JP5443736B2

JP5443736B2 - Radiation detector and X-ray CT apparatus

Info

Publication number: JP5443736B2
Application number: JP2008299313A
Authority: JP
Inventors: 昭彦谷口
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2008-11-25
Filing date: 2008-11-25
Publication date: 2014-03-19
Anticipated expiration: 2028-11-25
Also published as: JP2010127630A

Description

本発明は、放射線検出器、及びＸ線ＣＴ装置に関する。 The present invention is a radiation detector, and relates to a X-ray CT apparatus.

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線を吸収して、散乱線によるクロストークを低減させるためにコリメータ板が配設されている。 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 plate is disposed to control X-rays incident on individual scintillators and absorb scattered rays to reduce crosstalk caused by the scattered 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を挿入す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 a collimator is inserted into the groove to align both positions (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、コリメータを樹脂で成形す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、コリメータを樹脂で成形すると、シンチレータの区画とコリメータとの位置関係を目視などにより確認することが困難となる。また、複数のコリメータを寸法精度よく樹脂成形することも困難である。そのため、リングアーチファクトの発生を抑制しきれず、Ｘ線ＣＴ画像の画質が低下するおそれがある。
特開平１０−１０２３５号公報特開２００１−５１０６３号公報 In addition, in order to increase the alignment accuracy between the scintillator section and the collimator, a technique for molding the collimator with a resin has been proposed (see Patent Document 2). However, if the collimator is molded from resin, it is difficult to visually confirm the positional relationship between the scintillator section and the collimator. It is also difficult to resin-mold a plurality of collimators with high dimensional accuracy. Therefore, the occurrence of ring artifacts cannot be suppressed, and the image quality of the X-ray CT image may be deteriorated.
Japanese Patent Laid-Open No. 10-10235 JP 2001-51063 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、及びＸ線ＣＴ装置を提供する。 The present invention is a radiation detector that can be adjusted accurately position the compartment and the collimator of the scintillator, and to provide an X-ray CT apparatus.

本発明の一態様によれば、コリメータ板と、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光電変換素子を複数有し、前記シンチレータの第１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、前記シンチレータの第１の主面と対向する第２の主面に、前記光反射部と対向させて設けられ、前記コリメータ板の位置を前記シンチレータの区画の位置に合わせる格子状の位置合わせ手段と、を備え、前記光反射部は、格子状に設けられ、前記格子状の位置合わせ手段は、第１の方向に延設された複数の第１の板状部と、前記第１の方向と交差する第２の方向に延設された複数の第２の板状部と、を有し、前記第１の板状部と、前記第２の板状部と、が交差する複数の部分の各々は、前記格子状に設けられた光反射部の交点と対向する位置にそれぞれ設けられ、前記第１の板状部と、前記第２の板状部と、が交差する部分に、前記第１の板状部の端面が、前記第２の板状部の端面より突出することで形成された凹部を、前記第２の板状部に沿って複数有し、前記複数の凹部には、前記コリメータ板の前記位置合わせ手段側の端部が挿入され、前記複数の凹部は、前記第２の方向に沿って、前記コリメータ板の前記端部を保持する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, a collimator plate, a scintillator that emits fluorescence when receiving radiation, and a plurality of photoelectric conversion elements that convert the fluorescence into an electrical signal are provided on the first main surface of the scintillator. The photoelectric conversion means, a light reflecting portion that partitions the scintillator for each photoelectric conversion element, and a second main surface that faces the first main surface of the scintillator are provided to face the light reflecting portion. And a lattice-shaped alignment means for aligning the position of the collimator plate with the position of the section of the scintillator, the light reflecting portion is provided in a lattice shape, and the lattice-shaped alignment means includes a first A plurality of first plate-like portions extending in a direction, and a plurality of second plate-like portions extending in a second direction intersecting the first direction. The plate-like portion and the second plate-like portion intersect each other. Each portion of each provided at a position opposite to the intersection of the light reflecting portion provided in the lattice shape, and said first plate-shaped portion, the portion where the second plate-shaped portion, intersect The first plate-like portion has a plurality of concave portions formed by projecting from the end surface of the second plate-like portion along the second plate-like portion, and the plurality of concave portions. The end of the collimator plate on the alignment means side is inserted, and the plurality of recesses hold the end of the collimator plate along the second direction. A detector 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放射線検出器と、前記Ｘ線源と前記放射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、前記放射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 radiation detector that detects X-rays emitted from the X-ray source, and the X-ray source and the radiation detector are installed. 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-rays detected by the radiation detector. An X-ray CT apparatus 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、及びＸ線ＣＴ装置が提供される。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the radiation detector and X-ray CT apparatus which can match | combine the position of a division of a scintillator and a collimator with high precision are provided.

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、本発明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。
また、図２は、図１におけるＡ−Ａ矢視断面を表すための模式断面図である。 FIG. 1 is a schematic perspective view for illustrating a radiation detector according to an embodiment of the present invention. 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.
FIG. 2 is a schematic cross-sectional view for illustrating a cross section taken along the line AA in FIG.

