと、光学フォトンを受け取り該光学フォトンを対応する電気信号に変換するように構成された半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）と、からなる。

本発明の別の態様では、エネルギー弁別性ＣＴ検出器モジュールは、Ｘ線を受け取りこのＸ線を光学フォトンに変換するためのシンチレータと、内部ゲインを有する半導体式フォトセンサと、を含む。この半導体式フォトセンサは、光学フォトンをそこから受け取るためのシンチレータと光学的に結合されていると共に、該光学フォトンを電気信号出力に変換するように構成されている。

本発明のさらに別の態様では、フォトン計数及びエネルギー弁別式ＣＴ検出器を製作するための方法を提供する。本方法は、Ｘ線を受け取りこのＸ線を光学フォトンに変換するようにシンチレータを形成する工程と、光学フォトンを受け取り該光学フォトンを対応する電気信号出力に変換するために内部ゲインを有する半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）をシンチレータと結合させる工程と、を含む。

本発明に関する様々な別の特徴及び利点は、以下の詳細な説明及び図面から明らかとなろう。

添付の図面は、本発明を実施するために目下のところ企図される好ましい一実施形態を図示したものである。

本発明の一態様では、ＣＴ撮像システムを提供する。本ＣＴ撮像システムは、Ｘ線のフォトン計数及びエネルギー弁別をＣＴ撮像に概して対応する高線束率で実施するように製作された検出器を含む。

本発明の動作環境は、６４スライス型コンピュータ断層（ＣＴ）システムに関連して記載している。しかし当業者であれば、本発明が別のマルチスライス構成での使用にも等しく適用可能であることを理解するであろう。さらに本発明は、Ｘ線に関する検出及び変換に関連して記載することにする。しかし当業者であればさらに、本発明が別の高周波電磁エネルギーに関する検出及び変換にも等しく適用可能であることを理解するであろう。本発明は、「第３世代」のＣＴスキャナに関連して記載することにするが、別のＣＴシステムでも等しく適用可能である。

図１及び図２を参照すると、「第３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして、コンピュータ断層（ＣＴ）撮像システム１０を表している。ガントリ１２は、このガントリ１２の対向面上に位置する検出器アセンブリ１５に向けてＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有する。検出器アセンブリ１５はその内部に、コリメータアセンブリ１８と、複数の検出器モジュール２０と、データ収集システム（ＤＡＳ）３２と、を含む。一実施形態では検出器アセンブリ１５は、その各々が６４×１６のピクセルアレイサイズを有する５７個の検出器モジュール２０を含む。このため検出器アセンブリ１５は６４の横列と９１２の縦列（１６×５７個の検出器）を有しており、これによりガントリ１２が１回転するごとに同時に６４スライスのデータを収集することが可能である。複数の検出器モジュール２０は患者２２を通過した投射Ｘ線を検知しており、またＤＡＳ３２は後続の処理のためにこのデータをディジタル信号に変換している。従来のシステムの各検出器モジュール２０は、入射したＸ線ビームの強度、すなわちＸ線ビームが患者２２を透過することによる減衰ビームを表すアナログ電気信号を発生させる。Ｘ線投射データを収集するためのスキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着された構成要素は回転中心２４の周りを回転する。

ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリモータ制御装置３０と、を含む。画像再構成装置３４は、サンプリングしディジタル化したＸ線データをＤＡＳ３２から受け取り、高速で再構成を行う。再構成した画像はコンピュータ３６に入力として与えられ、コンピュータにより大容量記憶デバイス３８内に格納される。

コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介してオペレータからのコマンド及びスキャンパラメータを受け取る。付属の陰極線管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像やその他のデータを観察することができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコマンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリモータ制御装置３０に対して制御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御して患者２２及びガントリ１２を位置決めするためのテーブルモータ制御装置４４を操作している。詳細には、テーブル４６により患者２２の各部分をガントリ開口４８（すなわち、ボア）に通過させている。

図３に示すように、コリメータアセンブリ１８は、その間にコリメーション用ブレードまたはプレート１９を配置させて有するレール１７を含む。コリメータアセンブリ１８は、Ｘ線１６がそのビームの検出器モジュール２０（図２参照）上への入射前にコリメーション用ブレード１９によるコリメーションを受けるように位置決めされている。

