WO2016059830A1 - 放射線検出器、放射線撮像装置、コンピュータ断層撮影装置および放射線検出方法 - Google Patents

放射線検出器、放射線撮像装置、コンピュータ断層撮影装置および放射線検出方法 Download PDF

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高橋　勲
横井　一磨
栄治 茂呂
上野　雄一郎
康隆 昆野
史人 渡辺
小嶋　進一
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株式会社 日立メディコ
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    • H01L31/10—Semiconductor devices sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof in which radiation controls flow of current through the device, e.g. photoresistors characterised by potential barriers, e.g. phototransistors
    • H01L31/115—Devices sensitive to very short wavelength, e.g. X-rays, gamma-rays or corpuscular radiation

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detector, a radiation imaging apparatus, a computed tomography apparatus, and a radiation detection method.
  • Patent Documents 1 and 2 disclose detectors provided with sub-pixels having different sizes.
  • the detector In the pulse mode, there is a problem that the detector is saturated when the incidence rate of radiation is high.
  • the above document discloses one provided with a small square subpixel at the center of a square pixel and one provided with a small rectangular subpixel at the end of the square pixel. .
  • the number of subpixels is the main factor in consideration of the fact that increasing the number of subpixels results in mounting and cost difficulties due to miniaturization and increased processing circuit density.
  • the cases 2 and 3 have been studied.
  • the inventors have reached the following issues.
  • the smallest subpixel In order not to saturate the detector even when the incidence rate is high, the smallest subpixel needs to be sufficiently small.
  • it is necessary to prevent the area difference between pixels from becoming too large.
  • the size of the pixel itself In order to measure with high accuracy even when the number of incidents is low, the size of the pixel itself cannot be made too small.
  • an error is likely to occur or the influence of the shadow of the collimator is increased.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide a radiation detector capable of performing radiation measurement with high accuracy in a wide incidence rate region.
  • the radiation detector of the present invention is configured by arranging a plurality of planar pixels for detecting radiation, and each of the pixels has at least two sub-areas having different effective areas.
  • the sub-pixels are divided into pixels, and the sub-pixels are removed from the pixels in the descending order of effective area by an arbitrary number smaller than the number of sub-pixels that divide the pixels.
  • the pixel is divided so that the center of gravity is the same as that of the pixel and the length of each side is located in the half of the similar shape region of the pixel.
  • the present invention it is possible to advantageously provide a radiation detector capable of accurately performing radiation measurement in a wide incidence rate region, and further a CT using the radiation detector in terms of mounting and cost.
  • the total amount of electrical signals generated during a certain time span, for example, 1 millisecond, is a measured value, and each X-ray photon is not decomposed. Therefore, for example, when one X-ray photon with an energy of 100 keV is detected and when two X-ray photons with an energy of 50 keV are detected, the same measurement result is obtained.
  • the major problem is that the incidence rate of X-ray photons is extremely high.
  • X-ray photons on the order of 10 9 (10 9 cps / mm 2 ) per second per square millimeter of the detector may be detected.
  • the typical detector pixel size in CT is on the order of 1 mm square, for example, if the detector system takes 50 nanoseconds to process the signal of one X-ray photon.
  • signal processing dozens of other X-ray photon signals are received, or two or more X-ray photon signals are mistaken as one X-ray photon signal, and signal processing is performed. (So-called pile-up). This is a state in which the detector is saturated. When the detector is saturated, X-ray photons cannot be counted correctly, and energy information cannot be obtained correctly.
  • One method is a method in which one pixel is divided into a plurality of smaller subpixels, and an independent signal processing circuit is connected to each subpixel. For example, if a 1 mm square pixel is divided into 16 subpixels of 0.25 mm square, the count rate characteristic can be expected to be simply improved by 16 times. If the number of divisions is increased, the count rate characteristics per area will be improved by that amount. However, since the detector is miniaturized and the density of the signal processing circuit is increased, excessive division is accompanied by difficulty in mounting and cost. It will be.
  • Patent Documents 1 and 2 disclose a method of providing subpixels having different sizes. In the region where the incidence rate is low, X-ray photons are counted in all subpixels. In a region with a high incidence rate, subpixels with a large area are saturated, but subpixels with a small area can continue to be counted, so X-ray counting is possible even with a higher incidence rate.
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 disclose a method as shown in FIGS. 1A to 1D as a state of division into sub-pixels having different areas.
  • FIG. 1A shows a division method into subpixels disclosed in FIG. 5A of Patent Document 1 and FIG. 19 of Patent Document 2.
  • Patent Document 1 discloses that the centroids of two subpixels may be the same. In this case, it is taught that the symmetry is good and useful for rebinning. Further, Patent Document 2 teaches that it is believed that the arrangement of small subpixels in the center is less likely to cause crosstalk between subpixels.
  • FIG. 1B shows a division method into sub-pixels disclosed in FIG. Patent Document 1 discloses that the centroids of two subpixels may be different.
  • the smallest subpixel 22 is located near the outer periphery of the pixel.
  • the incidence rate increases, subpixels with a large area saturate and cannot be counted, and only the smallest subpixel 22 counts X-ray photons in the region with the highest incidence rate. That is, only the X-ray photons that have arrived near the outer periphery of the pixel are detected. In this case, the following problem occurs.
  • the collimator shadow may be applied to the sub-pixel 22 when the production accuracy of the collimator is not ideal. Since the sub-pixel 22 having a small area is located in the periphery that is susceptible to the influence of shadows, it can be considered that the count of X-ray photons is greatly affected. In this case, image quality is also deteriorated.
  • a problem occurs only by dividing a pixel into two or three subpixels.
  • the size of the pixel 20 is not so large in order to accurately count even in a low incidence rate region. I can't make it smaller.
  • the area of the smallest subpixel 22 in FIG. the area ratio with the largest sub-pixel 21 becomes large, and the number of X-ray photons to be counted greatly differs for each sub-pixel.
  • X-ray photons are counted by the subpixels 21 and 22 at a low incidence rate, but when the incidence rate gradually increases and the maximum subpixel 21 is saturated, the area of the detector that contributes to the X-ray photon count is reduced. It decreases rapidly, the accuracy of counting rapidly deteriorates, the statistical error increases discontinuously, and adversely affects image quality. That is, in order to suppress the adverse effect on the image quality, it is necessary to make the size of one pixel sufficiently large, make the smallest subpixel sufficiently small, and prevent the area difference of each subpixel from becoming too large. For this purpose, the number of subpixels must be increased to some extent, and at least the number of subpixels is four or more.
  • CT a schematic diagram of CT 100 using a plurality of radiation detectors 150 using the present invention is shown in FIG.
  • the subject 200 lies on the bed 140 and is arranged near the center of the apparatus from an opening near the center of the gantry 110.
  • An X-ray tube is preferably used as the X-ray source 120, and an X-ray photon 130 is emitted from the X-ray tube, and a part of the X-ray photon is absorbed by the subject 200 according to the substance distribution in the body. Some of them pass through the subject 200 and are detected by a plurality of radiation detectors 150.
  • the detected X-ray photons are counted by the signal processing circuit 160 in the pulse mode.