図１、図２に示すように、放射線検出器１は、回路基板１８、複数の光電変換素子を有する光電変換手段１２、接着層３、シンチレータ４、接着層５、位置合わせ手段２、コリメータ板１５などを備えている。なお、図中の矢印はＸ線の入射方向を示している。
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。 As shown in FIGS. 1 and 2, the radiation detector 1 includes a circuit board 18, a photoelectric conversion means 12 having a plurality of photoelectric conversion elements, an adhesive layer 3, a scintillator 4, an adhesive layer 5, an alignment means 2, and a collimator plate. 15 etc. are provided. In addition, the arrow in a figure has shown the incident direction of X-ray | X_line.
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、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、適宜選択することができる。 The scintillator 4 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, it is not necessarily limited to this and can be selected as appropriate.

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が接合されている。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。 A circuit board 18 is bonded to the surface of the photoelectric conversion means 12 opposite to 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. Further, an amplifier, an AD converter, etc. (not shown) may be provided on the circuit board 18.

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。 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.

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、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となっている。この光反射部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などであってもよいし、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。 The groove 16 between the scintillators 4 is provided with a light reflecting portion 17 made of, for example, a white plate inserted and bonded. In the present embodiment, a lattice-like light reflecting portion 17 is provided that partitions the scintillator 4 for each photoelectric conversion element provided in the photoelectric conversion means 12. The light reflecting portion 17 plays a role of suppressing optical crosstalk between the sections by performing optical separation and reflection between the sections of each scintillator 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 object. 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.

コリメータ板１５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線を吸収してこの散乱線によるクロストークを低減させる役割を果たす。コリメータ板は、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選択することができる。 The collimator plate 15 serves to control X-rays incident on each scintillator 4 and absorb scattered radiation to reduce crosstalk due to the scattered radiation. The collimator plate 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 necessarily limited to these and can be selected as appropriate.

位置合わせ手段２は、接着層５を介してシンチレータ４と接合されている。すなわち、位置合わせ手段２は接着剤を用いてシンチレータ４と接合されており、接着剤が硬化したものが接着層５となる。
また、位置合わせ手段２は、シンチレータ４の主面に光反射部１７と対向させて設けられている。そして、位置合わせ手段２によりコリメータ板１５の位置をシンチレータ４の区画の位置に合わせることができるようになっている。
また、位置合わせ手段２は、格子状に設けられた光反射部１７の交点と対向する位置にコリメータ板１５の端部を挿入する凹部２ｃ（保持部）を備えている。 The alignment means 2 is joined to the scintillator 4 via the adhesive layer 5. That is, the alignment means 2 is joined to the scintillator 4 using an adhesive, and the adhesive layer 5 is formed by curing the adhesive.
The alignment means 2 is provided on the main surface of the scintillator 4 so as to face the light reflecting portion 17. The position of the collimator plate 15 can be adjusted to the position of the section of the scintillator 4 by the alignment means 2.
Further, the alignment means 2 includes a concave portion 2c (holding portion) for inserting the end portion of the collimator plate 15 at a position facing the intersection of the light reflecting portions 17 provided in a lattice shape.

図３は、位置合わせ手段を例示するための模式斜視図である。
図３に示すように、位置合わせ手段２は、Ｙ方向に延設された複数の板状部２ａと、板状部２ａと交差するとともにＸ方向に延設された複数の板状部２ｂを備えている。そして、板状部２ａと板状部２ｂとにより格子状に形成されている。また、シンチレータ４と接合される側の位置合わせ手段２の主面においては、板状部２ｂの端面と板状部２ａの端面とが略同一平面上にある。また、シンチレータ４と接合される側に対向する側の主面においては、板状部２ｂの端面が板状部２ａの端面より突出している。 FIG. 3 is a schematic perspective view for illustrating the alignment means.
As shown in FIG. 3, the alignment means 2 includes a plurality of plate-like portions 2a extending in the Y direction and a plurality of plate-like portions 2b extending in the X direction while intersecting the plate-like portions 2a. I have. The plate-like portion 2a and the plate-like portion 2b are formed in a lattice shape. Further, on the main surface of the alignment means 2 on the side to be joined to the scintillator 4, the end surface of the plate-like portion 2b and the end surface of the plate-like portion 2a are substantially on the same plane. In addition, on the main surface on the side facing the side to be joined to the scintillator 4, the end surface of the plate-like portion 2b protrudes from the end surface of the plate-like portion 2a.

また、板状部２ａと板状部２ｂとが交差する部分においては、コリメータ板１５を保持するための保持部として凹部２ｃが設けられている。凹部２ｃの幅寸法はコリメータ板１５の厚み寸法より僅かに長いものとされ、図１に示すようにコリメータ板１５の端部を凹部２ｃに挿入できるようになっている。そして、コリメータ板１５の端部を凹部２ｃに挿入、保持させることで、コリメータ板１５と位置合わせ手段２（板状部２ａ）との位置合わせができるようになっている。 Further, at the portion where the plate-like portion 2a and the plate-like portion 2b intersect, a concave portion 2c is provided as a holding portion for holding the collimator plate 15. The width of the recess 2c is slightly longer than the thickness of the collimator plate 15, so that the end of the collimator plate 15 can be inserted into the recess 2c as shown in FIG. The collimator plate 15 and the alignment means 2 (plate-like portion 2a) can be aligned by inserting and holding the end of the collimator plate 15 in the recess 2c.

