JP2016137097A - 放射線検出器及び放射線断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】放射線検出器を用いた放射線撮影において、実績のあるカレントモードによる画質及びワークフローを維持したまま、必要に応じてパルスモードのメリットを享受する。【解決手段】放射線撮影に用いる放射線検出器において、複数の放射線検出素子が少なくとも一方向に配列された放射線検出器であって、複数の放射線検出素子の各々は、入射された放射線を光子に変換する光変換素子と、光変換素子の第１の光放出面に設けられており、入射された上記光子を電気的な蓄積信号に変換して出力する、カレントモード構造の第１の光電変換素子と、光変換素子の第１の光放出面とは異なる第２の光放出面に設けられており、入射された上記光子を電気的な独立信号に変換して出力する、パルスモード構造の第２の光電変換素子と、を備えた構成とする。【選択図】図３

Description

本発明は、放射線撮影に用いる放射線検出器の改良技術に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ（X-ray computed Tomography）装置に用いられるＸ線検出器では、１ビュー（view）あたりの多量なＸ線検出信号を蓄積して、その総和電流量を出力信号としている。このような出力構造を、カレントモード（current mode）と呼ぶ。

一方、フォトン・カウンティング（photon counting）方式によるＸ線検出器では、１ビューごとに照射される一発のＸ線を受け、その入射されたＸ線によるパルス的な電流を出力信号としている。このような出力構造を、パルスモード（pulse mode）と呼ぶ。

一般的に、カレントモードの検出器とパルスモードの検出器とは構造が異なっている。前者は、Ｘ線をシンチレータ（scintillator）で光に変換してから、その光量をフォトダイオード（photo-diode）で検出する構造になっており、この構造は、間接変換方式と呼ばれる。後者は、Ｘ線を直接に半導体検出器で捕える構造になっており、この構造は、直接変換方式と呼ばれる（例えば、特許文献１，要約等参照）。

特開２０１４−２１００４７号公報

パルスモードでは、Ｘ線エネルギースペクトル（X-ray energy spectrum）を利用できる、すなわちスペクトラル・イメージング（spectral imaging）を行えることから、カレントモードよりも豊富な情報量で画像を生成することができるという特徴がある。一方、パルスモードでは、一般的に、半導体検出器によるＸ線の直接変換方式が採用される。この場合、検出器の出力がカレントモードほど安定しない、計数率特性が悪い（Ｘ線量が多過ぎると出力が時間軸方向に重なる現象、いわゆるパイルアップが生じる）、撮影の前後で多くのキャリブレーション（calibration）が必要であるなど、多くの課題が残されている。故に、カレントモードが未だ主力となっている。

上記事情により、実績のあるカレントモードによる画質及びワークフロー（workflow）を維持したまま、必要に応じてパルスモードのメリット（merit）を享受することができる技術が望まれている。

第１の観点の発明は、
複数の放射線検出素子が少なくとも一方向に配列された放射線検出器であって、
前記複数の放射線検出素子の各々が、
入射された放射線を光子に変換する光変換素子と、
前記光変換素子における第１の光放出面に設けられており、入射された前記光子を電気的な蓄積信号に変換して出力する第１の光電変換素子と、
前記光変換素子における前記第１の光放出面とは異なる第２の光放出面に設けられており、入射された前記光子を電気的な独立信号に変換して出力する第２の光電変換素子と、を含む放射線検出器を提供する。

第２の観点の発明は、
前記光変換素子が、シンチレータを含み、
前記第１の光電変換素子が、フォトダイオードを含み、
前記第２の光電変換素子が、Ｓｉ−ＰＭ（Silicon Photomultiplier）を含む、上記第１の観点の放射線検出器を提供する。

第３の観点の発明は、
前記第１の光放出面は、底面であり、
前記第２の光放出面は、側面である、上記第１の観点または第２の観点の放射線検出器を提供する。

ここで、「底面側」とは、放射線入射方向を上下方向としたときの底面の側を意味する。また、「側面側」とは、放射線入射方向を上下方向としたときの側面の側を意味する。

第４の観点の発明は、
上記第１の観点から第３の観点のいずれか一つの観点の放射線検出器を備えた放射線撮影装置を提供する。

第５の観点の発明は、前記放射線検出素子における放射線の検出信号の強度を、該放射線検出素子に含まれる前記第１の光電変換素子から出力される前記蓄積信号の大きさに基づいて決定する第１の決定手段と、
前記放射線検出素子における放射線の検出信号の強度を、該放射線検出素子に含まれる前記第２の光電変換素子から出力される前記独立信号の一定時間内の計数値に基づいて決定する第２の決定手段と、を備えた上記第４の観点の放射線撮影装置を提供する。

