JP2010223837A

JP2010223837A - Radiation detector, x-ray ct apparatus, and method for manufacturing the radiation detector

Info

Publication number: JP2010223837A
Application number: JP2009072908A
Authority: JP
Inventors: Shigeru Sakuta; 茂佐久田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2009-03-24
Filing date: 2009-03-24
Publication date: 2010-10-07

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation detector wherein a compartment of a scintillator is accurately aligned with a collimator, X-ray CT apparatus, and also to provide a method for manufacturing the radiation detector. <P>SOLUTION: The radiation detector includes: a collimator; a scintillator that is disposed opposite the collimator and generates fluorescence upon reception of radiation; a photoelectric conversion means that has a plurality of photoelectric conversion elements for converting the fluorescence into an electric signal and that is disposed on a major surface of the scintillator; a light reflection part for partitioning the scintillator for each of the photoelectric conversion elements; a base part disposed on another major surface of the photoelectric conversion means which is on the other side of the major surface of the same on which the scintillator is disposed; and an aligning means that is disposed on the base part and that holds an end portion of the collimator so as to align the position of the optical reflection part with the position of the collimator. <P>COPYRIGHT: (C)2011,JPO&INPIT

Description

本発明は、放射線検出器、Ｘ線ＣＴ装置、及び放射線検出器の製造方法に関する。 The present invention relates to a radiation detector, an X-ray CT apparatus, and a method for manufacturing the radiation detector.

近年のＸ線ＣＴ（Computer Tomography）装置においては、検出点数を多くして空間分解能を上げるために、シンチレータを用いた固体検出器（以下、放射線検出器という）が用いられている。
放射線検出器は、基板上に区画されて設けられた複数の光電変換素子と、この上に積層されたシンチレータとを備えており、シンチレータは光電変換素子の各検出区画毎に光反射部により分離、区画されている。また、個々のシンチレータに入射するＸ線を制御するとともに散乱Ｘ線を吸収して、散乱Ｘ線によるクロストークを低減させるためにコリメータが配設されている。 In recent X-ray CT (Computer Tomography) apparatuses, a solid detector (hereinafter referred to as a radiation detector) using a scintillator is used in order to increase the number of detection points and increase the spatial resolution.
The radiation detector includes a plurality of photoelectric conversion elements provided on a substrate and a scintillator stacked thereon, and the scintillator is separated by a light reflecting portion for each detection section of the photoelectric conversion elements. Is partitioned. In addition, a collimator is provided to control X-rays incident on individual scintillators and absorb scattered X-rays to reduce crosstalk due to scattered X-rays.

ここで、シンチレータの区画とコリメータとの位置関係がずれるとシンチレータに入射するＸ線量が不安定となり、リングアーチファクトが発生してＸ線ＣＴ画像の画質が低下するおそれがある。
そのため、シンチレータに溝を設け、この溝にコリメータの端部を挿入、保持させることで両者の位置を合わせる技術が提案されている（特許文献１を参照）。しかしながら、脆性材料からなるシンチレータに溝を設けるようにすれば、割れや欠けなどの原因となるおそれがある。また、溝の内壁面と挿入されるコリメータとの間には白色の接着剤などからなる光反射部が形成されるが、その厚みが薄くなるために光の反射機能が低下するおそれがある。 Here, if the positional relationship between the section of the scintillator and the collimator is deviated, the X-ray dose incident on the scintillator becomes unstable, and ring artifacts may occur, which may deteriorate the image quality of the X-ray CT image.
Therefore, a technique has been proposed in which a groove is provided in the scintillator and the positions of both are aligned by inserting and holding the end of the collimator in the groove (see Patent Document 1). However, if a groove is provided in a scintillator made of a brittle material, it may cause cracking or chipping. Further, a light reflecting portion made of a white adhesive or the like is formed between the inner wall surface of the groove and the inserted collimator. However, since the thickness of the light reflecting portion is reduced, the light reflecting function may be lowered.

また、シンチレータの区画とコリメータとの位置合わせ精度を高めるために、コリメータを支持する支持部材をシンチレータと一体的に設ける技術が提案されている（特許文献２を参照）。
しかしながら、シンチレータの区画との位置合わせを精度よく行わせるための溝を複数加工することは困難である。また、コリメータとシンチレータとが一体化されてしまうため、例えば、シンチレータ側に設けられた光電変換素子が故障した場合には、コリメータとシンチレータとをＸ線ＣＴ装置から取り外す必要がある。そのため、交換作業が煩雑化するおそれがある。 In addition, in order to increase the alignment accuracy between the scintillator section and the collimator, a technique has been proposed in which a support member for supporting the collimator is provided integrally with the scintillator (see Patent Document 2).
However, it is difficult to machine a plurality of grooves for accurately aligning with the section of the scintillator. Further, since the collimator and the scintillator are integrated, for example, when the photoelectric conversion element provided on the scintillator side fails, it is necessary to remove the collimator and the scintillator from the X-ray CT apparatus. As a result, the replacement work may become complicated.

特開平１０−１０２３５号公報Japanese Patent Laid-Open No. 10-10235 特開２０００−１４６６５号公報JP 2000-14665 A

本発明は、シンチレータの区画とコリメータとの位置を精度よく合わせることができる放射線検出器、Ｘ線ＣＴ装置、及び放射線検出器の製造方法を提供する。 The present invention provides a radiation detector, an X-ray CT apparatus, and a method of manufacturing the radiation detector that can accurately match the positions of the scintillator section and the collimator.

本発明の一態様によれば、コリメータと、前記コリメータと対向して設けられ放射線を受けて蛍光を発するシンチレータと、前記蛍光を電気信号に変換する複数の光電変換素子を有し、前記シンチレータの主面に設けられた光電変換手段と、前記光電変換素子毎に前記シンチレータを区画する光反射部と、前記光電変換手段の前記シンチレータが設けられた主面とは反対側の主面の側に設けられた基部と、前記基部に設けられ、前記コリメータの端部を保持することで前記光反射部の位置を前記コリメータの位置に合わせる位置合わせ手段と、を備えたことを特徴とする放射線検出器が提供される。 According to one aspect of the present invention, there is provided a collimator, a scintillator that is provided opposite to the collimator and emits fluorescence upon receiving radiation, and a plurality of photoelectric conversion elements that convert the fluorescence into an electric signal. The photoelectric conversion means provided on the main surface, the light reflecting section that partitions the scintillator for each photoelectric conversion element, and the main surface of the photoelectric conversion means opposite to the main surface provided with the scintillator Radiation detection comprising: a base portion provided; and positioning means provided on the base portion and holding the end of the collimator to align the position of the light reflecting portion with the position of the collimator A vessel is provided.

また、本発明の他の一態様によれば、Ｘ線源と、前記Ｘ線源から放出されたＸ線を検出する上記のＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とが設置され、被検体の周りを回転する回転リングと、前記Ｘ線検出器により検出されたＸ線の強度に基づいて前記被検体の断層像を画像再構成する再構成装置と、を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置が提供される。 According to another aspect of the present invention, an X-ray source, the X-ray detector that detects X-rays emitted from the X-ray source, the X-ray source, and the X-ray detector, And a rotating ring that rotates around the subject, and a reconstruction device that reconstructs a tomographic image of the subject based on the intensity of the X-ray detected by the X-ray detector. An X-ray CT apparatus is provided.

また、本発明の他の一態様によれば、シンチレータと、前記シンチレータの主面に設けられた光電変換手段と、前記光電変換手段に設けられた複数の光電変換素子毎に前記シンチレータを区画する光反射部と、を有する放射線検出器の製造方法であって、平板状の基部の主面の側に、前記シンチレータと、コリメータの端部を保持することで前記光反射部の位置を前記コリメータの位置に合わせる位置合わせ手段となるブロック体と、を設ける工程と、前記シンチレータに前記光反射部となる溝を設け、前記ブロック体に前記コリメータの端部を保持する溝を前記光反射部となる溝の延長上に設ける工程と、を含むことを特徴とする放射線検出器の製造方法が提供される。 According to another aspect of the present invention, the scintillator, the photoelectric conversion means provided on the main surface of the scintillator, and the scintillator are partitioned for each of the plurality of photoelectric conversion elements provided in the photoelectric conversion means. A method of manufacturing a radiation detector having a light reflecting portion, wherein the scintillator and an end portion of a collimator are held on the main surface side of a flat base portion to position the light reflecting portion on the collimator. A block body serving as an alignment means for aligning with the position, a groove serving as the light reflecting portion in the scintillator, and a groove for holding the end of the collimator in the block body as the light reflecting portion. And a step of providing on the extension of the groove. A method of manufacturing a radiation detector is provided.

本発明によれば、シンチレータの区画とコリメータとの位置を精度よく合わせることができる放射線検出器、Ｘ線ＣＴ装置、及び放射線検出器の製造方法が提供される。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the manufacturing method of the radiation detector which can match | combine the position of a division of a scintillator and a collimator with high precision, an X-ray CT apparatus, and a radiation detector is provided.