ここで図４を参照すると、検出器モジュール２０はＤＡＳ３２を含むと共に、さらにパック５１の形に配列させた多くのシンチレータ素子５０からなる。検出器モジュール２０はパック５１の内部でシンチレータ素子５０を基準として位置決めされたピン５２を含む。パック５１はフォトセンサ５３上に位置決めされており、一方フォトセンサ５３は多層式サブストレート５４上に位置決めされている。多層式サブストレート５４上にはスペーサ５５が位置決めされている。シンチレータ素子５０はフォトセンサ５３と光学的に結合されており、一方このフォトセンサ５３は多層式サブストレート５４と電気的に結合させている。多層式サブストレート５４の表面５７とＤＡＳ３２とに対してフレックス回路５６が取り付けられている。検出器モジュール２０はピン５２を用いることによってコリメータアセンブリ１８の内部に位置決めされている。

図４に示した検出器モジュール２０の実施形態では、パック５１は、ピン５２と、シンチレータ５８と、シンチレータ５８を形成する個々のシンチレータ素子５０（すなわち、ピクセル）同士の間に位置決めされた反射材料（図示せず）と、を含む。シンチレータ５８は、入射するＸ線１６を受け取りこれに応答して光学フォトンを発生させるように位置決めされている。光学フォトンはシンチレータ５８を横切り、半導体式フォトセンサ５３（すなわち、半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ））によって受け取られ、これによって光学フォトンがアナログ電気信号に変換される。発生したアナログ信号は、多層式サブストレート５４を介してＤＡＳ３２に伝達され、ここでアナログ信号はディジタル信号に変換される。

検出器モジュール２０のフォトン計数能力を既存の直接変換半導体検出器の能力と比べて改良するために、シンチレータ５８は、その内部に発生したフォトンに関する減衰時間を迅速とし、直接変換半導体内において典型的に可能なチャージ収集と比べてより高速となるように設計している。シンチレータ５８の動作性能を最適化しこの迅速減衰時間を実現するために、シンチレータは「高速」シンチレータ材料から構成されている。一実施形態では、シンチレータ５８はセラミックシンチレーション材料から構成される。この材料は例えば、（Ｌｕ_ｘＴｂ_{１−ｘ−ｙ}Ｃｅ_ｙ）_３Ａｌ_５Ｏ_１２（すなわち、ＬｕＴＡＧ）の形態を取ることができる（ここで、「ｘ」は０．５〜１．５の範囲にありかつ「ｙ」は０．０１〜０．１５の範囲にある）。例えば、適正な比率は化学式Ｌｕ_０．８Ｔｂ_２．１７Ｃｅ_０．０３Ａｌ_５Ｏ_１２により規定されることがあるが、当業者であれば別の組成比も同様に可能であることを容易に理解されよう。ＬＹＳＯ、ＬａＢｒ_３（臭化ランタン）や適当な別の材料など別のシンチレーション材料を使用することもできる。

この高速シンチレータ材料は５０ナノ秒未満の主蛍光減衰時間を有する。減衰時間の値は、シンチレータ５８に向けた高周波電磁気エネルギー投射の停止に続くシンチレータ材料発光の残光を表している。この崩壊速度が速いと検出器モジュール２０に付随するいわゆる「不感時間」が低減されると共に、シンチレータ素子５０の各々が検出できる単位時間あたりの電離イベントの数が増加する。不感時間の低減によってシンチレータ素子５０は長期的不安定性を受けることなくさらに高い計数率を扱うことが可能となり、これによって飽和の防止、並びに飽和が生じたときも１〜２ビュー期間以内でのより高速の回復の支援となる。

シンチレータ５８はさらに、単一結晶ブロックから形成されたピクセル分解式シンチレータ５８として製作することが好ましい。このシンチレータブロックは、ピクセルサイズが小さくかつピクセル間ギャップが狭い高分解能シンチレータ５８の製作が可能な当技術分野でよく知られた方法を用いてピクセル分解させている。より詳細には以下で検討することにするが、ピクセル分解式シンチレータ５８の設計によれば、シンチレータピクセル５０がＳＳＰＭ５３上のピクセル５９とマッチングされることによってシンチレータ５８とＳＳＰＭ５３の間における高品質の光学的結合が提供される。高速シンチレータ材料と上述したピクセル分解式設計とを組み合わせることによって、検出器モジュール２０が高線束率においてフォトン計数及びエネルギー弁別を実現できるような感度及び光学収集の向上が可能となる。