第６の観点の発明は、
前記第１の決定手段により決定された放射線の検出信号の強度による第１の投影データ（projection data）に基づいて第１の画像を再構成する第１の再構成手段と、
前記第２の決定手段により決定された放射線の検出信号の強度による第２の投影データに基づいて第２の画像を再構成する第２の再構成手段と、を備えた上記第５の観点の放射線撮影装置を提供する。

第７の観点の発明は、
前記第２の決定手段が、前記放射線検出素子における特定のエネルギーを有する放射線の検出信号の強度を、前記独立信号のうち特定の波高を有する信号の一定時間内の計数値に基づいて決定し、
前記第２の再構成手段が、前記特定のエネルギーを有する放射線の検出信号の強度による投影データに基づいて第２の画像を再構成する、上記第６の観点の放射線撮影装置を提供する。

第８の観点の発明は、
前記第１の画像と前記第２の画像とを重ねて表示する表示手段をさらに備えた上記第６の観点または第７の観点の放射線撮影装置を提供する。

第９の観点の発明は、
第１の線量による放射線と、前記第１の線量より低い第２の線量による放射線とを照射して撮影するよう放射線源を制御する制御手段をさらに備え、
前記第１の決定手段が、前記第１の線量による放射線の照射時における前記蓄積信号に基づいて前記放射線の検出信号の強度を決定し、
前記第２の決定手段が、前記第２の線量による放射線の照射時における前記独立信号に基づいて前記放射線の検出信号の強度を決定する、第５の観点から第８の観点のいずれか一つの観点の放射線撮影装置を提供する。

第１０の観点の発明は、
前記撮影は、放射線断層撮影であり、
前記制御手段が、前記照射する放射線の線量がビューごとに前記第１の線量と前記第２の線量とに切り換わるよう制御する、上記第９の観点の放射線断層撮影装置を提供する。

上記観点の発明によれば、実績のあるカレントモードによる画質及びワークフローを維持したまま、必要に応じてパルスモードのメリットを享受することができる。

発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。 本実施形態に係るＸ線検出器及びコリメータ装置（collimator）の構成を示す図である。 Ｘ線検出素子の構成を示す拡大断面図である 撮影時における管電流のタイムチャート（time chart）の一例を示す図である。 本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における動作の流れの一例を示すフローチャート（flowchart）である。

以下、発明の実施形態について説明する。

（第一実施形態）
図１は、発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を概略的に示す図である。

Ｘ線ＣＴ装置１は、撮影テーブル（imaging table）２、走査ガントリ（scanning gantry）３、及び操作コンソール(operation console)４を備えている。

撮影テーブル２は、載置された被検体９１を、走査ガントリ３の空洞部３Ｂに搬送する。空洞部３Ｂは、撮影空間となる。

走査ガントリ３は、Ｘ線管３１、Ｘ線検出器３２、コリメータ装置３３、データ収集部（data acquisition unit）３４を有している。

Ｘ線管３１及びＸ線検出器３２は、空洞部３Ｂを挟んで対向して配置されている。Ｘ線管は、空洞部３Ｂに配置された被検体９１に向けてＸ線８１を照射する。Ｘ線検出器３２は、被検体９１の透過Ｘ線を検出して信号を出力する。

コリメータ装置３３は、空洞部３ＢとＸ線検出器３２との間に配置されている。コリメータ装置３３は、Ｘ線検出器３２に入射する散乱線を除去する。

Ｘ線管３１、Ｘ線検出器３２及びコリメータ装置３３は、空洞部３Ｂの周りに回転可能に設けられている。

データ収集部３４は、被検体９１の撮影時に得られたＸ線検出器３２からの出力信号に基づいて、被検体９１の投影データを収集する。なお、データ収集部３４は、一般に、ＤＡＳ（Data Acquisition System）とも呼ばれる。

