JP2015039404A

JP2015039404A - Ｘ線直接変換イメージングシステム

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Publication number: JP2015039404A
Application number: JP2013170500A
Authority: JP
Inventors: 藤英一佐; Eiichi Sato
Original assignee: Iwate Medical University
Current assignee: Iwate Medical University
Priority date: 2013-08-20
Filing date: 2013-08-20
Publication date: 2015-03-02

Abstract

【課題】Ｘ線を直接変換してイメージングし、フォトンエネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、Ｘ線直接変換イメージングシステムを提供する。【解決手段】Ｘ線管ユニット６と、汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤと、このＰＤが内部に収容されるＢＮＣコネクタを内部に収容し遮光・シールドするＡｌケースを備え、被写体を透過するＸ線を直接受光するＸ線直接変換型検出手段１と、Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅しイベントパルスを発生させ波形整形を行う電荷有感増幅器２及び整形増幅器３と、イベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーター９と、下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカード１０と、方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を備える。【選択図】図２

Description

本発明は、市販されている汎用のシリコンフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＤ）やシリコンＰＩＮフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤ）を用い、放射線により発光する蛍光物質からなるシンチレータ無しでＸ線をカウントあるいは直接変換してイメージングを行い、次いで、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択して、エネルギー弁別イメージングを行うＸ線直接変換イメージングシステムに関する。

整形外科や口腔外科領域の骨や歯などの硬組織に関する疾患及び内科や外科領域の軟組織に関する疾患を診断する単純Ｘ線検査から得られるＸ線画像を取り込むのに使用されるＸ線イメージングシステムは、一般に、Ｘ線源及びＸ線検出器を有する。Ｘ線検出器は、Ｘ線源により生成されるとともに身体の種々の部分に応じて種々の程度に減衰されたＸ線エネルギーを検出する。そして、関連する制御システムがＸ線検出器から検出されたＸ線エネルギーを取得して、ディスプレイ上に対応する診断画像を生成する。

通常のＸ線ＣＴシステムに採用されているＸ線検出器の１ピクセルはＳｉ−ＰＤとシンチレータから構成されており、Ｘ線により発光する蛍光物質からなるシンチレータがＸ線フォトンの吸収により発生するシンチレーションフォトンをＳｉ−ＰＤで検出する。

これまで提案されている一例のＸ線イメージングシステム１００は、図１５に示すように、検出器セルのアレイ１１５を含むＸ線検出器１１０、Ｘ線源１２０、シンチレータ１２５、患者である対象物１３０などのサブシステム、及び読み出し電子回路１４５と共にデータ収集システム１４０を含む。シンチレータ１２５は、対象物１３０とＸ線検出器１１０との間で検出器１１０の正面に位置付けられたスクリーンを含む。検出器１１０は、アモルファスシリコンフラットパネル検出器である。（特許文献１参照）

Ｘ線がＸ線源１２０から対象物１３０を通過してシンチレータ１２５に送られる。シンチレータ１２５は、Ｘ線源１２０から対象物１３０を通過して送られたＸ線に応答して発光する。放出された光は、Ｘ線検出器１１０及びＸ線検出器アレイ１１５に送られ、種々の程度まで検出器アレイ１１５のフォトダイオードをアクティブにし、又は放電させる。読み出し電子回路１４５は、基準及び調整基板（ＲＲＢ）又は他のデータ収集ユニットを含む。ＲＲＢは、Ｘ線検出器１１０からデータ収集システム１４０にデータを転送するためのデータモジュールを収容し且つ接続する。読み出し電子回路１４５は、Ｘ線検出器１１０からデータ収集システム１４０にデータを送信する。データ収集システム１４０は、データから画像を形成し、その画像を記憶、表示、及び／又は送信する。

特開２００５−２３７９５７号公報

しかしながら、特許文献１に記載などの従来のＸ線イメージングシステムは、シンチレータ１２５がＸ線源１２０から対象物１３０を通過して送られたＸ線に応答して発光し、放出された光がＸ線検出器１１０及びＸ線検出器アレイ１１５に送られ種々の程度まで検出器アレイ１１５のフォトダイオードをアクティブにし、又は放電させるシステム構成が複雑で、コストも高く、さらにＸ線から電気信号への変換効率がよくないために対象物１３０に対するＸ線被爆量の低減化ができ難い等の問題点がある。