本実施の形態に係る放射線検出器を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for illustrating the radiation detector which concerns on this Embodiment. 本実施の形態に係る放射線検出器のコリメータを除いた部分を例示するための模式斜視図である。It is a model perspective view for illustrating the part except the collimator of the radiation detector concerning this embodiment. 図１におけるＡ−Ａ断面を表すための模式部分拡大図である。It is a model partial enlarged view for showing the AA cross section in FIG. 保持部の底面形状を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for illustrating the bottom face shape of a holding part. 他の実施の形態に係る放射線検出器を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for illustrating the radiation detector which concerns on other embodiment. 溝を形成する様子を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating a mode that a groove | channel is formed. 保持手段に基部を取り付ける様子を例示するための模式斜視図である。It is a model perspective view for illustrating a mode that a base is attached to a holding means. Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を例示するための模式ブロック図である。1 is a schematic block diagram for illustrating a schematic configuration of an X-ray CT apparatus. 格子状のコリメータを保持する保持部を有する位置合わせ手段を例示するための模式斜視図である。It is a model perspective view for illustrating the alignment means which has a holding part holding a lattice-like collimator.

以下、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
また、本実施の形態に係る放射線検出器は、Ｘ線のほかにもγ線などの各種放射線にも適用させることができるが、放射線の中の代表的なものとしてＸ線の場合を例にとり説明する。したがって、以下の実施形態において他の放射線に適用させる場合には、「Ｘ線」を「放射線」に置き換えるようにすればよい。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be illustrated with reference to the drawings. In addition, in each drawing, the same code | symbol is attached | subjected to the same component and detailed description is abbreviate | omitted suitably.
The radiation detector according to the present embodiment can be applied to various types of radiation such as γ-rays in addition to X-rays. As a typical example of radiation, the case of X-rays is taken as an example. explain. Therefore, when applying to other radiation in the following embodiments, “X-ray” may be replaced with “radiation”.

図１は、本実施の形態に係る放射線検出器を例示するための模式図である。
図２は、本実施の形態に係る放射線検出器のコリメータを除いた部分を例示するための模式斜視図である。
図３は、図１におけるＡ−Ａ断面を表すための模式部分拡大図である。
図１〜図３に示すように、放射線検出器１は、位置合わせ手段２、接着層３、シンチレータ４、コリメータ５、コリメータ５を保持する保持手段６、基部７、複数の光電変換素子を有する光電変換手段１２、回路基板１８を備えている。なお、図中の矢印はＸ線の入射方向を表している。
シンチレータ４は、光電変換手段１２に設けられた光電変換素子の検出区画に対応して区画され、各検出区画間には溝１６が形成されている。すなわち、各シンチレータ４が溝１６により分割された構成となっている。そして、シンチレータ４と光電変換手段１２とが、互いの区画を対応させるように、接着層３を介して接着されている。 FIG. 1 is a schematic view for illustrating a radiation detector according to the present embodiment.
FIG. 2 is a schematic perspective view for illustrating a portion excluding the collimator of the radiation detector according to the present exemplary embodiment.
FIG. 3 is a schematic partial enlarged view for showing the AA cross section in FIG. 1.
As shown in FIGS. 1 to 3, the radiation detector 1 includes an alignment unit 2, an adhesive layer 3, a scintillator 4, a collimator 5, a holding unit 6 that holds the collimator 5, a base 7, and a plurality of photoelectric conversion elements. The photoelectric conversion means 12 and the circuit board 18 are provided. In addition, the arrow in a figure represents the incident direction of X-rays.
The scintillator 4 is partitioned corresponding to the detection sections of the photoelectric conversion elements provided in the photoelectric conversion means 12, and a groove 16 is formed between the detection sections. That is, each scintillator 4 is divided by the groove 16. And the scintillator 4 and the photoelectric conversion means 12 are adhere | attached through the contact bonding layer 3 so that a mutual section may respond | correspond.

シンチレータ４は、コリメータ５と対向させて設けられ、Ｘ線などの放射線を受けて蛍光を発する。蛍光は、例えば、可視光線などの光である。シンチレータ４は、その材質により、最大発光波長、減衰時間、反射係数、密度、光出力比や蛍光効率の温度依存性等が異なるので、それぞれの用途の特性に応じてその材質を選択することができる。Ｘ線ＣＴ（Computer Tomography）装置に用いるものとしては、例えば、希土類酸硫化物の焼結体からなるセラミックシンチレータを例示することができる。ただし、これに限定されるわけではなく、適宜変更することができる。 The scintillator 4 is provided facing the collimator 5 and emits fluorescence upon receiving radiation such as X-rays. The fluorescence is, for example, light such as visible light. The scintillator 4 has a maximum light emission wavelength, an attenuation time, a reflection coefficient, a density, a light output ratio, a temperature dependency of the fluorescence efficiency, and the like depending on the material, so that the material can be selected according to the characteristics of each application. it can. As what is used for X-ray CT (Computer Tomography) apparatus, the ceramic scintillator which consists of a sintered compact of rare earth oxysulfide can be illustrated, for example. However, the present invention is not limited to this, and can be changed as appropriate.

また、図３に示すように、シンチレータ４同士の間の溝１６には、例えば、白色の板状体１７ａを挿入、接着したものなどからなる光反射部１７が設けられている。本実施の形態においては、図２に示すように、後述する光電変換手段１２に設けられた光電変換素子毎にシンチレータ４を区画する格子状の光反射部１７が設けられている。
光電変換素子毎にシンチレータ４を区画する光反射部１７は、各シンチレータ４の区画間における光学的分離と反射とを行わせることで、各区画間における光学的クロストークを抑制する役割を果たしている。なお、光反射部１７は、白色の板状体１７ａを挿入、接着したものからなるものに限定されるわけではない。例えば、白色の接着剤からなるものであってもよいし、白色の顔料を含むものを充填、固化させたものであってもよい。この場合、光反射部１７は各シンチレータ４同士を接合して一体化させる役割をも果たしている。 Further, as shown in FIG. 3, the groove 16 between the scintillators 4 is provided with a light reflecting portion 17 made of, for example, a white plate-like body 17a inserted and bonded. In the present embodiment, as shown in FIG. 2, a lattice-shaped light reflecting portion 17 that partitions the scintillator 4 is provided for each photoelectric conversion element provided in the photoelectric conversion means 12 described later.
The light reflecting section 17 that partitions the scintillator 4 for each photoelectric conversion element plays a role of suppressing optical crosstalk between the sections by causing optical separation and reflection between the sections of the scintillators 4. . In addition, the light reflection part 17 is not necessarily limited to what consists of what inserted and adhere | attached the white plate-shaped body 17a. For example, it may be made of a white adhesive, or may be filled and solidified with a white pigment. In this case, the light reflecting portion 17 also plays a role of joining the scintillators 4 together.

光電変換手段１２は、シンチレータ４からの蛍光を電気信号に変換する光電変換素子を複数有し、シンチレータ４の主面に設けられている。光電変換手段１２に備えられる光電変換素子としては、例えば、ｐｉｎ構造のシリコンフォトダイオードを例示することができる。そして、この光電変換素子でシンチレータ４の区画に対応した出力光を受光して、それを電気信号に変換する。なお、光電変換手段１２は、シリコンフォトダイオードを備えたものに限定されるわけではなく、シンチレータ４からの出力光を電気信号へ変換する手段（例えば、ＣＣＤ(Charge Coupled Device)など）を適宜選択することができる。 The photoelectric conversion means 12 has a plurality of photoelectric conversion elements that convert fluorescence from the scintillator 4 into electric signals, and is provided on the main surface of the scintillator 4. As a photoelectric conversion element provided in the photoelectric conversion means 12, for example, a silicon photodiode having a pin structure can be exemplified. The photoelectric conversion element receives the output light corresponding to the section of the scintillator 4 and converts it into an electrical signal. The photoelectric conversion means 12 is not limited to the one provided with the silicon photodiode, and a means for converting the output light from the scintillator 4 into an electric signal (for example, a CCD (Charge Coupled Device)) is appropriately selected. can do.

接着層３は、例えば、透明接着剤からなり、シンチレータ４と光電変換手段１２との間の光の透過を良好にしつつ両者が接合されるようになっている。このように、各シンチレータ４は、透明な接着層３を介して、光電変換手段１２の図示しない光電変換素子の受光部に対向するようにして接合されている。 The adhesive layer 3 is made of, for example, a transparent adhesive, and is bonded to the scintillator 4 and the photoelectric conversion means 12 while improving light transmission. Thus, each scintillator 4 is joined via the transparent adhesive layer 3 so as to face a light receiving portion of a photoelectric conversion element (not shown) of the photoelectric conversion means 12.