操作コンソール４は、操作者９２からの各種操作を受け付ける。また、操作コンソール４は、各種データの処理や各部の制御を行う。操作コンソール４は、撮影モード選択部４１、撮影条件設定部４３、撮影制御部４４、画像再構成部４５、表示制御部４６を有している。なお、操作コンソール４のこれらの機能的な各部は、例えば、コンピュータ（computer）の演算処理装置に所定のプログラム（program）を実行させることによりに実現させることができる。

撮影モード選択部４１は、操作者９２の操作に基づき、撮影モードを選択する。撮影モード（imaging mode）は、被検体９１の透過Ｘ線の検出方法の違いにより複数のモードが用意される。本例では、従来方式によるカレントモードと、フォトン・カウンティング方式によるパルスモードと、これら両方によるカレント＆パルスモードの３つモードが用意される。操作者９２は、これらの中からいずれか所望のモードを指定する操作を行う。撮影モード選択部４１は、その操作に基づき、撮影モードを選択する。

撮影条件設定部４３は、操作者９２の操作に基づき、Ｘ線管３１の管電圧及び管電流、被検体９１の撮影範囲、ガントリ回転速度、スライス厚（slice thickness）、再構成関数等の設定を行う。

撮影制御部４４は、設定された撮影条件にしたがって被検体９１の撮影を実施するよう、各部を制御する。

画像再構成部４５は、データ収集部３４にて収集された投影データに基づいて画像を再構成する。画像再構成には、例えば、フィルタ逆投影法（filtered back-projection method）、３次元画像再構成法などを適宜用いることができる。

表示制御部４６は、各種画像や文字情報を画面に表示するよう不図示のモニタ（monitor）を制御する。

ここで、Ｘ線検出器３２及びコリメータ装置３３について詳しく説明する。

図２は、本実施形態に係るＸ線検出器３２及びコリメータ装置３３の構成を示す図である。

図２に示すように、Ｘ線検出器３２は、チャネル方向（channel direction）ＣＨ及びスライス方向（slice direction）ＳＬにおいて、マトリクス（matrix）状に２次元に配列され複数のＸ線検出素子３２ｉを有している。チャネル方向とは、被検体９１に照射するファンビームＸ線（fan beam X-ray）の広がり方向、スライス方向とは、そのファンビームＸ線の厚み方向、あるいは被検体９１の体軸方向である。Ｘ線検出素子３２ｉは、チャネル方向ＣＨに幅Δａを有しており、スライス方向ＳＬに幅Δｂを有している。幅Δａ及び幅Δｂは、例えば、１ｍｍである。Ｘ線検出器３２のＸ線入射面は、Ｘ線検出素子３２ｉのＸ線入射面により形成される。Ｘ線検出素子３２ｉは、例えば、チャネル方向ＣＨに１０００個程度、スライス方向ＳＬに６４個、配列されている。Ｘ線検出器３２のカバレッジ（coverage）は、例えば、４０ｍｍである。

コリメータ装置３３は、複数のＸ線検出素子３２ｉを少なくともチャネル方向ＣＨにそれぞれ区分するように立設された複数のコリメータ板（collimator plate）３３Ｐを有している。すなわち、複数のコリメータ板３３Ｐは、少なくともチャネル方向ＣＨに隣接するＸ線検出素子３２ｉ間の境界に位置するように配置されている。コリメータ板３３Ｐの板面は、Ｘ線管３１のＸ線焦点３１ＦからＸ線８１が照射される方向、Ｘ線照射方向Ｅに平行となるよう傾き調整されている。コリメータ板３３Ｐは、Ｘ線吸収性を有する重金属、例えば、タングステン（tungsten）やモリブデン（molybdenum）等により構成されている。コリメータ板３３Ｐの板厚Δｔは、例えば、０．２ｍｍである。

なお、Ｘ線検出器３２は、所定数のＸ線検出素子３２ｉをモジュール化して、複数の検出器モジュールの配列により構成されるようにしてもよい。同様に、コリメータ装置３３は、所定数のコリメータ版３３Ｐをモジュール化して、複数のコリメータモジュールの配列により構成されるようにしてもよい。