  • the counting here includes not only counting the detected X-ray photons but also acquiring energy information.
  • the X-ray source 120 and the plurality of radiation detectors 150 acquire data while rotating around the subject 200.
  • the speed of rotation is typically 1 to 4 revolutions per second.
  • the time for accumulating data for acquiring projection data (one view) from one direction is typically on the order of 0.1 to 1 millisecond.
  • a method in which the X-ray source 120 covering the entire subject 200 and the plurality of radiation detectors 150 rotate around the subject 200 as in this embodiment may be referred to as a third generation CT.
  • the present invention can also be applied to other CTs.
  • the plurality of radiation detectors 150 are arranged so that the pitch is shifted by 1/4 pixel with respect to the center of rotation when the detector is at a position of 0 degrees and when the detector is at a position of 180 degrees. (So-called quarter offset).
  • the rotation operation of the X-ray source 120, the emission of the X-ray photon 130, the movement of the bed 140, and the like are controlled by signals from the CT controller 170.
  • the control device 170 also serves to process a signal from the signal processing circuit 160 and transfer it to the computer 180.
  • the computer 180 reconstructs a tomographic image based on the obtained projection data group from each direction.
  • the tomographic image is finally output from the output device 191 and used for diagnosis.
  • Parameters necessary for data collection such as the value of voltage applied to the X-ray tube from a high-voltage power supply (not shown), the tube current, the rotational speed of the X-ray source 120, and the like are input from the input device 192.
  • the state can be confirmed from the output device 191.
  • FIG. 1 A state of the plurality of radiation detectors 150 is shown in FIG.
  • the pixel 20 as one unit of the radiation detector is arranged in a two-dimensional manner.
  • the number of pixels is, for example, 892 in the longitudinal direction and 64 in the lateral direction.
  • the pixels 20 are depicted as being approximately curvedly arranged, but generally the pixel surface is often a flat surface with no curvature, so that the detectors are arranged in a polygonal shape.
  • X-ray photons 130 that have passed through the subject 200 enter each pixel 20 and are counted.
  • a collimator (not shown) is disposed in front of the pixel 20 for the purpose of removing X-ray photons scattered by the subject 200.
  • This collimator may be a two-dimensional rectangular collimator whose pitch and shape coincide with those of the pixels 20 or a one-dimensional slit collimator.
  • FIG. 4 is a conceptual diagram when one pixel 20 is viewed from the direction in which X-ray photons are incident.
  • the size of the pixel 20 is 1 mm square, and is divided into 16 sub-pixels.
  • the detector material can be a scintillator (indirect radiation detection material) optically coupled with an optical device, but it is easy to microfabricate and can directly read electrical signals. It is preferable to use a direct radiation detection material such as cadmium, zinc cadmium telluride, thallium bromide, mercury iodide, and the like.
  • the 16 sub-pixels have various effective areas, and those having a large effective area are arranged on the outer peripheral side of the pixel 20 and are arranged so as to fill small and medium sub-pixels in the gaps.
  • the larger subpixels are arranged on the outer periphery, and the smaller subpixels are arranged on the inner periphery. This means that this arrangement is not strict, and consideration is given to filling the pixel 20 with sub-pixels without a large gap.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of the pixel 20 when the direct radiation detection material 40 is used as the material of the detector.
  • the thickness of the direct radiation detection material 40 is preferably about 0.5 mm to 3 mm.
  • a common electrode 41 that covers the entire pixel is formed on the upper surface of the direct radiation detection material that is the incident surface of the X-ray photon 130.
  • a voltage of ⁇ 600 V, for example, is applied to the common electrode 41 by a high voltage power source (not shown).
  • sub-pixel electrodes 42 are formed on the lower surface for each sub-pixel, and further, individual channels 165 of the signal processing circuit are connected to the respective sub-pixel electrodes 42 to read out signals and to acquire energy information. Photon counting is performed.
  • the X-ray photons are not attenuated in the common electrode 41 and the sub-pixel electrode 42, it is known that these electrodes are sufficiently thinner than the direct radiation detection material 40 and can have a thickness of 1 micrometer or less. ing.
  • areas corresponding to the subpixel electrodes 42 form the respective subpixels 23 in the direct radiation detection material 40.
  • the subpixel boundary as depicted in FIG. 4 is not physically visible when viewed from the top surface of the pixel 20.
  • the radiation detector is divided into sub-pixels.
  • the saturated sub-pixel data is removed, and only the non-saturated sub-pixel data is collected. Can be the output of the pixel.
  • the signal processing circuit 160 can be provided with a mechanism for detecting saturation, and data output from the saturated subpixel can be suppressed in real time. In this case, since the amount of data transferred to the computer 180 is reduced, the burden of data transfer is reduced.
  • the incidence rate of each pixel in each view can be predicted, and data output from a saturated sub-pixel can be suppressed.
  • the incidence rate of each pixel in each view is predicted based on the height and weight of the subject 200 input from the input device 192, and data output from the saturated sub-pixel is suppressed. Can do.
  • the smallest sub-pixel 22 is 0.05 mm square. Smaller subpixel sizes can accommodate higher incidence rates. However, in order to perform a desirable operation as a radiation detector, it is necessary to maintain an outer periphery-to-area ratio of a certain level or less for the following reason, and the subpixel cannot be made as small as possible.
  • the detector detects an X-ray photon, high-energy primary electrons are generated in the pixel 20, and secondary carriers are generated by ionizing the surroundings while moving. The travel distance of the primary electrons is finite and can escape to the adjacent subpixel. Also, characteristic X-rays that may be generated with primary electrons can also escape to the adjacent subpixel.
  • the so-called crosstalk effect becomes prominent, and the counting accuracy deteriorates. This is the reason why it is necessary to maintain a certain ratio of the outer circumference to the area.
  • the effective area of the subpixel is 0.05 mm square, even if the X-ray photon has an incidence rate of 10 9 cps / mm 2 , the subpixel count rate is 2.5 ⁇ 10 6 cps. If the signal processing circuit has a response time of 50 nanoseconds and is multiplied by the detection efficiency (for example, 99%), counting can be performed without saturation.
  • the radiation detector of the present embodiment has variations in the size of the subpixels and effectively arranges them, so that it can cope with a high incidence rate while suppressing the number of subpixel divisions to 16. It has become.
  • the shape that gives the minimum perimeter pair area is a circle, but it is impossible to fill the pixel with circular sub-pixels. Therefore, the shape of the subpixel is desirably a square or a rectangle having an aspect ratio close to 1, and preferably has a substantial shape from the same viewpoint.
  • the solid shape means a shape having no hollow portion or concave portion such as a donut shape.
  • all of the 16 subpixels are square or rectangular and have a solid shape, and the aspect ratio is 0.5 or more and 2 or less.
  • the movement locus 52 of the center of gravity of the subpixels contributing to data acquisition is as shown in FIG. 7B.