そこで、本発明は、上記従来技術の問題点に鑑みてなされたものであり、本発明の目的は既存のシリコンフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＤ）やシリコンＰＩＮフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤ）を用い、Ｘ線により発光する蛍光物質からなるシンチレータ無しでＸ線をカウントあるいは直接変換してイメージングを行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被爆量の低減化が可能なＸ線直接変換イメージングシステムを提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明の一実施形態によるＸ線直接変換イメージングシステムは、コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結される汎用のシリコンフォトダイオード（以下、Ｓｉ−ＰＤという）又はシリコンＰＩＮフォトダイオード（以下、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤという）、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤが内部に収容されるＢＮＣコネクタ、前記ＢＮＣコネクタを内部に収容し遮光してシールドするとともにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケースを備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる電荷有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、前記整形増幅器からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（以下、ＭＣＡという）と、前記ＭＣＡからの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（以下、ｃｈという）による変化として表すコンピュータユニット（以下、ＰＣという）と、を備えるＸ線フォトンカウンティングシステムを有することを特徴とする。

また、本発明の別の実施形態によるＸ線直接変換イメージングシステムは、コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、ＢＮＣコネクタ内、さらにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケース内に収容され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結される汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤにより、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる電荷有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、前記整形増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーターと、前記コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、前記カウンターカードにより方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とする。

本発明のまた別の実施形態によるＸ線直接変換イメージングシステムは、コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、セラミック基板上に形成された汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ及びこれに連結される一対の電極が内部に収容されるＢＮＣコネクタ、前記ＢＮＣコネクタを内部に収容し遮光してシールドするとともにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケースを備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる電荷有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、予め設定された回転ステップで回転するターンテーブルに搭載された前記被写体と前記電荷有感増幅器との間に配置され、中央部に付設された前記Ｘ線直接変換型検出手段に前記被写体をリニアスキャンするスキャンステージと、前記整形増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーターと、前記コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、前記被写体のリニアスキャンと回転を２ステージコントローラで繰り返し制御することにより前記カウンターカードを介して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とする。

さらに、前記Ｘ線直接変換型検出手段は、前記薄膜ウインドーを介して前記被写体を透過するＸ線を受け、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤの前面からＸ線フォトンを検出（カウント）し、次いでＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを透過したＸ線フォトンは背後にある前記セラミック基板でコンプトン散乱され散乱線を発生するとともに蛍光線に変換され、前記Ｓｉ−ＰＤでは背面から前記散乱線及び蛍光線両方のフォトンを検出（カウント）し、前記Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤでは背面から前記蛍光線のフォトンを検出（カウント）することを特徴とする。

本発明によれば、市販されている汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いたＸ線直接変換型検出手段により、Ｓｉ−ＰＤを用いた場合は、Ｓｉ−ＰＤの前面から直接フォトンをカウントし、Ｓｉ−ＰＤの背面から散乱線と蛍光線のフォトンをもカウントできるため、カウントレートの高いＸ線直接変換型検出手段として使用した場合には、シンチレータ無しで従来のシンチレータを用いたＸ線検出器と同等以上の高感度でＸ線を検出できる。また、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いた場合にもＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤの背面からの蛍光線をカウントでき、基本的にはＸ線スペクトルそのものもエネルギー分解能２ｋｅＶ程度で測定することができるため、エネルギー弁別ＣＴ用のＸ線直接変換型検出手段であるＸ線直接変換器として用いることができる。したがって、汎用のＳｉ−ＰＤやＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用い、シンチレータ無しでＸ線をカウントあるいは直接変換してイメージングを行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被爆量の低減化が可能なＸ線直接変換イメージングシステムを提供することが可能となる効果がある。