図３は、Ｘ線検出素子３２ｉの構成を示す拡大断面図である。本図は、Ｘ線検出素子３２ｉのチャネル方向ＣＨに平行な断面をスライス方向ＳＬに見たときの図である。

Ｘ線検出素子３２ｉは、セラミック基板（ceramic bord）５１上に、光変換素子５２と、第１の光電変換素子５３と、第２の光電変換素子５４と、光反射板５５と、蓋部５６とを有している。

光変換素子５２は、入射されたＸ線８１を光子８２に変換して放出する素子である。Ｘ線８１は、通常、所定のＸ線エネルギー分布を有している。特定のＸ線エネルギーを有するＸ線は、そのＸ線エネルギーの大きさに応じた数のＸ線粒子のかたまりと考えることができる。光変換素子５２は、このＸ線粒子のかたまりを維持したまま、Ｘ線粒子を所定の確率で光子８２に変換する。すなわち、光変換素子５２は、Ｘ線８１が入射されると、Ｘ線エネルギー別に、そのＸ線エネルギーに対応した数の光子８２群を略同時に放出する。

光変換素子５２は、例えば、シンチレータである。光変換素子５２は、実質的に直方形状もしくは立方形状を有している。光変換素子５２は、そのＸ線入射面が、Ｘ線照射方向すなわちＸ線入射方向Ｅに対して略垂直になり、かつ、Ｘ線入射方向Ｅに対して平行な側面が、チャネル方向ＣＨ及びスライス方向ＳＬと略平行になるよう配置されている。

第１の光電変換素子５３は、入射された光子８２を電気信号に変換し、その蓄積信号Ｇ１を出力する素子である。蓄積信号Ｇ１とは、一定時間内に入射された個々の光子に対応した電気信号の強度を時間軸方向に積分した信号である。第１の光電変換素子５３は、例えば、フォトダイオードである。第１の光電変換素子５３は、実質的に板状の直方形状を有しており、その板面の形状は、光変換素子５２のＸ線出射面の形状に近似する。第１の光電変換素子５３は、光変換素子５２のＸ線出射面側、すなわちＸ線入射方向を上下方向としたときの底面側に配置されている。また、第１の光電変換素子５３は、その板厚方向がＸ線入射方向Ｅと略平行になり、その板面の端辺が、チャネル方向ＣＨ及びスライス方向ＳＬと略平行になるよう配置されている。第１の光電変換素子５３は、このような構成により、光変換素子５２から放出された光子８２を受け、一定時間内に受ける光子８２の数に応じた強度の電気信号を出力する。

第２の光電変換素子５４は、入射された光子８２を電気信号に変換し、その独立信号Ｇ２を出力する。独立信号Ｇ２とは、入射された個々の光子８２に対応した電気的なパルス信号である。第２の光電変換素子５２は、光子８２群が同時に入射されると、その光子８２群を構成する光子８２の数に応じた波高のパルス信号を出力する。第２の光電変換素子５４は、いわゆるフォトン・カウンティングに適した半導体デバイス（semi-conductor device）であり、例えば、シリコン・マルチプライア（Ｓｉ−ＭＰ；Silicon-Multi Plier）である。Ｓｉ−ＭＰの一種としては、例えば、浜松ホトニクス社が提供するマルチ・ピクセル・フォトン・カウンタ（ＭＰＰＣ；Multi-Pixel Photon Counter）（登録商標）シリーズがある。第２の光電変換素子５４は、実質的に板状の直方形状を有しており、その板面の形状は、光変換素子５２の側面の形状に近似する。第２の光電変換素子５４は、光変換素子５２のＸ線入射方向と直交する方向側、すなわちＸ線入射方向を上下方向としたときの側面側に配置されている。第２の光電変換素子５４は、このような構成により、光変換素子５２から放出された光子８２を受け、電気信号をパルス状に出力する。被検体９１の透過Ｘ線の強度が十分低い場合には、Ｘ線エネルギー別の光子８２群は、光変換素子５２において、時間軸方向にばらけた状態で放出される。このとき、第２の光電変換素子５４は、Ｘ線エネルギー別に、そのＸ線エネルギーの大きさに応じた波高のパルス信号（pulse signal）を、そのＸ線エネルギーを有するＸ線の線量に応じた個数分、時間軸方向にばらけた状態で出力することになる。したがって、一定時間内に出力されるパルス信号を、波高別に計数すれば、被検体９１の透過Ｘ線について、Ｘ線エネルギー別に、その線量を知ることができる。また、一定時間内に出力されるパルス信号を、波高に関係なくすべて計数すれば、被検体９１の透過Ｘ線全体の線量を知ることができる。