上で述べたように、高速シンチレータ５８は高線束率に対応することによってＸ線フォトン計数を向上させている。しかしシンチレータ５８が発生させる光学フォトンはかなり少ない。シンチレータ５８内のＸ線吸収によって発生する光学フォトンが低いこと（すなわち、低信号レベル）を克服するために、半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）５３をシンチレータ５８と組み合わせて信号の高速の比例増幅を提供している。ＳＳＰＭ５３は固体半導体材料からなり、また一実施形態ではシリコン光電子増倍器（ＳｉＰＭ）として形成されているが、適当な別の材料も使用可能であることが想定されよう。

ＳＳＰＭ５３はピクセル５９と呼ばれる複数の巨視的な単位からなる。ＳＳＰＭ５３上のピクセル５９の数は検出器モジュール２０の面積をカバーできるだけの十分な数とすると共に、ピクセル分解式シンチレータ５８及びその上のピクセル５０に対応した数とさせるべきであるが、ピクセル５９の正確な数及び密度はオペレータが希望する画像分解能や別の周知の要因によって決定されることとなろう。図５にピクセル５９の一部を、シンチレータ５８から到来した各単一光学フォトンを１つの大きな信号に増幅させる複数のアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）あるいは「マイクロセル」６２から構成されるように表している。典型的には各ピクセル５９は、マイクロセル６２のぞれぞれが２０〜１００マイクロメートルの長さを有する１ｍｍ^２あたり１００〜２５００個のＡＰＤを包含することとなろう。マイクロセル６２のそれぞれは個別のガイガーモードＡＰＤとしてブレークダウン電圧より数ボルト上で動作しており、その各マイクロセル６２はそれ以外のマイクロセルのすべてと実質的に同一である。この動作モードでは、個別のマイクロセル６２が１つまたは複数のフォトンを吸収すると、光学フォトンの吸収によって発生した電子によって、個別のマイクロセル６２に限局されるアバランシェブレークダウンが誘導される。マイクロセル６２からはその内部で吸収されたフォトン数と無関係に単一の離散単位の電気的チャージが放出される。すなわち各ガイガーブレークダウンごとに、マイクロセル６２の出力信号は同じ形状及びチャージを有することになる（ただし、製造過程で導入されるセル間での差異に由来するわずかなバラツキを除く）。

各マイクロセル６２はピクセル５９の前面上で導電性グリッド６４に接続されている。一実施形態では導電性グリッド６４はアルミニウムからなるが、導電性であると共に好ましくは非磁性であるような同様の別の材料も想定される。図６及び７に示すように、各マイクロセル６２はその上に陰極接点６９を含んだ金属光遮蔽／陰極６７により囲繞された有効エリア６６を含む。図６及び７には前側接点を示しているが、陰極接点６９をウェハの背側上に製作することも可能であり、あるいは陽極と陰極の両接点によって背側接続を提供するように貫通ビアを利用することも可能である。有効エリア６６は、光学フォトンを対応する電気信号に変換するためにＰ＋陽極７１とＮインプラント７３とからなる。有効エリア６６はその一部が、Ｎ＋ガードによってマイクロセル６２の残りの部分から分離されている。

各マイクロセル６２の有効エリア６６と導電性グリッド６４の間の接続は一実施形態ではポリシリコンからなる抵抗器６８によって形成される。抵抗器６８はビア７０によってマイクロセル６２の有効エリア６６と接続されると共に、マイクロセル６２から導電性グリッド６４に伝達される電流を制限する役割を果たす。抵抗器６８はさらにセル容量がディスチャージされた後でマイクロセル６２内のアバランシェをクエンチさせる役割も果たす。抵抗器６８及び導電性グリッド６４によって、独立に動作するＡＰＤセル６２が電気的に接続されると共に、すべてのマイクロセル６２からの個別の出力が加算されて１つの共通読み出し信号が形成される。ピクセル５９から出力される共通読み出し信号はしたがって、付勢されたすべてのマイクロセル６２の標準化信号を重ね合わせたものとなる。すなわち図５の各ピクセル５９の出力は、付勢したマイクロセル６２からの離散的電気的チャージユニットの総和によって決定される。このため図５のピクセル５９の出力は、各マイクロセル６２が吸収したフォトン数ではなくフォトンを吸収するマイクロセル６２の数に依存する。各ピクセル５９から得られる出力は、そのチャージが吸収したフォトンの数に比例するアナログパルスの形態をしている。