また、板状部２ａと板状部２ｂとの位置関係は、シンチレータ４同士の間の溝１６（光反射部１７）と同じ位置となるようになっている。そのため、図１に示すように溝１６（光反射部１７）の直上となる位置に板状部２ａ、板状部２ｂを重ね合わせるようにして設けることができるようになっている。また、図２に示すように溝１６（光反射部１７）の直上となる位置に板状部２ａ、板状部２ｂを重ね合わせるようにして設けることで、凹部２ｃに挿入、保持されたコリメータ板１５が溝１６（光反射部１７）の直上となる位置に位置決めされるようになっている。 Further, the positional relationship between the plate-like portion 2a and the plate-like portion 2b is set to the same position as the groove 16 (light reflecting portion 17) between the scintillators 4. Therefore, as shown in FIG. 1, the plate-like portion 2a and the plate-like portion 2b can be provided so as to overlap each other at a position directly above the groove 16 (light reflecting portion 17). Further, as shown in FIG. 2, the collimator inserted and held in the recess 2c is provided by superimposing the plate-like portion 2a and the plate-like portion 2b at a position directly above the groove 16 (light reflecting portion 17). The plate 15 is positioned at a position directly above the groove 16 (light reflecting portion 17).

位置合わせ手段２の材質は、例えば、コリメータ板１５と同じもの（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）とすることができる。そのようにすれば、位置合わせ手段２の部分においてもコリメータ板１５と同じ作用、効果を生じさせることができる。 The material of the alignment means 2 is, for example, the same as that of the collimator plate 15 (for example, W (tungsten), Mo (molybdenum), Ta (tantalum), Pb (lead), or an alloy containing at least one of these heavy metals Etc.). By doing so, the same operation and effect as the collimator plate 15 can be produced also in the position of the alignment means 2.

一方、重金属以外の材質（Ｘ線に対する遮蔽性が低い材料を含むもの）とすれば、位置合わせ手段２とシンチレータ４との位置合わせ（板状部２ａ、板状部２ｂと溝１６（光反射部１７）との位置合わせ）に誤差などが生じたとしてもその影響を抑制することができる。すなわち、板状部２ａ、板状部２ｂと溝１６（光反射部１７）との位置合わせに誤差が生じて、板状部２ａ、板状部２ｂがシンチレータ４部分にはみ出したとしても、Ｘ線がはみ出した部分を透過することができるので、その影響を抑制することができる。重金属以外の材質（Ｘ線に対する遮蔽性が低い材料を含むもの）としては、例えば、ガラス繊維強化プラスチック(GFRP;Glass Fiber Reinforced Plastics）、炭素繊維強化プラスチック（CFRP；Carbon Fiber Reinforced Plastics）などを例示することができる。 On the other hand, if a material other than heavy metal (including a material having a low shielding property against X-rays) is used, alignment between the alignment means 2 and the scintillator 4 (plate portion 2a, plate portion 2b and groove 16 (light reflection) Even if an error or the like occurs in the alignment with the portion 17), the influence can be suppressed. That is, even if an error occurs in the alignment between the plate-like portion 2a, the plate-like portion 2b, and the groove 16 (light reflecting portion 17), the plate-like portion 2a, the plate-like portion 2b protrudes into the scintillator 4 portion. Since the part which the line | wire protruded can be permeate | transmitted, the influence can be suppressed. Examples of materials other than heavy metals (including materials with low X-ray shielding properties) include glass fiber reinforced plastics (GFRP) and carbon fiber reinforced plastics (CFRP). can do.

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ことになる。 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 of each section need to be uniform, and if there are variations in characteristics, ring artifacts and the like occur in the reconstructed CT image, thereby degrading the image quality.

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とコリメータ板１５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とコリメータ板１５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 and the collimator plate 15. The photoelectric conversion means 12 outputs an electrical signal corresponding to the amount of received light. However, if the positional relationship between the scintillator 4 and the collimator plate 15 is deviated, it causes 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、シンチレータ４とコリメータ板１５との間に位置合わせ手段２を設けるようにしているので、シンチレータ４とコリメータ板１５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、特性のばらつきを抑制することができ、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。また、位置合わせ手段２が格子状となるように形成されているので、板状部２ａ、板状部２ｂと溝１６（光反射部１７）とを重ね合わせる際には、目視などで確認することができる。そのため、シンチレータ４と位置合わせ手段２との間における位置合わせ精度を高めることができるとともに、作業性、生産性をも向上させることができる。 According to the present embodiment, since the alignment means 2 is provided between the scintillator 4 and the collimator plate 15, the alignment accuracy between the scintillator 4 and the collimator plate 15 can be improved. Therefore, variation in characteristics can be suppressed, 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. Further, since the alignment means 2 is formed in a lattice shape, when the plate-like portion 2a, the plate-like portion 2b and the groove 16 (light reflecting portion 17) are overlapped, it is visually confirmed. be able to. Therefore, the alignment accuracy between the scintillator 4 and the alignment means 2 can be increased, and workability and productivity can also be improved.