第１及び第２の光電変換素子５３，５４には、セラミック基板５１上に形成された不図示の導線パターン（wiring pattern）がそれぞれ接続されており、第１の光電変換素子５３からの蓄積信号Ｇ１及び第２の光電変換素子５４からの独立信号Ｇ２は、それらの導線パターンを通って外部に出力される。

なお、第２の光電変換素子５４は、１個の光変換素子５２ごとに１つの側面に対して１個だけ配置してもよいが、１個の光変換素子５２ごとに複数の側面に対して１個ずつ配置してもよい。例えば、１個の光変換素子５２ごとに、そのチャネル方向ＣＨにおける一方の側面と、そのスライス方向ＳＬにおける一方の側面とに、１個ずつ配置してもよい。

また、光変換素子５２の４つの側面のうち、第２の光電変換素子５４が配置されていない側面については、光を通さない部材を設ける。ここでは、このような部材として、光変換素子５２から放出された光子が反射するよう、光反射板５５を設けるようにする。

また、光変換素子５２のＸ線入射面側には、光変換素子５２を保護するために、Ｘ線透過性を有する蓋部５６等を設けるようにしてもよい。蓋部５６は、例えばプラスチック樹脂である。

本実施形態において、第１の光電変換素子５３から出力される蓄積信号Ｇ１は、従来方式による投影データの収集に用い、第２の光電変換素子５４から出力される独立信号Ｇ２は、フォトン・カウンティング方式による投影データの収集に用いる。

従来方式では、Ｘ線の検出感度が比較的に低い。そのため、満足できるＳＮ比の信号を得るためには、光変換素子５２から放出される光子８２をある程度稼ぐ必要があり、相対的に高い線量のＸ線を被検体９１に照射しなければならない。

一方、フォトン・カウンティング方式では、Ｘ線の検出感度が非常に高い。つまり、Ｘ線８１の線量が低く、光変換素子５２から放出される光子８２が少なくても、十分なＳＮ比の信号を得ることができる。ただし、Ｘ線８１の線量が多いと、いわゆるパイルアップ（pile up）と呼ばれる現象が発生し、信号が時間軸方向に分解できなくなるので、返ってよくない。そのため、フォトン・カウンティング方式では、相対的に非常に低い線量のＸ線８１を被検体９１に照射しなければならない。

本例では、撮影モードとして、カレントモード、パルスモード、カレント＆パルスモードを用意する。撮影モード選択部４１は、操作者の操作に基づき、これらのうちいずれか所望のモードを選択する。

カレントモードが選択された場合には、撮影制御部４４は、Ｘ線管３１の管電流が第１の線量Ｄ１に対応した第１の管電流値Ａ１であるときの撮影を行うべく、Ｘ線管３１等を含む各部を制御する。このような制御により、第１の線量Ｄ１のＸ線で撮影が行われ、第１の線量Ｄ１による複数ビューの投影データが収集される。

パルスモードが選択された場合には、撮影制御部４４は、Ｘ線管３１の管電流が第１の管電流値Ａ１より低く第２の線量Ｄ２に対応した第２の管電流値Ａ２であるときの撮影を行うべく、Ｘ線管３１等を含む各部を制御する。このような制御により、第２の線量Ｄ２のＸ線で撮影が行われ、第２の線量Ｄ２による複数ビューの投影データが収集される。

カレント＆パルスモードが選択された場合には、撮影制御部４４は、Ｘ線管３１の管電流が第１の線量Ｄ１に対応した第１の管電流値Ａ１であるときの撮影と、Ｘ線管３１の管電流が第１の管電流値Ａ１より低く第２の線量Ｄ２に対応した第２の管電流値Ａ２であるときの撮影とを行うべく、Ｘ線管３１等を含む各部を制御する。このような制御により、第１の線量Ｄ１のＸ線と第１の線量Ｄ１より低い第２の線量Ｄ２のＸ線とで撮影が行われ、それぞれの線量ごとに複数ビューの投影データが収集される。