上述のように、各ピクセル５９内のマイクロセル６２のアレイは、ガイガーモードで動作する個別のＡＰＤ素子６２によって到来する各単一光学フォトンを１つの大きな信号になるように増幅させている。ピクセル５９の構造によって１０^５〜１０^６の範囲の概ね無ノイズで高ゲインの増幅を提供しており、これによって単一の光学フォトンであっても容易に検出及び分解が可能であり、したがって追加的な前置増幅器は不要である。このゲインは約３０〜７０Ｖの比較的低いバイアスまたは供給電圧で実現することができる。

図４に戻るとＳＳＰＭ５３には、ＳＳＰＭ５３から電気信号を受け取りこれに対して追加的な処理を実行するデータ収集システム（ＤＡＳ）３２すなわち読み出し用電子回路が接続されている。シンチレータ５８とＳＳＰＭ５３を組み合わせることによって、当該材料内でのチャージキャリアの移動度による制限を受ける直接変換センサ（すなわち、ＣＺＴ／ＣｄＴｅ検出器）のチャージ収集時間と比べて電気信号収集をより高速にできるため、ＤＡＳ３２はＣＴ撮像において望ましくまた以前の設計では利用可能でなかったような高計数率で動作することが可能である。電気信号収集の改良並びにＳＳＰＭ５３の低ノイズ環境によってＤＡＳ３２は、典型的には１×１０^７ｃｐｓを超える高計数率でフォトン計数を実行することができる。こうした計数率での動作によれば、長期的不安定性を生じさせることなく高線束率に対応する能力によって検出器飽和に関連する問題の発生または確率が最小化される。ＳＳＰＭ５３の各ピクセル５９内部のマイクロセル６２の数に対する慎重な設計、並びにシンチレータ５８の光出力の制御によってさらに、ＤＡＳ３２においてシンチレータ５８内の単一励起の主崩壊速度と比べてより大きな計数率を可能とすることができる。

フォトン計数に加えてＳＳＰＭ５３が出力する電気信号も、放出されたＸ線１６のエネルギー弁別解析をＤＡＳ３２に対して実行可能とさせている。すなわち、ＳＳＰＭ５３から到来する信号の強度を用いることによって、ＤＡＳ３２は元のＸ線１６のエネルギーを特徴付けしこれらを２つ以上のエネルギービンに区分することができる。少なくとも元のＸ線１６を高エネルギーと低エネルギーのいずれかのＸ線であると特徴付けし、高エネルギーと低エネルギーのビン内に区分することが可能である。このエネルギー弁別機能は、Ｘ線及び電子ノイズが最も重要となるような画像のフラックスレベルがさらに低い場合（このレベルは典型的には、１平方ミリメートルあたり毎秒１×１０^７個までのＸ線である）に重要となる。

したがって本発明の一実施形態では、ＣＴ撮像システムは、その内部を通過して並進させる患者を受け入れるように設計されたボアをその中を貫通して有するガントリと、ガントリ内に配置されると共に患者に向けてＸ線を放出するように構成されたＸ線源と、患者によって減衰を受けたＸ線を受け取るためにガントリ内に配置された検出器モジュールと、を含む。この検出器モジュールはさらに、Ｘ線を吸収し該Ｘ線を光学フォトンに変換するように構成されたシンチレータと、光学フォトンを受け取り該光学フォトンを対応する電気信号に変換するように構成された半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）と、からなる。

本発明の別の実施形態では、エネルギー弁別性ＣＴ検出器モジュールは、Ｘ線を受け取りこのＸ線を光学フォトンに変換するためのシンチレータと、内部ゲインを有する半導体式フォトセンサと、を含む。この半導体式フォトセンサは、光学フォトンをそこから受け取るためのシンチレータと光学的に結合されていると共に、該光学フォトンを電気信号出力に変換するように構成されている。

本発明のさらに別の実施形態では、フォトン計数及びエネルギー弁別式ＣＴ検出器を製作するための方法を提供する。本方法は、Ｘ線を受け取りこのＸ線を光学フォトンに変換するようにシンチレータを形成する工程と、光学フォトンを受け取り該光学フォトンを対応する電気信号出力に変換するために内部ゲインを有する半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）をシンチレータと結合させる工程と、を含む。

本発明を好ましい実施形態について記載しているが、明示的に記述した以外の等価、代替及び修正も可能であり、かつこれらも添付の特許請求の範囲の域内にあることを理解されたい。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