（ａ）は本発明の一実施形態のセラミック基板Ｓｉ−ＰＤを用いたＸ線フォトンカウンティングシステム３０を概念的に説明するためのブロック概念図で（ｂ）はＸ線直接変換型検出手段１を概念的に説明するための要部縦断面概念図、（ｃ）はＸ線直接変換型検出手段１の外観写真、（ｄ）はＢＮＣコネクタ１５の外観写真、（ｅ）は図示しないアルミニウムキャップが取外されたアルミニウムケース本体１６ｂ内にＢＮＣコネクタ１５が収容された状態の外観写真である。本発明の一実施形態のＸ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）の概念を示すブロック図である。市販のＣｄＴｅ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルグラフである。アメリシウム−２４１（^２４１Ａｍ）から発生するγ線のイベントパルス波高分析グラフで、（ａ）は市販のＣｄＴｅ検出器による測定結果、（ｂ）は本発明のＳｉ−ＰＤを用いたＸ線直接変換型検出手段（Ｓｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器）を用いた結果を示す。Ｘ線スペクトル測定条件における本発明のＳｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器を用いたＸ線波高分析グラフである。２本の直径１０．５ｍｍポリエチレンバイアルに入った濃度の異なる酸化ガドリニウムマイクロ粒子〔（ａ）３０ｍｇ／ｍｌＧｄ、（ｂ）１５ｍｇ／ｍｌＧｄ〕Ｇｄ造影剤の図２のＰＣ−ＣＴシステムによるＣＴ撮影画像で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖ、Ｘ線管電圧Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｂ）はＶｌ＝０．７Ｖ、Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｃ）はＶｌ＝１．２Ｖ、Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｄ）はＶｌ＝０．５Ｖ、Ｖ＝５０ｋＶ、の場合を示し、（Ｅ）は上記ポリエチレンバイアルの外観図である。血管に酸化ガドリニウムマイクロ粒子（Ｇｄ造影剤）が入っているウサギ頭部の図２のＰＣ−ＣＴによるＣＴ撮影画像で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝０．５Ｖ、Ｘ線管電圧Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｂ）はＶｌ＝０．７Ｖ、Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｃ）はＶｌ＝１．２Ｖ、Ｖ＝１００ｋＶ、（Ｄ）はＶｌ＝０．５Ｖ、Ｖ＝５０ｋＶ、の場合を示し、（Ｅ）は（Ｄ）の要部側面拡大図である。市販のＣｄＴｅ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルのＸ線管電圧変化グラフである。 ^２４１Ａｍから発生するγ線スペクトルグラフで、（ａ）は市販のＣｄＴｅ検出器による測定結果、（ｂ）は本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ検出器を用いた結果を示す。（ａ）は本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルのＸ線管電圧による変化を示すグラフで、（ｂ）は（ａ）のＡ部拡大図である。（ａ）は本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルのＡｌフィルター挿入による変化を示すグラフで、（ｂ）は（ａ）のＢ部拡大図である。図２のＰＣ−ＣＴによるＣＴ断層撮影に使用したＸ線スペクトルグラフで、（ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝１．５Ｖ、（ｂ）はＶｌ＝２．５Ｖ、（ｃ）はＶｌ＝３．５Ｖの場合を示す。２本の直径１０．５ｍｍポリエチレンバイアルに入った濃度の異なる〔（ａ）３０ｍｇ／ｍｌＧｄ、（ｂ）１５ｍｇ／ｍｌＧｄ〕Ｇｄ造影剤の本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器を用いたＰＣ−ＣＴシステムによるＣＴ撮影画像で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝１．５Ｖ、（Ｂ）はＶｌ＝２．５Ｖ、（Ｃ）はＶｌ＝３．５Ｖの場合を示し、（Ｄ）は上記ポリエチレンバイアルの外観図である。血管に酸化ガドリニウムマイクロ粒子（Ｇｄ造影剤）が入っているウサギ頭部の本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器を用いたＰＣ−ＣＴによるＣＴ撮影画像で、（Ａ）はイベントパルスの下限電圧Ｖｌ＝１．５Ｖ、（Ｂ）はＶｌ＝２．５Ｖ、（Ｃ）はＶｌ＝３．５Ｖの場合を示し、（Ｄ）は（Ｃ）の要部側面拡大図である。特許文献１に記載のＸ線イメージングシステムの概念を示すブロック図である。

以下、本発明のＸ線直接変換イメージングシステムを実施するための形態の具体例を、添付図面を参照して説明する。

本発明の一実施形態のＸ線直接変換イメージングシステムは、図１（ａ）〜（ｅ）に示すように、コントローラ７により図示しない被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線Ｘｒを放射するＸ線管ユニット６と、セラミック基板１２上に形成されるとともに一対の電極１４が連結される市販の汎用シリコンフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＤ）１１、Ｓｉ−ＰＤ１１が内部に収容されるＢＮＣコネクタ１５、このＢＮＣコネクタ１５を内部に収容し遮光してシールドするとともに薄膜ウインドー１６ａを有するアルミニウムケース（Ａｌケース）１６を備え、Ｘ線管ユニット６から放射されて前記被写体を透過するＸ線Ｘｒを、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段１と、Ｘ線直接変換型検出手段１から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる市販の汎用電荷有感増幅器２及び前記イベントパルスの波形整形を行う市販の汎用整形増幅器３と、整形増幅器４からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ）４と、ＭＣＡ４からの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（ｃｈ）による変化として表すコンピュータユニット（ＰＣ）５と、を備えるＸ線フォトンカウンティングシステム３０を有する。