図４は、撮影時における管電流のタイムチャートの一例を示す図である。この図は、カレント＆パルスモードでの例である。

本例では、カレント＆パルスモードが選択されると、図４に示すように、ビューごとに、Ｘ線管３１の管電流を、第１の管電流値Ａ１と第２の管電流値Ａ２とに切り換えながらＸ線８１を被検体９１に照射する。ビューは、例えば、ガントリ１回転時間を１秒程度とし、ガントリ１回転分に対して約１０００ビューを割り当てる。

Ｘ線検出器３２は、ビューごとに被検体９１の透過Ｘ線を受けて信号を出力する。データ収集部３４は、１ビューに対応した時間幅のうち管電流が第１の管電流値Ａ１であるときの時間幅ごとに、カレントモードにより信号を受信する。すなわち、各第１の光電変換素子５３からの蓄積信号Ｇ１を受信する。そして、これら蓄積信号Ｇ１の強度の大きさに基づいて、当該ビューの投影データを決定する。また、データ収集部は、１ビューに対応した時間幅のうち管電流が第２の管電流値Ａ２であるときの時間幅ごとに、パルスモードにより信号を受信する。すなわち、各第２の光電変換素子５４からの独立信号Ｇ２を受信する。そして、これら独立信号Ｇ２の計数値に基づいて、当該ビューの投影データを決定する。

なお、データ収集部３４は、第２の光電変換素子５３からの独立信号を計数する際に、独立信号Ｇ２を波高別に計数することもできる。横軸に波高値、縦軸に計数値を取りグラフ化すると、Ｘ線エネルギーごとの被検体９１の透過Ｘ線の線量を表すＸ線エネルギースペクトルを得ることができる。特定のＸ線エネルギーの透過Ｘ線強度のみを抽出して投影データを決定し、これを基に画像を再構成することで、スペクトラル・イメージングを行うことができる。スペクトラル・イメージングでは、特定のＸ線エネルギーをよく吸収する物質を強調して描画することができるため、被検体９１の血流（潅流）など病理的機能イメージングを実現させることができる。

ところで、データ収集法に関し、蓄積信号Ｇ１を用いる従来法と、独立信号Ｇ２を用いるフォトン・カウンティング法（ＰＣ法）とは、それぞれ、次表に示すような特性を有している。

つまり、蓄積信号Ｇ１を用いる従来法では、Ｘ線検出信号のダイナミックレンジ（dynamic range）を広く持つことができ、再構成画像の描写を慣れ親しんだものにできるが、病理的機能イメージングは困難であり、被検体９１の低被曝化やＸ線検出信号のＳＮ比（signal noise ratio）については分が悪い。

一方、独立信号Ｇ２を用いるフォトン・カウンティング法では、病理的機能イメージングが可能であり、被検体の低被曝化やＸ線検出信号のＳＮ比については良好であるが、被検体９１の透過Ｘ線の線量が多いとパイルアップが発生するのでＸ線検出信号のダイナミックレンジは狭く、感度がよい分だけ従来の描写とは異なる描写になることがあり、操作者９２によっては違和感を持たれる。

そこで、例えば、被検体９１の形状イメージングを違和感のない描写で行いたい場合には、従来法によるカレントモードを用いる。例えば、被検体９１の病理的機能イメージングを行いたい場合、ダイナミックレンジをあまり気にする必要がなく低被曝でイメージングを行いたい場合には、フォトン・カウンティング法によるパルスモードを用いる。また例えば、被検体９１の形状を表す画像と病理的機能（潅流など）を表す画像とを重ねて表示させたい場合には、カレント＆パルスモードを用いる。

これより、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における動作の流れについて説明する。

図５は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における動作の流れの一例を示すフローチャート（flowchart）である。

ステップ（step）Ｓ１では、撮影モードを選択する。具体的には、操作コンソール４の撮影モード選択部４１が、操作者９２の操作に基づき、撮影モードとして、カレントモード、パルスモード、及びカレント＆パルスモードのいずれかを選択する。