  • the center of gravity of the sub-pixel that is not saturated and contributes to data acquisition remains in the region 30 near the center of the pixel 20. This is partly because the outer periphery of the pixel 20 is occupied by six subpixels from the largest, and the ten subpixels from the smallest do not share sides with the pixel 20. Since the center of gravity of the sub-pixel that contributes to data acquisition is near the center, it is possible to acquire more representative values in the pixel as transmission data for X-ray photons than when it is near the outer periphery. There is also a positive effect from the viewpoint of spatial resolution and artifact reduction.
  • the centroid of the subpixel contributing to data acquisition is preferably closer to the centroid of the pixel, but considering that the effective sampling density is doubled by the quarter offset method, the subpixel contributing to data acquisition It is desirable that the center of gravity always stays within a similar shape region that is at least as large as the original pixel and has a size (the length of each side) that is half that of the original pixel.
  • the position of the center of gravity of the sub-pixel that contributes to data acquisition is known, rebinning and correction processing in the tomographic image reconstruction processing are performed in consideration of this.
  • the division is performed so that sampling is not performed such that the reconstruction process is limited due to the difference in the centroid position of the subpixels.
  • the center of gravity of the sub-pixels contributing to data acquisition is near the center of the pixel, the sub-pixels are less likely to be a shadow of the collimator, and the image quality is less likely to be adversely affected.
  • Statistic error is given as a typical factor that determines the accuracy of X-ray photon counting.
  • the statistical error is 10% obtained by dividing 10 which is the square root of 100 by the original 100.
  • the saturation of a certain subpixel causes the total area of the subpixels contributing to data acquisition to decrease discontinuously, and the statistical error increases discontinuously. From the viewpoint of image quality, it can be said that sub-pixel division is desirable so that the statistical error does not vary greatly depending on the incidence rate.
  • the i + 1th smallest subpixel is saturated at a certain incidence rate, and only i subpixels contribute to data acquisition, and the incidence rate is further increased to increase the ith smallest subpixel. It is only necessary that the statistical error of the entire pixel, that is, the count or the count rate is the same in a situation where the pixel is saturated and only i ⁇ 1 subpixels contribute to data acquisition. However, i> k + 1.
  • Equation (2) n .
  • ⁇ can be obtained using Equation (3) for an arbitrary k.
  • FIG. 8 shows a schematic diagram of the ratio of the standard deviation of the count with respect to the incidence rate for the radiation detector in the present embodiment shown in FIG.
  • the incidence rate increases, there are a plurality of points where the standard deviation increases discontinuously. These are discontinuous points due to the saturation of the subpixels.
  • the increase in standard deviation at these discontinuities is suppressed and a substantially constant behavior is realized in a wide incidence rate region.
  • Patent Document 1 the ratio of the area when dividing into four or more sub-pixels is taught that “it can be in the range of about 1: 4: 8 to about 2: 4: 8”. Yes.
  • the sum of the effective area of subpixels may not exactly match the geometric area of the pixel.
  • the effective area of the subpixel is a value obtained by dividing the count rate of the subpixel by the incidence rate of X-ray photons per unit area and the detection efficiency.
  • there is a gap serving as a sub-pixel boundary between the sub-pixel electrodes 42 and there is a possibility that X-ray photons incident thereon may not be counted correctly.
  • a factor is that X-ray photons incident near the edge of the pixel may not be counted correctly due to the crosstalk effect.
  • the geometric area of the subpixel electrode may not exactly match the effective area of the subpixel, but the effect is small and does not affect the gist of the present embodiment.
  • detection of X-ray photons has been described.
  • the present invention can also be applied to gamma-ray photons, ultraviolet photons, and charged particle beam detectors.
  • application examples to whole body CT have been described, but for dental CT, CT for non-human subjects, imaging devices using X-rays for homeland security, nuclear medicine diagnostic devices such as SPECT / PET, etc. It can also be applied to.
  • the sub-pixel division is performed by providing the common electrode on the upper surface of the direct radiation detection material and the sub-pixel electrode on the lower surface, but the common electrode is not provided, and the upper surface is also provided for each sub-pixel. May be provided.
  • adjacent radiation detector pixels 20 may share a common electrode on the upper surface, or may have electrodes individually.
  • a detector material not a direct radiation detection material but a scintillator (indirect radiation detection material) optically coupled to an optical device can be used.
  • a scintillator whose periphery is covered with a light shielding agent may be provided for each subpixel, or a method of generating a microcrack by a laser between subpixels for one scintillator.
  • Sub-pixel division may be performed.
  • a photomultiplier tube (PMT), a photodiode (PD), an avalanche photodiode (APD), a silicon photomultiplier tube (SiPM), or the like can be used.
  • the signal from each subpixel is processed by the individual channel 165 of the signal processing circuit.
  • the signals from a plurality of subpixels can be connected to the channel of one signal processing circuit.
  • a simple switch may be provided.
  • multiple subpixels can be effectively integrated into one large subpixel, and the influence of crosstalk can be suppressed in a region where the incidence rate is low, and the number of channels of the signal processing circuit to be used Can be reduced.
  • the radiation detector of this embodiment can be arranged in a plurality of layers in a direction parallel to the incident direction of radiation. Thereby, the radiation which permeate

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Abstract

平板状のピクセル（２０）は、放射線検出器を構成する一単位であり、それぞれが４つ以上のサブピクセル（２１）に分割されて構成される。その場合、各ピクセル（２０）は、自身からサブピクセル（２１）が実効面積の大きい順に所定の数だけ除去されても、残ったサブピクセル（２１）全体の実効面積の重心（５１）が、ピクセル（２０）と重心（５０）が同じで各辺の長さがピクセル（２０）の半分の相似形領域（３０）の内部に位置するように分割される。

Description

放射線検出器、放射線撮像装置、コンピュータ断層撮影装置および放射線検出方法
　本発明は、放射線検出器、放射線撮像装置、コンピュータ断層撮影装置および放射線検出方法に関する。
　近年、放射線検出器をパルスモードで運用する、すなわち放射線の一つ一つを分解して検出することで、より高精度の装置を実現しようという動きが活発である。この動きに関し、大きさの異なるサブピクセルを設けた検出器が特許文献１や特許文献２に開示されている。
特表２０１１－５０３５３５号公報 特許５２１５７２２号公報
　パルスモードでは、放射線の入射率が高い場合に検出器が飽和してしまう問題がある。この問題に対処するため、上記文献には、正方形のピクセルの中央に小型の正方形のサブピクセルを設けたものや、正方形のピクセルの端に小さな矩形のサブピクセルと設けたものが開示されている。サブピクセル数を増やすと、検出器が微細化や処理回路の密度増から実装上やコスト上の困難を伴うことになるという事情を考慮してか、上記のどの例においてもサブピクセル数は主に２または３の場合について検討がなされている。
　この現状に対し発明者らは以下の課題にたどり着いた。入射率が高い場合にも検出器を飽和させないためには、最小のサブピクセルは十分小さくする必要がある。ただし、計測精度の劣化を抑えるためにはピクセル間の面積差は大きくなりすぎないようにする必要がある。一方で、入射数が低い場合でも精度よく計測するためには、ピクセル自体のサイズはあまり小さくできない。また、小さいサブピクセルがピクセルの端に位置すると誤差が生じやすくなったりコリメータの影による影響が大きくなったりしてしまう。
　本発明は以上の課題に鑑みてなされたものであり、幅広い入射率領域において精度よく放射線計測を実施することができる放射線検出器を提供することを目的とする。
　前記した目的を達成するため、本発明の放射線検出器は、放射線を検出する平板状のピクセルが複数配置されて構成され、前記ピクセルは、それぞれ少なくとも２つが異なる実効面積を持つ４つ以上のサブピクセルに分割され、前記サブピクセルは、前記ピクセルから実効面積の大きい順に、前記ピクセルを分割するサブピクセルの数よりも小さい任意の数だけ除去されても、残ったサブピクセルの全体の実効面積の重心が、前記ピクセルと重心が同じで各辺の長さが前記ピクセルの半分の相似形領域の内部に位置するように、前記ピクセルを分割したものであることを特徴とする。
　本発明によれば、幅広い入射率領域において精度よく放射線計測を実施することのできる放射線検出器、さらにこれを用いたＣＴを実装上やコスト上有利に提供することができる。
先行例による放射線検出器のサブピクセル分割の様子を示す模式図。 本発明の実施形態の放射線検出器を用いたＣＴの模式図。 本発明の実施形態の放射線検出器が複数配置された模式図。 本発明の実施形態の放射線検出器の模式図（正視図）。 本発明の実施形態の放射線検出器の模式図（断面図）。 本発明の実施形態の放射線検出器の模式図（正視図）。 本発明の実施形態の放射線検出器におけるサブピクセルの重心位置を示した模式図。 本発明の実施形態の放射線検出器における入射率に対する計数の標準偏差を示した模式図。
　本発明の実施の形態について説明する前に、本発明の技術的意義等について説明する。なお、本願では放射線検出器の適用先として、Ｘ線を利用した医療用の診断装置とした例を中心に説明する。
　（本発明の技術的意義等の説明）
一般に、Ｘ線を利用した医療用の診断装置、例えばコンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）では、Ｘ線源から発生させたＸ線を被検体に照射し、このＸ線を放射線検出器で検出する。これにより、Ｘ線が被検体によってどのくらいの減衰を受けたかの情報を得ることで、被検体の体内の様子を画像化し、診断に供する。
　現在用いられている典型的な全身用ＣＴでは、高電圧を印加したＸ線管からＸ線を発生させ、被検体を透過したＸ線をシンチレータで検出している。なお、被検体で散乱されたＸ線を検出してしまうと望ましくない信号となるので、Ｘ線管側から見てシンチレータの手前にはコリメータを配置し、散乱されたＸ線を遮断するのが一般的である。シンチレータで検出されたＸ線は蛍光に変換され、この蛍光が例えばフォトダイオードなどの光デバイスに読み出されて電気信号として出力される。この検出器系は、いわゆる電流モード（あるいは積分モード）で運用されている。すなわち、ある時間スパン、例えば１ミリ秒の間に発生した電気信号の総量が計測値となっており、Ｘ線フォトンの一つ一つは分解されない。よって、例えばエネルギー１００ｋｅＶのＸ線フォトンが一つ検出された場合と、エネルギー５０ｋｅＶのＸ線フォトンが二つ検出された場合は、同一の計測結果がもたらされる。
　近年、検出器系を電流モードではなくパルスモードで運用する、すなわちＸ線フォトンの一つ一つを分解して検出することで、より高精度の診断装置を実現しようという動きが活発である。それぞれのＸ線フォトンを分解して検出することで、従来のＣＴでは得られなかったＸ線フォトンのエネルギー情報を得ることができる。これにより、従来のＣＴでは実現できなかった物質弁別や低被曝化が可能となるのではないかと期待されている。
　ＣＴの検出器をパルスモードで運用しようとした場合に、大きな問題となるのはＸ線フォトンの入射率が極めて高いことである。通常の全身用ＣＴでは、最大で検出器１平方ミリメートルあたり毎秒１０9（１０9ｃｐｓ／ｍｍ2）のオーダーのＸ線フォトンが検出されることがある。ＣＴでの典型的な検出器ピクセルのサイズは１ミリ四方のオーダーであり、例えば検出器系が一つのＸ線フォトンの信号を処理するのに５０ナノ秒を要するとすると、あるＸ線フォトンの信号処理を実施している最中に別のＸ線フォトンの信号が何十個も来てしまったり、二つ以上のＸ線フォトンの信号を一つのＸ線フォトンの信号と誤認して信号処理をしてしまったりする（いわゆるパイルアップ）。これは検出器が飽和を起こしている状態であり、検出器が飽和してしまうと、Ｘ線フォトンを正しく計数することができず、またエネルギー情報も正しく得られない。
　この「検出器の高入射率対応」という問題に対応するために、いくつかの手法が存在する。
　一つの手法は、１ピクセルを複数のより小さいサブピクセルに分割し、各サブピクセルに独立の信号処理回路を接続する手法である。例えば１ミリ四方のピクセルを０．２５ミリ四方のサブピクセルに１６分割すれば、計数率特性は単純に１６倍の改善が期待できる。分割数を増やせばその分だけ面積当たりの計数率特性は改善するが、検出器が微細化し、信号処理回路の密度も増えていくことから、過度の分割は実装上やコスト上の困難を伴うことになる。
　分割数を抑えつつ高入射率に対応する手法として、特許文献１や特許文献２には大きさの異なるサブピクセルを設ける手法が開示されている。入射率が低い領域では全てのサブピクセルでＸ線フォトンを計数する。入射率が高い領域になると、面積の広いサブピクセルは飽和してしまうが、面積の狭いサブピクセルは引き続き計数が可能であるため、より高い入射率でもＸ線計数が可能となる。
　特許文献１および特許文献２では、面積の異なるサブピクセルへの分割の様子として、図１（ａ）から図１（ｄ）に示すような手法が開示されている。図１（ａ）は、特許文献１の図５Ａおよび特許文献２の図１９に開示されているサブピクセルへの分割法である。特許文献１では２つのサブピクセルの重心が同じであっても良いことが開示されている。この場合は対称性が良く、再ビン化に有益であると教えている。また、特許文献２は、小さいサブピクセルを中央に配置した方がサブピクセル間のクロストークが少ないと信じられていると教えている。図１（ｂ）は、特許文献１の図５Ｂに開示されているサブピクセルへの分割法である。特許文献１では、２つのサブピクセルの重心が異なっていても良いことが開示されている。この場合、製造が図１（ａ）に比べて容易であると教えている。図１（ｃ）は、特許文献２の図１８に開示されているサブピクセルへの分割法である。図１（ｄ）は、特許文献１の図３に開示されているサブピクセルへの分割法であり、３サブピクセルへの分割の様子を示している。
　しかし、図１（ｂ）（ｃ）（ｄ）に示されたサブピクセル分割を実施した場合、最小のサブピクセル２２がピクセルの外周付近に位置している。入射率が上がると、面積の大きなサブピクセルから飽和して計数ができなくなっていき、最も入射率が高い領域では最小のサブピクセル２２のみがＸ線フォトンを計数する状況となる。すなわち、ピクセルの外周付近に到来したＸ線フォトンのみが検出されることになるが、この場合は以下のような問題が発生する。一つは、サンプリングの問題である。ＣＴでは被検体の周りを回転してデータ収集を実施するが、検出器が０度の位置にあるときと１８０度の位置にあるときとで、回転中心に対して１／４ピクセルだけズレるように検出器を配置することによって実効的なサンプリング間隔の微細化を実現する手法が知られている（いわゆるクォーターオフセット法）。しかし、図１（ｂ）（ｃ）（ｄ）のサブピクセル分割法では、最も入射率が高い領域でピクセル外周の信号のみを検出してしまうことから、サンプリングに誤差を生じさせ、画質の劣化を招く。また、Ｘ線管の焦点を僅かに移動させながらデータを取得することで実効的なサンプリング間隔の微細化を実現する手法も知られており（いわゆるフライングフォーカス法）、この場合においても同様に画質の劣化を招く。もう一つは、コリメータの影による影響である。コリメータは１ピクセル全体の周囲を取り囲むように設置されるが、コリメータの製作精度が理想的でない場合、コリメータの影がサブピクセル２２にかかってしまうことがある。面積が小さいサブピクセル２２が影の影響を受けやすい周囲に位置することから、Ｘ線フォトンの計数に大きな影響が出てしまうことが考えられ、この場合も画質の劣化を招く。
　また実際には、ピクセルを２つあるいは３つのサブピクセルに分割するだけでは問題が発生する。診断に供するのに足る画質を保つためには、充分な数のＸ線フォトンを検出する必要があることから、入射率が低い領域でも精度よく計数を実施するために、ピクセル２０のサイズはあまり小さくできない。一方、充分に高い入射率まで検出器を飽和させることなく対応するためには、例えば図１（ａ）において最小のサブピクセル２２の面積を充分に小さくとる必要がある。すると、最大のサブピクセル２１との面積比が大きくなり、計数されるＸ線フォトンの数がサブピクセルごとに大きく異なることになる。この場合、低い入射率ではサブピクセル２１および２２でＸ線フォトンを計数するが、徐々に入射率が上がり、最大のサブピクセル２１が飽和すると、Ｘ線フォトンの計数に寄与する検出器の面積が急激に小さくなり、計数の精度が急激に劣化し、統計誤差が不連続に急激に増加し、画質に悪影響を及ぼす。すなわち画質への悪影響を抑えるためには、１ピクセルのサイズを充分な大きさとし、最小のサブピクセルを十分小さくし、かつ、各サブピクセルの面積差が大きくなりすぎないようにする必要がある。そのためにはサブピクセル数はある程度多くせざるを得ず、少なくともサブピクセル数は４以上になる。
　以下、本発明の実施の形態について、図表を参照して説明する。
　（ＣＴ）