Ｘ線直接変換型検出手段１のＳｉ−ＰＤ１１は市販の例えば浜松ホトニクス社製のＳ１０８７−０１などが用いられるが、Ｓｉ−ＰＤの代わりに、同様に市販の汎用シリコンＰＩＮフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤ）例えば浜松ホトニクス社製のＳ５９７１などを用いることができる。

一般的に市販されている汎用のＳｉ−ＰＤ１１又は図示しないＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いたＸ線直接変換型検出手段１により、Ｓｉ−ＰＤ１１を用いた場合は、Ｓｉ−ＰＤ１１の前面から直接フォトンをカウントし、Ｓｉ−ＰＤ１１の背面から散乱線と蛍光線のフォトンをもカウントできるため、カウントレートの高いＸ線直接変換型検出手段（Ｓｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器）１として使用した場合には、シンチレータ無しで従来のシンチレータを用いたＸ線検出器と同等以上の高感度でＸ線を検出できる。また、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いた場合にもＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤの背面からの蛍光線をカウントでき、基本的にはＸ線スペクトルそのものもエネルギー分解能２ｋｅＶ程度で測定することができるため、後述するエネルギー弁別Ｘ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）用のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器として用いることができる。

このように、本発明者らは試行錯誤の結果、安価に入手容易な汎用のＳｉ−ＰＤやＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用い、シンチレータ無しでＸ線をカウントあるいは直接変換してイメージングを行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被爆量の低減化が可能な、次に述べるＸ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）４０を提供することが可能となることを見出した。

本発明のＸ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）４０は、図２に示すように、コントローラ７により被写体Ｔｇの特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニット６と、前記Ｘ線直接変換型検出手段１と、前記電荷有感増幅器２及び整形増幅器３と、整形増幅器３からのイベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーター９と、コンパレーター９から発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカード１０と、カウンターカード１０により方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータからＣＴ断層画像を再構成するＰＣ５と、を有する。

Ｘ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）４０は、前記Ｘ線フォトンカウンティングシステム３０におけるＭＣＡ４に替えてコンパレーター９及びカウンターカード１０が追加され、さらに後述するスキャンステージ８、２ステージコントローラ４、被写体Ｔｇ及びターンテーブル１７などが追加されている構成である。
（実施例１）

図１のブロック概念図で表される実験用として試作したＸ線フォトンカウンティングシステム３０のＸ線直接変換型検出手段（Ｓｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器）１において、使用したＳｉ−ＰＤ１１は浜松ホトニクス社製のＳ１０８７−０１で、セラミック基板１２上にＳＩ−ＰＤ１１が形成されている。この実施例の一対の電極が連結されるＳＩ−ＰＤ１１は、ＢＮＣコネクタ１５内に収容され、さらにこのＢＮＣコネクタ１５が薄膜ウインドー１６ａを有するアルミニウムケース１６内に収容され遮光されシールドされている。アルミニウムケース１６内の符号１３は黒ゴムである。この実施例では、Ｘ線管ユニット６（Ｒ−ｔｅｃ社のＲＸＧ−０１５２）内のＸ線管先端からアルミニウムケース１６内に収容されたＳＩ−ＰＤ１１までの距離は１．００ｍである。

Ｘ線フォトンカウンティングシステム３０用として製作したＸ線管ユニット６から発生するＸ線フォトンをＳＩ−ＰＤ１１を用いて吸収し、発生する光電流を市販の電荷有感増幅器２（クリアパルス社の５８０）と整形増幅器３（クリアパルス社の４４１９）を用いて増幅し、イベントパルスを発生させる。これらのイベントパルスは波高分析を行うためにＭＣＡ４（ＰＧＴ社のＭＣＡ４０００）に送られ、ＰＣ５上にフォトン数のｃｈによる変化として表される。この場合、イベントパルス波高値とｃｈ数は比例する。
（実施例２）

１個の上記Ｘ線直接変換型検出手段１を用いてイメージング効果を確かめるために、実験用として試作した図２のブロック概念図で表される第一世代のＣＴシステムとして適用されたＸ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）４０が有用である。被写体Ｔｇは、予め設定された回転ステップの１〜３°で回転するターンテーブル１７（シグマ光機社のＳＧＳＰ−６０ＹＡＷ−ＯＢ）に搭載されている。中央部に付設されたＸ線直接変換型検出手段（Ｃ）１に被写体Ｔｇを２５．０ｍｍ／ｓでリニアスキャンするスキャンステージ８がターンテーブル１７に搭載された被写体Ｔｇと電荷有感増幅器２との間に配置されている。この実施例では、Ｘ線管ユニット６内のＸ線管先端から被写体Ｔｇの中心までの距離は９６０ｍｍで、被写体Ｔｇの中心からアルミニウムケース１６内に収容されたＳＩ−ＰＤ１１までの距離は４０ｍｍである。