本発明のＣＴ撮像システムの外観図である。 図１に示したシステムのブロック概要図である。 ＣＴシステムのコリメータアセンブリの一実施形態の斜視図である。 検出器モジュールの一実施形態の斜視図である。 本発明による検出器ピクセルの斜視図である。 本発明によるマイクロセルの上面図である。 図６のマイクロセルの横側立面図である。

符号の説明

１０ ＣＴ撮像システム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１５ 検出器アセンブリ
１６ Ｘ線ビーム
１７ レール
１８ コリメータアセンブリ
１９ コリメーション用ブレード
２０ 検出器モジュール
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
２８ Ｘ線制御装置
３０ ガントリモータ制御装置
３２ データ収集システム（ＤＡＳ）
３４ 画像再構成装置
３６ コンピュータ
３８ 大容量記憶デバイス
４０ コンソール
４２ 陰極線管ディスプレイ
４４ テーブルモータ制御装置
４６ モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ シンチレータ素子
５１ パック
５２ ピン
５３ フォトセンサ
５４ サブストレート
５５ スペーサ
５６ フレックス回路
５８ シンチレータ
５９ ピクセル
６２ マイクロセル
６４ 導電性グリッド
６６ 有効エリア
６７ 金属光遮蔽／陰極
６８ 抵抗器
６９ 陰極接点
７０ ビア
７１ Ｐ＋陽極
７３ Ｎインプラント

Claims (10)

1. その内部を通過して並進させる患者（２２）を受け入れるように設計されたボア（４８）をその中を貫通して有するガントリ（１２）と、
   前記ガントリ（１２）内に配置されると共に患者（２２）に向けてＸ線（１６）を放出するように構成されたＸ線源（１４）と、
   患者（２２）によって減衰を受けたＸ線（１６）を受け取るために前記ガントリ（１２）内に配置された検出器モジュール（２０）であって、
   Ｘ線（１６）を吸収し該Ｘ線を光学フォトンに変換するように構成されたシンチレータ（５８）と、
   光学フォトンを受け取り該光学フォトンを対応する電気信号に変換するように構成された半導体式光電子増倍器（ＳＳＰＭ）（５３）と、
   を備えた検出器モジュール（２０）と、
   を備えるＣＴ撮像システム（１０）。
2. 前記シンチレータ（５８）は概ね５０ナノ秒未満の減衰時間を有する材料を含む、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
3. 前記シンチレータ材料は概ね５０ナノ秒未満の減衰時間を有するセラミック材料である、請求項２に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
4. 前記セラミック材料は、ＬＹＳＯ、ＬａＢｒ_３、及び（Ｌｕ_ｘＴｂ_{１−ｘ−ｙ}Ｃｅ_ｙ）_３Ａｌ_５Ｏ_１２（すなわち、ＬｕＴＡＧ）のうちの１つを含んでおり、「ｘ」は０．５〜１．５の範囲にありかつ「ｙ」は０．０１〜０．１５の範囲にある、請求項３に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
5. 前記シンチレータ（５８）は複数のシンチレーション素子（５０）を有するピクセル分解式シンチレータである、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
6. 前記ＳＳＰＭ（５３）はさらに複数のピクセル（５９）を備えており、該ピクセル（５９）は光学フォトンをそれから受け取るシンチレーション素子（５０）に結合されている、請求項５に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
7. 前記複数のＳＳＰＭピクセル（５９）の各々はさらに、
   ガイガーモードで動作すると共に光学フォトンを対応する電気信号に変換するように構成されたマイクロセル（６２）のアレイと、
   前記マイクロセル（６２）のアレイに接続されており、電気的チャージを合成しＳＳＰＭピクセル（５９）から単一電気信号を出力するように構成された導電性グリッド（６４）と、
   を備える、請求項６に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
8. 前記検出器モジュール（２０）はさらに、前記ＳＳＰＭ（５３）と結合させ、これから出力された電気信号をディジタル化するための読み出し用電子回路（３２）を備える、請求項１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
9. 前記読み出し用電子回路（３２）は、前記ＳＳＰＭ（５３）によって出力された電気信号の強度に基づいて、前記シンチレータ（５８）が吸収したＸ線（１６）を高エネルギーまたは低エネルギーであると特徴付けするように構成されている、請求項８に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
10. 前記読み出し用電子回路（３２）はＸ線フォトンを計数するように構成されている、請求項８に記載のＣＴ撮像システム（１０）。

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