ステップＳ２では、撮影条件を設定する。具体的には、操作コンソール４の撮影条件設定部４２が、操作者の操作に基づき、Ｘ線管３１の管電圧及び管電流、被検体９１の撮影範囲、ガントリ回転速度、スライス厚、再構成関数等の設定を行う。

ステップＳ３では、データ収集のセッティング（setting）を行う。具体的には、データ収集部３４が、選択された撮影モードに応じて、蓄積信号に基づく投影データと独立信号に基づく投影データのいずれか一方または両方を生成して収集するようセッティングを行う。

ステップＳ４では、被検体９１を撮影する。具体的には、操作コンソール４の撮影制御部４４が、設定された撮影条件にしたがって各部を制御し、被検体９１を撮影する。データ収集部３４は、投影データを収集する。なお、このとき、撮影モードとしてパルスモードまたはカレント＆パルスモードが選択されている場合には、独立信号に基づく投影データを、Ｘ線エネルギー別に生成する。

ステップＳ５では、画像を再構成する。具体的には、操作コンソール４の画像再構成部４５が、収集された投影データに再構成関数を適用して画像を再構成する。この際、カレントモードまたはカレント＆パルスモードが選択されているときは、蓄積信号Ｇ１に基づく投影データを用いて画像を再構成する。また、パルスモードまたはカレント＆パルスモードが選択されているときは、独立信号Ｇ２に基づくＸ線エネルギー別の投影データを用いて、Ｘ線エネルギー別の画像とＸ線エネルギー全体に対応する画像を再構成する。

ステップＳ６では、画像を表示する。具体的には、操作コンソール４の表示制御部４６が、再構成された画像をモニタ（monitor）の画面に表示させる。この際、カレントモードまたはカレント＆パルスモードが選択されているときは、蓄積信号Ｇ１に基づく画像を表示する。また、パルスモードまたはカレント＆パルスモードが選択されているときは、独立信号Ｇ２に基づく画像を表示する。このとき、操作者９２は、所望のＸ線エネルギーを入力することができる。表示制御部４６は、この入力情報に基づいて、所望のＸ線エネルギーに対応した画像を表示させることができる。もちろん、Ｘ線エネルギー全体に対応する画像を表示させることもできる。蓄積信号Ｇ１に基づく画像と独立信号Ｇ２に基づく画像とは、画像に含まれる被検体の位置合せを行った後、重ねて表示させることもできる。

このような本実施形態によれば、Ｘ線検出器３２を構成するＸ線検出素子３２ｉが、Ｘ線８１を光子８２に変換する光変換素子５２と、光変換素子５２で変換され入射された光子８２を電気的な蓄積信号Ｇ１に変換して出力するカレントモード構造を持つ第１の光電変換素子５２と、光変換素子５２で変換され入射された光子８２を電気的な独立信号Ｇ２に変換して出力するパルスモード構造を持つ第２の光電変換素子５４とを有しているので、実績のあるカレントモードによる画質及びワークフロー（work flow）を維持したまま、必要に応じてパルスモードのメリット（merit）を享受することができる。

また、本実施形態では、第２の光電変換素子５４が、光変換素子５２の側面に配置されており、隣接する光変換素子５２同士の間に設けられる従来の仕切り板としての役目も果たすため、光変換素子５２の形状や大きさに悪影響をほとんど及ぼさない。つまり、撮影装置の機械構造や画像再構成のアルゴリズム（algorithm）などの設計変更を少なくすることができ、生産コスト（production cost）や生産工数の上昇を抑えることができる。

なお、発明の実施形態は、上記に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の変更が可能である。

例えば、上記の実施形態では、第１の光電変換素子５３は、光変換素子５２における底面に設けられており、第２の光電変換素子５４は、光変換素子５２における側面に設けられているが、これに限定されず、第１の光電変換素子５３は、光変換素子５２における第１の光放出面に設けられており、第2の光電変換素子５４は、光変換素子５２における上記第１の光放出面とは異なる第２の光放出面に設けられていてもよい。ただし、蓄積信号を出力する第１の光電変換素子５３が光変換素子５２における底面に設けられ、独立信号を出力する第２の光電変換素子５４が光変換素子５２における側面に設けられた方が、検出器の構造が現行のものに近くなる。そのため、この構造の方が、設計が容易になり、コストや製造工数の削減、性能の安定に寄与するため、より好適である。