　実施例として、本発明を利用した複数の放射線検出器１５０を用いたＣＴ１００の模式図を図２に示す。被検体２００は、寝台１４０の上に横たわり、ガントリ１１０の中央付近にある開口部より装置中央付近に配置される。Ｘ線源１２０としてはＸ線管を用いるのが好適であり、Ｘ線管からはＸ線フォトン１３０が放出され、これの一部は被検体２００によって体内の物質分布に応じて吸収され、また一部は被検体２００を透過して複数の放射線検出器１５０で検出される。検出されたＸ線フォトンは、パルスモードで信号処理回路１６０によって計数される。なお、ここでいう計数とは、検出したＸ線フォトンを数えることに加え、エネルギー情報を取得することも含んでいる。
　ＣＴでは全方向からのデータを取得することが一般的であるので、Ｘ線源１２０および複数の放射線検出器１５０は被検体２００の周囲を回転しながらデータを取得する。回転の速度は典型的には毎秒１～４回転である。また、ある一つの方向からの投影データ（１ビュー）を取得するのにデータを蓄積する時間は典型的に０．１～１ミリ秒のオーダーである。本実施例のように、被検体２００全体をカバーするＸ線源１２０と複数の放射線検出器１５０が共に被検体２００の周囲を回転する方式は第３世代のＣＴと呼ばれることがあるが、他のＣＴにも本発明は適用できる。
　なお、複数の放射線検出器１５０は、検出器が０度の位置にある場合と、１８０度の位置にある時とで、回転中心に対して１／４ピクセルだけピッチがずれるように配置されている（いわゆるクォーターオフセット）。
　前記したＸ線源１２０の回転動作やＸ線フォトン１３０の出射、寝台１４０の移動その他は、ＣＴの制御装置１７０からの信号によって制御される。また、制御装置１７０は、信号処理回路１６０からの信号を処理してコンピュータ１８０に転送する役割も果たしている。
　コンピュータ１８０は、得られた各方向からの投影データ群を元にして断層画像の再構成を実施する。断層像は、最終的には出力装置１９１から出力され、診断に供せられる。なお、データ収集に必要なパラメータ、例えば高圧電源（図示せず）からＸ線管に印加する電圧の値や管電流、前記したＸ線源１２０の回転動作の速度などは、入力装置１９２から入力し、またその様子を出力装置１９１から確認可能となっている。
　（放射線検出器構成）
　複数の放射線検出器１５０の様子を図３に示す。放射線検出器の一単位であるピクセル２０が２次元状に配置された構成となっている。ピクセルの数は、例えば長手方向に８９２、短手方向に６４である。図３ではピクセル２０が近似的に曲面状に配置されているように描写されているが、一般にはピクセル表面は曲率の無い平面であることが多いので、検出器の配置は多角形状になることもある。それぞれのピクセル２０には、被検体２００を透過したＸ線フォトン１３０が入射し、計数される。なお、被検体２００で散乱されたＸ線フォトンを除去する目的で、ピクセル２０の手前にはコリメータ（図示せず）が配置されている。このコリメータは、ピクセル２０とピッチおよび形状が一致するような二次元矩形コリメータであっても良いし、一次元のスリットコリメータであっても良い。
　図４は１つのピクセル２０をＸ線フォトンが入射する方向から見た場合の概念図である。ピクセル２０のサイズは１ミリ四方であり、１６のサブピクセルに分割している。検出器の素材としては、シンチレータ（間接型放射線検出素材）に光デバイスを光学結合したものを使用することも可能であるが、微細加工が容易であり、直接電気信号を読み出すことができるテルル化カドミウム、テルル化亜鉛カドミウム、臭化タリウム、沃化水銀などの直接型放射線検出素材を使用する方が好適である。
　１６のサブピクセルは様々な実効面積を有しており、実効面積の大きなものがピクセル２０の外周側に配置され、その隙間に中小のサブピクセルを埋めるように配置されている。おおよそ、大きなサブピクセルほど外周に、小さなサブピクセルほど内周に配置されている。おおよそとは、この配置は厳密ではないということであり、ピクセル２０内を大きな隙間なくサブピクセルで埋めきるようにも配慮されている。
　図５は検出器の素材として直接型放射線検出素材４０を使用した場合のピクセル２０の断面図である。直接型放射線検出素材４０の厚さは、０．５ミリ～３ミリ程度が好適である。Ｘ線フォトン１３０の入射面である直接型放射線検出素材の上面には、ピクセル全体を覆う共通電極４１が形成されている。共通電極４１には図示しない高圧電源により、例えば－６００Ｖの電圧が印加されている。一方で下面には、サブピクセル電極４２がサブピクセルごとに形成され、さらに信号処理回路の個別のチャンネル１６５がそれぞれのサブピクセル電極４２に接続されて信号を読み出し、エネルギー情報の取得を含むＸ線フォトンの計数が実施される。なお、共通電極４１およびサブピクセル電極４２ではＸ線フォトンが減衰しないことが望ましいが、これらの電極は直接型放射線検出素材４０に比べて充分に薄く、１マイクロメートル以下の厚みにできることが知られている。
　図５中に破線で図示したように、直接型放射線検出素材４０内で、サブピクセル電極４２に対応した領域がそれぞれのサブピクセル２３を形成することになる。このように、検出器の素材として直接型放射線検出素材を使用した場合には、ピクセル２０の上面から見た場合には図４に描写されたようなサブピクセルの境界は物理的には見えない場合があるが、放射線検出器としてはサブピクセルに分割されている。
　（入射率に応じたピクセルの動作）
　Ｘ線フォトンの入射率が低い領域では、全てのサブピクセルは飽和していないため、入射するＸ線フォトンを正しく計数することができ、データ取得に寄与できる。入射率が高くなっていくと、最初に最大のサブピクセル２１が飽和し、Ｘ線フォトンを正しく計数できなくなる。この場合、最大のサブピクセル２１以外の１５のサブピクセルは飽和していないので、これらの計数データを用いて正しくＸ線フォトンの計数を実施することができる。さらに入射率が高くなると、２番目に大きなサブピクセルが飽和するので、それ以外の１４のサブピクセルの計数データを用いてＸ線フォトンを計数する。このようにして、入射率に応じて飽和していないサブピクセルのみを利用することとし、最も入射率が高い領域では、飽和していない最小のサブピクセル２２のみを用いてＸ線フォトンの計数を実施する。断層画像の再構成処理の際には、どのサブピクセルがデータ取得に寄与していたかを考慮することでピクセルの大きさの補正処理を実施する。
　実際の計数データの取り扱いにおいては、１６のサブピクセルからの計数データを全てコンピュータ１８０に取り込んでから、飽和しているサブピクセルのデータを除去し、飽和していないサブピクセルのデータのみをまとめることでピクセルの出力とすることができる。一般に、検出器が飽和すると、パイルアップによるエネルギー情報の劣化が顕著になることから、エネルギー情報を見ることであるサブピクセルが飽和しているかどうかを判定することができる。また別の方法として、信号処理回路１６０の中に飽和を検知する機構を持たせておき、飽和したサブピクセルからのデータ出力をリアルタイムに抑制することができる。この場合、コンピュータ１８０に転送されるデータ量が絞られることになるため、データ転送の負担が軽くなる。また別の方法として、既に得られたビューの計数データを一つの参考として次に取得するビューにおいて飽和するサブピクセルを予測し、飽和するサブピクセルのデータ出力を抑制することができる。また別の方法として、断層撮影を行う前に実施されることのある位置決めスキャンのデータ、すなわち複数の放射線検出器１５０を被検体２００の周りで回転させないで簡易的に取得される透過データを元に、各ビューにおける各ピクセルの入射率を予測し、飽和するサブピクセルからのデータ出力を抑制することができる。また別の方法として、入力装置１９２から入力された被検体２００の身長体重その他のパラメータを元に、各ビューにおける各ピクセルの入射率を予測し、飽和するサブピクセルからのデータ出力を抑制することができる。
　（ピクセルのサブピクセル分割）
　図４で、最小のサブピクセル２２は０．０５ミリ四方としている。サブピクセルのサイズが細かい方がより高い入射率まで対応できる。ただし、放射線検出器として望ましい動作をするためには、以下の理由から一定以下の外周対面積比を保つ必要があり、サブピクセルをいくらでも小さくできるわけではない。検出器がＸ線フォトンを検出すると、ピクセル２０内では高エネルギーの一次電子が生成され、これが移動しながら周囲を電離させることで二次キャリアが生成される。この一次電子の移動距離は有限であり、隣のサブピクセルにエスケープし得る。また、一次電子と共に発生することのある特性Ｘ線も、やはり隣のサブピクセルにエスケープし得る。これらのことから、いわゆるクロストーク効果が顕著になってしまい、計数の精度が劣化する。これが一定以下の外周対面積比を保つことが必要な理由である。サブピクセルの実効面積が０．０５ミリ四方の場合、Ｘ線フォトンが１０9ｃｐｓ／ｍｍ2の入射率であったとしても、サブピクセルの計数率は２．５×１０6ｃｐｓに検出器の検出効率（例えば９９％）を乗じたものとなり、応答時間が５０ナノ秒の信号処理回路であれば飽和せずに計数が可能である。
　なお、ピクセル２０全体を０．０５ミリ四方のサブピクセルで埋め尽くそうとすると、４００分割が必要となり、極めて高い信号処理回路密度が求められ、実装上・コスト上の困難を生じる。これに対し本実施例の放射線検出器は、サブピクセルのサイズにバリエーションを持たせ、それらを効果的に配置しているため、サブピクセルの分割数を１６に抑えつつ高入射率にまで対応可能となっている。
　図４では、０．０５ミリ四方の最小のサブピクセル２２を３つ設けている。それ以外の１３のサブピクセルについては互いに異なる実効面積を持っており、ピクセル２０を埋め尽くすように配置されている。なお、サブピクセルの分割法として図６のような配置も考えられる。すなわち、複数の最小のサブピクセル２２を互いに離れた位置に設けている。こうすることにより、入射率が最も高い領域においても、最小のサブピクセル２２は飽和せずに動作するため、ピクセル内の離れた位置においてＸ線フォトンの計数が可能であり、ピクセル内における透過データのバラつきを検知することが可能である。さらに、本実施例では紹介しないが、最小ではない同一の実効面積を持つサブピクセルを複数設けることに意味がある。例えばピクセル２１の重心を挟んで点対称の離れた位置に同一サイズのサブピクセルを配置すれば、精度向上効果を得ることができる。
　また、Ｘ線フォトンの入射率によらず、小さいサブピクセルを用いることにより、被検体２００の透過データに対して高周波成分を強調した診断画像を作成することが可能である。
　先に議論したように、サブピクセルの外周対面積比が小さくなるとクロストーク効果によって望ましくない動作を起こすようになる。ある面積を持つ図形に対し、最小の外周対面積を与える形状は円であるが、円形のサブピクセルでピクセルを埋め尽くすのは不可能である。そこで、サブピクセルの形状は正方形あるいはアスペクト比が１に近い長方形であることが望ましく、また同様の観点から充実した形状を持つことが好適である。ここで充実した形状とは、ドーナツ状のような中空部分や凹状の部分を有さない形状のことを意味する。ちなみに、図４においては、１６のサブピクセルはいずれも正方形または長方形で充実した形状を持ち、またアスペクト比は０．５以上２以下となっている。
　（サブピクセルの重心）
　本発明の各実施例では、飽和していないサブピクセルの計数データのみを使用することから、ピクセル内でデータ取得に寄与する領域が入射率に応じて変化し得る。入射率が低い領域では、全てのサブピクセルは飽和せず正しくＸ線フォトンを計数することから、ピクセル全体がデータ取得に寄与しており、基本的には飽和していないサブピクセルの重心は図７（ａ）に示すようにピクセルの重心５０と一致する。入射率が高くなると、最大のサブピクセル２１が飽和し、データ取得に寄与しなくなる。この場合、図７（ａ）ではピクセルの右下の領域が機能しなくなることから、データ取得に寄与しているサブピクセルの重心５１はピクセルの重心５０から左上に移動することになる。
　入射率が高くなり、飽和するサブピクセルの数が徐々に増えていった際には、データ取得に寄与しているサブピクセルの重心の移動軌跡５２は図７（ｂ）に示されたようになる。すなわち、どの状況においても、飽和せずデータ取得に寄与しているサブピクセルの重心はピクセル２０の中心付近の領域３０内に留まっている。これは、ピクセル２０の外周部が、大きい方から６つのサブピクセルによって専有され、小さい方から１０個のサブピクセルはピクセル２０と辺を共有していないことが一因である。データ取得に寄与しているサブピクセルの重心が中心付近にあることで、外周付近にある場合と比べ、Ｘ線フォトンの透過データとして、ピクセル内のより代表的な値を取得することが可能であり、また空間分解能およびアーチファクト低減の観点からも好ましい効果がもたらされる。
　データ取得に寄与しているサブピクセルの重心は、ピクセルの重心に近いほど好ましいが、クォーターオフセット法によって実効的なサンプリング密度を２倍にすることを考えると、データ取得に寄与しているサブピクセルの重心は、少なくとも元のピクセルと重心が同じで大きさ（各辺の長さ）が元のピクセルの半分の相似形領域の内部に常に留まっていることが望ましい。また、データ取得に寄与しているサブピクセルの重心の位置は分かっているので、これを考慮して断層画像の再構成処理におけるリビニングおよび補正処理等が実施される。サブピクセルの分割においては、サブピクセルの重心位置が異なることによって再構成処理に制限が生じるようなサンプリングにならないように分割が実施される。
　データ取得に寄与しているサブピクセルの重心がピクセルの中心付近にあることにより、それらのサブピクセルはコリメータの影になりにくく、画質に悪影響を及ぼしにくくなるという効果ももたらす。
　（サブピクセルの実効面積）
Ｎ個に分割したサブピクセルを小さい順に並べ、それぞれの実効面積をａ1、ａ2、・・・、ａNとした場合に、これらをどのような値に設定しているかについて述べる。最小のサブピクセルをｋ個設けるとすると、ａ1＝ａ2＝・・・＝ａk＜ａk+1＜・・・＜ａNである。ここで、前述したようにサブピクセルの大きさは３種類では不十分であることから、Ｎ≧４、１≦ｋ≦Ｎ－３である。なお、本実施例はＮ＝１６、ｋ＝３の場合に該当する。
　Ｘ線フォトンの計数の精度を決める代表的な要因として、統計誤差が与えられる。ポアソン統計によれば、１００個のフォトンを計数した測定において、その統計誤差は１００の平方根である１０を元の１００で割った１０％となる。さて本実施例では、Ｘ線フォトンの入射率が高い領域では、飽和していないサブピクセルのみがデータ取得に寄与する。よって、あるサブピクセルの飽和により、データ取得に寄与するサブピクセルの総面積が不連続に減少することになり、統計誤差は不連続に増加する。画質の観点からは、入射率によって統計誤差が大きく不連続に変動することのないようなサブピクセル分割が望ましいと言える。
　これを実現するためには、ある入射率でｉ＋１番目に小さいサブピクセルが飽和し、ｉ個のサブピクセルのみがデータ取得に寄与している状況と、さらに入射率が上がってｉ番目に小さいサブピクセルが飽和してｉ－１個のサブピクセルのみがデータ取得に寄与している状況とでピクセル全体での統計誤差、さらに言えば計数あるいは計数率が同じであれば良い。ただしｉ＞ｋ＋１である。
　この状況を定式化するために、それぞれのサブピクセルが接続されている信号処理回路が飽和する計数率をＣとし、ｉ番目に小さいサブピクセルが飽和する面積当たりの入射率をＳiとする。この時、Ｓi＝Ｃ／ａiである。前の段落の条件（計数率が同じ）を数式で表現すると式（１）のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　最小のピクセルの実効面積をａとおいてａ1＝ａ2＝・・・＝ａk＝ａとし、ａk+1＝αａ（αは１より大きい実数）とすると、式（１）を満たすａnとして式（２）が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　なお、ａnの和に関して式（３）の関係が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　例えばａを０．０５ミリ四方とし、サブピクセルの実効面積の和がピクセルの面積に等しいとすることで、任意のｋに対して式（３）を用いてαを求めることができる。ただし、ピクセル２０の面積が１ミリ四方でＮ＝１６の場合には、ｋ＝１に対してはα＝０．４９、ｋ＝２に対してはα＝０．９２となっていずれもα≦１となってしまうため、解が無い状態である。すなわち、最小のサブピクセルを一定以上の数だけ設けないと望ましい検出器が実現しないケースがあることを発明者らは見出した。ｋ＝３に対してはα＝１．３７となって解が存在する。ｋ＝４以上に対しても解は存在するが、ｋ＝３の場合に比べて最大のサブピクセルの実効面積が大きくなってしまい、より低い入射率において飽和が起きるためにあまり好ましくない。
　実際には、ある決まった形のピクセルを分割してサブピクセル化する必要があり、クロストーク低減のためにアスペクト比を１に近くとることやその他の制約から、厳密に式（２）に従ってサブピクセル分割を実施することは難しい。それでも、式（２）で与えられる値から１０％以内の乖離でサブピクセル分割することは現実的であり、また本発明によって意図する効果もより多く得られる。
　図４に示した本実施例における放射線検出器に対し、入射率に対する計数の標準偏差の割合の模式図を図８に示した。入射率が高くなるにつれ、標準偏差が不連続に増加している箇所が複数見られるが、これらがサブピクセルの飽和に伴う不連続点である。４以上のサブピクセルを設け、それぞれのサブピクセルの面積を適切に設定することにより、これらの不連続点での標準偏差の増加を抑えて幅広い入射率領域においてほぼ一定の振る舞いを実現するとともに、データ取得に寄与するサブピクセルの総面積を大きく保つことで、標準偏差の絶対値を抑えて精度のよい計数を実施することができている。
　なお、特許文献１では、４つ以上のサブピクセルに分割する場合の面積の比率について、「約１：４：８から約２：４：８の範囲にあるとすることができる」と教えている。特許文献１には最小のサブピクセルを複数設ける記述はなく、本実施例で言うｋ＝１のケースを記述していると考えられる。これに対して本発明では、ａ1：ａ2：ａ3＝１：α：α
（１＋α）＝４／α：４：４（１＋α）であり、４／αを約１～２の範囲に収めるにはαは約２～４であることが必要だが、この場合は４（１＋α）が約１２～２０となって特許文献１に開示された８を大きく超える。すなわち、特許文献１に開示された範囲は本実施例と異なっており、特許文献１で開示された思想が、本実施例とは異なっていることが分かる。
　サブピクセルの実効面積の和は、厳密にはピクセルの幾何学的面積に一致しない可能性がある。なお、サブピクセルの実効面積とは、サブピクセルの計数率を単位面積あたりのＸ線フォトンの入射率および検出効率で割ることで得られる値である。図５に示したように、サブピクセル電極４２同士の間にはサブピクセルの境界となる隙間が存在しており、ここに入射したＸ線フォトンは正しく計数されない可能性があること、また、サブピクセルの辺縁部付近に入射したＸ線フォトンは、クロストーク効果によって正しく計数されない可能性があることなどが要因として挙げられる。サブピクセル電極の幾何学的面積はサブピクセルの実効面積とも厳密には一致していない可能性があるが、その効果は小さく、本実施例の要旨に影響を与えるものではない。
　（その他の実施形態）
　以上、好適な実施例について述べてきたが、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変更・追加を考えることができる。
　例えば、本実施例ではサブピクセル分割数Ｎ＝１６、最小のサブピクセル数ｋ＝３の場合について述べたが、これらの数はＮ≧４、１≦ｋ≦Ｎ－３の範囲であれば、信号処理回路やコストその他の都合に応じて自由に設定できる。また、サブピクセル分割の領域の取り方についても、本実施例の要旨を逸脱しない範囲で様々なバリエーションが存在し得る。
　また、本実施例ではＸ線フォトンの検出について述べたが、ガンマ線フォトンや紫外線フォトン、荷電粒子線の検出器においても本発明は適用できる。また、全身用ＣＴへの適用例について述べたが、歯科用ＣＴ、人間以外を対象とするＣＴ、ホームランドセキュリティ向けを含むＸ線を用いた撮像装置、ＳＰＥＣＴ・ＰＥＴといった核医学診断装置などに対しても適用できる。
　また、本実施例では、直接型放射線検出素材の上面に共通電極、下面にサブピクセル電極を設けることでサブピクセル分割を実施しているが、共通電極を設けず、上面もサブピクセルごとに電極を設けても良い。同様に、複数の放射線検出器１５０において、隣接する放射線検出器のピクセル２０は、上面の共通電極を共有しても良いし、個別に電極を有しても良い。また、検出器の素材として直接型放射線検出素材ではなく、シンチレータ（間接型放射線検出素材）に光デバイスを光学結合したものを使用することもできる。この場合のサブピクセル分割の方法としては、周囲を遮光剤に覆われたシンチレータをサブピクセルごとに設けても良いし、一つのシンチレータに対し、レーザーによるマイクロクラックをサブピクセル間に発生させる手法によってサブピクセル分割しても良い。また光学デバイスとしては、光電子増倍管（ＰＭＴ）、フォトダイオード（ＰＤ）、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）、シリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）などを使用することができる。
　また、本実施例では、各サブピクセルからの信号を信号処理回路の個別のチャンネル１６５で処理しているが、複数のサブピクセルからの信号を一つの信号処理回路のチャンネルに繋ぐことができるようなスイッチを設けてもよい。これにより、複数のサブピクセルを実効的に一つの大きなサブピクセルに統合することができ、入射率が低い領域で、クロストークの影響を抑制することができるほか、使用する信号処理回路のチャンネル数を軽減できる。
　また、本実施例の放射線検出器を放射線の入射方向に平行な方向に複数層配置することができる。これにより、放射線の到来方向側の放射線検出器を透過した放射線を後段の放射線検出器で検出すことができ、検出効率を高めることができる。
２０　　ピクセル
２１　　最大のサブピクセル
２２　　最小のサブピクセル
２３　　サブピクセル
３０　　ピクセルの中心付近の領域
４０　　直接型放射線検出素材
４１　　共通電極
４２　　サブピクセル電極
５０　　ピクセルの重心
５１　　最大のサブピクセルが飽和した際のデータ取得に寄与しているサブピクセルの重心
５２　　実効面積の大きなサブピクセルが順に飽和した際のデータ取得に寄与しているサブピクセルの重心の移動軌跡
１００　コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）
１１０　ガントリ
１２０　Ｘ線源
１３０　Ｘ線フォトン
１４０　寝台
１５０　複数の放射線検出器
１６０　信号処理回路
１６５　信号処理回路の個別のチャンネル
１７０　制御装置
１８０　コンピュータ
１９０　インターフェース
１９１　出力装置
１９２　入力装置
２００　被検体

Claims (12)

  1. 　放射線を検出する平板状のピクセルが複数配置されて構成され、
    　前記ピクセルは、それぞれ少なくとも２つが異なる実効面積を持つ４つ以上のサブピクセルに分割され、
    　前記サブピクセルは、前記ピクセルから実効面積の大きい順に、前記ピクセルを分割するサブピクセルの数よりも小さい任意の数だけ除去されても、残ったサブピクセルの全体の実効面積の重心が、前記ピクセルと重心が同じで各辺の長さが前記ピクセルの半分の相似形領域の内部に位置するように、前記ピクセルを分割したものであることを特徴とする放射線検出器。
  2. 　前記サブピクセルは充実した形状であることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  3. 　前記サブピクセルが、正方形またはアスペクト比が０．５以上２以下の長方形であることを特徴とする請求項２に記載の放射線検出器。
  4. 　前記ピクセルにおいて、最小の実効面積を持つサブピクセルが、前記ピクセルと辺を共有しない位置に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  5. 　前記ピクセルは直接型放射線検出素材からなることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  6. 　前記ピクセルには、最小の実効面積を持つサブピクセルが複数設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  7. 　前記ピクセルにおいて、同一の実効面積を持つサブピクセルが前記ピクセル内の離れた位置に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  8. 　前記サブピクセルの実効面積を小さい方からａ1、ａ2、・・・、ａN（Ｎは４以上の自然数）とした場合に、それらの大きさが次の式で与えられる値から統計誤差の範囲に収まるようにサブピクセルの実効面積が設定されていることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
    　ただしａは最小のサブピクセルの実効面積、ｋは１以上Ｎ－３以下の自然数、αは１より大きい実数である。
  9. 　前記サブピクセルはパルスモードで動作することを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
  10. 　前記サブピクセルに信号処理チャンネルが接続された請求項１に記載の放射線検出器を備え、前記信号処理チャンネルから画像構成のための信号を出力すること特徴とする放射線撮像装置。
  11. 　請求項１に記載の放射線検出器を用いて構成されることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）。
  12. 　請求項１に記載の放射線検出器によって検出される放射線検出データを処理するコンピュータが、
    　前記ピクセルを構成するサブピクセルのうちその一部のサブピクセルが飽和した場合、前記飽和したサブピクセル以外のサブピクセルによって検出される放射線検出データを取得し、
    　前記放射線検出データがいずれのサブピクセルから取得されたかにより前記取得した放射線検出データを補正すること
    　を特徴とする放射線検出方法。
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