また、位置合わせ手段２の材質を重金属などのＸ線を遮蔽できるものとすれば、位置合わせ手段２の部分においてもコリメータ板１５と同じ作用、効果を生じさせることができる。また、位置合わせ手段２の材質をＸ線に対する遮蔽性が低い材料を含むものとすれば、位置合わせ手段２とシンチレータ４との位置合わせ精度（板状部２ａ、板状部２ｂと溝１６（光反射部１７）との位置合わせ精度）を緩和させることができる。 Further, if the material of the alignment means 2 can shield X-rays such as heavy metals, the same operation and effect as the collimator plate 15 can be produced also in the position of the alignment means 2. Further, if the material of the alignment means 2 includes a material having a low shielding property against X-rays, the alignment accuracy between the alignment means 2 and the scintillator 4 (plate portion 2a, plate portion 2b and groove 16 ( The alignment accuracy with the light reflecting portion 17) can be relaxed.

次に、放射線検出器１の作用について例示をする。
コリメータ板１５に沿って入射するＸ線は、コリメータ板１５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、コリメータ板１５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、コリメータ板１５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。 Next, the operation of the radiation detector 1 will be illustrated.
X-rays incident along the collimator plate 15 reach the scintillator 4 through a space formed between the collimator plates 15. At this time, X-rays incident from a direction different from the direction in which the collimator plate 15 is disposed, that is, scattered X-rays are absorbed by the collimator plate 15 and do not reach the scintillator 4.

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に入射される。
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。 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.

本実施の形態に係る放射線検出器１においては、シンチレータ４とコリメータ板１５との間に位置合わせ手段２を設けているので、シンチレータ４とコリメータ板１５との位置合わせ精度を高くすることができる。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。そのため、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。 In the radiation detector 1 according to the present embodiment, since the alignment means 2 is provided between the scintillator 4 and the collimator plate 15, the alignment accuracy between the scintillator 4 and the collimator plate 15 can be increased. . Therefore, it is possible to homogenize the characteristics in each section of the scintillator 4 and improve the utilization efficiency of X-rays. Therefore, the S / N ratio can be improved and the image quality can be improved.

図４は、他の実施形態に係る放射線検出器を例示するための模式斜視図である。
本実施の形態においては、格子状に形成されたコリメータ板１５ａを備えているところが図１において例示をした放射線検出器１と異なる。すなわち、放射線検出器１ａに備えられたコリメータ板１５ａには、Ｘ方向に並設された板部１５ｂと、Ｙ方向に並設された板部１５ｃとが設けられている。そして、位置合わせ手段２を設けることで、格子状に形成されたコリメータ板１５ａとシンチレータ４との位置合わせ精度を向上させるようにしている。この場合、板部１５ｂの端部を凹部２ｃに挿入、保持させることで、コリメータ板１５ａと位置合わせ手段２（板状部２ａ）との位置合わせを行うようにしている。そのため、格子状に形成されたコリメータ板１５ａであってもシンチレータ４との位置合わせ精度を向上させることができるので、特性のばらつきを抑制することができる。また、放射線検出器１ａ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。 FIG. 4 is a schematic perspective view for illustrating a radiation detector according to another embodiment.
The present embodiment is different from the radiation detector 1 illustrated in FIG. 1 in that a collimator plate 15a formed in a lattice shape is provided. That is, the collimator plate 15a provided in the radiation detector 1a is provided with a plate portion 15b arranged in parallel in the X direction and a plate portion 15c arranged in parallel in the Y direction. Then, by providing the alignment means 2, the alignment accuracy between the collimator plate 15 a formed in a lattice shape and the scintillator 4 is improved. In this case, the collimator plate 15a is aligned with the alignment means 2 (plate-shaped portion 2a) by inserting and holding the end of the plate portion 15b in the recess 2c. Therefore, even with the collimator plate 15a formed in a lattice shape, the alignment accuracy with the scintillator 4 can be improved, so that variations in characteristics can be suppressed. Further, when the radiation detector 1a is used in an X-ray CT apparatus, the image quality of the X-ray CT image can be improved.

図５は、他の実施形態に係る放射線検出器を例示するための模式斜視図である。
本実施の形態においては、凹部２ｃを有する板状の位置合わせ手段２０を備えているところが図１において例示をした放射線検出器１と異なる。すなわち、放射線検出器１ｂには、板状の位置合わせ手段２０が備えられている。位置合わせ手段２０は、シンチレータ４同士の間の溝１６（光反射部１７）の直上に設けられており、少なくともＹ方向の２箇所に並設されている。この場合、コリメータ板１５の端部を凹部２ｃに挿入、保持させることで、コリメータ板１５と位置合わせ手段２０との位置合わせを行うようにしている。なお、位置合わせ手段２０をシンチレータ４の両端部近傍にそれぞれ１つずつ設けるようにすることが好ましい。そのようにすれば、位置合わせ手段２０同士の間を離すことができるので、コリメータ板１５の位置合わせの精度を向上させることができる。 FIG. 5 is a schematic perspective view for illustrating a radiation detector according to another embodiment.
The present embodiment is different from the radiation detector 1 illustrated in FIG. 1 in that a plate-like alignment means 20 having a recess 2c is provided. That is, the radiation detector 1b is provided with a plate-like alignment means 20. The alignment means 20 is provided immediately above the groove 16 (light reflecting portion 17) between the scintillators 4, and is arranged in parallel at least in two locations in the Y direction. In this case, the collimator plate 15 and the alignment means 20 are aligned by inserting and holding the end of the collimator plate 15 in the recess 2c. In addition, it is preferable to provide one alignment means 20 in the vicinity of both ends of the scintillator 4. By doing so, since the alignment means 20 can be separated from each other, the alignment accuracy of the collimator plate 15 can be improved.

