JP2011000235A - 放射線検出装置及び放射線画像検出システム - Google Patents

放射線検出装置及び放射線画像検出システム Download PDF

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覚 入澤
Katsuya Yamamoto
勝也 山本
Yasuyoshi Ota
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Takeshi Kamiya
毅 神谷
Norihiro Omae
徳宏 大前
Atsushi Enomoto
淳 榎本
Kenji Matsubara
健二 松原
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Abstract

【課題】高画質のサブトラクション画像が得られる放射線検出装置及び放射線画像検出システムを提供する。
【解決手段】放射線検出装置２０は、画像情報を担持する放射線１４を検出して画像信号に変換する第１放射線検出構成単位１８ａ及び第２放射線検出構成単位１８ｂを２枚積層してなる放射線検出器１９を備え、放射線１４が照射される放射線検出器１９の前面１９ａ側に配置された第１放射線検出構成単位１８ａは、放射線１４の低エネルギー成分を吸収する第１放射線吸収部を有し、放射線検出器１９の背面１９ｂ側に配置された第２放射線検出構成単位１８ｂは、放射線１４の高エネルギー成分を吸収する第２放射線吸収部を有する。
【選択図】図１

Description

本発明は、少なくとも２枚積層された放射線検出構成単位により画像情報を担持する放射線を検出して電気信号にそれぞれ変換する放射線検出装置と、該放射線検出装置を備える放射線画像検出システムとに関する。
従来より、被写体の特定の構造物（例えば、患者の臓器、骨部又は血管）が特有の放射線エネルギー吸収特性を有することを利用して前記被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した前記放射線（前記被写体の画像情報を担持する放射線）の低エネルギー成分を第１放射線検出構成単位により第１電気信号に変換し、一方で、該第１放射線検出構成単位を透過した前記放射線の高エネルギー成分を、前記第１放射線検出構成単位に積層された第２放射線検出構成単位により第２電気信号に変換して、前記第１電気信号及び前記第２電気信号の間で所定の減算処理（エネルギーサブトラクション処理）を行うことにより、前記構造物を強調したサブトラクション画像を取得することが行われている（特許文献１〜３参照）。
特許文献２及び３には、第１放射線検出構成単位及び第２放射線検出構成単位において、比較的に重い元素（重元素）を含む蛍光体からなるシンチレータが放射線を可視光に変換し、光電変換層が前記可視光を電気信号に変換することが提案されている。
特開昭５９−８３４８６号公報 特開平７−２７８６５号公報 特開平７−８４０５６号公報
しかしながら、蛍光体が重元素を含むことにより、第１放射線検出構成単位で放射線の高エネルギー成分が吸収されて、第２放射線検出構成単位に吸収される前記高エネルギー成分の放射線量が低下するので、第１電気信号と第２電気信号との間でエネルギーサブトラクション処理を行っても、高画質のサブトラクション画像が得られないという問題がある。
本発明は、前記の課題に鑑みなされたものであり、高画質のサブトラクション画像が得られる放射線検出装置及び放射線画像検出システムを提供することを目的とする。
本発明は、放射線検出装置が、画像情報を担持する放射線を検出して電気信号に変換する放射線検出構成単位を少なくとも２枚積層してなる放射線検出器を備え、前記放射線が照射される放射線検出器の前面側に配置された第１放射線検出構成単位は、前記放射線の低エネルギー成分を主として吸収する第１放射線吸収部を有し、前記放射線検出器の背面側に配置された第２放射線検出構成単位は、前記放射線の高エネルギー成分を主として吸収する第２放射線吸収部を有することを特徴としている。
この場合、前記第１放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端を、前記第２放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくすることが好ましい。
本発明によれば、第１放射線検出構成単位における前記放射線の高エネルギー成分の吸収が抑制され、第２放射線検出構成単位で吸収される前記高エネルギー成分の放射線量が増大する。これにより、エネルギーサブトラクション処理後のサブトラクション画像のＳ／Ｎ比の劣化が抑制されて、エネルギー分解能が高く且つ高画質のサブトラクション画像を得ることができる。
また、本発明によれば、第１放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端を、第２放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端より３０ｋｅＶ以上小さくすることで、より高いエネルギー分解能のサブトラクション画像を得ることができる。
図１Ａ及び図１Ｂは、本実施形態の放射線画像検出システムの構成ブロック図である。 本実施形態の放射線画像検出システムの構成ブロック図である。 図３Ａ〜図３Ｄは、放射線検出器の構成を示す説明図である。 図４Ａ〜図４Ｄは、放射線検出器の構成を示す説明図である。 図５Ａ及び図５Ｂは、放射線検出器の構成を示す説明図である。 実施例１における吸収比と第１放射線画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例１における吸収比と加算画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例２における吸収比と第１放射線画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例２における吸収比と加算画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例３における吸収比と第１放射線画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例３における吸収比と加算画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例４における吸収比と第１放射線画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例４における吸収比と加算画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 比較例１における吸収比と第１放射線画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 比較例１における吸収比と加算画像のＤＱＥとの関係を示すグラフである。 実施例１における吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すグラフである。 実施例２における吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すグラフである。 実施例３における吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すグラフである。 実施例４における吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すグラフである。 比較例１における吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すグラフである。 実施例１における吸収比とサブトラクション画像の病変部のコントラストとの関係を示すグラフである。 実施例２における吸収比とサブトラクション画像の病変部のコントラストとの関係を示すグラフである。 実施例３における吸収比とサブトラクション画像の病変部のコントラストとの関係を示すグラフである。 実施例４における吸収比とサブトラクション画像の病変部のコントラストとの関係を示すグラフである。 比較例１における吸収比とサブトラクション画像の病変部のコントラストとの関係を示すグラフである。 実施例１における吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すグラフである。 実施例２における吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すグラフである。 実施例３における吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すグラフである。 実施例４における吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すグラフである。 比較例１における吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すグラフである。
本発明に係る放射線検出装置及び放射線画像検出システムの好適な実施形態について、図１Ａ〜図３０を参照しながら説明する。
本実施形態に係る放射線画像検出システム１０は、図１Ａに示すように、被写体１２に放射線１４を照射する放射線源１６と、被写体１２の照射方向（図１Ａの左右方向）に沿って第１放射線検出構成単位１８ａ及び第２放射線検出構成単位１８ｂを２枚積層してなる放射線検出器１９を有する放射線検出装置２０と、放射線検出装置２０からの第１画像信号（第１電気信号）Ｓａ及び第２画像信号（第２電気信号）Ｓｂを用いて所定の画像処理を行うことにより画像信号Ｓを生成する画像処理手段２２と、画像信号Ｓに応じた放射線画像を出力するディスプレイ等の画像出力手段２４とを有する。
また、画像処理手段２２は、加算画像生成部２６及びサブトラクション画像生成部２８を有する。加算画像生成部２６は、第１画像信号Ｓａと第２画像信号Ｓｂとを加算することにより、医師による被写体１２の通常の画像診断に使用可能な加算画像を生成し、生成した加算画像を画像信号Ｓとして画像出力手段２４に出力する。また、サブトラクション画像生成部２８は、第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂについて所定の重み付け減算処理（エネルギーサブトラクション処理）を行うことにより、１回の撮影（放射線１４の照射）で被写体１２中の特定の構造物（例えば、患者の臓器、骨部又は血管）を強調した放射線画像（サブトラクション画像）を生成する、いわゆる１ショットエネルギーサブトラクションを行い、生成したサブトラクション画像を画像信号Ｓとして画像出力手段２４に出力する。
なお、１ショットエネルギーサブトラクション及びこれを実施するための具体的な構成及び作用については、特許文献２及び３に記載されているので、それらの詳細な説明については省略する。
ここで、第１放射線検出構成単位１８ａは、放射線１４が照射される放射線検出装置２０の前面２０ａ（放射線検出器１９の前面１９ａ）側に配置され、被写体１２を透過した放射線１４（被写体１２の画像情報を担持する放射線）のうち、主として低エネルギー成分を第１放射線画像に変換し、変換した第１放射線画像を第１画像信号Ｓａとして画像処理手段２２に出力する。放射線１４の高エネルギー成分は、第１放射線検出構成単位１８ａを透過して第２放射線検出構成単位１８ｂに到達し、放射線検出装置２０の背面２０ｂ（放射線検出器１９の背面１９ｂ）側に配置された該第２放射線検出構成単位１８ｂは、主として前記高エネルギー成分を第２放射線画像に変換し、変換した第２放射線画像を第２画像信号Ｓｂとして画像処理手段２２に出力する。従って、放射線検出装置２０は、吸収エネルギー成分（低エネルギー成分及び高エネルギー成分）の異なる２つの画像信号（第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂ）を画像処理手段２２に出力する。
なお、放射線画像検出システム１０は、図１Ａの構成に代えて、図１Ｂに示すように、放射線１４の低エネルギー成分を吸収する物質を含むフィルタ３０を、第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に介在させてもよい。この場合、フィルタ３０は、Ａｌ、Ｔｉ、Ａｇ、Ｐｂ、Ｆｅ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｌａ、Ｃｓ、Ｂａ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｔｂ、Ｃｅ又はＳｍを主成分とし且つ５０μｍ〜４５０μｍの厚みを有する金属板３８（図４Ａ〜図４Ｄ参照）であることが好ましい。
また、放射線画像検出システム１０は、図１Ａの構成に代えて、図２に示すように、第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に、第３放射線検出構成単位１８ｃを介挿させてもよい。この場合、第１放射線検出構成単位１８ａは、放射線１４の低エネルギー成分を主に吸収して第１画像信号Ｓａに変換し、第３放射線検出構成単位１８ｃは、放射線１４の中エネルギー成分（低エネルギー成分と高エネルギー成分との間の中間領域のエネルギー成分）を吸収して第３画像信号（第３電気信号）Ｓｃに変換し、第２放射線検出構成単位１８ｂは、放射線１４の高エネルギー成分を主に吸収して第２画像信号Ｓｂに変換する。従って、図２の構成において、放射線検出装置２０は、変換した第１〜第３画像信号Ｓａ〜Ｓｃを画像処理手段２２に出力することになる。
なお、第１〜第３放射線検出構成単位１８ａ〜１８ｃとは、放射線検出器１９において、被写体１２を透過した放射線１４（被写体１２の画像情報を担持する放射線１４）を検出して第１〜第３画像信号Ｓａ〜Ｓｃにそれぞれ変換するための放射線変換層である。
ここで、放射線検出器１９の構成として、例えば、下記（ｉ）〜（ｘ）のいずれか１つの構成（図３Ａ〜図５Ｂのいずれか１つの構成）を採用することが可能である。
（ｉ）図３Ａに示すように、放射線１４を可視光に変換する第１シンチレータ（第１放射線吸収部）３４ａと、該第１シンチレータ３４ａで変換された可視光を第１画像信号Ｓａに変換する第１光電変換層、並びに、第１画像信号Ｓａを読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第１固体検出器３２ａとで第１放射線検出構成単位１８ａを構成し、一方で、放射線１４を可視光に変換する第２シンチレータ（第２放射線吸収部）３４ｂと、該第２シンチレータ３４ｂで変換された可視光を第２画像信号Ｓｂに変換する第２光電変換層、並びに、第２画像信号Ｓｂを読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第２固体検出器３２ｂとで第２放射線検出構成単位１８ｂを構成する。従って、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１固体検出器３２ａ、第１シンチレータ３４ａ、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂの順に配置される。すなわち、図３Ａの構成からなる放射線検出器１９は、放射線１４を一旦可視光に変換した後に第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂにそれぞれ変換する間接変換式の放射線検出器である。
ここで、第１固体検出器３２ａ及び第２固体検出器３２ｂは、可視光を電気信号（第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂ）に変換するａ−Ｓｉ等の物質（半導体）からなる固体検出素子を、行列状の薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）のアレイ上に配置した構造を有する。この場合、２次元状に配置された各固体検出素子は、可視光から変換された電気信号を電荷として蓄積し、図示しないゲート駆動回路及び読出回路により所望のＴＦＴをオンして前記電荷を読み出すことにより、該電荷を第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂとして画像処理手段２２に出力することができる。
また、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収を抑えるために、第１シンチレータ３４ａは、放射線１４のエネルギー吸収特性のうち、被写体１２（患者）の骨部と軟部の吸収差が大きい低エネルギー成分の領域でＫ吸収端を有する材料（第１放射線変換材料）を主成分とする母体構成の蛍光体からなる。前記第１放射線変換材料として、原子番号５５以下の元素を母体として構成される物質、具体的には、ＺｎＳ、ＣｓＩ、ＭｇＧａＯ4、ＺｎＳｉＯ4、Ｙ2Ｏ3又はＹ2Ｏ2Ｓ等の比較的に軽い元素（以下、軽元素ともいう。）が選定される。
一方、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて放射線１４の高エネルギー成分を吸収しやすくするために、第２シンチレータ３４ｂは、放射線１４のエネルギー吸収特性のうち、被写体１２（患者）の骨部と軟部の吸収差が小さい高エネルギー成分の領域でＫ吸収端を有する材料（第２放射線変換材料）を主成分とする母体構成の蛍光体からなる。前記第１放射線変換材料として、原子番号６４以上の元素を母体として構成される物質、具体的には、Ｇｄ2Ｏ2Ｓ（ＧＯＳ）、Ｌｕ2Ｏ2Ｓ、ＣａＷＯ4、ＺｎＷＯ4、ＭｇＷＯ4、（Ｙ，Ｌａ，Ｇａ，Ｌｕ，Ｓｒ）ＴａＯ4、ＧｄＢＯ3又はＢｉ4Ｇｅ3Ｏ12等の比較的に重い元素（以下、重元素ともいう。）が選定される。
また、上記の第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間では、Ｋ吸収端が異なるように、より好ましくは、該Ｋ吸収端の差が３０ｋｅＶ以上となるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定する。より具体的には、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（軽元素）のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（重元素）のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定する。例えば、第１放射線変換材料としてＺｎＳを選定し、第２放射線変換材料としてＧＯＳを選定した場合に、ＺｎＳ中のＺｎのＫ吸収端（９．７ｋｅＶ）と、ＧＯＳ中のＧｄのＫ吸収端（５０．２ｋｅＶ）との間で、Ｋ吸収端の差は、４０．５ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−９．７ｋｅＶ＝４０．５ｋｅＶ）となる。
なお、軽元素とは、第１放射線変換材料中の元素が第２放射線変換材料中の元素よりも相対的に軽いことを示す意味で用い、一方で、重元素とは、第２放射線変換材料中の元素が第１放射線変換材料中の元素よりも相対的に重いことを示す意味で用いている。
（ｉｉ）図３Ｂに示すように、放射線１４を第１画像信号Ｓａに直接変換する第１放射線変換パネル（第１固体検出器）３６ａで第１放射線検出構成単位１８ａを構成し、一方で、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂで第２放射線検出構成単位１８ｂを構成する。従って、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１放射線変換パネル３６ａ、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂの順に配置される。すなわち、図３Ｂの構成からなる放射線検出器１９は、放射線１４を第１画像信号Ｓａに直接変換する直接変換式と、放射線１４を一旦可視光に変換した後に第２画像信号Ｓｂに変換する間接変換式とを併用した放射線検出器である。
ここで、第１放射線変換パネル３６ａは、放射線１４を第１画像信号Ｓａに直接変換する光電変換層（第１光電変換層、第１放射線吸収部）と、前記第１画像信号Ｓａを読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる固体検出器（第１固体検出器）である。具体的には、第１放射線変換パネル３６ａは、放射線１４を電気信号（第１画像信号Ｓａ）に直接変換するアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）、ＧａＡｓ又はＺｎＳｅ等を主成分とする母体構成の物質（半導体）からなる固体検出素子を、行列状のＴＦＴのアレイ上に配置した構造を有する。この場合、２次元状に配置された各固体検出素子は、放射線１４から変換された電気信号を電荷として蓄積し、図示しないゲート駆動回路及び読出回路により所望のＴＦＴをオンして前記電荷を読み出すことにより、該電荷を第１画像信号Ｓａとして画像処理手段２２に出力することができる。
一方、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂは、（ｉ）で説明した第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂと同様の構成である。
第１放射線変換パネル３６ａの固体検出素子を構成し、且つ、原子番号５５以下の元素を母体として構成されるａ−Ｓｅ、ＧａＡｓ又はＺｎＳｅの半導体は、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収を抑えるために、放射線１４のエネルギー吸収特性のうち、被写体１２（患者）の骨部と軟部の吸収差が生じやすい低エネルギー成分の領域でＫ吸収端を有する軽元素を含む材料（第１放射線変換材料）を主成分とする。
また、（ｉ）と同様に、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間で、具体的には、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（軽元素）のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（重元素）のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することが望ましい。例えば、第１放射線変換材料としてａ−Ｓｅを選定し、第２放射線変換材料としてＧＯＳを選定した場合に、ａ−Ｓｅ中のＳｅのＫ吸収端（１２．７ｋｅＶ）と、ＧＯＳ中のＧｄのＫ吸収端（５０．２ｋｅＶ）との間で、Ｋ吸収端の差は、３７．５ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−１２．７ｋｅＶ＝３７．５ｋｅＶ）となる。
（ｉｉｉ）図３Ｃに示すように、第１シンチレータ３４ａ及び第１固体検出器３２ａにより第１放射線検出構成単位１８ａを構成し、一方で、放射線１４を第２画像信号Ｓｂに直接変換する第２放射線変換パネル（第２固体検出器）３６ｂで第２放射線検出構成単位１８ｂを構成する。従って、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１固体検出器３２ａ、第１シンチレータ３４ａ及び第２放射線変換パネル３６ｂの順に配置される。すなわち、図３Ｃの構成からなる放射線検出器１９は、放射線１４を一旦可視光に変換した後に第１画像信号Ｓａに変換する間接変換式と、放射線１４を第２画像信号Ｓｂに直接変換する直接変換式とを併用した放射線検出器である。
ここで、第１シンチレータ３４ａ及び第１固体検出器３２ａは、（ｉ）で説明した第１シンチレータ３４ａ及び第１固体検出器３２ａと同様の構成である。また、第２放射線変換パネル３６ｂは、固体検出素子がＣｄＴｅ又はＣｄＺｎＴｅ等を主成分とする母体構成の物質（半導体）からなる点以外は、（ｉｉ）で述べた第１放射線変換パネル３６ａと同様の構成である。すなわち、第２放射線変換パネル３６ｂは、放射線１４を第２画像信号Ｓｂに直接変換する光電変換層（第２光電変換層、第２放射線吸収部）と、前記第２画像信号Ｓｂを読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる固体検出器（第２固体検出器）である。
この場合、第２放射線変換パネル３６ｂの固体検出素子を構成し、且つ、原子番号６４以上の元素を母体として構成されるＣｄＴｅ又はＣｄＺｎＴｅ等の半導体は、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて放射線１４の高エネルギー成分を吸収しやすくするために、放射線１４のエネルギー吸収特性のうち、被写体１２（患者）の軟部が吸収しやすい高エネルギー成分の領域でＫ吸収端を有する重元素を含む材料（第２放射線変換材料）を主成分とする。また、（ｉ）及び（ｉｉ）と同様に、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（軽元素）のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（重元素）のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することが望ましい。
（ｉｖ）図３Ｄに示すように、第１放射線変換パネル３６ａで第１放射線検出構成単位１８ａを構成し、一方で、第２放射線変換パネル３６ｂで第２放射線検出構成単位１８ｂを構成する。従って、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１放射線変換パネル３６ａ及び第２放射線変換パネル３６ｂの順に配置される。すなわち、図３Ｄの構成からなる放射線検出器１９は、放射線１４を第１画像信号Ｓａ及び第２画像信号Ｓｂにそれぞれ直接変換する直接変換式の放射線検出器である。
第１放射線変換パネル３６ａは、（ｉｉ）で説明した第１放射線変換パネル３６ａと同様の構成であり、一方で、第２放射線変換パネル３６ｂは、（ｉｉｉ）で説明した第２放射線変換パネル３６ｂと同様の構成である。従って、この場合でも、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（軽元素）のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（重元素）のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することが望ましい。
（ｖ）図４Ａに示すように、上記（ｉ）で説明した第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間にフィルタ３０としての金属板３８を介在させて、放射線検出器１９を構成する。
（ｖｉ）図４Ｂに示すように、上記（ｉｉ）で説明した第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に金属板３８を介在させて、放射線検出器１９を構成する。
（ｖｉｉ）図４Ｃに示すように、上記（ｉｉｉ）で説明した第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に金属板３８を介在させて、放射線検出器１９を構成する。
（ｖｉｉｉ）図４Ｄに示すように、上記（ｉｖ）で説明した第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に金属板３８を介在させて、放射線検出器１９を構成する。
（ｉｘ）図５Ａに示すように、上記（ｉ）で説明した第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に、放射線１４を可視光に変換する第３シンチレータ３４ｃと、該第３シンチレータ３４ｃで変換された可視光を第３画像信号Ｓｃに変換する第３固体検出器３２ｃとで構成される第３放射線検出構成単位１８ｃを介挿させて放射線検出器１９を構成する。従って、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１固体検出器３２ａ、第１シンチレータ３４ａ、第３シンチレータ３４ｃ、第３固体検出器３２ｃ、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂの順に配置される。すなわち、図５Ａの構成からなる放射線検出器１９は、放射線１４を一旦可視光に変換した後に第１〜第３画像信号Ｓａ〜Ｓｃにそれぞれ変換する間接変換式の放射線検出器である。なお、第３固体検出器３２ｃは、（ｉ）〜（ｉｉｉ）で述べた第１固体検出器３２ａ及び第２固体検出器３２ｂと同様の構成である。すなわち、第３固体検出器３２ｃは、該第３シンチレータ３４ｃで変換された可視光を第３画像信号Ｓｃに変換する第３光電変換層、並びに、第３画像信号Ｓｃを読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる。
ここで、第１シンチレータ３４ａにおける第１放射線変換材料として、ＺｎＳ、ＣｓＩ、ＭｇＧａＯ4、ＺｎＳｉＯ4、Ｙ2Ｏ3 又はＹ2Ｏ2Ｓが選定され、第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料として、Ｂｉ4Ｇｅ3Ｏ12が選定され、第３シンチレータ３４ｃにおける第３放射線変換材料として、Ｇｄ2Ｏ2Ｓ、Ｇｄ2Ｏ3又はＧｄＢＯ3が選定される。従って、この場合でも、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（軽元素）のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い元素（重元素）のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することが望ましい。
（ｘ）図５Ｂに示すように、第１放射線検出構成単位１８ａと第２放射線検出構成単位１８ｂとの間に、第３放射線検出構成単位１８ｃを介挿させるが、上記（ｉｘ）とは異なり、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１固体検出器３２ａ、第１シンチレータ３４ａ、第３固体検出器３２ｃ、第３シンチレータ３４ｃ、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂの順に配置して、間接変換式の放射線検出器１９を構成する。
なお、放射線検出器１９は、上記（ｉ）〜（ｘ）の構成に限定されることはなく、前述したように、軽元素を含む第１放射線変換材料と、重元素を含む第２放射線変換材料との間でＫ吸収端の差が３０ｋｅＶ以上であり（軽元素のＫ吸収端が重元素のＫ吸収端より３０ｋｅＶ以上小さく）、且つ、第１放射線検出構成単位１８ａにおいて放射線１４の高エネルギー成分の吸収を抑え、一方で、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて放射線１４の高エネルギー成分が吸収しやすいような放射線検出器の構成であればよい。
本実施形態に係る放射線検出装置２０及び放射線画像検出システム１０は、以上のように構成されるものであり、次に、本実施形態の効果について、図６〜図３０のグラフを参照しながら説明する。
ここでは、軽元素を含む第１放射線変換材料及び重元素を含む第２放射線変換材料を選定した本実施形態の実施例（実施例１〜４）と、重元素を含む第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定した比較例１（特許文献２及び３）と、蓄積性蛍光体シートを第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料として選定した比較例２（特許文献１）とを比較しながら、本実施形態の顕著な効果について説明する。
なお、図６〜図３０は、第２放射線検出構成単位１８ｂにおける放射線１４の吸収フォトン数に対する第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の吸収フォトン数の比（吸収比）を横軸に取り、Ｃｕを主成分とする金属板３８（フィルタ３０）の厚みを変化させると共に、第１放射線変換材料を主成分に含む第１シンチレータ３４ａ又は第１放射線変換パネル３６ａの厚みを変化させたときの第１放射線画像の検出量子効率（ＤＱＥ：Ｄｅｔｅｃｔｉｖｅ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）、加算画像のＤＱＥ、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比、該サブトラクション画像中の病変部（被写体１２中の特定の構造物のうち、医師による画像診断が行われる構造物：肺結節）のコントラストＣｎｏｄ、及び、（サブトラクション画像のＳ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値のそれぞれの変化を示すシミュレーション結果（グラフ）である。
この場合、吸収比とは、（吸収比）＝（第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４に対する吸収フォトン数）／（第２放射線検出構成単位１８ｂにおける放射線１４に対する吸収フォトン数）である。吸収フォトン数は、ＩＥＣ規格に基づくＲＱＡ９（管電圧１２０ｋＶ、Ａｌ４０ｍｍフィルタ透過後）の線質で評価した場合を示している。
ここで、実施例１〜４、比較例１及び２で用いた計算手法について説明する。
線スペクトルの放射線の物質による透過及び吸収は、物質の減弱係数μ （ｃｍ-1）を用いて以下のように表されることが一般的に知られている。
Ｉ＝Ｉ0・ｅｘｐ（−μ・ｘ） （１）
Ａ＝Ｉ0・｛１−ｅｘｐ（−μ・ｘ）｝ （２）
Ｉ：透過フォトン数、Ｉ0：入射フォトン数、ｘ：物質の厚さ（ｃｍ）、Ａ：吸収フォトン数である。
また、連続スペクトルでは減弱係数μが電圧Ｅの関数となるため、吸収フォトン数Ａは、以下の（３）式のように表される。
∫Ａ（Ｅ）ｄＥ＝∫Ｉ0（Ｅ）・［１−ｅｘｐ｛−μ（Ｅ）・ｘ｝］ｄＥ
（３）
（３）式の積分記号∫において、積分範囲は［０、Ｖｐ］であり、Ｖｐ：管電圧である。
この場合、放射線検出器１９で吸収されたフォトンは、そのエネルギーに応じて電荷Ｑへ変換される。
Ｑ＝∫ｋ（Ｅ）・Ａ（Ｅ）ｄＥ （４）
ｋ（Ｅ）は、フォトンから電荷への変換方式と放射線変換材料とによって決まる係数である。
また、画像中での骨のコントラスト値Ｃａbone、Ｃｂbone（Ｃａbone：１枚目の画像における骨のコントラスト値、Ｃｂbone：２枚目の画像における骨のコントラスト値）や、画像中での病変部（肺結節）のコントラスト値Ｃａnod、Ｃｂnod（Ｃａnod：１枚目の画像中の肺結節のコントラスト値、Ｃｂnod：２枚目の画像中の肺結節のコントラスト値）は、以下の（５）式〜（８）式で定義する。
Ｃａbone＝ｌｎ（Ｓａ0）−ｌｎ（Ｓａbone） （５）
Ｃｂbone＝ｌｎ（Ｓｂ0）−ｌｎ（Ｓｂbone） （６）
Ｃａnod＝ｌｎ（Ｓａ0）−ｌｎ（Ｓａnod） （７）
Ｃｂnod＝ｌｎ（Ｓｂ0）−ｌｎ（Ｓｂnod） （８）
Ｓａ0：１枚目の画像の素抜け部の読出電荷量、Ｓｂ0：２枚目の画像の素抜け部の読出電荷量、Ｓａbone：１枚目の画像の骨部の読出電荷量、Ｓｂbone：２枚目の画像の骨部の読出電荷量、Ｓａnod：１枚目の画像の病変部の読出電荷量、Ｓｂnod：２枚目の画像の病変部の読出電荷量である。
そして、シミュレーション計算では、放射線検出器１９に至るまでの放射線１４の減弱を考慮し、（１）式を各減弱要素に対して計算し、放射線検出器１９への入射スペクトルを算出した。次に、（２）式〜（４）式を用いて放射線検出器１９の検出電荷量を算出した。この場合、第２固体検出器（第２固体検出器３２ｂ、第２放射線変換パネル３６ｂ）の計算に際しては、第１固体検出器（第１固体検出器３２ａ、第１放射線変換パネル３６ａ）を減弱要素とみなして計算を行った。
さらに、評価パラメータについては、以下の計算により求めた。
エネルギーサブトラクション処理の演算を簡易に再現するため、骨部消去係数Ｗsを用いて以下の（９）式で演算を定義する。
Ｓsub＝Ｗs・Ｓａ ＋ Ｓｂ （９）
Ｓsub:サブトラクション画像の信号である。
なお、骨部消去係数Ｗsは、以下の（１０）式で定義される。
Ｗs＝μb bone／μa bone （１０）
μa bone：１枚目の画像（第１画像信号Ｓａの第１放射線画像）における骨の減弱係数μの平均値、μb bone：２枚目の画像（第２画像信号Ｓｂの第２放射線画像）における骨の減弱係数μの平均値である。
実際の系では、骨部の１枚目の画像及び２枚目の画像におけるコントラスト差から骨部消去係数Ｗsを計算する。その計算式を以下の（１１）式に示す。
Ｗs＝Ｃｂbone／Ｃａbone （１１）
また、加算画像のＤＱＥであるＤＱＥaddは、以下の（１２）式に基づき算出される。
ＤＱＥadd＝（Ｓａout＋Ｓｂout）2
／［｛（Ｎａout）2＋（Ｎｂout）2｝・（Ｓ／Ｎ）in 2］（１２）
Ｓａout：１枚目の画像の出力信号値、Ｓｂout：２枚目の画像の出力信号値、Ｎａout：１枚目の画像のノイズ値、Ｎｂout：２枚目の画像のノイズ値、（Ｓ／Ｎ）in：放射線検出器１９全体の入力信号値である。
さらに、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比であるＳ／Ｎsubは、エネルギーサブトラクションの演算を行った後の軟部画像におけるＳ／Ｎ比を表し、以下の（１３）式に基づき算出される。
（Ｓ／Ｎsub）2＝１／｛Ｗs 2・（Ｎａout／Ｓａout）2
＋（Ｎｂout／Ｓｂout）2｝ （１３）
さらにまた、サブトラクション画像（軟部画像）における肺結節のコントラストＣnodは、以下の（１４）式に従って計算される。
Ｃnod＝Ｗs・Ｃａnod−Ｃｂnod （１４）
実施例１（図６、図７、図１６、図２１及び図２６参照）は、（ｉ）及び（ｖ）の構成（図３Ａ及び図４Ａ参照）であって、第１シンチレータ３４ａにおける第１放射線変換材料としてＺｎＳ（Ｚｎ：９．７ｋｅＶ）を選定し、第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料としてＧＯＳ（Ｇｄ：５０．２ｋｅＶ）を選定したものである。従って、Ｋ吸収端の差は、４０．５ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−９．７ｋｅＶ＝４０．５ｋｅＶ）である。また、実施例１では、第１シンチレータ３４ａの厚みを１００μｍ〜８００μｍの間で変化させ、第２シンチレータ３４ｂの厚みを３００μｍに設定し、金属板３８の厚みを０μｍ〜１０５０μｍの間で変化させている。そのため、各グラフ中の曲線にプロットされたデータを示すマークは、第１シンチレータ３４ａの厚みを１００μｍ（各曲線中、最も低い吸収比でのデータ）から１００μｍおきに変化させたときのデータを示している。
実施例２（図８、図９、図１７、図２２及び図２７参照）は、（ｉ）及び（ｖ）の構成（図３Ａ及び図４Ａ参照）であって、第１シンチレータ３４ａにおける第１放射線変換材料としてＹ2Ｏ2Ｓ（Ｙ：１７．０ｋｅＶ）を選定し、第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料としてＧＯＳ（Ｇｄ：５０．２ｋｅＶ）を選定したものである。従って、Ｋ吸収端の差は、３３．２ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−１７．０ｋｅＶ＝３３．２ｋｅＶ）である。また、実施例２では、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ〜４００μｍの間で変化させ、第２シンチレータ３４ｂの厚みを３００μｍに設定し、金属板３８の厚みを０μｍ〜１０５０μｍの間で変化させている。そのため、各グラフ中の曲線にプロットされたデータを示すマークは、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ（各曲線中、最も低い吸収比でのデータ）から５０μｍおきに変化させたときのデータを示している。
実施例３（図１０、図１１、図１８、図２３及び図２８参照）は、（ｉ）及び（ｖ）の構成（図３Ａ及び図４Ａ参照）であって、第１シンチレータ３４ａにおける第１放射線変換材料としてＣｓＩ（Ｃｓ：２６．９ｋｅＶ）を選定し、第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料としてＧＯＳ（Ｇｄ：５０．２ｋｅＶ）を選定したものである。従って、Ｋ吸収端の差は、２３．３ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−２６．９ｋｅＶ＝２３．３ｋｅＶ）である。また、実施例３では、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ〜４００μｍの間で変化させ、第２シンチレータ３４ｂの厚みを３００μｍに設定し、金属板３８の厚みを０μｍ〜１０５０μｍの間で変化させている。そのため、各グラフ中の曲線にプロットされたデータを示すマークは、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ（各曲線中、最も低い吸収比でのデータ）から５０μｍおきに変化させたときのデータを示している。
実施例４（図１２、図１３、図１９、図２４及び図２９参照）は、（ｉｉ）及び（ｖｉ）の構成（図３Ｂ及び図４Ｂ参照）であって、第１放射線変換パネル３６ａにおける第１放射線変換材料としてａ−Ｓｅ（Ｓｅ：１２．７ｋｅＶ）を選定し、第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料としてＧＯＳ（Ｇｄ：５０．２ｋｅＶ）を選定したものである。従って、Ｋ吸収端の差は、３７．５ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−１２．７ｋｅＶ＝３７．５ｋｅＶ）である。また、実施例４では、第１放射線変換パネル３６ａの厚みを５０μｍ〜４００μｍの間で変化させ、第２シンチレータ３４ｂの厚みを３００μｍに設定し、金属板３８の厚みを０μｍ〜１０５０μｍの間で変化させている。そのため、各グラフ中の曲線にプロットされたデータを示すマークは、第１放射線変換パネル３６ａの厚みを５０μｍ（各曲線中、最も低い吸収比でのデータ）から５０μｍおきに変化させたときのデータを示している。
比較例１（図１４、図１５、図２０、図２５及び図３０参照）は、図３Ａ及び図４Ａの構成において、第１シンチレータ３４ａにおける第１放射線変換材料及び第２シンチレータ３４ｂにおける第２放射線変換材料としてＧＯＳ（Ｇｄ：５０．２ｋｅＶ）をそれぞれ選定したものである。従って、Ｋ吸収端の差は、０ｋｅＶ（５０．２ｋｅＶ−５０．２ｋｅＶ＝０ｋｅＶ）である。また、比較例１では、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ〜４００μｍの間で変化させ、第２シンチレータ３４ｂの厚みを３００μｍに設定し、金属板３８の厚みを０μｍ〜１０５０μｍの間で変化させている。そのため、各グラフ中の曲線にプロットされたデータを示すマークは、第１シンチレータ３４ａの厚みを５０μｍ（各曲線中、最も低い吸収比でのデータ）から５０μｍおきに変化させたときのデータを示している。
比較例２は、図１Ａ及び図１Ｂの構成において、第１放射線検出構成単位１８ａ及び第２放射線検出構成単位１８ｂを２１５μｍの厚みを有する蓄積性蛍光体シートとし、２つの蓄積性蛍光体シートの間に、Ｃｕを主成分とし且つ７５０μｍの厚みを有する金属板３８を介在させたものである。従って、Ｋ吸収端の差は、０ｋｅＶである。
先ず、図６〜図１５に示す吸収比と第１放射線画像のＤＱＥ又は加算画像のＤＱＥとの関係を示すシミュレーション結果（グラフ）について説明する。
実施例１〜４及び比較例１では、０．１０〜２．３の吸収比の範囲内（実施例１：図６及び図７）、０．０６〜１．７の吸収比の範囲内（実施例２：図８及び図９）、０．１４〜３．３の吸収比の範囲内（実施例３：図１０及び図１１）、並びに、０．１５〜３．８の吸収比の範囲内（実施例４：図１２及び図１３）、及び０．２２〜５．０（比較例１：図１４及び図１５）において、それぞれ、同じ吸収比で比較した場合、いずれのグラフについても、加算画像のＤＱＥは、第１放射線画像のＤＱＥよりも高くなっている。従って、前記加算画像は、第１放射線画像と比較して、医師による被写体１２の画像診断に適合するような、エネルギー分解能が高く且つ高画質の放射線画像であることが容易に理解できる。
また、同じ吸収比で比較した場合、金属板３８の厚みが薄い程、第１放射線画像のＤＱＥ及び加算画像のＤＱＥが高くなる。従って、金属板３８の厚みを薄くする程、より好ましくは、金属板３８が存在しない（ｉ）又は（ｉｉｉ）の構成（図３Ａ及び図３Ｃ参照）とすることで、第１放射線画像のＤＱＥ及び加算画像のＤＱＥをそれぞれ高くすることができる。
次に、図１６〜図２０に示す吸収比とサブトラクション画像のＳ／Ｎ比との関係を示すシミュレーション結果（グラフ）について説明する。
実施例１〜４及び比較例１では、０．１０〜２．３の吸収比の範囲内（実施例１：図１６）、０．０６〜１．７の吸収比の範囲内（実施例２：図１７）、０．１４〜３．３の吸収比の範囲内（実施例３：図１８）、及び、０．１５〜３．８の吸収比の範囲内（実施例４：図１９）、及び０．２２〜５．０（比較例１：図２０）において、それぞれ、同じ吸収比で比較した場合、いずれのグラフについても、金属板３８の厚みを薄くする程、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比が向上する。すなわち、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比の劣化が抑制されている。
次に、図２１〜図２５に示す吸収比とコントラストＣｎｏｄとの関係を示すシミュレーション結果（グラフ）について説明する。
実施例１〜４及び比較例１では、０．１０〜２．３の吸収比の範囲内（実施例１：図２１）、０．０６〜１．７の吸収比の範囲内（実施例２：図２２）、０．１４〜３．３の吸収比の範囲内（実施例３：図２３）、０．１５〜３．８の吸収比の範囲内（実施例４：図２４）、及び０．２２〜５．０（比較例１：図２５）において、それぞれ、同じ吸収比で比較した場合、いずれのグラフについても、金属板３８の厚みを厚くする程、コントラストＣｎｏｄが向上する。これは、第１放射線検出構成単位１８ａを透過した放射線１４の低エネルギー成分（第１画像信号Ｓａに変換されなかった低エネルギー成分）を金属板３８が吸収し、第２放射線検出構成単位１８ｂが放射線１４の高エネルギー成分のみ吸収することにより、サブトラクション画像における病変部のコントラストＣｎｏｄが良くなるためである。
このように、金属板３８の厚みを薄くする程、図１６〜図２０のＳ／Ｎ比が高くなり、一方で、金属板３８の厚みを厚くする程、図２１〜図２５のコントラストＣｎｏｄが高くなるので、Ｓ／Ｎ比及びコントラストＣｎｏｄが共に高くなって、医師がサブトラクション画像中の病変部を容易に視認できるような、最適な金属板３８の厚みが存在するものと想定される。
そこで、次に、図１６〜図２５のグラフに基づいた、吸収比と（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値との関係を示すシミュレーション結果（グラフ）について、図２６〜図３０を参照しながら説明する。
実施例１〜４では、０．１０〜２．３の吸収比の範囲内（実施例１：図２６）、０．０６〜１．７の吸収比の範囲内（実施例２：図２７）、０．１４〜３．３の吸収比の範囲内（実施例３：図２８）、及び、０．１５〜３．８の吸収比の範囲内（実施例４：図２９）において、各曲線では、いずれも、０．４０近傍の吸収比で（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値が最大値となる。特に、金属板３８の厚みが３００μｍ又は４５０μｍの曲線は、他の曲線と比較して、０．４０近傍の吸収比での（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2の値が高い。
これは、前述した（ｉ）及び（ｖ）又は（ｉｉ）及び（ｖｉ）に記載された材料を第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料として選択し、第２放射線検出構成単位１８ｂにおける放射線１４の吸収フォトン数に対する、第１放射線検出構成単位１８ａの吸収フォトン数の比（吸収比）を０．４０程度とすることで、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比及びコントラストＣｎｏｄを改善できるためである。
すなわち、第１放射線検出構成単位１８ａは、高エネルギー成分の吸収を抑制しつつ、低エネルギー成分を効率よく吸収し、金属板３８は、第１放射線検出構成単位１８ａで吸収されなかった低エネルギー成分を確実に吸収し、第２放射線検出構成単位１８ｂは、高エネルギー成分のみ確実に吸収するので、第１放射線検出構成単位１８ａが吸収する低エネルギー成分の放射線量と、第２放射線検出構成単位１８ｂが吸収する高エネルギー成分の放射線量とが同等程度となり、この結果、前記低エネルギー成分の第１放射線画像（第１画像信号Ｓａ）と、前記高エネルギー成分の第２放射線画像（第２画像信号Ｓｂ）とに対してエネルギーサブトラクション処理を行うことで、Ｓ／Ｎ比が高く且つ病変部のコントラストＣｎｏｄが良好なサブトラクション画像が容易に得られる。
これに対して、第１比較例（図３０参照）の場合には、第１〜第４実施例（図２６〜図２９参照）と比較して、各曲線で（Ｓ／Ｎ比）2×Ｃｎｏｄ2がピーク値となるような吸収比の値を特定することができない。
これは、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料が共にＧＯＳであり、各材料のＫ吸収端の差が０ｋｅＶとなるため、第１〜第４実施例と比較して、Ｓ／Ｎ比（図２０参照）及びコントラストＣｎｏｄ（図２５参照）のいずれか一方を向上させることは可能であるが、Ｓ／Ｎ比及びコントラストＣｎｏｄを共に向上させることができないためである。
次に、上述した第１〜第４実施例と、第１比較例及び第２比較例とについて、具体的な数値を明示して、本実施形態の顕著な効果を説明する。
先ず、金属板３８が存在しない場合（金属板３８の厚みが０μｍ）の実施例１〜４と、比較例１及び２とについて対比する。
実施例１（図７、図１６、図２１参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．３８（３８％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１４９、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００８０である。
実施例２（図９、図１７、図２２参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．４１（４１％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１６８、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００７２である。
実施例３（図１１、図１８、図２３参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．４５（４５％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１７０、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００５４である。
実施例４（図１３、図１９、図２４参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．４７（４７％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１７０、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００７６である。
これに対して、比較例１（図１５、図２０、図２５参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．５１（５１％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１６４、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００２５である。
また、比較例２において、加算画像のＤＱＥは０．２２４（２２．４％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は７５、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００８３である。
ここで、実施例１〜４と比較例１とを比較した場合、実施例１〜４の病変部のコントラストＣｎｏｄは、比較例１の病変部のコントラストＣｎｏｄよりも２倍以上も高い。これは、第１放射線変換材料がＺｎＳ、Ｙ2Ｏ2Ｓ、ＣｓＩ又はａ−Ｓｅの軽元素を含んでいるので、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間で、Ｋ吸収端の差が大きくなって、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収が抑制され、第２放射線検出構成単位１８ｂにて吸収される高エネルギー成分の放射線量が増大するためである。
また、実施例１〜４と比較例２とを比較した場合、実施例１〜４の加算画像のＤＱＥ及びサブトラクション画像のＳ／Ｎ比は、比較例２の加算画像のＤＱＥ及びサブトラクション画像のＳ／Ｎ比よりも高い。
比較例２では、第１放射線検出構成単位１８ａ及び第２放射線検出構成単位１８ｂ（２枚の蓄積性蛍光体シート）の間に金属板３８を介在させることで、第１放射線検出構成単位１８ａを透過した放射線１４の低エネルギー成分を吸収させて、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて高エネルギー成分のみ吸収させるようにしている。しかしながら、実際上、比較例２では、第１放射線検出構成単位１８ａで大部分の放射線１４が吸収され、第１放射線検出構成単位１８ａを透過した放射線１４が金属板３８でさらに吸収されるので、第２放射線検出構成単位１８ｂで吸収される高エネルギー成分の放射線量が低くなる。この結果、比較例２では、加算画像のＤＱＥやサブトラクション画像のＳ／Ｎ比が著しく低下する。
これに対して、実施例１〜４では、前述したように、軽元素を含んだ第１放射線変換材料及び重元素を含んだ第２放射線変換材料を選定することで、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間でＫ吸収端の差が大きくなり、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収が抑制され、一方で、第２放射線検出構成単位１８ｂでは、前記高エネルギー成分が確実に吸収される。従って、実施例１〜４では、金属板３８を介在させなくても、加算画像のＤＱＥ及びサブトラクション画像のＳ／Ｎ比を高めることができる。
このように、実施例１〜４では、金属板３８を介在させなくても、通常の画像診断に使用可能な高画質の加算画像が容易に得られると共に、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比の劣化が抑制されることで、エネルギー分解能が高く且つ高画質のサブトラクション画像を容易に得ることができる。
次に、金属板３８が存在する場合（金属板３８の厚みが３００μｍ）の実施例１〜４と、比較例１及び２とについて対比する。
実施例１（図７、図１６、図２１参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．３０（３０％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１３２、及び、コントラストＣｎｏｄは０．０１１である。
実施例２（図９、図１７、図２２参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．３３（３３％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１４０、及び、コントラストＣｎｏｄは０．０１０である。
実施例３（図１１、図１８、図２３参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．３８（３８％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１３４、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００８２である。
実施例４（図１３、図１９、図２４参照）において、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．４０（４０％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１４０、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００９２である。
これに対して、比較例１（図１５、図２０、図２５参照）では、第１シンチレータ３４ａの厚みが２００μｍである場合、加算画像のＤＱＥは０．４４（４４％）、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比は１３３、及び、コントラストＣｎｏｄは０．００５５である。
また、比較例２の数値は、前述した比較例２の数値と同様である。
ここで、実施例１〜４と比較例１とを比較した場合、実施例１〜４のサブトラクション画像のＳ／Ｎ比及び病変部のコントラストＣｎｏｄは、比較例１のサブトラクション画像のＳ／Ｎ比及び病変部のコントラストＣｎｏｄよりも高い。これは、第１放射線変換材料がＺｎＳ、Ｙ2Ｏ2Ｓ、ＣｓＩ又はａ−Ｓｅの軽元素を含んでいるので、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間で、Ｋ吸収端の差が大きくなって、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収が抑制されるためである。また、実施例１〜４では、金属板３８を介在させているので、第１放射線検出構成単位１８ａを透過した放射線１４の低エネルギー成分は、該金属板３８に確実に吸収されて、第２放射線検出構成単位１８ｂでは、高エネルギー成分のみが吸収される。従って、金属板３８が存在する実施例１〜４では、第１放射線検出構成単位１８ａでの高エネルギー成分の吸収の抑制と、金属板３８による低エネルギー成分の吸収とにより、第２放射線検出構成単位１８ｂで吸収される高エネルギー成分の放射線量が増大する。
また、実施例１〜４と比較例２とを比較した場合、実施例１〜４の加算画像のＤＱＥ、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比及び病変部のコントラストＣｎｏｄは、比較例２の加算画像のＤＱＥ、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比及び病変部のコントラストＣｎｏｄよりも高い。
前述したように、比較例２では、第１放射線検出構成単位１８ａで大部分の放射線１４が吸収され、第１放射線検出構成単位１８ａを透過した放射線１４が金属板３８でさらに吸収されるので、第２放射線検出構成単位１８ｂで吸収される高エネルギー成分の放射線量が低くなり、加算画像のＤＱＥ、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比及びコントラストＣｎｏｄが著しく低下する。
これに対して、金属板３８を含む実施例１〜４では、上述したように、軽元素を含んだ第１放射線変換材料及び重元素を含んだ第２放射線変換材料を選定することで、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間でＫ吸収端の差が大きくなり、第１放射線検出構成単位１８ａにおける放射線１４の高エネルギー成分の吸収が抑制され、金属板３８において低エネルギー成分が確実に吸収されて、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて前記高エネルギー成分が確実に吸収される。従って、実施例１〜４では、金属板３８を介在させることにより、加算画像のＤＱＥ、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比及び病変部のコントラストＣｎｏｄを共に高めて、加算画像及びサブトラクション画像に関わる各性能のバランスを取ることができる。
このように、実施例１〜４においては、金属板３８を介在させることにより、通常の画像診断に使用可能な加算画像が容易に得られると共に、サブトラクション画像のＳ／Ｎ比の劣化が抑制され、且つ病変部のコントラストＣｎｏｄも向上するので、エネルギー分解能が高く且つ高画質のサブトラクション画像を得ることができる。
以上説明したように、本実施形態に係る放射線検出装置２０及び放射線画像検出システム１０によれば、放射線１４の高エネルギー成分の吸収を抑制すると共に放射線１４の低エネルギー成分を吸収する第１放射線変換材料を含む第１放射線検出構成単位１８ａが放射線検出器１９の前面１９ａ（放射線検出装置２０の前面２０ａ）側に配置され、一方で、前記高エネルギー成分を吸収する第２放射線変換材料を含む第２放射線検出構成単位１８ｂが放射線検出器１９の背面１９ｂ（放射線検出装置２０の背面２０ｂ）側に配置され、さらに、第２放射線変換材料の放射線１４に対する吸収フォトン数を、第１放射線変換材料の放射線１４に対する吸収フォトン数の０．１倍〜１倍とすることで（吸収比を０．１〜１．０倍の間にすることで）、エネルギーサブトラクション処理後のサブトラクション画像のＳ／Ｎ比の劣化が抑制されて、エネルギー分解能が高く且つ高画質のサブトラクション画像を得ることができる。
また、第１放射線検出構成単位１８ａにおいて放射線１４から変換された第１画像信号Ｓａと、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて放射線１４から変換された第２画像信号Ｓｂとを加算して高画質の加算画像を得ることにより、得られた加算画像を通常の画像診断用の放射線画像として提供することが可能となる。
さらに、本実施形態では、第１放射線変換材料と第２放射線変換材料との間でＫ吸収端が異なるように、具体的には、第１放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い軽元素のＫ吸収端が、第２放射線変換材料を構成する元素のうち最もＫ吸収端の値が高い重元素のＫ吸収端よりも３０ｋｅＶ以上小さくなるように、第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することにより、より高いエネルギー分解能のサブトラクション画像を得ることができる。例えば、前記軽元素のＫ吸収端の値が２０ｋｅＶ程度であり、一方で、前記重元素のＫ吸収端の値が５０ｋｅＶ以上であれば、Ｋ吸収端の差を容易に３０ｋｅＶ以上とすることができる。
さらにまた、吸収比が０．４近傍であれば、第１放射線検出構成単位１８ａにおいて吸収される放射線１４の低エネルギー成分の放射線量と、第２放射線検出構成単位１８ｂにおいて吸収される高エネルギー成分の放射線量とが同等程度となるので、より高画質の加算画像及びサブトラクション画像が容易に得られる。
また、放射線検出器１９の構成を上記（ｉ）〜（ｘ）のいずれか１つの構成とし、前記（ｉ）〜（ｘ）にて説明した第１放射線変換材料及び第２放射線変換材料を選定することにより、上述した各効果が容易に得られる。
（ｉ）の構成では、放射線検出器１９の前面１９ａから背面１９ｂへの方向に向かって、第１固体検出器３２ａ、第１シンチレータ３４ａ、第２シンチレータ３４ｂ及び第２固体検出器３２ｂの順に配置されるので、第１シンチレータ３４ａ及び第２シンチレータ３４ｂを構成する蛍光体での放射線１４の吸収分布を利用して、加算画像及びサブトラクション画像のエネルギー分解能を効率よく高めることができる。
また、（ｉｉ）〜（ｉｖ）及び（ｖｉ）〜（ｖｉｉｉ）の構成のように、第１放射線変換パネル３６ａ及び／又は第２放射線変換パネル３６ｂを用いることにより、放射線１４が電荷（電気信号）に直接変換されるので、より鮮鋭度の高い加算画像及びサブトラクション画像を得ることができる。
さらに、（ｖ）〜（ｖｉｉｉ）の構成のように、金属板３８を介在させることにより、エネルギー分解能をさらに向上させて、サブトラクション画像での病変部のコントラストＣｎｏｄを高めることができる。また、金属板３８の厚みを５０μｍ〜４５０μｍとすることで、加算画像及びサブトラクション画像の各性能のバランスを良好に取ることができる。
さらにまた、（ｉｘ）及び（ｘ）の構成のように、吸収エネルギー領域の異なる第１〜第３放射線検出構成単位１８ａ〜１８ｃを用いることにより、２つの構造物（病変部）のサブトラクション画像を得ることが可能となるので、放射線検出装置２０及び放射線画像検出システム１０の用途を拡大することができる。
なお、本発明に係る放射線検出装置及び放射線画像検出システムは、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなく、種々の構成を採り得ることは勿論である。
１０…放射線画像検出システム
１２…被写体
１４…放射線
１６…放射線源
１８ａ…第１放射線検出構成単位
１８ｂ…第２放射線検出構成単位
１８ｃ…第３放射線検出構成単位
１９…放射線検出器
１９ａ、２０ａ…前面
１９ｂ、２０ｂ…背面
２０…放射線検出装置
２２…画像処理手段
２４…画像出力手段
２６…加算画像生成部
２８…サブトラクション画像生成部
３０…フィルタ
３２ａ…第１固体検出器
３２ｂ…第２固体検出器
３２ｃ…第３固体検出器
３４ａ…第１シンチレータ
３４ｂ…第２シンチレータ
３４ｃ…第３シンチレータ
３６ａ…第１放射線変換パネル
３６ｂ…第２放射線変換パネル
３８…金属板

Claims (14)

  1. 画像情報を担持する放射線を検出して電気信号に変換する放射線検出構成単位を少なくとも２枚積層してなる放射線検出器を備え、
    前記放射線が照射される前記放射線検出器の前面側に配置された第１放射線検出構成単位は、前記放射線の低エネルギー成分を主として吸収する第１放射線吸収部を有し、
    前記放射線検出器の背面側に配置された第２放射線検出構成単位は、前記放射線の高エネルギー成分を主として吸収する第２放射線吸収部を有することを特徴とする放射線検出装置。
  2. 請求項１記載の装置において、
    前記第１放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端は、前記第２放射線吸収部を構成する主たる物質のＫ吸収端より３０ｋｅＶ以上小さいことを特徴とする放射線検出装置。
  3. 請求項２記載の装置において、
    前記第１放射線吸収部を構成する主たる物質は、原子番号５５以下の元素を母体として構成され、
    前記第２放射線吸収部を構成する主たる物質は、原子番号６４以上の元素を母体として構成されることを特徴とする放射線検出装置。
  4. 請求項３記載の装置において、
    前記第１放射線検出構成単位は、
    前記第１放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を可視光に変換する第１シンチレータと、
    該第１シンチレータで変換された可視光を第１電気信号に変換する第１光電変換層、並びに、前記第１電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第１固体検出器と、
    を有し、
    前記第２放射線検出構成単位は、
    前記第２放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を可視光に変換する第２シンチレータと、
    該第２シンチレータで変換された可視光を第２電気信号に変換する第２光電変換層、並びに、前記第２電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第２固体検出器と、
    を有することを特徴とする放射線検出装置。
  5. 請求項４記載の装置において、
    前記放射線検出器の前面から背面に向かって、前記第１固体検出器、前記第１シンチレータ、前記第２シンチレータ、前記第２固体検出器の順に配置されていることを特徴とする放射線検出装置。
  6. 請求項３記載の装置において、
    前記第１放射線検出構成単位は、
    前記第１放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を第１電気信号に直接変換する第１光電変換層と、前記第１電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる第１固体検出器を有し、
    前記第２放射線放射線検出構成単位は、
    前記第２放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を可視光に変換する第２シンチレータと、
    該第２シンチレータで変換された可視光を第２電気信号に変換する第２光電変換層、並びに、前記第２電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第２固体検出器と、
    を有することを特徴とする放射線検出装置。
  7. 請求項３記載の装置において、
    前記第１放射線検出構成単位は、
    前記第１放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を可視光に変換する第１シンチレータと、
    該第１シンチレータで変換された可視光を第１電気信号に変換する第１光電変換層、並びに、前記第１電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第１固体検出器と、
    を有し、
    前記第２放射線検出構成単位は、前記第２放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を第２電気信号に直接変換する第２光電変換層と、前記第２電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる第２固体検出器を有することを特徴とする放射線検出装置。
  8. 請求項３記載の装置において、
    前記第１放射線検出構成単位は、前記第１放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を第１電気信号に直接変換する第１光電変換層と、前記第１電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる第１固体検出器を有し、
    前記第２放射線検出構成単位は、前記第２放射線吸収部を構成し且つ前記放射線を第２電気信号に直接変換する第２光電変換層と、前記第２電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板とからなる第２固体検出器を有することを特徴とする放射線検出装置。
  9. 請求項４〜８のいずれか１項に記載の装置において、
    前記第１放射線検出構成単位が前記第１放射線吸収部を構成する第１シンチレータと前記第１固体検出器とを有する場合に、当該第１シンチレータは、ＺｎＳ、ＣｓＩ、ＭｇＧａＯ4、ＺｎＳｉＯ4、Ｙ2Ｏ3 又はＹ2Ｏ2Ｓを主成分とする母体構成の蛍光体からなり、
    前記第１放射線検出構成単位が前記第１放射線吸収部を構成する第１固体検出器を有する場合に、当該第１固体検出器の前記第１光電変換層は、ａ−Ｓｅ、ＧａＡｓ又はＺｎＳｅを主成分とする母体構成の半導体からなり、
    前記第２放射線検出構成単位が前記第２放射線吸収部を構成する第２シンチレータと前記第２固体検出器とを有する場合に、当該第２シンチレータは、（Ｇｄ，Ｌｕ）2Ｏ2Ｓ、ＣａＷＯ4、ＺｎＷＯ4、ＭｇＷＯ4、（Ｙ，Ｌａ，Ｇａ，Ｌｕ，Ｓｒ）ＴａＯ4、ＧｄＢＯ3又はＢｉ4Ｇｅ3Ｏ12を主成分とする母体構成の蛍光体からなり、
    前記第２放射線検出構成単位が前記第２放射線吸収部を構成する第２固体検出器を有する場合に、当該第２固体検出器の前記第２光電変換層は、ＰｂＩ2、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＢｉＩ3、ＰｂＯ、ＨｇＩ2又はＢｉ12（Ｔｉ，Ｓｉ，Ｇｅ）Ｏ20を主成分とする母体構成の半導体からなることを特徴とする放射線検出装置。
  10. 請求項４記載の装置において、
    前記放射線検出器は、前記第１放射線検出構成単位と前記第２放射線検出構成単位との間に介挿された第３放射線検出構成単位をさらに有し、
    前記第３放射線検出構成単位は、前記放射線を可視光に変換する第３シンチレータと、該第３シンチレータで変換された可視光を第３電気信号に変換する第３光電変換層、並びに、前記第３電気信号を読み出すためのスイッチング素子及び電極が配列された基板からなる第３固体検出器とを有することを特徴とする放射線検出装置。
  11. 請求項１０記載の装置において、
    前記第１シンチレータは、ＺｎＳ、ＣｓＩ、ＭｇＧａＯ4、ＺｎＳｉＯ4、Ｙ2Ｏ3 又はＹ2Ｏ2Ｓを主成分とする蛍光体からなり、
    前記第２シンチレータは、Ｂｉ4Ｇｅ3Ｏ12を主成分とする蛍光体からなり、
    前記第３シンチレータは、Ｇｄ2Ｏ2Ｓ、Ｇｄ2Ｏ3又はＧｄＢＯ3を主成分とする蛍光体からなることを特徴とする放射線検出装置。
  12. 請求項１〜１１のいずれか１項に記載の装置において、
    前記各放射線検出器構成単位の間には、前記放射線の低エネルギー成分を吸収する物質を含むフィルタが介在されていることを特徴とする放射線検出装置。
  13. 請求項１２記載の装置において、
    前記フィルタは、Ａｌ、Ｔｉ、Ａｇ、Ｐｂ、Ｆｅ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｌａ、Ｃｓ、Ｂａ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｔｂ、Ｃｅ又はＳｍを主成分とし且つ５０μｍ〜４５０μｍの厚みを有する金属板であることを特徴とする放射線検出装置。
  14. 請求項１〜１３のいずれか１項に記載の放射線検出装置と、
    前記各放射線検出構成単位からの電気信号を読み出し、読み出した前記各電気信号を加算処理して加算画像を生成し、及び／又は、読み出した前記各電気信号に対してエネルギーサブトラクション処理を行いサブトラクション画像を生成する画像処理手段と、
    を備えることを特徴とする放射線画像検出システム。
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