被写体Ｔｇを透過するＸ線フォトンをＳＩ−ＰＤ１１と上述の電荷有感増幅器２と整形増幅器３を用いて増幅する。次いで、イベントパルスの下限波高値をコンパレーター９で設定し、下限電圧Ｖｌ以上のイベントパルスを検出し、コンパレーター９から発生する方形波パルスをカウンターカード１０により計数する。ＰＣ−ＣＴシステム４０では、被写体ＴｇのプロジェクションデータをＸ線直接変換型検出手段１のリニアスキャンにより取得し、被写体Ｔｇを予め設定された回転ステップの１〜３°で回転する。被写体Ｔｇのリニアスキャンと回転を２ステージコントローラ４で繰り返し制御すことにより得られたプロジェクションデータからＣＴ断層画像を再構成する。

市販のＣｄＴｅ検出器を用いて検出されたＸ線スペクトルを図３に示す。スペクトルの最大フォトンエネルギーは、図３に示すように、Ｘ線管電圧に相当し、制動Ｘ線のピークエネルギーはＸ線管電圧Ｖの増加に従い増加した。Ｘ線管電圧Ｖ＝１００ｋＶの場合、Ａｌフィルターの挿入によりピークエネルギーは増加している。

ＣｄＴｅ検出器は、高品質ＣｄＴｅ単結晶が用いられる。このＣｄＴｅは、Ｘ線又はγ線検出器として室温で使用でき、検出効率がＳｉに比べて飛躍的に向上する化合物半導体として最近注目され、線量計測やアレイ状に加工してＸ線画像診断に応用されている。

^２４１Ａｍ（アメリシウム）から発生するγ線のＣｄＴｅ検出器によるスペクトル測定結果と本発明のＳｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器１によるイベントパルス波高分析結果の比較を図４（ａ）、（ｂ）に示す。^２４１Ａｍからは５９．５ｋｅＶのγ線が発生し、ＣｄＴｅを用いた場合にはシャープなγ線スペクトルを確認できた。

スペクトル測定のデータはフォトン数のｃｈ数による変化として得られるが、図４（ａ）のグラフでは横軸をフォトンエネルギーに変換した。スペクトル測定において、ｃｈ数とエネルギーは比例する。一方、Ｓｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器１を用いた波高分析結果ではｃｈ数の減少に伴ってフォトン数が著しく増加した。これは、Ｓｉ−ＰＤ１１がエネルギーを失ったコンプトン散乱線や蛍光Ｘ線を背面から検出していることを意味している。また、この実験において８０ｃｈ以上の領域ではダークカウントは発生しなかった。スペクトル測定結果にはＧｄのスペクトルが急変するＫエッジが示されている。フォトンエネルギーの低下に伴って質量吸収計数が増加するが、Ｋエッジで一桁ほど減少し再び増加する。したがって、ＣＴ撮影を行った場合には、Ｋエッジよりも僅かに高いエネルギーのＸ線を用いることによりＧｄ原子を高コントラストで描出できる。

ＭＰＰＣ（ＭｕｌｔｉｐｉｘｅｌＰｈｏｔｏｎＣｏｕｎｔｅｒ）やガイガーモードで使用するＡＰＤ（アバランシェ・フォトダイオード）においては、熱的に発生した暗電流のキャリアが増倍されてパルスが発生する。このパルスがダークパルスで、検出誤差の原因となる。ダークパルスの１秒当たりの数がダークカウント［単位：ｃｐｓ（カウント毎秒）］である。逆電圧を高くすると、検出効率が上がるが、その分ダークカウントも大きくなる。ダークカウントは、温度が低いほど値は小さくなる。ＭＰＰＣは、複数のガイガーモードＡＰＤのピクセルから成り、常温で使用できる新しいタイプのフォトンカウンティング・デバイスである。優れたフォトンカウンティング能力をもち、低電圧動作で磁場の影響を受けない小型の光半導体素子である。

原子の古典的なモデルでは、正電荷の陽子と電荷のない中性子でできた原子核の周りを、電子が殻又は軌道の上で回っている。最も内側の殻がＫ殻、次いで外側に向かってＬ殻、Ｍ殻のように続いて行く。原子に対して照射すると、Ｘ線光子のような粒子と十分なエネルギーを持つ電子とにより、原子から電子が放出される。Ｋ殻に空孔が生じ、原子が不安定で高エネルギーの状態になる。原子は元の構成を復元しようとするため、例えばＬ殻などの外側の殻にある電子をＫ殻に遷移させる。Ｌ殻の電子はＫ殻の電子よりエネルギーが高いので、Ｌ殻の電子がＫ殻に遷移する際、余分なエネルギーがＸ線として放射される。