図６は、他の実施形態に係る位置合わせ手段を例示するための模式斜視図である。
図６に示すように、位置合わせ手段２０ａには、凹部２ｃを有する板状部２０ｂが互いに離隔して設けられ、板状部２０ｂの両端面には板状部２０ｃが設けられている。すなわち、位置合わせ手段２０ａは枠状を呈している。そして、板状部２０ｂと板状部２０ｃとの位置関係は、シンチレータ４同士の間の溝１６（光反射部１７）と同じ位置になるようになっている。また、コリメータ板１５の端部を凹部２ｃに挿入、保持させることで、コリメータ板１５と位置合わせ手段２０ａとの位置合わせを行うようにしている。
本実施の形態によれば、２つの板状部２０ｂを板状部２０ｃにより連結するようにしているので、位置合わせ手段２０ａの剛性を向上させることができる。また、位置合わせ手段２０ａとシンチレータ４の溝１６（光反射部１７）との位置合わせや接着作業が容易となる。 FIG. 6 is a schematic perspective view for illustrating an alignment means according to another embodiment.
As shown in FIG. 6, the alignment means 20a is provided with plate-like portions 20b having recesses 2c spaced apart from each other, and plate-like portions 20c are provided on both end faces of the plate-like portion 20b. That is, the positioning means 20a has a frame shape. The positional relationship between the plate-like portion 20b and the plate-like portion 20c is the same position as the groove 16 (light reflecting portion 17) between the scintillators 4. Further, the collimator plate 15 is aligned with the alignment means 20a by inserting and holding the end of the collimator plate 15 in the recess 2c.
According to this embodiment, since the two plate-like portions 20b are connected by the plate-like portion 20c, the rigidity of the alignment means 20a can be improved. Further, alignment and bonding work between the alignment means 20a and the groove 16 (light reflecting portion 17) of the scintillator 4 is facilitated.

図７は、他の実施形態に係る位置合わせ手段を例示するための模式斜視図である。
図７に示すように、位置合わせ手段２２ａは、Ｙ方向に延設された複数の板状部２２ｃと、板状部２２ｃと交差するとともにＸ方向に延設された複数の板状部２２ｂを備えている。そして、板状部２２ｂと板状部２２ｃとにより枠状に形成されている。また、位置合わせ手段２２ａシンチレータ４と接合される側に対向する側の主面においては、板状部２ｂの端面が板状部２ａの端面より突出している。また、板状部２２ｂと板状部２２ｃとが交差する部分においては、コリメータ板１５を保持するための保持部として凹部２ｃが設けられている。 FIG. 7 is a schematic perspective view for illustrating an alignment means according to another embodiment.
As shown in FIG. 7, the alignment means 22a includes a plurality of plate-like portions 22c extending in the Y direction, and a plurality of plate-like portions 22b intersecting the plate-like portion 22c and extending in the X direction. I have. The plate-like portion 22b and the plate-like portion 22c are formed in a frame shape. Further, the end surface of the plate-like portion 2b protrudes from the end surface of the plate-like portion 2a on the main surface on the side facing the side to be joined to the alignment means 22a scintillator 4. Further, at the portion where the plate-like portion 22b and the plate-like portion 22c intersect, a recess 2c is provided as a holding portion for holding the collimator plate 15.

そして、本実施の形態においては、シンチレータ４と接合される側の主面において、板状部２２ｃの端面が板状部２２ｂの端面より突出している。そして、この突出している部分をシンチレータ４の溝１６に挿入することで、位置合わせ手段２２ａとシンチレータ４との位置合わせが容易にできるようになっている。この場合、光反射部１７の端面はシンチレータ４の主面より落ち込んだ位置に設けられている。
なお、板状部２２ｂの端面が板状部２２ｃの端面より突出するようにすることもできる。 And in this Embodiment, the end surface of the plate-shaped part 22c protrudes from the end surface of the plate-shaped part 22b in the main surface on the side joined with the scintillator 4. The protruding portion is inserted into the groove 16 of the scintillator 4 so that the alignment means 22a and the scintillator 4 can be easily aligned. In this case, the end surface of the light reflecting portion 17 is provided at a position that is lowered from the main surface of the scintillator 4.
Note that the end surface of the plate-like portion 22b may protrude from the end surface of the plate-like portion 22c.

次に、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させる。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（位置合わせ手段との接合面）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 a radiation detector will be 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 bonding surface between the X-ray incident surface (bonding surface with the alignment unit) and the photoelectric conversion unit 12 are polished by a polishing machine.

