WO2019142385A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

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WO2019142385A1
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radiation imaging
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小野内　雅文
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株式会社日立製作所
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    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus equipped with a photon counting detector, and to a collimator for removing scattered radiation.
  • photon counting CT Computer Tomography
  • detector photon counting detector
  • the photon counting detector unlike the charge integration detector employed in the conventional CT apparatus, can individually count the radiation photons incident on the semiconductor layer which is the detection element, so the energy of each radiation photon is detected. Can be measured. Therefore, the photon counting CT system can obtain more information than the conventional CT system.
  • a collimator which is a slit or grid composed of a heavy metal such as tungsten, molybdenum, or tantalum, is detected in order to suppress the incidence of scattered radiation generated by a subject or the like on a detector.
  • the height of the collimator tends to be high because it is necessary to further improve the blocking rate of the scattered radiation.
  • the weight of the collimator increases, which hinders high-speed rotation of the CT apparatus.
  • Patent Document 1 frames having grooves in which wires such as molybdenum are stretched are stacked, and the pitch between the wires is an integral multiple of 2 or more of the pixel size of the detector and adjacent in the stacking direction Discloses a collimator in which the position of the wire is shifted between the frame bodies.
  • the weight reduction of the collimator is not clearly described in Patent Document 1, since the wire material to be the partition of the collimator is thinned out, the weight reduction of the collimator is achieved.
  • an object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus capable of reducing the weight of a collimator and improving the uniformity of the blocking rate of scattered radiation.
  • the present invention provides a radiation source, a radiation detector for detecting radiation emitted from a focal point of the radiation source, and a collimator disposed between the radiation source and the radiation detector.
  • the collimator has a partition part arranged at a predetermined interval along the incident direction of the radiation on the boundary of the pixel of the radiation detector, and the partition part at the uppermost part The upper end portion of the light source coincides with the radiation incident surface.
  • the present invention it is possible to provide a radiation imaging apparatus capable of reducing the weight of the collimator and improving the uniformity of the blocking rate of scattered radiation.
  • FIG. 1 is a diagram showing an entire configuration of an X-ray CT apparatus to which the present invention is applied. It is a figure which shows an example of the collimator shape of 1st embodiment. It is a figure which shows the collimator shape of a comparative example. It is a figure which shows the example of arrangement
  • the radiation imaging apparatus of the present invention is applied to an apparatus including a radiation source and a photon counting detector.
  • the radiation is an X-ray and the radiation imaging apparatus is an X-ray CT apparatus will be described.
  • the X-ray CT apparatus includes an X-ray source 100 for irradiating X-rays, an X-ray detector 101 in which a plurality of detection elements for detecting X-rays are two-dimensionally arrayed,
  • the signal processing unit 102 performs processing such as correction on the detection signal of the element and controls the apparatus, and an image generation unit 103 that generates an image of the subject 106 using the corrected signal.
  • the X-ray source 100 and the X-ray detector 101 are fixed to the rotary disc 104 at opposing positions, and are configured to relatively rotate around the subject 106 laid on the bed unit 105.
  • the X-ray source 100, the X-ray detector 101, and the rotating disk 104 are also referred to as a scanner 110.
  • the X-ray detector 101 is composed of detection element modules 107 arranged in an arc around the X-ray source 100.
  • the X-ray incidence direction is the vertical direction (Y) in the drawing
  • the channel direction is the horizontal direction (X) in the drawing
  • the body axis direction is the vertical direction (Z) in the drawing.
  • the detection element module 107 is a photon counting detector, and includes a semiconductor layer 109 that outputs a charge corresponding to the incident X-ray photon, a collimator 108, and a photon counting circuit (not shown).
  • the collimator 108 reduces crosstalk between pixels formed in the semiconductor layer and scattered radiation generated by the subject 106 and the like.
  • the photon counting circuit counts the charge output from the semiconductor layer 109 and outputs a counting signal.
  • the semiconductor layer 109 is similar to a conventional semiconductor layer, and is made of a semiconductor layer such as zinc cadmium telluride (CZT) or cadmium telluride (CdTe). The specific configuration of the collimator and its mounting portion will be described later.
  • CZT zinc cadmium telluride
  • CdTe cadmium telluride
  • the imaging operation of the X-ray CT apparatus having such a configuration is the same as that of the conventional X-ray CT apparatus, and in a state where the X-ray source 100 and the X-ray detector 101 are arranged opposite to each other, Meanwhile, the X-ray source 100 emits X-rays, and the X-ray detector 101 detects X-rays transmitted through the subject 106.
  • the count signal output from the photon counting circuit of the X-ray detector 101 is subjected to processing such as correction in the signal processing unit 102 as necessary, and then the image generation unit 103 generates a tomographic image (CT image) of the subject.
  • CT image tomographic image
  • FIG. 2 (a) is a plan view of the collimator 108
  • FIG. 2 (b) is a cross-sectional view along A-A '
  • FIG. 2 (c) is a cross-sectional view along B-B'.
  • the X-ray incident direction (Y) is the direction perpendicular to the paper surface
  • the body axis direction (Z) is the vertical direction in the paper surface
  • the channel direction (X) is the lateral direction in the paper surface.
  • the body axis direction (Z) and the channel direction (X) are also referred to as the arrangement direction of the pixels of the semiconductor layer 109.
  • the collimator 108 has a column 201 and a partition 202.
  • the pillar portion 201 is made of heavy metal such as tungsten, molybdenum, or tantalum, and is disposed just above the four corners of the pixel of the semiconductor layer 109 along the X-ray incident direction to support the partition portion 202.
  • the partition portion 202 is made of a heavy metal such as tungsten, molybdenum or tantalum, and is disposed on the boundary of the pixel at a predetermined interval along the X-ray incident direction. That is, a plurality of partition walls 202 are disposed on the boundary of the pixel, and a gap 203 exists between the partition walls 202. The presence of the gap portion 203 between the partition portions 202 can reduce the weight of the collimator 108.
  • FIG. 3 (a) is a plan view of the collimator 108
  • FIG. 3 (b) is an A-A 'cross section
  • FIG. 3 (c) is a B-B' cross section.
  • the collimator 108 shown in FIG. 3 is formed by stacking frame bodies 301 having grooves in which wires 302 such as molybdenum are stretched, and the pitch between the wires 302 is an integral multiple of 2 or more of the pixel size of the detector.
  • the position of the wire 302 is shifted between the frame bodies 301 adjacent in the direction to be formed. Since the wire rods 302 are arranged at predetermined intervals in the X-ray incident direction, the collimator 108 is reduced in weight. However, since there is a portion where the wire 302 does not exist in the X-ray incident surface 200, the angle from the center of the pixel 204 to the opening of the collimator 108 is left-right asymmetry, that is, ⁇ L ⁇ R.
  • the upper end portion of the uppermost partition portion is made to coincide with the X-ray incident surface 200 to improve the uniformity of the shielding rate of the scattered radiation.
  • the partition wall portions 202 are arranged at equal pitches both in the channel direction (X) and in the X-ray incident direction (Y).
  • the channel direction (X) thickness of the partition portion 202 is t
  • the height in the X-ray incident direction (Y) is b
  • the channel direction (X) in the interval of the partition portion 202 is d
  • the partition 202 may be disposed such that the height b of the partition 202 in the X-ray incident direction (Y) and the interval s of the partition 202 satisfy (Expression 3).
  • the weight reduction of the collimator 108 can be achieved, and the uniformity of the shielding rate of the scattered radiation can be improved.
  • the disposition of the partition walls 202 at an equal pitch has been described.
  • (Equation 3) when (Equation 3) is not satisfied, scattered radiation may pass between the barrier ribs 202. Therefore, in the present embodiment, in order to prevent the transmission of the scattered radiation, the arrangement of the partition portion 202 by changing the pitch in the X-ray incident direction (Y) halfway will be described. Note that the upper end of the uppermost partition wall is made to coincide with the X-ray incident surface 200 as in the first embodiment.
  • the collimator 108 is divided into two in the X-ray incident direction (Y), and the dividing wall portion 202 is arranged by shifting the half pitch at the intermediate position of the collimator 108.
  • the partition portion 202 may be disposed at a 1/3 pitch offset at the position where the collimator 108 is divided.
  • the partition portions 202 may be arranged with 1 / N pitch offset at each dividing position.
  • N is an integer of 2 or more.
  • the partitions 202 are arranged at equal pitches in the channel direction (X), at equal intervals in the lower half of the collimator 108 in the X-ray incident direction (Y), and in the upper half in the X-ray incident direction (Y).
  • the spacing s becomes wider as the ⁇ ⁇ becomes higher. That is, the interval s can be expressed, for example, by (Expression 4) as a function s (y) of the position y in the X-ray incident direction (Y).
  • s (y) may be (Expression 5).
  • s (y) b (y ⁇ b ⁇ d / t), t ⁇ y / d (y> b ⁇ d / t) (5)
  • the partition portion 202 is disposed such that the distance s becomes the largest, that is, the collimator 108 can be made the most lightweight.
  • the partition part 202 By arranging the partition part 202 so as to satisfy (Expression 4) or (Expression 5), the scattered radiation is shielded and the center of gravity of the collimator 108 is lowered.
  • the center of gravity of the collimator 108 in the X-ray incident direction (Y) is at an intermediate position, and the rigidity of the collimator 108 may decrease when the rotary disk 104 rotates.
  • the spacing s becomes wider as the position in the X-ray incident direction (Y) becomes higher in the upper half of the collimator 108, the center of gravity of the collimator 108 becomes lower and the rotary disk 104 rotates.
  • the rigidity of the collimator 108 can be improved.
  • the shape of the gap portion 203 between the partition portions 202 is rectangular.
  • the partition portion 202 has a shape that protrudes in the horizontal direction.
  • such a shape is not suitable for shaping in a 3D printer, and the lower surface of the partition 202 is chipped, and the dimensional accuracy is degraded. Deterioration of the dimensional accuracy of the lower surface of the partition portion 202 results in a decrease in the shielding rate of scattered radiation. Therefore, in the present embodiment, the collimator 108 having a shape suitable for modeling with a 3D printer will be described. Note that the upper end of the uppermost partition wall is made to coincide with the X-ray incident surface 200 as in the first embodiment.
  • FIG. 7 (a) is a plan view of the collimator 108
  • FIG. 7 (b) is a sectional view taken along the line D-D '
  • FIG. 7 (c) is a sectional view taken along the line E-E'.
  • the collimator 108 of the present embodiment differs from the first embodiment in that the shape of the gap portion 203 is a parallelogram.
  • the partition portion 202 Since the shape of the gap portion 203 is a parallelogram, the partition portion 202 has a shape that protrudes from the horizontal direction in a direction having a predetermined angle ⁇ , and even when the collimator 108 is shaped by a 3D printer, the partition portion The required dimensional accuracy can be satisfied without roughening the lower surface of the substrate 202.
  • the partition portions 202 are arranged at an equal pitch in the X-ray incident direction (Y) and the gap portions 203 have the same shape between adjacent pixels, verification after manufacture is facilitated.
  • the cross-sectional shape of the partition 202 is different between the top and the bottom and the others, and is trapezoidal at the top and the bottom, and is a parallelogram otherwise.
  • FIG. 8A shows the relationship between the angle ⁇ and the transmittance of scattered radiation
  • FIG. 8B shows the relationship between the angle ⁇ and the stiffness of the collimator 108.
  • the gap 203 penetrates from the X-ray incident surface 200 to the surface of the semiconductor layer 109, and the scattered radiation is transmitted to the adjacent pixel.
  • an appropriate range of the angle ⁇ determined from the viewpoint of the shielding factor of scattered radiation can be expressed by (equation 6) Be
  • the shape of the gap portion 203 is a parallelogram, and the partition portion 202 is arranged at an equal pitch in the X-ray incident direction (Y).
  • the arrangement of the partition portions 202 in which the pitch in the X-ray incident direction (Y) is changed halfway will be described. Note that the upper end of the uppermost partition wall is made to coincide with the X-ray incident surface 200 as in the first embodiment.
  • the collimator 108 of the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the partition portions 202 are arranged at equal pitches in the channel direction (X), and are arranged at an intermediate position of the collimator 108 at half pitches in the X-ray incident direction (Y).
  • the pitch at an intermediate position of the collimator 108 scattered radiation transmitted between the partition portions 202 in the upper half of the collimator 108 is shielded by the partition portions 202 in the lower half of the collimator 108. That is, as in the second embodiment, the shielding rate of scattered radiation can be improved, and the rigidity of the collimator 108 can be increased.
  • the shape of the gap portion 203 is a parallelogram and the same shape between adjacent pixels.
  • the direction of the gap 203 is changed between adjacent pixels. Note that the upper end of the uppermost partition wall is made to coincide with the X-ray incident surface 200 as in the first embodiment.
  • FIG. 10 (a) is a plan view of the collimator 108
  • FIG. 10 (b) is a sectional view taken along the line D-D '
  • FIG. 10 (c) is a sectional view taken along the line E-E'.
  • the direction of the gap 203 is opposite between adjacent pixels
  • the parallelogram has a symmetrical shape between adjacent pixels.
  • the column portion 201 has a uniform shape in the X-ray incident direction (Y) has been described.
  • the shape of the column portion 201 is changed in this embodiment. Note that the upper end of the uppermost partition wall is made to coincide with the X-ray incident surface 200 as in the first embodiment.
  • the collimator 108 of the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the column part 201 of the present embodiment has a stem part 1101 and a base part 1102.
  • the pedestal 1102 is disposed on the semiconductor layer 109 side, and the width of the pedestal 1102 is wider than the width of the stem 1101.
  • the cross-sectional shape of the column portion 201 along the X-ray incident direction (Y) is an inverted T-shape.
  • the rigidity of the collimator 108 can be improved by forming the column portion 201 as shown in FIG.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention is not limited to the above embodiment, and the constituent elements can be modified and embodied without departing from the scope of the invention.
  • a plurality of components disclosed in the above embodiments may be combined as appropriate.
  • some components may be deleted from all the components shown in the above embodiment.
  • the column portion 201 of the seventh embodiment may be applied to the first to sixth embodiments.
  • X-ray source 101: X-ray detector, 102: signal processing unit, 103: image generation unit, 104: rotating disk, 105: bed unit, 106: subject, 107: detection element module, 108: collimator, 109

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Abstract

コリメータの軽量化を図るとともに散乱線の遮蔽率の一様性を向上できる。 放射線源と、前記放射線源の焦点から放射された放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器との間に配置されるコリメータと、を備えた放射線撮像装置であって、前記コリメータは前記放射線検出器の画素の境界上に前記放射線の入射方向に沿って所定の間隔で配置される隔壁部を有し、最上部の隔壁部の上端部が放射線入射面に一致することを特徴とする。

Description

放射線撮像装置
　本発明は光子計数型検出器を搭載した放射線撮像装置に係り、散乱線除去のためのコリメータに関する。
　近年、フォトンカウンティング方式を採用する検出器（光子計数型検出器）を搭載したフォトンカウンティングＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の開発が、様々な機関において進められている。光子計数型検出器は、従来のＣＴ装置で採用されている電荷積分型の検出器と異なり、検出素子である半導体層に入射した放射線光子を個々に計数可能であるので、各放射線光子のエネルギーを計測できる。そのため、フォトンカウンティングＣＴ装置では従来のＣＴ装置に比べてより多くの情報を得ることができる。
　ＣＴ装置に代表される放射線撮像装置では、被写体等で発生した散乱線の検出器への入射を抑制するために、タングステンやモリブデン、タンタル等の重金属で構成されるスリットまたはグリッドであるコリメータが検出器の前段に配置される。各放射線光子のエネルギーを計測するフォトンカウンティングＣＴ装置では、散乱線の遮蔽率をより向上させる必要があるので、コリメータの高さが高くなる傾向にある。重金属で構成されるコリメータの高さが高くなるとコリメータの重量が増加し、ＣＴ装置の高速回転を阻害する。
　特許文献１には、モリブデン等の線材が張設される溝を有する枠体が積層され、線材間のピッチが検出器の画素サイズの２以上の整数倍であって、積層される方向に隣接する枠体間で線材の位置がずれて形成されるコリメータが開示されている。コリメータの軽量化について特許文献１に明確な記載はないものの、コリメータの隔壁となる線材が間引かれる構造となるので、コリメータは軽量化される。
特開２００７―１０５５９号公報
　しかしながら、特許文献１に開示されるコリメータでは、放射線が入射する面において、コリメータの隔壁の高さが一様でないので、散乱線の遮蔽率が検出器の検出面内の位置によって異なり不均一となる。散乱線の遮蔽率が不均一であると、放射線光子のエネルギーの計測精度が低下し、得られた医用画像による誤診を招きかねない。
　そこで、本発明は、コリメータの軽量化を図るとともに散乱線の遮蔽率の一様性を向上できる放射線撮像装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために本発明は、放射線源と、前記放射線源の焦点から放射された放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器との間に配置されるコリメータと、を備えた放射線撮像装置であって、前記コリメータは前記放射線検出器の画素の境界上に前記放射線の入射方向に沿って所定の間隔で配置される隔壁部を有し、最上部の隔壁部の上端部が放射線入射面に一致することを特徴とする。
　本発明によれば、コリメータの軽量化を図るとともに散乱線の遮蔽率の一様性を向上できる放射線撮像装置を提供することができる。
本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す図である。 第一実施形態のコリメータ形状の一例を示す図である。 比較例のコリメータ形状を示す図である。 第一実施形態の隔壁部２０２の配置例を示す図である。 第二実施形態の隔壁部２０２の配置例を示す図である。 第三実施形態の隔壁部２０２の配置例を示す図である。 第四実施形態のコリメータ形状の一例を示す図である。 第四実施形態の間隙部２０３の内角の適切な範囲を示す図である。 第五実施形態のコリメータ形状の一例を示す図である。 第六実施形態のコリメータ形状の一例を示す図である。 第七実施形態のコリメータ形状の一例を示す図である。
　以下、図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。本発明の放射線撮像装置は、放射線源と光子計数型検出器とを備える装置に適用される。以降の説明では、放射線がＸ線であり、放射線撮像装置がＸ線ＣＴ装置である例について述べる。
　＜第一実施形態＞
　本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、図１に示すように、Ｘ線を照射するＸ線源１００と、Ｘ線を検出する複数の検出素子を二次元配列したＸ線検出器１０１と、検出素子による検出信号に対し補正等の処理を行うとともに装置の制御を行う信号処理部１０２と、補正後の信号を用いて被写体１０６の画像を生成する画像生成部１０３とを備える。Ｘ線源１００とＸ線検出器１０１は対向した位置で回転盤１０４に固定され、寝台部１０５に寝かせられた被写体１０６の周りを相対的に回転するように構成されている。なおＸ線源１００、Ｘ線検出器１０１及び回転盤１０４を含めスキャナ１１０ともいう。
　Ｘ線検出器１０１はＸ線源１００を中心とする円弧状に配列された検出素子モジュール１０７から構成される。Ｘ線の入射方向は紙面縦方向（Ｙ）、チャネル方向は紙面横方向（Ｘ）、体軸方向は紙面垂直方向（Ｚ）である。検出素子モジュール１０７は、光子計数型検出器であり、入射したＸ線光子に相当する電荷を出力する半導体層１０９と、コリメータ１０８と光子計数回路（不図示）と、を備える。コリメータ１０８は半導体層内に構成される画素間のクロストークや、被写体１０６等によって発生する散乱線を軽減する。光子計数回路は、半導体層１０９が出力する電荷を計数し、計数信号を出力する。半導体層１０９は、従来の半導体層と同様であり、テルル化亜鉛カドミウム（ＣＺＴ）やテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ)等の半導体層からなる。コリメータ、及び、その取り付け部分の具体的な構成は後述する。
　このような構成のＸ線ＣＴ装置の撮像動作は従来のＸ線ＣＴ装置と同じであり、Ｘ線源１００とＸ線検出器１０１とが対向配置された状態で、被写体１０６の周囲を回転しながら、Ｘ線源１００からＸ線を照射し、被写体１０６を透過したＸ線をＸ線検出器１０１で検出する。Ｘ線検出器１０１の光子計数回路が出力した計数信号は、信号処理部１０２において、必要に応じて補正等の処理を施された後、画像生成部１０３で被写体の断層画像（ＣＴ像）を生成する。
　図２を用いて本実施形態のコリメータ１０８について説明する。図２（ａ）はコリメータ１０８の平面図であり、図２（ｂ）はＡ-Ａ’断面図、図２（ｃ）はＢ-Ｂ’断面図である。図２（ａ）では、Ｘ線の入射方向（Ｙ）は紙面垂直方向、体軸方向（Ｚ）は紙面縦方向、チャネル方向（Ｘ）は紙面横方向である。なお、体軸方向（Ｚ）とチャネル方向（Ｘ）とは、半導体層１０９の画素の配列方向とも呼ぶ。
　コリメータ１０８は柱部２０１と隔壁部２０２を有する。柱部２０１はタングステンやモリブデン、タンタル等の重金属で構成され、半導体層１０９の画素の四隅の直上にＸ線の入射方向に沿って配置され、隔壁部２０２を支持する。隔壁部２０２はタングステンやモリブデン、タンタル等の重金属で構成され、画素の境界上にＸ線の入射方向に沿って所定の間隔で配置される。すなわち、画素の境界上には複数の隔壁部２０２が配置され、隔壁部２０２の間には間隙部２０３が存在する。隔壁部２０２の間に間隙部２０３を存在させることにより、コリメータ１０８を軽量化できる。
　またＸ線の入射方向に沿って配置される複数の隔壁部２０２の中の最上部に位置する隔壁部、すなわちＸ線源１００に最も近い隔壁部は、その上端部がＸ線入射面２００に一致するように配置される。最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることにより、画素２０４の中心からコリメータ１０８の開口部を見込む角が左右対称、すなわちθＬ＝θＲとなり、散乱線の遮蔽率の一様性を向上させることができる。
　図３に比較例である従来構造のコリメータ１０８を示す。図２と同様に、図３（ａ）はコリメータ１０８の平面図であり、図３（ｂ）はＡ-Ａ’断面図、図３（ｃ）はＢ-Ｂ’断面図である。
　図３のコリメータ１０８は、モリブデン等の線材３０２が張設される溝を有する枠体３０１が積層され、線材３０２の間のピッチが検出器の画素サイズの２以上の整数倍であって、積層される方向に隣接する枠体３０１の間で線材３０２の位置がずれて形成される。線材３０２はＸ線の入射方向において所定の間隔で配置されるのでコリメータ１０８は軽量化される。しかしながら、Ｘ線入射面２００において線材３０２が存在する箇所としない箇所があるため、画素２０４の中心からコリメータ１０８の開口部を見込む角が左右非対称、すなわちθＬ＜θＲとなり、入射角度によって散乱線が除去されるか否かが異なる。その結果、従来構造では散乱線の遮蔽率が不均一となる。そこで本実施形態では、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させて、散乱線の遮蔽率の一様性を向上させる。
　次に図２（ｂ）の拡大図である図４を用いて、隔壁部２０２の配置について説明する。図４では、隔壁部２０２がチャネル方向（Ｘ）に対しても、Ｘ線入射方向（Ｙ）に対しても、それぞれ等ピッチで配置される。ここで、隔壁部２０２のチャネル方向（Ｘ）厚さをｔ、Ｘ線入射方向（Ｙ）高さをｂ、隔壁部２０２の間隔のチャネル方向（Ｘ）をｄ、Ｘ線入射方向（Ｙ）をｓとする。最上部の隔壁部２０２ａの上端部の頂点と、最上部の隔壁部２０２ａの下段であって隣接する隔壁部２０２ｂの上端部の頂点とを結ぶ経路４０２と、鉛直線４０１とがなす角度θ１は（式１）で表せられる。
　ｔａｎθ１＝（ｄ＋ｔ）／（ｂ＋ｓ）　…（式１）
また、最上部の隔壁部２０２ａの上端部の頂点と、最上部の隔壁部２０２ａに隣接する隔壁部２０２ｃの下端部の頂点とを結ぶ経路４０３と、鉛直線４０１とがなす角度θ２は（式２）で表せられる。
　ｔａｎθ２＝ｄ／ｂ　…（式２）
ここで、隔壁部２０２ｂと隔壁部２０２ｃとの間を散乱線が通過しないようするには、θ１＞θ２であれば良いので、（式１）と（式２）から（式３）が導かれる。
　ｓ＜ｔ・ｂ／ｄ　…（式３）
検出素子モジュール１０７を構成するうえで、隔壁部２０２の厚さｔとチャネル方向（Ｘ）の間隔ｄの変更は好ましくない。そこで、Ｘ線入射方向（Ｙ）の隔壁部２０２の高さｂと、隔壁部２０２の間隔ｓとが（式３）を満たすように隔壁部２０２を配置すれば良い。
　以上説明した隔壁部２０２の配置により、コリメータ１０８の軽量化が図れるとともに散乱線の遮蔽率の一様性が向上できる。
　＜第二実施形態＞
　第一実施形態では、隔壁部２０２を等ピッチで配置することについて説明した。隔壁部２０２を等ピッチで配置しながら（式３）を満たさないとき、隔壁部２０２の間を散乱線が透過する場合がある。そこで本実施形態では、散乱線の透過を防ぐために、Ｘ線入射方向（Ｙ）のピッチを途中で変更して隔壁部２０２を配置することについて説明する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図５を用いて本実施形態での隔壁部２０２の配置について説明する。図５では、隔壁部２０２がチャネル方向（Ｘ）では等ピッチで配置され、ｂ＝ｓ、ｄ＞ｔであって（式３）を満たさない。またＸ線入射方向（Ｙ）ではコリメータ１０８の中間位置において半ピッチずらされて配置される。
　コリメータ１０８の中間位置でピッチが変更されることにより、コリメータ１０８の上半分では隔壁部２０２ｂと隔壁部２０２ｃの間を透過する経路５０１が、コリメータ１０８の下半分では隔壁部２０２ｄにより遮蔽される。つまり、隔壁部２０２を図５に示すような配置とすることで、ｂ＝ｓ、ｄ＞ｔであって（式３）を満たさない場合であっても、コリメータ１０８に任意の角度θで入射する散乱線を遮蔽することができる。また、ｂ＝ｓとすることにより、第一実施形態に比べてコリメータ１０８を軽量化できる。さらにコリメータ１０８の中間位置に高さの高い隔壁部２０２が配置されるので、回転盤１０４の回転によって生じる遠心力に対する剛性を高くできる。
　なお、本実施形態では、コリメータ１０８をＸ線入射方向（Ｙ）に２分割し、コリメータ１０８の中間位置において半ピッチずらして隔壁部２０２を配置したが、ピッチのずらし方はその限りではない。コリメータ１０８をＸ線入射方向（Ｙ）に３分割する場合は、コリメータ１０８が分割された位置において、１／３ピッチずらして隔壁部２０２を配置すれば良い。さらに一般化すると、コリメータ１０８をＮ分割する場合は、各分割位置において１／Ｎピッチずらして隔壁部２０２を配置すれば良い。なお、Ｎは２以上の整数である。
　＜第三実施形態＞
　第一実施形態及び第二実施形態では、Ｘ線入射方向（Ｙ）の隔壁部２０２の間隔ｓが等しい場合について説明した。隔壁部２０２の間隔ｓはこの限りではないので、本実施形態ではＸ線入射方向（Ｙ）の位置に応じて間隔ｓを変えて隔壁部２０２を配置することについて説明する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図６を用いて本実施形態での隔壁部２０２の配置について説明する。図６では、隔壁部２０２がチャネル方向（Ｘ）では等ピッチで配置され、Ｘ線入射方向（Ｙ）ではコリメータ１０８の下半分では等間隔に、上半分ではＸ線入射方向（Ｙ）の位置が高くなるに従って間隔ｓが広くなるように配置される。すなわち、間隔ｓは、Ｘ線入射方向（Ｙ）の位置ｙの関数ｓ（ｙ）として、例えば（式４）で表せられる。なお、コリメータ１０８の最下部をｙ＝０とする。
　　ｓ（ｙ）＝ｂ　（ｙ≦ｈ／２）、ｔ・ｙ／ｄ　（ｙ＞ｈ／２）　…（式４）
ここでｈはコリメータ１０８の高さである。
　また、ｓ（ｙ）は（式５）であっても良い。
　　ｓ（ｙ）＝ｂ　（ｙ≦ｂ・ｄ／ｔ）、ｔ・ｙ／ｄ　（ｙ＞ｂ・ｄ／ｔ）　…（式５）ｂ、ｄ、ｔ、ｈの値に応じて、例えば（式４）または(式５)のいずれかが用いられ、間隔ｓが最も広くなるように、すなわちコリメータ１０８を最も軽量化できるように隔壁部２０２が配置される。
　（式４）または（式５）を満たすように隔壁部２０２を配置することにより、散乱線が遮蔽されるとともに、コリメータ１０８の重心が低くなる。隔壁部２０２の間隔ｓが等しいと、Ｘ線入射方向（Ｙ）のコリメータ１０８の重心は中間位置となり、回転盤１０４が回転するときのコリメータ１０８の剛性が低下する場合がある。本実施形態では、コリメータ１０８の上半分においてＸ線入射方向（Ｙ）の位置が高くなるに従って間隔ｓが広くなるように配置されるので、コリメータ１０８の重心が低くなり、回転盤１０４が回転するときのコリメータ１０８の剛性を向上できる。
　＜第四実施形態＞
　第一実施形態では、隔壁部２０２の間の間隙部２０３の形状が長方形であることについて説明した。間隙部２０３の形状が長方形である場合、隔壁部２０２は水平方向に迫り出す形状となる。しかし、このような形状は３Ｄプリンタでの造形に適さず、隔壁部２０２の下面が欠け、寸法精度が悪化する。隔壁部２０２の下面の寸法精度の悪化は、散乱線の遮蔽率の低下をもたらす。そこで本実施形態では、３Ｄプリンタでの造形に適した形状のコリメータ１０８について説明する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図７を用いて本実施形態のコリメータ１０８について説明する。図７（ａ）はコリメータ１０８の平面図であり、図７（ｂ）はＤ-Ｄ’断面図、図７（ｃ）はＥ-Ｅ’断面図である。本実施形態のコリメータ１０８は、間隙部２０３の形状が平行四辺形である点が第一実施形態と異なる。間隙部２０３の形状が平行四辺形であることにより、隔壁部２０２は水平方向から所定の角度φを有する方向に迫り出す形状となり、３Ｄプリンタでコリメータ１０８を造形した場合であっても、隔壁部２０２の下面を荒らすことなく、必要な寸法精度を満たすことができる。
　また本実施形態では、Ｘ線入射方向（Ｙ）において隔壁部２０２が等ピッチで配置され、間隙部２０３が隣接する画素間で同じ形状であるので、製造後の検証が容易になる。なお隔壁部２０２は、最上部及び最下部と、それら以外とでは断面形状が異なり、最上部及び最下部では台形、それら以外では平行四辺形となる。
　次に図８を用いて角度φ、すなわち平行四辺形の鋭角である内角φの適切な範囲について説明する。図８（ａ）に角度φと散乱線の透過率との関係を、図８（ｂ）に角度φとコリメータ１０８の剛性との関係をそれぞれ示す。
　角度φを小さくし過ぎた場合、間隙部２０３がＸ線入射面２００から半導体層１０９の表面まで突き抜け、隣接する画素に散乱線が透過する。隣接する画素への散乱線の透過を防ぐため、角度φの下限値φＬはｔａｎφＬ＝ｄ／ｈとなる。また、３Ｄプリンタでの造形で必要な寸法精度を満たすためには角度φを４５度以下であるので、散乱線の遮蔽率の観点から定められる角度φの適切な範囲は（式６）で表せられる。
　　ｄ／ｈ＜ｔａｎφ≦１　…（式６）
　コリメータ１０８の剛性はφ＝４５度、すなわちｔａｎφ＝１のときが最大であり、φが４５度からずれるにつれて低下する。よって、散乱線の透過率とコリメータ１０８の剛性の双方の観点からｔａｎφ＝１が最良であり、少なくとも（式６）を満たすことが望ましい。
　＜第五実施形態＞
　第四実施形態では、間隙部２０３の形状が平行四辺形であって、Ｘ線入射方向（Ｙ）において隔壁部２０２が等ピッチで配置されることについて説明した。本実施形態では、第二実施形態と同様に、Ｘ線入射方向（Ｙ）のピッチを途中で変更した隔壁部２０２の配置について説明する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図９を用いて本実施形態のコリメータ１０８について説明する。図９では、隔壁部２０２がチャネル方向（Ｘ）では等ピッチで配置され、Ｘ線入射方向（Ｙ）ではコリメータ１０８の中間位置において半ピッチずらされて配置される。コリメータ１０８の中間位置でピッチが変更されることにより、コリメータ１０８の上半分では隔壁部２０２の間を透過する散乱線が、コリメータ１０８の下半分では隔壁部２０２により遮蔽される。すなわち、第二実施形態と同様に、散乱線の遮蔽率を向上できるとともに、コリメータ１０８の剛性を高くできる。
　＜第六実施形態＞
　第四実施形態及び第五実施形態では、間隙部２０３の形状が平行四辺形であって隣接する画素間で同じ形状であることについて説明した。本実施形態では、隣接する画素間で間隙部２０３の向きを変更する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図１０を用いて本実施形態のコリメータ１０８について説明する。図１０（ａ）はコリメータ１０８の平面図であり、図１０（ｂ）はＤ-Ｄ’断面図、図１０（ｃ）はＥ-Ｅ’断面図である。本実施形態のコリメータ１０８は第四実施形態と異なり、隣接する画素間で間隙部２０３の向きが逆方向であり、平行四辺形が隣接する画素間で対称形状である。隣接する画素間で対称形状とすることにより、異なる方向からの加重に対しコリメータ１０８の剛性が向上する。
　＜第七実施形態＞
　第一実施形態乃至第六実施形態では、Ｘ線入射方向（Ｙ）において柱部２０１が一様な形状である場合について説明した。コリメータ１０８の剛性を向上させるために、本実施形態では柱部２０１の形状を変更する。なお、最上部の隔壁部の上端部をＸ線入射面２００に一致させることは第一実施形態と同様である。
　図１１を用いて本実施形態のコリメータ１０８について説明する。本実施形態の柱部２０１は茎部１１０１と台部１１０２を有する。台部１１０２は半導体層１０９側に配置され、台部１１０２の幅は茎部１１０１の幅よりも広い。Ｘ線入射方向（Ｙ）に沿う柱部２０１の断面形状は逆Ｔ字形状となる。柱部２０１が図１１に示すような形状であることにより、コリメータ１０８の剛性を向上できる。
　なお、本発明の放射線撮像装置は上記実施形態に限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせても良い。さらに、上記実施形態に示される全構成要素からいくつかの構成要素を削除しても良い。例えば第七実施形態の柱部２０１を、第一実施形態乃至第六実施形態に適用しても良い。
１００：Ｘ線源、１０１：Ｘ線検出器、１０２：信号処理部、１０３：画像生成部、１０４：回転盤、１０５：寝台部、１０６：被写体、１０７：検出素子モジュール、１０８：コリメータ、１０９：半導体層、１１０：スキャナ、２００：Ｘ線入射面、２０１：柱部、２０２：隔壁部、２０２ａ：隔壁部、２０２ｂ：隔壁部、２０２ｃ：隔壁部、２０２ｄ：隔壁部、２０３：間隙部、２０４：画素、３０１：枠体、３０２：線材、４０１：鉛直線、４０２：経路、４０３：経路、５０１：経路、１１０１：茎部、１１０２：台部

Claims (12)

  1. 　放射線源と、前記放射線源の焦点から放射された放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器との間に配置されるコリメータと、を備えた放射線撮像装置であって、
    　前記コリメータは前記放射線検出器の画素の境界上に前記放射線の入射方向に沿って所定の間隔で配置される隔壁部を有し、最上部の隔壁部の上端部が放射線入射面に一致することを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記隔壁部の間の間隙部の形状が平行四辺形であることを特徴とする放射線撮像装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記平行四辺形の鋭角である内角をφ、前記隔壁部の間の幅をｄ、前記コリメータの高さをｈとしたとき、ｄ／ｈ＜ｔａｎφ≦１であることを特徴とする放射線撮像装置。
  4. 　請求項３に記載の放射線撮像装置であって、
    　ｔａｎφ＝１であることを特徴とする放射線撮像装置。
  5. 　請求項２に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記平行四辺形が隣接する前記画素の間で同じ形状であることを特徴とする放射線撮像装置。
  6. 　請求項２に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記平行四辺形が隣接する前記画素の間で対称形状であることを特徴とする放射線撮像装置。
  7. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記隔壁部は前記放射線の入射方向及び前記画素の配列方向に対してそれぞれ等ピッチで配置され、前記隔壁部の前記放射線の入射方向の高さをｂ、前記画素の配列方向の厚さをｔ、前記隔壁部の間隔の前記放射線の入射方向をｓ、前記画素の配列方向をｄとしたとき、ｓ＜ｔ・ｂ／ｄであることを特徴とする放射線撮像装置。
  8. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記放射線の入射方向において前記コリメータがＮ分割され、各分割位置において前記隔壁部を１／Ｎピッチずらして配置することを特徴とする放射線撮像装置。
  9. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記隔壁部の間の間隙部の幅が前記放射線源に近い側ほど広いことを特徴とする放射線撮像装置。
  10. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記隔壁部は前記画素の配列方向に対して等ピッチで配置され、前記隔壁部の前記放射線の入射方向の高さをｂ、前記画素の配列方向の厚さをｔ、前記放射線の入射方向の位置をｙ、前記隔壁部の間隔の前記放射線の入射方向をｓ（ｙ）、前記画素の配列方向をｄ、前記コリメータの前記放射線の入射方向の高さをｈとしたとき、
    　ｓ（ｙ）＝ｂ　（ｙ≦ｈ／２）、ｔ・ｙ／ｄ　（ｙ＞ｈ／２）
    または
    　ｓ（ｙ）＝ｂ　（ｙ≦ｂ・ｄ／ｔ）、ｔ・ｙ／ｄ　（ｙ＞ｂ・ｄ／ｔ）
    であることを特徴とする放射線撮像装置。
  11. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記放射線の入射方向に沿って配置される前記隔壁部のうち、前記コリメータの中間位置に配置される隔壁部の高さが他の隔壁部に比べて高いことを特徴とする放射線撮像装置。
  12. 　請求項１に記載の放射線撮像装置であって、
    　前記隔壁部を支持する柱部が前記放射線検出器の側に台部を有することを特徴とする放射線撮像装置。
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Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030128812A1 (en) * 2001-12-17 2003-07-10 Michael Appleby Devices, methods, and systems involving cast collimators
JP2003307570A (ja) * 2002-04-16 2003-10-31 Toshiba Corp コリメータおよびこれを用いた核医学装置
JP2007010559A (ja) * 2005-07-01 2007-01-18 Axion Japan:Kk 放射線用コリメータ、放射線検出装置、及び放射線用コリメータの製造方法
JP2008168125A (ja) * 2007-01-09 2008-07-24 General Electric Co <Ge> 積層型の計算機式断層写真法コリメータ及びその製造方法
JP2009276138A (ja) * 2008-05-13 2009-11-26 Shimadzu Corp 放射線グリッドおよび、それを備えた放射線撮像装置
JP2013140121A (ja) * 2012-01-06 2013-07-18 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線検出装置および放射線断層撮影装置
JP2015166735A (ja) * 2014-02-14 2015-09-24 キヤノン株式会社 Ｘ線トールボット干渉計及びｘ線トールボット干渉計システム
JP2016007424A (ja) * 2014-06-25 2016-01-18 株式会社東芝 Ｘ線診断装置及びｘ線吸収体

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06237927A (ja) * 1993-02-15 1994-08-30 Hitachi Medical Corp 放射線画像撮影装置
CN2303294Y (zh) * 1997-06-17 1999-01-06 苏州兰博高科技企业集团有限责任公司 康普顿散射无损探伤装置
JP3961468B2 (ja) * 2003-09-19 2007-08-22 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 放射線計算断層画像装置およびそれに用いる放射線検出器
US7486764B2 (en) * 2007-01-23 2009-02-03 General Electric Company Method and apparatus to reduce charge sharing in pixellated energy discriminating detectors
JP5920941B2 (ja) * 2011-12-12 2016-05-18 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
WO2016158501A1 (ja) * 2015-03-30 2016-10-06 株式会社日立製作所 放射線撮像装置，放射線計数装置および放射線撮像方法
WO2017052443A1 (en) * 2015-09-24 2017-03-30 Prismatic Sensors Ab Modular x-ray detector
US10448909B2 (en) * 2016-03-08 2019-10-22 Koninklijke Philips N.V. Combined X-ray and nuclear imaging
US11107598B2 (en) * 2017-05-11 2021-08-31 Analogic Corporation Anti-scatter collimator for radiation imaging modalities

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030128812A1 (en) * 2001-12-17 2003-07-10 Michael Appleby Devices, methods, and systems involving cast collimators
JP2003307570A (ja) * 2002-04-16 2003-10-31 Toshiba Corp コリメータおよびこれを用いた核医学装置
JP2007010559A (ja) * 2005-07-01 2007-01-18 Axion Japan:Kk 放射線用コリメータ、放射線検出装置、及び放射線用コリメータの製造方法
JP2008168125A (ja) * 2007-01-09 2008-07-24 General Electric Co <Ge> 積層型の計算機式断層写真法コリメータ及びその製造方法
JP2009276138A (ja) * 2008-05-13 2009-11-26 Shimadzu Corp 放射線グリッドおよび、それを備えた放射線撮像装置
JP2013140121A (ja) * 2012-01-06 2013-07-18 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線検出装置および放射線断層撮影装置
JP2015166735A (ja) * 2014-02-14 2015-09-24 キヤノン株式会社 Ｘ線トールボット干渉計及びｘ線トールボット干渉計システム
JP2016007424A (ja) * 2014-06-25 2016-01-18 株式会社東芝 Ｘ線診断装置及びｘ線吸収体

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