また例えば、上記実施形態における検出器と同様の構造を有する検出器は、胸部等を放射線撮影する一般撮影装置等の放射線撮影装置にも適用可能であり、このような放射線撮影装置もまた、発明の一実施形態である。

１ Ｘ線ＣＴ装置
２ 撮影テーブル
３ 走査ガントリ
３Ｂ 空洞部
３１ Ｘ線管
３２ Ｘ線検出器
３２ｉ Ｘ線検出素子
３３ コリメータ装置
３４ データ収集部
４ 操作コンソール
４１ 撮影モード選択部
４３ 撮影条件設定部
４４ 撮影制御部
４５ 画像再構成部
４６ 表示制御部
５１ セラミック基板
５２ 光変換素子
５３ 第１の光電変換素子
５４ 第２の光電変換素子
５５ 光反射板
５６ 蓋部
８１ Ｘ線
８２ 光子
９１ 被検体
９２ 操作者
ＩＳＯ アイソセンタ

Claims (10)

1. 複数の放射線検出素子が少なくとも一方向に配列された放射線検出器であって、
   前記複数の放射線検出素子の各々は、
   入射された放射線を光子に変換する光変換素子と、
   前記光変換素子における第１の光放出面に設けられており、入射された前記光子を電気的な蓄積信号に変換して出力する第１の光電変換素子と、
   前記光変換素子における前記第１の光放出面とは異なる第２の光放出面に設けられており、入射された前記光子を電気的な独立信号に変換して出力する第２の光電変換素子と、を含む放射線検出器。
2. 前記光変換素子は、シンチレータを含み、
   前記第１の光電変換素子は、フォトダイオードを含み、
   前記第２の光電変換素子は、Ｓｉ−ＰＭ（Silicon Photomultiplier）を含む、請求項１に記載の放射線検出器。
3. 前記第１の光放出面は、底面であり、
   前記第２の光放出面は、側面である、請求項１または請求項２に記載の放射線検出器。
4. 請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の放射線検出器を備えた放射線撮影装置。
5. 前記放射線検出素子における放射線の検出信号の強度を、該放射線検出素子に含まれる前記第１の光電変換素子から出力される前記蓄積信号の大きさに基づいて決定する第１の決定手段と、
   前記放射線検出素子における放射線の検出信号の強度を、該放射線検出素子に含まれる前記第２の光電変換素子から出力される前記独立信号の一定時間内の計数値に基づいて決定する第２の決定手段と、を備えた請求項４に記載の放射線撮影装置。
6. 前記第１の決定手段により決定された放射線の検出信号の強度による第１の投影データに基づいて第１の画像を再構成する第１の再構成手段と、
   前記第２の決定手段により決定された放射線の検出信号の強度による第２の投影データに基づいて第２の画像を再構成する第２の再構成手段と、を備えた請求項５に記載の放射線撮影装置。
7. 前記第２の決定手段は、前記放射線検出素子における特定のエネルギーを有する放射線の検出信号の強度を、前記独立信号のうち特定の波高を有する信号の一定時間内の計数値に基づいて決定し、
   前記第２の再構成手段は、前記特定のエネルギーを有する放射線の検出信号の強度による投影データに基づいて第２の画像を再構成する、請求項６に記載の放射線撮影装置。
8. 前記第１の画像と前記第２の画像とを重ねて表示する表示手段をさらに備えた請求項６または請求項７に記載の放射線撮影装置。
9. 第１の線量による放射線と、前記第１の線量より低い第２の線量による放射線とを照射して撮影するよう放射線源を制御する制御手段をさらに備え、
   前記第１の決定手段は、前記第１の線量による放射線の照射時における前記蓄積信号に基づいて前記放射線の検出信号の強度を決定し、
   前記第２の決定手段は、前記第２の線量による放射線の照射時における前記独立信号に基づいて前記放射線の検出信号の強度を決定する、請求項５から請求項８のいずれか一項に記載の放射線撮影装置。
10. 前記撮影は、放射線断層撮影であり、
    前記制御手段は、前記照射する放射線の線量がビューごとに前記第１の線量と前記第２の線量とに切り換わるよう制御する、請求項９に記載の放射線撮影装置。

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