次に、ダイヤモンドカッター等を用いて所定の深さの溝１６を形成させる。
次に、溝１６に白色の接着剤などを充填して光反射部１７を形成させる。
次に、必要に応じてシンチレータ４（ブロック体）の主面を研磨加工して、溝１６（光反射部１７）が厚み方向を貫通するようにする。
次に、シンチレータ４と光電変換手段１２との区画を互いに合わせるようにして、透明の接着剤を用いて接合する。
なお、ブロック体を所定の長さに分断し、分断された各シンチレータ４同士の間に所定寸法の溝１６が設けられるようにして光電変換手段１２と接合するようにしてもよい。 Next, a groove 16 having a predetermined depth is formed using a diamond cutter or the like.
Next, the light reflecting portion 17 is formed by filling the groove 16 with a white adhesive or the like.
Next, the main surface of the scintillator 4 (block body) is polished as necessary so that the groove 16 (light reflecting portion 17) penetrates in the thickness direction.
Next, the scintillator 4 and the photoelectric conversion means 12 are joined to each other using a transparent adhesive so as to match each other.
The block body may be divided into a predetermined length, and the photoelectric conversion means 12 may be joined so that a groove 16 having a predetermined dimension is provided between the divided scintillators 4.

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。
次に、シンチレータ４の溝１６（光反射部１７）の直上となる位置に重ね合わせるようにして位置合わせ手段を接合する。この場合、シンチレータ４の溝１６（光反射部１７）と対向し、かつ、格子状の光反射部１７の交点と対向する位置に凹部２ｃ（保持部）が位置するように、シンチレータ４の主面に位置合わせ手段を設けるようにする。
次に、コリメータ板の端部を凹部２ｃに挿入、保持させることで、コリメータ板と位置合わせ手段、ひいてはコリメータ板とシンチレータ４との位置を合わせるとともにコリメータ板の取付を行う。
なお、後述するように、放射線検出器を２次元検出器システム１０３（図９を参照）に取り付ける際に、凹部２ｃにコリメータ板を挿入、保持させるようにしてもよい。 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.
Next, the alignment means is joined so as to overlap the position directly above the groove 16 (light reflecting portion 17) of the scintillator 4. In this case, the main scintillator 4 is positioned so that the concave portion 2c (holding portion) is located at a position facing the groove 16 (light reflecting portion 17) of the scintillator 4 and facing the intersection of the lattice-like light reflecting portion 17. An alignment means is provided on the surface.
Next, by inserting and holding the end portion of the collimator plate in the recess 2c, the collimator plate and the alignment means, and the collimator plate and the scintillator 4 are aligned, and the collimator plate is attached.
As will be described later, when the radiation detector is attached to the two-dimensional detector system 103 (see FIG. 9), a collimator plate may be inserted and held in the recess 2c.

次に、位置合わせ手段の形成についてさらに例示をする。
位置合わせ手段は、板状の部材を接着剤などで接合することにより形成させることができる。また、エッチング法などを用いて平板から格子状や枠状などの位置合わせ手段を形成させることもできる。この場合、エッチング法を用いて格子状や枠状などの位置合わせ手段を形成させるようにすれば、寸法精度の高い位置合わせ手段を容易に製造することができる。 Next, the formation of the alignment means will be further illustrated.
The alignment means can be formed by joining plate-like members with an adhesive or the like. In addition, alignment means such as a lattice shape or a frame shape can be formed from a flat plate by using an etching method or the like. In this case, if the alignment means such as a lattice shape or a frame shape is formed using an etching method, the alignment means with high dimensional accuracy can be easily manufactured.

本実施の形態によれば、シンチレータ４とコリメータ板との間に位置合わせ手段２を設けるようにしているので、シンチレータ４とコリメータ板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 between the scintillator 4 and the collimator plate, it is possible to improve the alignment accuracy between the scintillator 4 and the collimator plate and to facilitate the mounting operation. Can be achieved. 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装置について例示をする。
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, the X-ray CT apparatus according to the present embodiment will be 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では、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次元検出器システム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。 In the imaging unit 100a, the subject is exposed to X-rays, X-rays transmitted through the subject are detected, and projection data (or raw data) is acquired. The imaging means is a rotation / rotation (ROTATE) type in which an X-ray tube and a two-dimensional detector system are integrally rotated around the subject, and a plurality of detection elements are attached 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次元検出器システム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（図９を参照）を備えている。 As shown in FIG. 8, the imaging means 100a includes an X-ray tube 101, a rotating ring 102, a two-dimensional detector system 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 (see FIG. 9) 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次元検出器システム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次元検出器システム１０３には、放射線検出器が複数取り付けられている（図９を参照）。なお、放射線検出器１の取り付けに関しては後述する。 The two-dimensional detector system 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. A plurality of radiation detectors are attached to the two-dimensional detector system 103 (see FIG. 9). The attachment of the radiation detector 1 will be described later.

Ｘ線管球１０１及び２次元検出器システム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次元検出器システム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次元検出器システム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 X-ray tube 101 and the two-dimensional detector system 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 system 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 system 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 shooting 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。 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.

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 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, a three-dimensional surface image, and the like based on a command 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、２次元検出器システム１０３についてさらに例示をする。
図９は、２次元検出器システムを例示するための模式斜視図である。
図９に示すように、２次元検出器システム１０３は、円弧形状の第１のサポート部材１０３ａ、第２のサポート部材１０３ｂと、サポート部材１０３ａと第２のサポート部材１０３ｂとの間に設けられる第３のサポート部材１０３ｃ、第４のサポート部材１０３ｄと、第１のサポート部材１０３ａ・第２のサポート部材１０３ｂの内周側に設けられるカバー１０３ｅ、第１のサポート部材１０３ａ・第２のサポート部材１０３ｂの外周側に設けられる放射線検出器１と、が備えられている。 Next, the two-dimensional detector system 103 will be further illustrated.
FIG. 9 is a schematic perspective view for illustrating a two-dimensional detector system.
As shown in FIG. 9, the two-dimensional detector system 103 includes a first support member 103a having a circular arc shape, a second support member 103b, and a first support member 103b provided between the support member 103a and the second support member 103b. Three support members 103c, a fourth support member 103d, a cover 103e provided on the inner peripheral side of the first support member 103a and the second support member 103b, and a first support member 103a and a second support member 103b. And a radiation detector 1 provided on the outer peripheral side.