本発明のＳｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器１を用いたＸ線の波高分析結果を図５に示す。条件はＸ線スペクトル測定時と同様である。図５に示す通り、Ｘ線管電圧Ｖの増加に伴って最大ｃｈ数は増加した。一方、Ｘ線管電圧Ｖ＝１００ｋＶ一定の場合、Ａｌフィルターの挿入によってフォトン数は減少するが、最大ｃｈ数は一定であった。

図６は、濃度がそれぞれ１５ｍｇ／ｍｌと３０ｍｇ／ｍｌのＧｄ造影剤が入った２本のポリエチレンバイアルのＧｄ造影剤のＣＴ断層画像である。Ｇｄ造影剤は、ＭＲＩ用のものである。Ｘ線管電圧Ｖ＝１００ｋＶ一定では、造影剤の濃度差はコンパレーター９によるイベントパルス下限電圧Ｖｌの増加により減少した。これはＶｌの増加に伴って平均フォトンエネルギーが増加したためである。一方、Ｖｌ＝０．２Ｖ一定で、Ｘ線管電圧Ｖを下げた場合には濃度差が増加した。これは、５０ｋｅＶ以下でＧｄの質量吸収計数が再び増加するからである。

ウサギ頭部のＧｄ造影剤のＣＴ撮影画像を図７（Ａ）〜（Ｅ）に示す。血管にはＧｄ_２Ｏ_３のマイクロ粒子が満たされている。Ｖｌの増加に伴い血管のコントラストは低下する。一方、Ｘ線管電圧Ｖの低下に伴い血管、骨、筋肉のコントラストは向上した。

セラミック基板のＳｉ−ＰＤ１１を使った場合にはＸ線スペクトルを測定することは難しかった。これは(1)Ｘ線フォトンがＳｉ−ＰＤ１１前面から直接吸収され、そして(2)Ｓｉ−ＰＤ１１を透過したフォトンはコンプトン散乱あるいは蛍光フォトンとしてＳｉ−ＰＤ１１背面からも吸収されるからである。したがって、高いエネルギーのＸ線でも検出できるので、本発明の単純なＸ線直接変換検出器であるＳｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器１によっても容易にＣＴ断層画像を再構成できた。また、高い線量率のＸ線も検出できることから、ピクセルサイズを小さくして並べることにより、２次元のフラットパネルディスプレイ（ＦＰＤ）やＣＴ検出器（面検出器ＣＴ）を構成することも可能であることが判明した。

面検出器ＣＴは、従来のマルチスライスＣＴによるヘリカルスキャンと異なり、１回転で１６ｃｍまでの臓器全体を撮影でき、その全域で体軸方向に時相の差がない画像が得られる。さらに、これを繰り返すことで、動態を撮影することができる。

面検出器ＣＴは、１回転のボリュームスキャンによる撮影時間の短縮や被爆低減などのメリットがある。また、テーブルの移動がないことから、小児や救急検査における被検者の負担を軽減し、サブトラクションも高精度で行うことができる。
（実施例３）

実施例３として、Ｘ線直接変換型検出手段１におけるＳｉ−ＰＤ１１に替えてＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いた場合のＸ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）について説明する。

実験では、浜松ホトニクス社製の遮断周波数１００ＭＨｚのＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ（Ｓ５９７１）を使用した。Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いたフォトンカウンティング及びＸ線ＣＴ撮影画像は、図１、２と同様であった。

市販のＣｄＴｅ検出器を用いて測定したＸ線スペクトルのＸ線管電圧Ｖによる変化を図８に示す。スペクトルの最大フォトンエネルギーはＸ線管電圧Ｖに相当し、Ｘ線管電圧Ｖ＝９０ｋＶではタングステンのＫ系列特性Ｘ線が観察された。

ＣｄＴｅ検出器及び本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器１による^２４１Ａｍから発生するγ線スペクトルの測定結果をそれぞれ図９（ａ）、（ｂ）に示す。図９（ａ）は、ＣｄＴｅ検出器を用いて測定したスペクトルで図４（ａ）のものと同様である。一方、本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器１による場合の図９（ｂ）では、フォトンエネルギー５９．５ｋｅＶのγ線のフォトン数は少なかった。これは、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤの検出効率がフォトンエネルギーの増加とともに著しく減少するからである。図９（ｂ）のようにＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いた場合のエネルギー分解能は、フォトンエネルギー５９．５ｋｅＶでは３％（２ｋｅＶ）であった。