光電変換手段１２のシンチレータ４が接着される側の面と対向する側の面には、回路基板１８が設けられている。回路基板１８も、シンチレータ４の区画に対応するようにして区画されており、各区画毎の電気信号を取り込むことができるようになっている。また、回路基板１８は、基部７の主面に設けられている。また、回路基板１８に図示しない増幅器やＡＤ変換器等を設けるようにすることもできる。
なお、光電変換手段１２と回路基板１８とは、必ずしも接合されている必要はなく、分離して設けるようにすることもできる。また、図示しない増幅器やＡＤ変換器等も別途設けるようにすることができる。 A circuit board 18 is provided on the surface of the photoelectric conversion means 12 that faces the surface to which the scintillator 4 is bonded. The circuit board 18 is also sectioned so as to correspond to the section of the scintillator 4, and an electric signal for each section can be captured. The circuit board 18 is provided on the main surface of the base portion 7. Further, an amplifier, an AD converter, etc. (not shown) may be provided on the circuit board 18.
Note that the photoelectric conversion means 12 and the circuit board 18 are not necessarily bonded, and may be provided separately. Further, an amplifier, an AD converter, and the like (not shown) can be provided separately.

基部７は、平板状を呈し、保持手段６に取り付けるための取り付け孔７ａが設けられている。図２に示すように、基部７の主面には回路基板１８、光電変換手段１２、接着層３、光反射部１７が設けられたシンチレータ４が積層されるようにして設けられている。すなわち、基部７は、光電変換手段１２のシンチレータ４が設けられた主面と対向する主面の側に設けられている。
また、シンチレータ４の端部近傍には、後述する位置合わせ手段２が設けられている。そのため、基部７を保持手段６に取り付けることで、積層されるようにして設けられたシンチレータ４などが保持手段６に取り付けられるようになっている。 The base 7 has a flat plate shape and is provided with an attachment hole 7 a for attaching to the holding means 6. As shown in FIG. 2, a scintillator 4 provided with a circuit board 18, a photoelectric conversion means 12, an adhesive layer 3, and a light reflecting portion 17 is provided on the main surface of the base 7 so as to be laminated. That is, the base portion 7 is provided on the main surface side facing the main surface on which the scintillator 4 of the photoelectric conversion means 12 is provided.
Further, an alignment means 2 described later is provided in the vicinity of the end of the scintillator 4. Therefore, by attaching the base portion 7 to the holding means 6, the scintillator 4 provided so as to be stacked can be attached to the holding means 6.

コリメータ５は、各シンチレータ４に入射するＸ線を制御するとともに散乱Ｘ線を吸収してこの散乱Ｘ線によるクロストークを低減させる役割を果たす。コリメータは、例えば、Ｗ（タングステン）、Ｍｏ（モリブデン）、Ｔａ（タンタル）、Ｐｂ（鉛）または、少なくともこれらの重金属の１つを含む合金などからなるものとすることができる。ただし、これらに限定されるわけではなく適宜変更することができる。 The collimator 5 functions to control X-rays incident on each scintillator 4 and absorb scattered X-rays to reduce crosstalk caused by the scattered X-rays. The collimator can be made of, for example, W (tungsten), Mo (molybdenum), Ta (tantalum), Pb (lead), or an alloy containing at least one of these heavy metals. However, it is not limited to these and can be changed as appropriate.

保持手段６には、コリメータ５の厚み寸法よりも若干大きな寸法を有する溝６ａが設けられている。また、一対の溝６ａが互いに対峙するように複数設けられている。そして、コリメータ５の端部を溝６ａに挿入することで、コリメータ５の位置決めと保持ができるようになっている。また、溝６ａは、光反射部１７と同じピッチ寸法となるように設けられている。 The holding means 6 is provided with a groove 6 a having a dimension slightly larger than the thickness dimension of the collimator 5. A plurality of grooves 6a are provided so as to face each other. The collimator 5 can be positioned and held by inserting the end of the collimator 5 into the groove 6a. Further, the groove 6 a is provided so as to have the same pitch dimension as that of the light reflecting portion 17.

位置合わせ手段２は基部７に設けられ、コリメータ５を保持する保持部２ａを有している。そして、位置合わせ手段２は、コリメータ５の端部を保持することで光反射部１７の位置をコリメータ５の位置に合わせることができるようになっている。
図１、図２に例示をしたものの場合には、保持部２ａとして、コリメータ５の厚み寸法よりも若干大きな寸法を有する溝が設けられている。すなわち、位置合わせ手段２は、コリメータ５の端部を保持する溝状の保持部２ａを有している。 The alignment means 2 is provided on the base portion 7 and has a holding portion 2 a that holds the collimator 5. The positioning means 2 can adjust the position of the light reflecting portion 17 to the position of the collimator 5 by holding the end of the collimator 5.
In the case illustrated in FIGS. 1 and 2, a groove having a dimension slightly larger than the thickness dimension of the collimator 5 is provided as the holding portion 2 a. That is, the alignment means 2 has a groove-shaped holding portion 2 a that holds the end of the collimator 5.

ここで、保持部２ａを溝とした場合には、溝の底面の位置がシンチレータ４の主面（光反射部１７の端面）の位置よりも下方（基部７側）となるようにすることが好ましい。すなわち、溝状の保持部２ａの底面の位置は、シンチレータ４のコリメータ５と対向する側の主面の位置よりも基部７の側に設けられていることが好ましい。
そのようにすれば、コリメータ５を保持させた際に、コリメータ５の端面を光反射部１７の端面に当接させることができるので、各区画間における光学的クロストークを抑制することができる。 Here, when the holding portion 2a is a groove, the position of the bottom surface of the groove is set to be lower (base 7 side) than the position of the main surface of the scintillator 4 (end surface of the light reflecting portion 17). preferable. That is, it is preferable that the position of the bottom surface of the groove-shaped holding portion 2 a is provided on the base 7 side rather than the position of the main surface on the side facing the collimator 5 of the scintillator 4.
By doing so, when the collimator 5 is held, the end face of the collimator 5 can be brought into contact with the end face of the light reflecting portion 17, so that optical crosstalk between the sections can be suppressed.

この場合、溝状の保持部２ａの底面の位置は、シンチレータ４のコリメータ５と対向する側の主面の位置と略同一の位置に設けられるようにすることができる。そのようにすれば、コリメータ５の端面を光反射部１７に当接させることができるとともに光反射部１７に加わる力を低減させることができる。そのため、コリメータ５の着脱を繰り返し行った場合においても、光反射部１７が破損することを抑制することができる。
以上はシンチレータ４の主面の位置と光反射部１７の端面の位置とが略同一の場合である。光反射部１７の端面の位置がシンチレータ４の主面の位置よりも下方（基部７側）にある場合には、溝の底面の位置が光反射部１７の端面の位置よりも下方（基部７側）となるようにするか、略同一となるようにすればよい。 In this case, the position of the bottom surface of the groove-shaped holding portion 2a can be provided at substantially the same position as the position of the main surface of the scintillator 4 on the side facing the collimator 5. By doing so, the end face of the collimator 5 can be brought into contact with the light reflecting portion 17 and the force applied to the light reflecting portion 17 can be reduced. Therefore, even when the collimator 5 is repeatedly attached and detached, the light reflecting portion 17 can be prevented from being damaged.
The above is a case where the position of the main surface of the scintillator 4 and the position of the end surface of the light reflecting portion 17 are substantially the same. When the position of the end surface of the light reflecting portion 17 is below the position of the main surface of the scintillator 4 (on the base 7 side), the position of the bottom surface of the groove is below the position of the end surface of the light reflecting portion 17 (the base portion 7). Side) or substantially the same.

また、図２に例示をした溝（保持部２ａ）の底面は平坦面となっているが、これに限定されるわけではない。例えば、図４に示すようなテーパ状の斜面２ｂを設けるようにすることもできる。そのようにすれば、溝（保持部２ａ）の略中央にコリメータ５を誘導することができる。 In addition, the bottom surface of the groove (holding portion 2a) illustrated in FIG. 2 is a flat surface, but is not limited thereto. For example, a tapered slope 2b as shown in FIG. 4 may be provided. By doing so, the collimator 5 can be guided to the approximate center of the groove (holding portion 2a).

また、一対の保持部２ａがシンチレータ４を挟んで互いに対峙するように設けられている。そして、位置合わせ手段２に設けられた保持部２ａの位置とシンチレータ４間に設けられた光反射部１７の位置とを合わせるようにして、位置合わせ手段２が基部７の主面に設けられている。 A pair of holding portions 2 a are provided so as to face each other with the scintillator 4 interposed therebetween. Then, the alignment means 2 is provided on the main surface of the base portion 7 so that the position of the holding portion 2a provided in the alignment means 2 and the position of the light reflecting portion 17 provided between the scintillators 4 are aligned. Yes.