第１のサポート部材１０３ａおよび第２のサポート部材１０３ｂは、それぞれ円弧形状に形成されており、コリメータ板１５を挿入するための溝１０３ｇが設けられている。この溝１０３ｇは、挿入されたコリメータ板１５を含む平面内にＸ線焦点が存在するように、Ｘ線入射方向に沿って同ピッチで形成されている。第１のサポート部材１０３ａと第２のサポート部材１０３ｂとは、対応する溝１０３ｇが互いに対向するように、第３のサポート部材１０３ｃ、第４のサポート部材１０３ｄによって位置決め、固定されている。 Each of the first support member 103a and the second support member 103b is formed in an arc shape, and is provided with a groove 103g for inserting the collimator plate 15. The grooves 103g are formed at the same pitch along the X-ray incident direction so that the X-ray focal point exists in the plane including the inserted collimator plate 15. The first support member 103a and the second support member 103b are positioned and fixed by the third support member 103c and the fourth support member 103d so that the corresponding grooves 103g face each other.

カバー１０３ｅは、２次元検出器システム１０３の内周側形状（すなわち、第１のサポート部材１０３ａおよび第２のサポート部材１０３ｂの内周側形状）に対応できるように、チャンネル方向に沿って複数設けられている。また、カバー１０３ｅは、コリメータ板１５を第１のサポート部材１０３ａおよび第２のサポート部材１０３ｂの内周側から支持する。そのため、カバー１０３ｅには、コリメータ板１５の一端を挿入するための溝１０３ｉが設けられている。カバー１０３ｅには、Ｘ線に対する耐性、加工性、Ｘ線透過性、機械構造的強度が良好な材料、例えば、ポリエチレンテレフタレート、エポキシ樹脂その他のカーボンファイバー樹脂などを用いることができる。 A plurality of covers 103e are provided along the channel direction so as to correspond to the inner peripheral shape of the two-dimensional detector system 103 (that is, the inner peripheral shape of the first support member 103a and the second support member 103b). It has been. The cover 103e supports the collimator plate 15 from the inner peripheral side of the first support member 103a and the second support member 103b. Therefore, the cover 103e is provided with a groove 103i for inserting one end of the collimator plate 15. For the cover 103e, a material having good resistance to X-rays, workability, X-ray permeability, and mechanical structural strength, such as polyethylene terephthalate, epoxy resin, and other carbon fiber resins can be used.

放射線検出器１は、接着剤などで支持板１２０に接合されている。そして、放射線検出器１は、支持板１２０を介して２次元検出器システム１０３の外周側（第１のサポート部材１０３ａ及び第２のサポート部材１０３ｂの外周側）に取り付けられている。また、放射線検出器１は、２次元検出器システム１０３の外周側形状（すなわち、第１のサポート部材１０３ａ及び第２のサポート部材１０３ｂの外周側形状）に対応できるように、チャンネル方向に沿って複数設けられている。
コリメータ板１５は、図９に示すように、溝１０３ｇ、溝１０３ｉ、および放射線検出器１に設けられた位置合わせ手段２の凹部２ｃに挿入され、接着剤により接合される。そのため、コリメータ板１５は、その４辺が拘束された状態で固定されることになる。
なお、放射線検出器１を例示したが、前述した他の放射線検出器も同様にして設けることができる。また、格子状に形成されたコリメータ板１５ａも同様にして設けることができる。 The radiation detector 1 is joined to the support plate 120 with an adhesive or the like. The radiation detector 1 is attached to the outer peripheral side of the two-dimensional detector system 103 (the outer peripheral side of the first support member 103a and the second support member 103b) via the support plate 120. Further, the radiation detector 1 is arranged along the channel direction so as to correspond to the outer peripheral shape of the two-dimensional detector system 103 (that is, the outer peripheral shape of the first support member 103a and the second support member 103b). A plurality are provided.
As shown in FIG. 9, the collimator plate 15 is inserted into the groove 103g, the groove 103i, and the concave portion 2c of the alignment means 2 provided in the radiation detector 1, and joined by an adhesive. Therefore, the collimator plate 15 is fixed in a state where the four sides are constrained.
In addition, although the radiation detector 1 was illustrated, the other radiation detector mentioned above can be provided similarly. A collimator plate 15a formed in a lattice shape can be provided in the same manner.