本発明のＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器１を用いて測定したＸ線スペクトルのＸ線管電圧による変化を図１０（ａ）、（ｂ）に示す。スペクトルの最大エネルギーはＸ線管電圧Ｖに相当した。また、低エネルギーフォトンが効率よく検出された。さらに、Ｘ線管電圧Ｖ＝９０ｋＶでは、タングステンＷＫα線が観測された。Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器１は、図１０（ａ）、（ｂ）に示すように、高エネルギーフォトンの検出効率はやや低いが、検出は可能であった。エネルギー弁別イメージングではエネルギーレベルと幅を選択するので、Ｘ線管電流を増すことにより、撮影に十分なフォトン数を得ることができる。

Ｘ線スペクトルのＡｌフィルター挿入による変化を図１１（ａ）、（ｂ）に示す。Ｘ線管電圧Ｖ＝７０ｋＶ一定で、Ａｌフィルター厚の増加に伴って低エネルギーフォトンの数が著しく減少した。また、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤ基板背面にある銀配線からの蛍光Ｘ線ＡｇＫαも観測された。

Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いた場合のＰＣ−ＣＴシステムによるＣＴ断層撮影に使用したＸ線スペクトルを図１２（ａ）〜（ｃ）に示し、エネルギー範囲は図１２（ａ）が３０〜９０ｋｅＶ、（ｂ）が５０〜９０ｋｅＶ、（ｃ）が７０〜９０ｋｅＶの場合である。イベントパルスの下限電圧Ｖｌ（Ｖ）と下限フォトンエネルギーＥ（ｋｅＶ）との関係は、Ｅ＝２０Ｖｌで表わされる。図１２（ａ）のスペクトルでは広いエネルギー幅のＸ線を使用するので、一般的なＣＴ断層撮影を行うことができる。一方、（ｂ）のスペクトルではＧｄＫエッジ（５０．３ｋｅＶ）以上のフォトンを使用するので、Ｇｄ造影剤のＧｄ原子を高コントラストで撮影可能である。Ｇｄ造影剤を描出するためには、（ｃ）のスペクトルではエネルギーが高すぎるが、（ｂ）で得られた画像との比較には適している。

Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いたＰＣ−ＣＴシステムによる、濃度がそれぞれ１５ｍｇ／ｍｌと３０ｍｇ／ｍｌのＧｄ造影剤が入った２本のポリエチレンバイアルのＧｄ造影剤のＣＴ断層像を図１３（Ａ）〜（Ｄ）に示す。図１３（Ｂ）に示す通り、５０〜９０ｋｅＶのフォトンを使用した場合にはＧｄ造影剤の濃度差は大きかった。これは５０．３ｋｅＶよりわずかに高いフォトンエネルギーのＸ線がＧｄ原子に効率よく吸収されるためである。

Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用いたＰＣ−ＣＴシステムによる、ウサギ頭部のＧｄ造影剤のＣＴ撮影画像を図７（Ａ）〜（Ｄ）に示す。ウサギ頭部のＧｄ造影剤のＣＴ撮影画像でも、５０〜９０ｋｅＶのフォトンを使用した場合にＧｄ造影剤の濃度差は大きかった。

実験で使用した１００ＭＨｚのＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器１では高エネルギーフォトンの検出効率は低下したが、ＧｄＫエッジ撮影のような高エネルギーフォトンを使った撮影も容易に可能であった。受光面サイズを小さくすることで、さらに遮断周波数も増加するので、専用の増幅器を開発することにより、次世代のエネルギー弁別ＣＴシステム用検出器を構成することが容易に可能である。

本発明の特定の実施の形態についての上記説明は、例示を目的として提示したものである。それらは、網羅的であったり、記載した形態そのままに本発明を制限したりすることを意図したものではない。数多くの変形や変更が、上記の記載内容に照らして可能であることは当業者に自明である。

本発明は、汎用のＳｉ−ＰＤやＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを用い、シンチレータ無しでＸ線をカウントあるいは直接変換してイメージングを行い、フォトンエネルギーあるいは平均エネルギーを選択してエネルギー弁別イメージングを行う、簡潔な構成でコスト面及びＸ線から電気信号への変換効率にも優れ、被検体に対するＸ線被爆量の低減化が可能なＸ線直接変換イメージングシステムを提供することができることから、単純Ｘ線検査により骨や歯などの硬組織に関する疾患を診断して治療する整形外科や口腔外科領域から軟組織に関する疾患を診断して治療する内科や外科領域に亘る広範な医療分野、さらにはその他のＸ線画像に関係する産業分野に汎用的に適用することができる。

１Ｘ線直接変換型検出手段（Ｓｉ−ＰＤＸ線直接変換検出器又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤＸ線直接変換検出器）
２電荷有感増幅器
３整形増幅器
４マルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ）
５コンピュータユニット（ＰＣ）
６Ｘ線管ユニット
７コントローラ
８スキャンステージ
９コンパレーター
１０カウンターカード
１１シリコンフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＤ）又はシリコンＰＩＮフォトダイオード（Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤ）
１２セラミック基板
１３黒ゴム
１４電極
１５ＢＮＣコネクタ
１６アルミニウムケース（Ａｌケース）
１６ａ薄膜ウインドー
１７ターンテーブル
３０Ｘ線フォトンカウンティングシステム
４０Ｘ線直接変換イメージングシステム（ＰＣ−ＣＴシステム）
Ｔｇ被写体
ＶＸ線管電圧
Ｖｌイベントパルス下限電圧
ＸｒＸ線

Claims

コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結される汎用のシリコンフォトダイオード（以下、Ｓｉ−ＰＤという）又はシリコンＰＩＮフォトダイオード（以下、Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤという）、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤが内部に収容されるＢＮＣコネクタ、前記ＢＮＣコネクタを内部に収容し遮光してシールドするとともにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケースを備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、
前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる電荷有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、
前記整形増幅器からのイベントパルスの波高分析を行うマルチチャンネルアナライザー（以下、ＭＣＡという）と、
前記ＭＣＡからの波高分析されたイベントパルスをフォトン数のチャンネル（以下、ｃｈという）による変化として表すコンピュータユニット（以下、ＰＣという）と、を備えるＸ線フォトンカウンティングシステムを有することを特徴とするＸ線直接変換イメージングシステム。
コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
ＢＮＣコネクタ内、さらにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケース内に収容され、セラミック基板上に形成されるとともに一対の電極が連結される汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤにより、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、
前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、
前記整形増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーターと、
前記コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、
前記カウンターカードにより方形波パルスを計数して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とするＸ線直接変換イメージングシステム。
コントローラにより被写体の特性に応じて選択的に設定される強さのＸ線を放射するＸ線管ユニットと、
セラミック基板上に形成された汎用のＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤ及びこれに連結される一対の電極が内部に収容されるＢＮＣコネクタ、前記ＢＮＣコネクタを内部に収容し遮光してシールドするとともにＸ線の受光面となる薄膜ウインドーを有するアルミニウムケースを備え、前記Ｘ線管ユニットから放射されて前記被写体を透過するＸ線を、蛍光体を介さず直接受光するＸ線直接変換型検出手段と、
前記Ｘ線直接変換型検出手段から発生する光電流を増幅し、イベントパルスを発生させる有感増幅器及び前記イベントパルスの波形整形を行う整形増幅器と、
予め設定された回転ステップで回転するターンテーブルに搭載された前記被写体と前記有感増幅器との間に配置され、中央部に付設された前記Ｘ線直接変換型検出手段に前記被写体をリニアスキャンするスキャンステージと、
前記整形増幅器からのイベントパルスの下限波高値を設定するコンパレーターと、
前記コンパレーターから発生する下限電圧以上のイベントパルスを検出し、方形波パルスを計数するカウンターカードと、
前記被写体のリニアスキャンと回転を２ステージコントローラで繰り返し制御することにより前記カウンターカードを介して得られたプロジェクションデータから断層画像を再構成するＰＣと、を有することを特徴とするＸ線直接変換イメージングシステム。
前記Ｘ線直接変換型検出手段は、
前記薄膜ウインドーを介して前記被写体を透過するＸ線を受け、前記Ｓｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤの前面からＸ線フォトンを検出（カウント）し、
次いでＳｉ−ＰＤ又はＳｉ−ＰＩＮ−ＰＤを透過したＸ線フォトンは背後にある前記セラミック基板でコンプトン散乱され散乱線を発生するとともに蛍光線に変換され、
前記Ｓｉ−ＰＤでは背面から前記散乱線及び蛍光線両方のフォトンを検出（カウント）し、
前記Ｓｉ−ＰＩＮ−ＰＤでは背面から前記蛍光線のフォトンを検出（カウント）することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項記載のＸ線直接変換イメージングシステム。