そのため、位置合わせ手段２の保持部２ａにコリメータ５の端部を保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができるようになっている。すなわち、図１、図２に例示をしたものの場合には、位置合わせ手段２に設けられた溝（保持部２ａ）にコリメータ５の端部を挿入、保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができるようになっている。 Therefore, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 can be matched by holding the end of the collimator 5 in the holding portion 2 a of the positioning means 2. That is, in the case illustrated in FIGS. 1 and 2, the end of the collimator 5 is inserted and held in the groove (holding portion 2 a) provided in the positioning means 2, so that the position and light of the collimator 5 are The position of the reflecting portion 17 can be adjusted.

次に、放射線検出器１の作用について例示をする。
コリメータ５に沿って入射するＸ線は、コリメータ５同士の間に形成される空間を経てシンチレータ４に到達する。この際、コリメータ５が配設された方向とは異なる方向から入射してくるＸ線、すなわち散乱Ｘ線は、コリメータ５に吸収されるのでシンチレータ４に到達することはない。
シンチレータ４に到達したＸ線は、Ｘ線の強度に比例した強度を有する光に変換される。変換された光は、光反射部１７の表面、シンチレータ４と光反射部１７との界面等で反射を繰り返しながら光電変換手段１２に入射する。
光電変換手段１２に入射した光は、光電変換され、光の強度に比例した強度の電気信号として出力される。 Next, the operation of the radiation detector 1 will be illustrated.
X-rays incident along the collimator 5 reach the scintillator 4 through a space formed between the collimators 5. At this time, X-rays incident from a direction different from the direction in which the collimator 5 is disposed, that is, scattered X-rays are absorbed by the collimator 5 and do not reach the scintillator 4.
X-rays that reach the scintillator 4 are converted into light having an intensity proportional to the intensity of the X-rays. The converted light is incident on the photoelectric conversion means 12 while being repeatedly reflected at the surface of the light reflecting portion 17, the interface between the scintillator 4 and the light reflecting portion 17, or the like.
The light incident on the photoelectric conversion means 12 is photoelectrically converted and output as an electric signal having an intensity proportional to the intensity of the light.

ここで、放射線検出器１が備えられたＸ線ＣＴ装置においては、各区画毎のＸ線量を電気信号に変換し、それを演算（再構成）することにより断層画像を得ている。そのため、各区画毎の特性が均等である必要があり、特性にばらつきが存在すると、再構成されたＣＴ画像にリングアーチファクトなどが発生して画質を劣化させるおそれがある。 Here, in the X-ray CT apparatus provided with the radiation detector 1, the X-ray dose for each section is converted into an electrical signal, and a tomographic image is obtained by calculating (reconstructing) it. For this reason, the characteristics for each section need to be uniform, and if there are variations in characteristics, ring artifacts may occur in the reconstructed CT image and the image quality may be deteriorated.

各区画毎の特性に影響を与えるものとしては、シンチレータ４（光反射部１７）とコリメータ５との位置合わせ精度がある。光電変換手段１２からは、受光量に応じた電気信号が出力されるが、シンチレータ４（光反射部１７）とコリメータ５との位置関係にズレが生じると、それが特性のばらつきの要因となる。 What affects the characteristics of each section is the alignment accuracy between the scintillator 4 (light reflecting portion 17) and the collimator 5. An electrical signal corresponding to the amount of received light is output from the photoelectric conversion means 12, but if the positional relationship between the scintillator 4 (light reflecting portion 17) and the collimator 5 is shifted, this causes a variation in characteristics. .

この場合、シンチレータ４同士の間の溝１６（光反射部１７）を大きくすれば、位置合わせの精度を緩和させることができる。しかしながら、溝１６（光反射部１７）の部分は、Ｘ線を光へ変換することに寄与できない領域であり、Ｘ線の利用効率を低下させるとともにＳ（信号）／Ｎ（ノイズ）比の低下を招くという問題が生じる。 In this case, if the groove 16 (light reflecting portion 17) between the scintillators 4 is enlarged, the alignment accuracy can be relaxed. However, the portion of the groove 16 (light reflecting portion 17) is an area that cannot contribute to the conversion of X-rays into light, and reduces the X-ray utilization efficiency and the S (signal) / N (noise) ratio. Problem arises.

本実施の形態によれば、位置合わせ手段２を設けているので、コリメータ５と光反射部１７との位置合わせ精度を向上させることができる。そのため、シンチレータ４の各区画における特性の均質化やＸ線の利用効率の向上を図ることができる。その結果、Ｓ／Ｎ比を向上させることができ、放射線検出器１をＸ線ＣＴ装置に用いた場合には、Ｘ線ＣＴ画像の画質を向上させることができる。 According to the present embodiment, since the alignment means 2 is provided, the alignment accuracy between the collimator 5 and the light reflecting portion 17 can be improved. Therefore, it is possible to homogenize the characteristics in each section of the scintillator 4 and improve the utilization efficiency of X-rays. As a result, the S / N ratio can be improved, and when the radiation detector 1 is used in an X-ray CT apparatus, the image quality of the X-ray CT image can be improved.

また、位置合わせ手段２の保持部２ａにコリメータ５を保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができる。そのため、シンチレータ４などが設けられた基部７を保持手段６に取り付ける際の作業性、生産性をも向上させることができる。 In addition, by holding the collimator 5 in the holding unit 2 a of the positioning unit 2, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting unit 17 can be matched. Therefore, workability and productivity when attaching the base 7 provided with the scintillator 4 and the like to the holding means 6 can also be improved.

図５は、他の実施の形態に係る放射線検出器を例示するための模式図である。なお、図５は放射線検出器のコリメータを除いた部分を例示するための模式斜視図である。
図５に示すように、放射線検出器１０は位置合わせ手段２２を備えている。 FIG. 5 is a schematic view for illustrating a radiation detector according to another embodiment. FIG. 5 is a schematic perspective view for illustrating a portion of the radiation detector excluding the collimator.
As shown in FIG. 5, the radiation detector 10 includes alignment means 22.

位置合わせ手段２２は、円柱状を呈し、シンチレータ４の端部近傍に設けられている。また、位置合わせ手段２２は、隙間を設けて並設されている。位置合わせ手段２２同士の間に設けられた隙間寸法は、コリメータ５の厚み寸法よりも若干大きくなっており、この隙間が保持部２２ａとなる。
また、一対の保持部２２ａがシンチレータ４を挟んで互いに対峙するように設けられている。そして、保持部２２ａの位置とシンチレータ４間に設けられた光反射部１７の位置とを合わせるようにして、位置合わせ手段２２が基部７の主面に設けられている。 The alignment means 22 has a cylindrical shape and is provided near the end of the scintillator 4. Further, the positioning means 22 are arranged side by side with a gap. The gap dimension provided between the alignment means 22 is slightly larger than the thickness dimension of the collimator 5, and this gap becomes the holding portion 22a.
A pair of holding portions 22a are provided so as to face each other with the scintillator 4 interposed therebetween. And the alignment means 22 is provided in the main surface of the base 7 so that the position of the holding | maintenance part 22a and the position of the light reflection part 17 provided between the scintillators 4 may be matched.

そのため、位置合わせ手段２２の保持部２２ａにコリメータ５を保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができるようになっている。すなわち、位置合わせ手段２２同士の間に設けられた隙間（保持部２２ａ）にコリメータ５を保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができるようになっている。 Therefore, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 can be matched by holding the collimator 5 in the holding portion 22a of the positioning means 22. That is, the collimator 5 is held in a gap (holding portion 22a) provided between the positioning means 22 so that the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 can be matched. .

また、位置合わせ手段２２の端部には、テーパ部２２ｂが設けられコリメータ５の挿入が容易となるようになっている。
また、図５に例示をした位置合わせ手段２２は、軸に略直交する方向の断面寸法（直径寸法）がテーパ部２２ｂを除いて略一定であるが、漸減または漸増するようにしてもよい。また、段付き部分を設けて、コリメータ５の端面を段付き部分で支えるようにすることもできる。この場合、段付き部分の位置は前述した保持部２ａの溝の底面の位置と同様とすることができる。
なお、放射線検出器１０の作用については前述した放射線検出器１の作用と同様のため省略する。 Further, a taper portion 22b is provided at the end of the alignment means 22 so that the collimator 5 can be easily inserted.
Further, in the alignment means 22 illustrated in FIG. 5, the cross-sectional dimension (diameter dimension) in the direction substantially orthogonal to the axis is substantially constant except for the tapered portion 22b, but may be gradually reduced or gradually increased. Further, a stepped portion may be provided so that the end face of the collimator 5 is supported by the stepped portion. In this case, the position of the stepped portion can be the same as the position of the bottom surface of the groove of the holding portion 2a described above.
In addition, about the effect | action of the radiation detector 10, since it is the same as that of the radiation detector 1 mentioned above, it abbreviate | omits.

本実施の形態においても、位置合わせ手段２２を設けているのでコリメータ５と光反射部１７との位置合わせ精度を向上させることができる。そのため、シンチレータ４の各区画における特性の均質化やＸ線の利用効率の向上を図ることができる。その結果、Ｓ／Ｎ比を向上させることができ、放射線検出器１０をＸ線ＣＴ装置に用いた場合には、Ｘ線ＣＴ画像の画質を向上させることができる。 Also in the present embodiment, since the alignment means 22 is provided, the alignment accuracy between the collimator 5 and the light reflecting portion 17 can be improved. Therefore, it is possible to homogenize the characteristics in each section of the scintillator 4 and improve the utilization efficiency of X-rays. As a result, the S / N ratio can be improved, and when the radiation detector 10 is used in an X-ray CT apparatus, the image quality of the X-ray CT image can be improved.

また、位置合わせ手段２２の保持部２２ａにコリメータ５を保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置とを合わせることができる。そのため、シンチレータ４などが設けられた基部７を保持手段６に取り付ける際の作業性、生産性をも向上させることができる。 In addition, by holding the collimator 5 in the holding unit 22 a of the positioning unit 22, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting unit 17 can be matched. Therefore, workability and productivity when attaching the base 7 provided with the scintillator 4 and the like to the holding means 6 can also be improved.

次に、本実施の形態に係る放射線検出器の製造方法について例示をする。
まず、放射線検出器の用途に応じて、シンチレータ４の材質を選定し、外形を切削加工してブロック体を形成する。例えば、Ｘ線ＣＴ装置に用いるシンチレータ４の材質としては、希土類酸硫化物の焼結体からなるセラミックスなどを例示することができる。
次に、表面と裏面、すなわち、Ｘ線の入射面と光電変換手段１２との接着面を、研磨機により研磨加工する。 Next, a method for manufacturing the radiation detector according to the present embodiment is illustrated.
First, the material of the scintillator 4 is selected according to the use of the radiation detector, and the outer shape is cut to form a block body. For example, examples of the material of the scintillator 4 used in the X-ray CT apparatus include ceramics made of a sintered body of rare earth oxysulfide.
Next, the front surface and the back surface, that is, the adhesive surface between the X-ray incident surface and the photoelectric conversion means 12 are polished by a polishing machine.

次に、シンチレータ４となるブロック体と光電変換手段１２とを透明の接着剤を用いて接合する。
次に、必要に応じて、光電変換手段１２と回路基板１８とを接合し、光電変換手段１２と回路基板１８との配線を行う。
以上のようにして、積層体が形成される。 Next, the block body used as the scintillator 4 and the photoelectric conversion means 12 are joined using a transparent adhesive.
Next, if necessary, the photoelectric conversion means 12 and the circuit board 18 are joined, and wiring between the photoelectric conversion means 12 and the circuit board 18 is performed.
A laminated body is formed as described above.

一方、金属などからなる材料の外形を切削加工して位置合わせ手段２となるブロック体を形成する。
また、金属などからなる材料の外形を切削加工して平板状の基部７を形成する。
そして、基部７の主面の略中央に前述した積層体を設け、積層体の端部近傍に位置合わせ手段２となるブロック体を設ける。
以上はシンチレータ４などを有する積層体を基部７の主面に設ける場合であるが、基部７の主面にシンチレータ４などを順次積層するようにしてもよい。すなわち、平板状の基部７の主面の側に、シンチレータ４と、コリメータ５の端部を保持することで光反射部１７の位置をコリメータ５の位置に合わせる位置合わせ手段２となるブロック体と、を設ける工程であればよい。 On the other hand, the outer shape of a material made of metal or the like is cut to form a block body that becomes the positioning means 2.
Further, the outer shape of the material made of metal or the like is cut to form the flat base 7.
And the laminated body mentioned above is provided in the approximate center of the main surface of the base 7, and the block body used as the alignment means 2 is provided in the edge part vicinity of a laminated body.
The above is a case where the laminated body having the scintillator 4 and the like is provided on the main surface of the base portion 7, but the scintillator 4 and the like may be sequentially laminated on the main surface of the base portion 7. That is, the scintillator 4 on the main surface side of the flat base 7 and the block body serving as the alignment means 2 that aligns the position of the light reflecting portion 17 with the position of the collimator 5 by holding the end of the collimator 5. , Any process may be used.

次に、ダイヤモンドカッター３０等を用いてシンチレータ４となるブロック体に溝１６を形成するとともに、位置合わせ手段２となるブロック体に溝（保持部２ａ）を形成する。
図６は、溝を形成する様子を例示するための模式図である。
図６（ａ）に示すように、ダイヤモンドカッター３０の下端の位置をシンチレータ４となるブロック体の下面の位置に合わせ、矢印Ｂの方向にダイヤモンドカッター３０を移動させることでシンチレータ４となるブロック体に溝１６を形成する。この場合、溝１６を形成するとともに位置合わせ手段２となるブロック体にも溝（保持部２ａ）を形成する。すなわち、シンチレータ４に光反射部１７となる溝１６を設け、位置合わせ手段２となるブロック体にコリメータ５の端部を保持する溝（保持部２ａ）を光反射部１７となる溝１６の延長上に設ける。
この様にすれば、溝１６と溝（保持部２ａ）との位置合わせ精度を向上させることができる。また、溝（保持部２ａ）の底面の位置がシンチレータ４の上面の位置よりも下方（基部７側）になるようにすることができる。 Next, the groove 16 is formed in the block body serving as the scintillator 4 using the diamond cutter 30 or the like, and the groove (holding portion 2 a) is formed in the block body serving as the alignment means 2.
FIG. 6 is a schematic diagram for illustrating how the grooves are formed.
As shown in FIG. 6 (a), the lower end of the diamond cutter 30 is aligned with the position of the lower surface of the block body serving as the scintillator 4, and the diamond cutter 30 is moved in the direction of arrow B to move the block body serving as the scintillator 4. A groove 16 is formed in the substrate. In this case, the groove 16 is formed, and the groove (holding portion 2a) is also formed in the block body serving as the alignment means 2. That is, the groove 16 serving as the light reflecting portion 17 is provided in the scintillator 4, and the groove (holding portion 2 a) for holding the end of the collimator 5 in the block body serving as the alignment means 2 is an extension of the groove 16 serving as the light reflecting portion 17. Provide on top.
In this way, the alignment accuracy between the groove 16 and the groove (holding portion 2a) can be improved. Further, the position of the bottom surface of the groove (holding portion 2 a) can be set lower (on the base 7 side) than the position of the upper surface of the scintillator 4.

また、図６（ｂ）に示すように、例えば、矢印Ｃのようにダイヤモンドカッター３０を水平方向に移動させるとともに鉛直方向にも移動させて、位置合わせ手段２となるブロック体に加工される溝（保持部２ａ）の底面の位置を変化させることもできる。この様にすれば、位置合わせ手段２となるブロック体に加工される溝（保持部２ａ）の底面の位置をシンチレータ４の主面の位置と略同一とすることもできる。 Further, as shown in FIG. 6B, for example, a groove that is processed into a block body that serves as the alignment means 2 by moving the diamond cutter 30 in the horizontal direction and also in the vertical direction as indicated by an arrow C. The position of the bottom surface of (holding part 2a) can also be changed. In this way, the position of the bottom surface of the groove (holding portion 2 a) processed into the block body serving as the alignment means 2 can be made substantially the same as the position of the main surface of the scintillator 4.

次に、溝１６に白色の板状体１７ａを挿入、接着することで光反射部１７を形成する。なお、溝１６に白色の接着剤などを充填して光反射部１７を形成するようにすることもできる。 Next, the light reflecting portion 17 is formed by inserting and bonding a white plate-like body 17 a into the groove 16. The light reflecting portion 17 can also be formed by filling the groove 16 with a white adhesive or the like.

以上は溝１６と溝（保持部２ａ）とを同時に形成する場合であるが、シンチレータ４や光反射部１７などを有する積層体と、保持部２ａを有する位置合わせ手段２とを別々に形成し、これらを基部７の主面に設けるようにすることもできる。
ただし、溝１６と溝（保持部２ａ）とを同時に形成するようにすれば、溝１６と溝（保持部２ａ）との位置合わせ精度を向上させることができるとともに、生産性をも向上させることができる。 The above is a case where the groove 16 and the groove (holding portion 2a) are formed simultaneously. However, the laminated body having the scintillator 4 and the light reflecting portion 17 and the alignment means 2 having the holding portion 2a are formed separately. These can also be provided on the main surface of the base 7.
However, if the groove 16 and the groove (holding portion 2a) are formed at the same time, the alignment accuracy between the groove 16 and the groove (holding portion 2a) can be improved, and the productivity can also be improved. Can do.

一方、金属などからなる材料の外形を切削加工して保持手段６となるブロック体を形成する。そして、ブロック体に溝６ａを設けることで保持手段６を形成する。溝６ａは、コリメータ５の厚み寸法よりも若干大きな寸法に形成される。また、一対の溝６ａが互いに対峙するように複数設けられる。
また、Ｗ（タングステン）やＭｏ（モリブデン）などからなるコリメータ５を形成する。コリメータ５は、例えば、平板状を呈するものとすることができる。なお、後述するように、平板状の要素が格子状に接合されたものとすることもできる。この場合、格子状のコリメータは、例えば、平板状の部材を接着剤などで接合することにより形成することができる。
そして、溝６ａにコリメータ５の端部を挿入して保持手段６にコリメータ５を保持させる。 On the other hand, the outer shape of a material made of metal or the like is cut to form a block body that becomes the holding means 6. And the holding means 6 is formed by providing the groove | channel 6a in a block body. The groove 6 a is formed to have a dimension slightly larger than the thickness dimension of the collimator 5. A plurality of grooves 6a are provided so as to face each other.
A collimator 5 made of W (tungsten) or Mo (molybdenum) is formed. For example, the collimator 5 may have a flat plate shape. As will be described later, flat elements may be joined in a lattice shape. In this case, the lattice collimator can be formed, for example, by joining flat members with an adhesive or the like.
Then, the end of the collimator 5 is inserted into the groove 6a, and the holding means 6 holds the collimator 5.

次に、コリメータ５が保持された保持手段６に、シンチレータ４や位置合わせ手段２などが設けられた基部７を取り付ける。
図７は、保持手段に基部を取り付ける様子を例示するための模式斜視図である。
図７に示すように、シンチレータ４とコリメータ５とを対向させるようにして保持手段６に基部７を取り付ける。この際、位置合わせ手段２の保持部２ａ（溝）にコリメータ５の端部を挿入するようにして保持させることで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置との位置合わせが行われる。 Next, the base 7 provided with the scintillator 4 and the alignment means 2 is attached to the holding means 6 holding the collimator 5.
FIG. 7 is a schematic perspective view for illustrating how the base is attached to the holding means.
As shown in FIG. 7, the base 7 is attached to the holding means 6 so that the scintillator 4 and the collimator 5 face each other. At this time, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 are aligned by holding the end portion of the collimator 5 in the holding portion 2 a (groove) of the alignment means 2.

本実施の形態によれば、位置合わせ手段２を設けているので、光反射部１７とコリメータ５との位置合わせ精度を向上させることができる。この場合、シンチレータ４の溝１６と、位置合わせ手段２の保持部２ａ（溝）とを同時に形成するようにすれば、光反射部１７とコリメータ５との位置合わせ精度をさらに向上させることができる。
また、位置合わせ手段２に設けられた保持部２ａ（溝）にコリメータ５の端部を挿入するようにして保持させるだけで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置との位置合わせが行われるので取付作業の容易化を図ることができる。
そのため、Ｘ線の利用効率、Ｓ／Ｎ比が高く、画質特性に優れた放射線検出器を効率よく製造することができる。 According to the present embodiment, since the alignment means 2 is provided, the alignment accuracy between the light reflecting portion 17 and the collimator 5 can be improved. In this case, if the groove 16 of the scintillator 4 and the holding portion 2a (groove) of the alignment means 2 are formed at the same time, the alignment accuracy between the light reflecting portion 17 and the collimator 5 can be further improved. .
Further, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 can be aligned only by inserting and holding the end of the collimator 5 in the holding portion 2 a (groove) provided in the alignment means 2. Therefore, the installation work can be facilitated.
Therefore, it is possible to efficiently manufacture a radiation detector having high X-ray utilization efficiency and high S / N ratio and excellent image quality characteristics.

次に、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置を例示する。
図８は、Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を例示するための模式ブロック図である。
図８に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１００は、撮影手段１００ａと処理・表示手段１００ｂとを備えている。 Next, an X-ray CT apparatus according to this embodiment is illustrated.
FIG. 8 is a schematic block diagram for illustrating a schematic configuration of the X-ray CT apparatus.
As shown in FIG. 8, the X-ray CT apparatus 100 includes an imaging unit 100a and a processing / display unit 100b.

撮影手段１００ａは、被検体にＸ線を曝射し、被検体を透過したＸ線を検出して投影データ（または生データ）を取得する。撮影手段には、Ｘ線管球と２次元検出器部とが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転(ROTATE/ROTATE)タイプ、リング状に複数の検出素子が併設され、Ｘ線管球のみが被検体の周囲を回転する固定／回転(STATIONARY/ROTATE)タイプ、電子ビームを偏向させることで電子的にＸ線源の位置をターゲット上で移動させるタイプ等様々なタイプがあるが、いずれのタイプでも本実施の形態に係る放射線検出器を適用させることができる。なお、ここでは、一例として、回転／回転タイプのＸ線ＣＴ装置を例にとって説明をする。 The imaging unit 100a exposes the subject to X-rays, detects the X-rays that have passed through the subject, and obtains projection data (or raw data). The imaging means is a rotation / rotation (ROTATE / ROTATE) type in which an X-ray tube and a two-dimensional detector unit rotate as a unit, and a plurality of detection elements in a ring shape. There are various types such as a fixed / rotation (STATIONARY / ROTATE) type in which only the sphere rotates around the subject, and a type in which the position of the X-ray source is electronically moved on the target by deflecting the electron beam. Any type of the radiation detector according to the present embodiment can be applied. Here, as an example, a rotation / rotation type X-ray CT apparatus will be described as an example.

図８に示すように、撮影手段１００ａは、Ｘ線管球１０１、回転リング１０２、２次元検出器部１０３、データ収集回路（ＤＡＳ）１０４、非接触データ伝送装置１０５、架台駆動部１０７、スリップリング１０８、放射線検出器１を備えている。 As shown in FIG. 8, the imaging unit 100a includes an X-ray tube 101, a rotating ring 102, a two-dimensional detector unit 103, a data acquisition circuit (DAS) 104, a non-contact data transmission device 105, a gantry driving unit 107, a slip A ring 108 and a radiation detector 1 are provided.

Ｘ線源であるＸ線管球１０１は、Ｘ線を発生する真空管であり、回転リング１０２に設けられている。Ｘ線管球１０１には、Ｘ線の曝射に必要な電力（管電流、管電圧）が高電圧発生装置１０９からスリップリング１０８を介して供給される。Ｘ線管球１０１は、供給された高電圧により加速させた電子をターゲットに衝突させることで、有効視野領域ＦＯＶ内にある被検体に向けてＸ線を曝射する。
なお、Ｘ線管球１０１と被検体との間には、Ｘ線管球１０１から曝射されるＸ線ビームの形状をコーン状（四角錐状）またはファンビーム状に整形する図示しないＸ線管球側コリメータが設けられている。 An X-ray tube 101 that is an X-ray source is a vacuum tube that generates X-rays, and is provided on the rotating ring 102. The X-ray tube 101 is supplied with power (tube current, tube voltage) necessary for X-ray exposure from the high voltage generator 109 via the slip ring 108. The X-ray tube 101 emits X-rays toward a subject in the effective visual field region FOV by causing electrons accelerated by the supplied high voltage to collide with the target.
An X-ray (not shown) that shapes the shape of the X-ray beam exposed from the X-ray tube 101 into a cone shape (quadrangular pyramid shape) or a fan beam shape between the X-ray tube 101 and the subject. A tube side collimator is provided.

２次元検出器部１０３は、被検体を透過したＸ線を検出する検出器システムであり、Ｘ線管球１０１に対向するようにして回転リング１０２に設けられている。２次元検出器部１０３の外周側（被検体の反対側）には、放射線検出器１が取り付けられている。すなわち、２次元検出器部１０３の外周側には、コリメータ５が保持された保持手段６と、シンチレータ４や位置合わせ手段２などが設けられた複数の基部７が取り付けられている。Ｘ線管球１０１及び２次元検出器部１０３は、回転リング１０２に設けられている。この回転リング１０２は、架台駆動部１０７により駆動され、被検体の回りを回転する。
データ収集回路（ＤＡＳ）１０４は、ＤＡＳチップが配列された複数のデータ収集素子列を有し、２次元検出器部１０３で検出されたデータ（以下、生データという）が入力される。そして、入力された生データを増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理等した後、データ伝送装置１０５を介して処理・表示手段１００ｂに備えられた前処理装置１０６に伝送する。
架台駆動部１０７は、診断用開口内に挿入された被検体の体軸方向に平行な中心軸のまわりに、Ｘ線管球１０１と２次元検出器部１０３とを一体的に回転させる等の駆動とその制御を行う。 The two-dimensional detector unit 103 is a detector system that detects X-rays transmitted through the subject, and is provided on the rotating ring 102 so as to face the X-ray tube 101. The radiation detector 1 is attached to the outer peripheral side (opposite side of the subject) of the two-dimensional detector unit 103. That is, on the outer peripheral side of the two-dimensional detector unit 103, a holding unit 6 that holds the collimator 5 and a plurality of bases 7 that are provided with the scintillator 4, the alignment unit 2, and the like are attached. The X-ray tube 101 and the two-dimensional detector unit 103 are provided on the rotating ring 102. The rotating ring 102 is driven by the gantry driving unit 107 and rotates around the subject.
The data acquisition circuit (DAS) 104 has a plurality of data acquisition element arrays in which DAS chips are arranged, and receives data detected by the two-dimensional detector unit 103 (hereinafter referred to as raw data). The input raw data is subjected to amplification processing, A / D conversion processing, and the like, and then transmitted to the preprocessing device 106 provided in the processing / display unit 100b via the data transmission device 105.
The gantry driving unit 107 integrally rotates the X-ray tube 101 and the two-dimensional detector unit 103 around a central axis parallel to the body axis direction of the subject inserted into the diagnostic aperture. Drive and control it.

次に、処理・表示手段１００ｂについて例示をする。処理・表示手段１００ｂは、前処理装置１０６、高電圧発生装置１０９、ホストコントローラ１１０、記憶装置１１１、再構成装置１１４、入力装置１１５、表示装置１１６、画像処理部１１８、ネットワーク通信装置１１９、データ／制御バス３００を備えている。 Next, the processing / display unit 100b is illustrated. The processing / display unit 100b includes a preprocessing device 106, a high voltage generation device 109, a host controller 110, a storage device 111, a reconstruction device 114, an input device 115, a display device 116, an image processing unit 118, a network communication device 119, data. / A control bus 300 is provided.

前処理装置１０６は、データ伝送装置１０５を介して、データ収集回路（ＤＡＳ）１０４から生データを受け取り、感度補正やＸ線強度補正を実行する。なお、前処理装置１０６によって前処理が施された生データは、「投影データ」と呼ばれる。 The preprocessing device 106 receives raw data from the data acquisition circuit (DAS) 104 via the data transmission device 105, and executes sensitivity correction and X-ray intensity correction. Note that the raw data preprocessed by the preprocessing device 106 is referred to as “projection data”.

高電圧発生装置１０９は、スリップリング１０８を介して、Ｘ線の曝射に必要な電力をＸ線管球１０１に供給する。高電圧発生装置１０９は、高電圧変圧器、フィラメント加熱変換器、整流器、高電圧切替器等を備えている。
ホストコントローラ１１０は、撮影処理、データ処理、画像処理等の各種処理に関する統括的な制御を行う。 The high voltage generator 109 supplies power necessary for X-ray exposure to the X-ray tube 101 via the slip ring 108. The high voltage generator 109 includes a high voltage transformer, a filament heating converter, a rectifier, a high voltage switch, and the like.
The host controller 110 performs overall control related to various processing such as photographing processing, data processing, and image processing.

記憶装置１１１は、収集した生データ、投影データ、ＣＴ画像データ等の画像データを記憶する。
再構成装置１１４は、所定の再構成パラメータ（再構成領域サイズ、再構成マトリクスサイズ、関心部位を抽出するための閾値等）に基づいて、投影データを再構成処理することで所定のスライス分の再構成画像データを作成する。一般に、再構成処理には、コーンビーム再構成（Ｆｅｌｄｋａｍｐ法、ＡＳＳＲ法など）とファンビーム再構成とがあるが、いずれの方法でも実行することができる。
入力装置１１５には、キーボードや各種スイッチ、マウス等が設けられており、オペレータによりスライス厚やスライス数等の各種スキャン条件が入力できるようになっている。 The storage device 111 stores image data such as collected raw data, projection data, and CT image data.
The reconstruction device 114 performs reconstruction processing on projection data based on predetermined reconstruction parameters (reconstruction area size, reconstruction matrix size, threshold for extracting a region of interest, etc.), and thereby a predetermined slice. Create reconstructed image data. In general, reconstruction processing includes cone beam reconstruction (Feldkamp method, ASSR method, etc.) and fan beam reconstruction, and any method can be used.
The input device 115 is provided with a keyboard, various switches, a mouse, and the like so that various scanning conditions such as a slice thickness and the number of slices can be input by an operator.

画像処理部１１８は、再構成装置１１４により作成された再構成画像データに対して、ウィンドウ変換、ＲＧＢ処理等の表示のための画像処理を行い、表示装置１１６に出力する。また、画像処理部１１８は、オペレータからの指令に基づき、任意断面の断層像、任意方向からの投影像、３次元表面画像等のいわゆる疑似３次元画像の作成を行い、表示装置１１６に出力する。出力された画像データは、表示装置１１６においてＸ線ＣＴ画像として表示される。 The image processing unit 118 performs image processing for display, such as window conversion and RGB processing, on the reconstructed image data created by the reconstructing device 114 and outputs the image processing to the display device 116. Further, the image processing unit 118 creates a so-called pseudo three-dimensional image such as a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image from an arbitrary direction, or a three-dimensional surface image based on an instruction from the operator, and outputs the generated image to the display device 116. . The output image data is displayed on the display device 116 as an X-ray CT image.

ネットワーク通信装置１１９は、ネットワークを介して、他の装置やＲＩＳ（Ragiology Information System）等のネットワークシステムと種々のデータの送受信を行う。
データ／制御バス３００は、各装置間を接続し、各種データ、制御信号、アドレス情報等を送受信するための信号線である。 The network communication device 119 transmits and receives various data to and from other devices and network systems such as RIS (Ragiology Information System) via the network.
The data / control bus 300 is a signal line for connecting various devices and transmitting / receiving various data, control signals, address information, and the like.

次に、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１００の作用について例示をする。
診断用開口内に挿入された被検体を撮影して、所望の画像を得るにあたり、まず、入力装置１１５からスライス厚やスライス数等の各種スキャン条件が入力される。
Ｘ線ＣＴ装置１００の運転開始とともに回転リング１０２が回転を開始し、同時にＸ線管球１０１より被検体に向けてＸ線が曝射される。
被検体を透過したＸ線は、被検体を挟んでＸ線管球１０１と対向するように設けられた２次元検出器部１０３の放射線検出器１に到達する。
放射線検出器１には、コリメータ５が設けられており、Ｘ線管球１０１の焦点方向以外から入射してくる散乱Ｘ線がカットされる。そのため、放射線検出器１の光電変換手段１２には、Ｘ線管球１０１の焦点方向からのＸ線に基づく光のみが入射されることになる。 Next, the operation of the X-ray CT apparatus 100 according to the present embodiment will be illustrated.
In order to obtain a desired image by photographing the subject inserted into the diagnostic aperture, first, various scanning conditions such as the slice thickness and the number of slices are input from the input device 115.
As the operation of the X-ray CT apparatus 100 starts, the rotating ring 102 starts rotating, and at the same time, X-rays are exposed from the X-ray tube 101 toward the subject.
The X-ray transmitted through the subject reaches the radiation detector 1 of the two-dimensional detector unit 103 provided so as to face the X-ray tube 101 across the subject.
The radiation detector 1 is provided with a collimator 5 that cuts scattered X-rays incident from other than the focal direction of the X-ray tube 101. Therefore, only light based on X-rays from the focal direction of the X-ray tube 101 is incident on the photoelectric conversion means 12 of the radiation detector 1.

光電変換手段１２に受光された光は、その強度に比例した電気信号に変換されてデータ収集回路（ＤＡＳ）１０４に出力される。データ収集回路（ＤＡＳ）１０４に入力された電気信号（生データ）は、増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理等が行われた後、前処理装置１０６に伝送される。前処理装置１０６では、伝送された生データの感度補正やＸ線強度補正が行われ投影データが作成される。再構成装置１１４では、所定の再構成パラメータに基づいて、投影データから所定のスライス分の再構成画像データが作成される。画像処理部１１８では、再構成画像データのウィンドウ変換、ＲＧＢ処理等の表示のための画像処理が行われ表示装置１１６に出力される。これにより、被検体の断層像（スライス画像）が得られる。また、画像処理部１１８では、オペレータからの指令に基づき、任意断面の断層像、任意方向からの投影像、３次元表面画像等のいわゆる疑似３次元画像の作成も行われる。なお、生データ、投影データ、画像データ等は、記憶装置１１１に格納される。 The light received by the photoelectric conversion means 12 is converted into an electric signal proportional to the intensity and output to the data collection circuit (DAS) 104. The electrical signal (raw data) input to the data acquisition circuit (DAS) 104 is transmitted to the preprocessing device 106 after being subjected to amplification processing, A / D conversion processing, and the like. In the pre-processing device 106, sensitivity correction and X-ray intensity correction are performed on the transmitted raw data to generate projection data. In the reconstruction device 114, reconstructed image data for a predetermined slice is created from projection data based on a predetermined reconstruction parameter. In the image processing unit 118, image processing for display such as window conversion of reconstructed image data and RGB processing is performed and output to the display device 116. Thereby, a tomographic image (slice image) of the subject is obtained. The image processing unit 118 also creates a so-called pseudo three-dimensional image such as a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image from an arbitrary direction, a three-dimensional surface image, etc. based on a command from the operator. Note that raw data, projection data, image data, and the like are stored in the storage device 111.

本実施の形態によれば、放射線検出器１に位置合わせ手段２を設けているので、光反射部１７とコリメータ５との位置合わせ精度を向上させることができる。そのため、シンチレータ４の各区画における特性の均質化やＸ線の利用効率の向上を図ることができる。その結果、Ｓ／Ｎ比を向上させることができ、画質を向上させることができる。
また、位置合わせ手段２に設けられた保持部２ａ（溝）にコリメータ５の端部を挿入するようにして保持させるだけで、コリメータ５の位置と光反射部１７の位置との位置合わせが行われるので取付作業の容易化を図ることができる。そのため、メンテナンス性や生産性などを大幅に向上させることができる。 According to the present embodiment, since the alignment unit 2 is provided in the radiation detector 1, the alignment accuracy between the light reflecting portion 17 and the collimator 5 can be improved. Therefore, it is possible to homogenize the characteristics in each section of the scintillator 4 and improve the utilization efficiency of X-rays. As a result, the S / N ratio can be improved and the image quality can be improved.
Further, the position of the collimator 5 and the position of the light reflecting portion 17 can be aligned only by inserting and holding the end of the collimator 5 in the holding portion 2 a (groove) provided in the alignment means 2. Therefore, the installation work can be facilitated. Therefore, maintainability and productivity can be greatly improved.

以上、本発明の実施の形態について例示をした。しかし、本発明はこれらの記述に限定されるものではない。
前述の実施の形態に関して、当業者が適宜設計変更を加えたものも、本発明の特徴を備えている限り、本発明の範囲に包含される。
例えば、放射線検出器１、放射線検出器１０、Ｘ線ＣＴ装置１００が備える各要素の形状、寸法、材質、配置などは、例示をしたものに限定されるわけではなく適宜変更することができる。 The embodiment of the present invention has been illustrated above. However, the present invention is not limited to these descriptions.
As long as the features of the present invention are provided, those skilled in the art appropriately modified the design of the above-described embodiments are also included in the scope of the present invention.
For example, the shape, size, material, arrangement, and the like of each element included in the radiation detector 1, the radiation detector 10, and the X-ray CT apparatus 100 are not limited to those illustrated, but can be changed as appropriate.

また、コリメータ５として平板状のものを例示したが、これに限定されるわけではない。例えば、平板状の要素が格子状に接合された格子状のコリメータとすることもできる。
図９は、格子状のコリメータを保持する保持部を有する位置合わせ手段を例示するための模式斜視図である。なお、図中のＸ方向、Ｙ方向は互いに直交する２方向を表し、放射線検出器をＸ線ＣＴ装置に設ける場合には、Ｘ方向がチャンネル方向、Ｙ方向がスライス方向となる。
図９に示すように、位置合わせ手段３２は、前述した位置合わせ手段２と同様に基部７に設けられている。そして、保持部２ａと同様にコリメータの端部を保持する保持部３２ａを有している。ここで、コリメータが格子状の場合には、Ｙ方向のみならずＸ方向にも平板状の要素を有している。そのため、本実施の形態においては、保持部３２ａに略直交する保持部３２ｂが設けられている。そして、位置合わせ手段３２は、Ｘ方向とＹ方向においてコリメータの平板状の要素の端部をそれぞれ保持することで光反射部１７の位置を格子状のコリメータの位置に合わせることができるようになっている。
図９に例示をしたものの場合には、保持部３２ａ、３２ｂとして、コリメータの平板状の要素の厚み寸法よりも若干大きな寸法を有する溝がそれぞれ設けられている。すなわち、位置合わせ手段３２は、コリメータの平板状の要素の端部を保持する溝状の保持部３２ａ、３２ｂを有している。なお、保持部３２ａ、３２ｂの溝の底面の位置は、前述した保持部２ａの溝の底面の位置と同様とすることができる。 Moreover, although the plate-shaped thing was illustrated as the collimator 5, it is not necessarily limited to this. For example, a grid-like collimator in which flat-plate elements are joined in a grid shape can be used.
FIG. 9 is a schematic perspective view for illustrating an alignment means having a holding portion for holding a lattice collimator. In the figure, the X direction and the Y direction represent two directions orthogonal to each other, and when the radiation detector is provided in the X-ray CT apparatus, the X direction is the channel direction and the Y direction is the slice direction.
As shown in FIG. 9, the alignment means 32 is provided on the base portion 7 in the same manner as the alignment means 2 described above. And it has the holding | maintenance part 32a holding the edge part of a collimator similarly to the holding | maintenance part 2a. Here, when the collimator has a lattice shape, it has plate-shaped elements not only in the Y direction but also in the X direction. Therefore, in the present embodiment, a holding portion 32b that is substantially orthogonal to the holding portion 32a is provided. The alignment means 32 can adjust the position of the light reflecting portion 17 to the position of the lattice collimator by holding the end portions of the plate-like elements of the collimator in the X direction and the Y direction, respectively. ing.
In the case illustrated in FIG. 9, grooves having dimensions slightly larger than the thickness dimension of the flat plate-like element of the collimator are provided as the holding portions 32 a and 32 b, respectively. That is, the alignment means 32 has groove-shaped holding portions 32a and 32b for holding the end portions of the flat plate-like elements of the collimator. The positions of the bottom surfaces of the grooves of the holding portions 32a and 32b can be the same as the positions of the bottom surfaces of the grooves of the holding portion 2a described above.

また、放射線検出器が備える各要素の製造や加工に関する条件や、接着剤の種類、加工装置などは、適宜変更することができる。
また、前述した各実施の形態が備える各要素は、可能な限りにおいて組み合わせることができ、これらを組み合わせたものも本発明の特徴を含む限り本発明の範囲に包含される。 Moreover, the conditions regarding manufacture and processing of each element provided in the radiation detector, the type of adhesive, the processing apparatus, and the like can be changed as appropriate.
Moreover, each element with which each embodiment mentioned above is combined can be combined as much as possible, and what combined these is also included in the scope of the present invention as long as the characteristics of the present invention are included.

１放射線検出器、２位置合わせ手段、２ａ保持部、３接着層、４シンチレータ、５コリメータ、６保持手段、６ａ溝、７基部、１０放射線検出器、１２光電変換手段、１６溝、１７光反射部、１８回路基板、２２位置合わせ手段、２２ａ保持部、２２ｂテーパ部、３２位置合わせ手段、３２ａ保持部、３２ｂ保持部、１００Ｘ線ＣＴ装置、１００ａ撮影手段、１００ｂ処理・表示手段、１０１Ｘ線管球、１０３２次元検出器部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiation detector, 2 Positioning means, 2a Holding part, 3 Adhesive layer, 4 Scintillator, 5 Collimator, 6 Holding means, 6a Groove, 7 Base, 10 Radiation detector, 12 Photoelectric conversion means, 16 Groove, 17 Light reflection , 18 Circuit board, 22 Positioning means, 22a Holding section, 22b Tapered section, 32 Positioning means, 32a Holding section, 32b Holding section, 100 X-ray CT apparatus, 100a Imaging means, 100b Processing / display means, 101 X Line tube, 103 Two-dimensional detector

Claims

A collimator,
A scintillator that is provided facing the collimator and emits fluorescence upon receiving radiation;
A plurality of photoelectric conversion elements for converting the fluorescence into an electrical signal, and photoelectric conversion means provided on a main surface of the scintillator;
A light reflecting section for partitioning the scintillator for each photoelectric conversion element;
A base provided on the side of the main surface opposite to the main surface on which the scintillator of the photoelectric conversion means is provided;
Positioning means that is provided at the base and adjusts the position of the light reflecting portion to the position of the collimator by holding the end of the collimator,
A radiation detector comprising:

The radiation detector according to claim 1, wherein the alignment unit includes a groove-shaped holding portion that holds an end portion of the collimator.

3. The radiation detection according to claim 2, wherein the position of the bottom surface of the groove-shaped holding portion is provided closer to the base portion than the position of the main surface of the scintillator facing the collimator. vessel.

The radiation detector according to claim 2, wherein the position of the bottom surface of the groove-shaped holding portion is provided at substantially the same position as the position of the main surface of the scintillator facing the collimator. .

An X-ray source;
The X-ray detector according to any one of claims 1 to 4, which detects X-rays emitted from the X-ray source;
A rotating ring in which the X-ray source and the X-ray detector are installed and rotated around a subject;
A reconstruction device that reconstructs a tomographic image of the subject based on the intensity of the X-rays detected by the X-ray detector;
An X-ray CT apparatus comprising:

A method of manufacturing a radiation detector, comprising: a scintillator; a photoelectric conversion unit provided on a main surface of the scintillator; and a light reflection unit that partitions the scintillator for each of a plurality of photoelectric conversion elements provided in the photoelectric conversion unit. Because
Providing the scintillator on the main surface side of the flat plate-like base, and a block body that serves as an alignment means for adjusting the position of the light reflecting portion to the position of the collimator by holding the end of the collimator; ,
Providing a groove to be the light reflecting portion in the scintillator, and providing a groove for holding the end of the collimator to the block body on an extension of the groove to be the light reflecting portion;
The manufacturing method of the radiation detector characterized by including.