本実施の形態に係る２次元検出器システム１０３においては、放射線検出器１に設けられた位置合わせ手段２の凹部２ｃにコリメータ板１５の一端を挿入するようにしているため、放射線検出器１のシンチレータ４とコリメータ板１５との位置合わせ精度を高くすることができる。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。そのため、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。 In the two-dimensional detector system 103 according to the present embodiment, since one end of the collimator plate 15 is inserted into the recess 2c of the alignment means 2 provided in the radiation detector 1, the radiation detector 1 The alignment accuracy between the scintillator 4 and the collimator plate 15 can be increased. Therefore, it is possible to homogenize the characteristics in each section of the scintillator 4 and improve the utilization efficiency of X-rays. Therefore, the S / N ratio can be improved and the image quality can be improved.

また、コリメータ板１５の４辺を拘束することができるため、コリメータ板１５の剛性を上げることができる。また、位置合わせ手段２の凹部２ｃにコリメータ板１５の一端を挿入するだけでシンチレータ４とコリメータ板１５との位置合わせを行うことができるので、生産性を大幅に向上させることができる。 Further, since the four sides of the collimator plate 15 can be constrained, the rigidity of the collimator plate 15 can be increased. Moreover, since the scintillator 4 and the collimator plate 15 can be aligned only by inserting one end of the collimator plate 15 into the recess 2c of the alignment means 2, productivity can be greatly improved.

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次元検出器システム１０３の放射線検出器１に到達する。
放射線検出器１には、コリメータ板１５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 system 103 provided so as to face the X-ray tube 101 across the subject.
The radiation detector 1 is provided with a collimator plate 15 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.

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１ａ、放射線検出器１ｂ、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。
また、放射線検出器、シンチレータ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。 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 1a, the radiation detector 1b, and the X-ray CT apparatus 100 are not limited to those illustrated, but may be changed as appropriate. be able to.
Moreover, the conditions regarding manufacture and processing of the radiation detector and scintillator, 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.

本発明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斜視図である。It is a model perspective view for illustrating the radiation detector concerning an embodiment of the invention. 図１におけるＡ−Ａ矢視断面を表すための模式断面図である。It is a schematic cross section for showing the AA arrow cross section in FIG. 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 an alignment means. 他の実施形態に係る放射線検出器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 radiation detector concerning other embodiments. 他の実施形態に係る放射線検出器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 radiation detector concerning other embodiments. 他の実施形態に係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 concerning other embodiments. 他の実施形態に係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 concerning other embodiments. 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. ２次元検出器システム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 two-dimensional detector system.

Explanation of symbols

１放射線検出器、１ａ放射線検出器、１ｂ放射線検出器、２位置合わせ手段、２ａ板状部、２ｂ板状部、２ｃ凹部、４シンチレータ、１２光電変換手段、１５コリメータ板、１５ａコリメータ板、１５ｂ板部、１５ｃ板部、１６溝、１７光反射部、１００Ｘ線ＣＴ装置、１００ａ撮影手段、１００ｂ処理・表示手段、１０１Ｘ線管球、１０３２次元検出器システム
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiation detector, 1a Radiation detector, 1b Radiation detector, 2 Positioning means, 2a Plate-shaped part, 2b Plate-shaped part, 2c Recessed part, 4 Scintillator, 12 Photoelectric conversion means, 15 Collimator plate, 15a Collimator plate, 15b Plate part, 15c Plate part, 16 groove, 17 Light reflection part, 100 X-ray CT apparatus, 100a Imaging means, 100b Processing / display means, 101 X-ray tube, 103 Two-dimensional detector system

Claims

A collimator plate;
A scintillator that emits fluorescence upon receiving radiation;
A plurality of photoelectric conversion elements for converting the fluorescence into an electrical signal, photoelectric conversion means provided on the first main surface of the scintillator;
A light reflecting section for partitioning the scintillator for each photoelectric conversion element;
Lattice-like alignment means provided on the second main surface facing the first main surface of the scintillator so as to oppose the light reflecting portion, and aligning the position of the collimator plate with the position of the section of the scintillator ,
With
The light reflecting portion is provided in a lattice shape,
The lattice-shaped alignment means includes a plurality of first plate-like portions extending in a first direction and a plurality of second plate portions extending in a second direction intersecting the first direction. A plate-like portion,
Each of the plurality of portions where the first plate-like portion and the second plate-like portion intersect is provided at a position facing an intersection of the light reflecting portions provided in the lattice shape, respectively.
Formed by projecting an end surface of the first plate-like portion from an end surface of the second plate-like portion at a portion where the first plate-like portion and the second plate-like portion intersect. A plurality of recessed portions formed along the second plate-shaped portion ;
An end of the collimator plate on the alignment means side is inserted into the plurality of recesses,
The plurality of recesses hold the end of the collimator plate along the second direction .

Before SL on both end surfaces of the plurality of first plate-shaped portion, the radiation detector according to claim 1 Symbol mounting, characterized in that, said second plate-shaped portion is provided.

The alignment means, the radiation detector according to claim 1 or 2, characterized in that it comprises glass fiber reinforced plastic, and at least one of carbon fiber reinforced plastic.

It said alignment means, tungsten, molybdenum, tantalum, lead, and at least an alloy containing one of these, consisting comprise at least one selected from the group, according to claim 1 or 2, characterized in Radiation detector.

An X-ray source;
The radiation 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 radiation detector are installed and rotated around a subject;
A reconstruction device that reconstructs a tomographic image of the subject based on the intensity of X-rays detected by the radiation detector;
An X-ray CT apparatus comprising: