JP2011141230A - Ｘ線ｃｔ用検出器及びｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体を透過したＸ線のエネルギー分布を正確に検出する。
【解決手段】Ｘ線を吸収して発光するシンチレータ２３と、シンチレータ２３で発光した光を受光して電気信号に変換するフォトダイオード２４とを有するＸ線ＣＴ用検出器において、シンチレータ２３には、Ｘ線が入射される入射面２５の反対側に位置して入射面２５からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面２６が形成され、フォトダイオード２４は、シンチレータ２３の傾斜面２６の傾斜方向に沿って複数設けられている。
【選択図】図２

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ用検出器及びこのＸ線ＣＴ用検出器を用いたＸ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）装置は、被検体を載置する寝台、Ｘ線管、Ｘ線ＣＴ用検出器、Ｘ線管とＸ線ＣＴ用検出器とを寝台の回りに回転させる回転機構などにより構成されている。

Ｘ線管は、寝台上に載置された被検体に対し、様々な方向からＸ線を照射する。

Ｘ線ＣＴ用検出器は、寝台上の被検体を挟んでＸ線管に対向する位置に配置されており、Ｘ線管から照射された後に被検体を透過したＸ線を検出する。なお、Ｘ線ＣＴ用検出器は、寝台上の被検体の体軸方向（スライス方向）と略直交するチャンネル方向に配列された複数の検出素子を備えている。各検出素子は、Ｘ線を吸収して発光するシンチレータと、シンチレータで発光した光を受光して電気信号に変換して出力するフォトダイオードとを備えている。フォトダイオードから出力される電気信号は、Ｘ線が被検体のどの部分を透過したかにより変化するＸ線のエネルギー強度を反映するものであり、出力された電気信号に基づいて断層画像が再構成され、表示装置に表示される。

このようなＸ線ＣＴ用検出器の検出素子３０は、図６に示すように、Ｘ線が入射された場合に発光するシンチレータ３１と、シンチレータ３１におけるＸ線が入射される入射面３２と反対側の面３３に接合されたフォトダイオード３４とを備えている。シンチレータ３１は、入射面３２から反対側の面３３までの寸法がシンチレータ３１の全域において略均一に形成されている。

シンチレータ３１に入射されたＸ線が有するエネルギーは、そのＸ線が被検体のどの部分を透過したかにより異なる。シンチレータ３１に入射されたＸ線は、そのＸ線が有するエネルギーによりシンチレータ３１での発光位置が異なり、図６に示すように、高いエネルギーを有するＸ線はシンチレータ３１の深い位置まで入り込んで発光し、Ｘ線の有するエネルギーが低くなるにつれてシンチレータ３１でのＸ線の発光位置が浅くなる。そして、これらのエネルギーの異なるＸ線に応じて発光した光は、一つのフォトダイオード３４で受光され、受光された光が電気信号に変換されてフォトダイオード３４から出力される。なお、シンチレータ３１で発光した各Ｘ線の光は、発光位置からフォトダイオード３４に到達するまでの間に次第に減衰するので、フォトダイオード３４の浅い位置で発光したＸ線の光は、フォトダイオード３４の深い位置で発光したＸ線の光に比べて減衰量が大きくなる。

図７は、被検体の組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布を表わすグラフである。また、このグラフは、組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布が異なっていても、発光後に一つのフォトダイオード３４で受光された光の総量が等しいため、フォトダイオード３４から出力される電気信号が同じになることを表わしている。

図８は、フォトダイオード３４から出力された電気信号に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像を表わしたものである。組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布が図７に示すように異なる場合であっても、フォトダイオード３４から出力された電気信号が同じであるため、組織Ａと組織ＢとはＣＴ値が同じものとして表示される。

異なるエネルギーのＸ線を弁別して収集しようとするＸ線ＣＴ装置の一例としては、例えば、下記特許文献１に開示されたものが知られている。特許文献１に開示されたＸ線ＣＴ装置には、異なるエネルギー強度を有するＸ線を検出するために、シンチレータの厚み寸法が異なる複数の検出素子を配列した２つのＸ線ＣＴ用検出器が用いられている。

特開平０６−２９６６０７号公報

しかし、特許文献１などに開示されたＸ線ＣＴ用検出器では、被検体を透過したＸ線のエネルギー分布を２段階でしか検出ことができない。これに加え、高エネルギー用のシンチレータと低エネルギー用のシンチレータとを別個の検出器単位として製造しなければならず、製造コストが高騰するという問題があった。また、マルチスライスのＸ線検出器には対応しておらず、仮にマルチスライスのＸ線検出器で交互に２種類のシンチレータを配したとしても、２列分の検出器で１スライス分のＸ線検出を行うこととなり、列方向の分解能が１／２となってしまうという問題があった。

本発明はこのような課題を解決するためになされたもので、その目的は、被検体を透過したＸ線のエネルギー分布を正確に検出することである。

請求項１記載の発明の特徴は、Ｘ線を吸収して発光するシンチレータと、前記シンチレータで発光した光を受光して電気信号に変換するフォトダイオードとを有するＸ線ＣＴ用検出器において、前記シンチレータには、Ｘ線が入射される入射面の反対側に位置して前記入射面からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面が形成され、前記フォトダイオードは、前記シンチレータの前記傾斜面の傾斜方向に沿って複数設けられている、ことである。

請求項２記載の発明の特徴は、Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線管から照射されて被検体を透過したＸ線を吸収して発光し、Ｘ線が入射される入射面の反対側に位置して前記入射面からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面が形成されたシンチレータと、前記シンチレータの前記傾斜面の傾斜方向に沿って複数設けられ、前記シンチレータで発光した光を受光して電気信号に変換するフォトダイオードと、前記フォトダイオードで変換された電気信号に基づく透過Ｘ線データを再構成して断層画像を生成する再構成処理部と、を備えることである。

本発明によれば、被検体を透過したＸ線のエネルギー分布を正確に検出することができる。

Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の一実施の形態のＸ線ＣＴ用検出器を構成する１つの検出素子を示す概略図である。 被検体の組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布を表わすグラフである。 低いエネルギーのＸ線による電気信号に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像である。 高いエネルギーのＸ線による電気信号に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像である。 従来例のＸ線ＣＴ用検出器の１つの検出素子を示す概略図である。 被検体の組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布を表わすグラフである。 フォトダイオードから出力された電気信号に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像である。

本発明の一実施の形態のＸ線ＣＴ装置について、図１ないし図５に基づいて説明する。図１は、Ｘ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図であり、このＸ線ＣＴ装置は、架台１と寝台２と操作コンソール３とを備えている。

架台１は、被検体Ｐに対してＸ線を照射するとともに被検体Ｐを透過したＸ線を検出し、被検体Ｐの断層画像を撮影する部分である。この架台１は、架台制御部４と、高電圧発生部５と、回転駆動部６と、チルト駆動部７と、Ｘ線管８と、Ｘ線ＣＴ用検出器９と、データ収集部１０とを備えている。

寝台２は、被検体Ｐが載置され、載置された被検体ＰをＸ線が照射される撮影位置へ送り込む部分である。この寝台２は、被検体Ｐが載置される寝台天板１１と、寝台天板１１を支持する寝台基部１２と、寝台天板１１の上下移動及び水平移動を行なわせる寝台駆動部１３とを備えている。

操作コンソール３は、Ｘ線ＣＴ装置の入出力を制御する部分である。この操作コンソール３は、コンソール制御部１４と、入力操作部１５と、前処理部１６と、Ｘ線投影データ記憶部１７と、再構成処理部１８と、画像データ記憶部１９と、画像処理部２０と、画像表示部２１とを備えている。

架台制御部４は、操作コンソール３の入力操作部１５からの入力に応じ、架台１内の各部を制御する。

高電圧発生部５は、Ｘ線管８からＸ線を照射するために必要な高電圧を、架台制御部４から送信された制御信号に応じてＸ線管８に供給する。

Ｘ線管８は、高電圧発生部５から供給された高電圧によってＸ線を照射する。Ｘ線管８から照射されるＸ線は、ファン状又はコーン状に成形されている。

Ｘ線ＣＴ用検出器９は、Ｘ線管８から照射されて寝台天板１１上に載置されている被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。シングルスライスＣＴ装置の場合、Ｘ線ＣＴ用検出器９は、ファン状又は直線状に例えば１０００チャンネルのＸ線検出素子を１列に並べて構成されている。なお、Ｘ線ＣＴ用検出器９については、後から詳しく説明する。

データ収集部１０は、Ｘ線ＣＴ用検出器９の各Ｘ線検出素子と同様にアレイ状に配列された複数のデータ収集素子を有し、Ｘ線ＣＴ用検出器９により検出されたＸ線（実際にはＸ線の検出信号）を、架台制御部４から出力されたデータ収集制御信号に応じて収集する。この収集されたデータがＸ線投影データとなる。

回転駆動部６は、架台制御部４から出力された制御信号により図示しないモータを駆動し、Ｘ線管８とＸ線ＣＴ用検出器９とを対峙して保持した円環状の回転体（図示せず）を、その中心線回りに回転駆動させる。

チルト駆動部７は、架台制御部４から出力された制御信号によりチルトシリンダ（図示せず）を伸縮させ、架台１を前傾状態又は後傾状態に任意の角度にチルトさせる。

寝台駆動部１３は、操作コンソール３の入力操作部１５からの入力に応じ、寝台天板１１を上下方向と長手方向（矢印Ｘ方向）とに移動させる。Ｘ線を照射されて断層画像を撮影される被検体Ｐは、被検体Ｐの体軸方向と寝台天板１１の移動方向（矢印Ｘ方向）とが一致する向きに寝台天板１１上に載置されている。

入力操作部１５は、キーボート、タッチパネル、マウス等からなり、Ｘ線ＣＴ装置を駆動させるための各種の入力操作が行われる。

コンソール制御部１４は、入力操作部１５からの入力に応じた制御信号を発生させ、この制御信号を、架台制御部４や寝台駆動部１３、及び、操作コンソール３内の各部に送信する。

前処理部１６は、データ収集部１０から出力されたＸ線投影データに対して感度補正やＸ線強度補正等の前処理を施す。

Ｘ線投影データ記憶部１７は、前処理部１６にて感度補正等の前処理が施されたＸ線投影データを記憶する。

再構成処理部１８は、Ｘ線投影データ記憶部１７に記憶されたＸ線投影データを逆投影処理することにより断層画像のデータを形成する。

画像データ記憶部１９は、再構成処理部１８で形成された断層画像のデータを記憶し、記憶した断層画像のデータを、入力操作部１５からの入力に応じて画像処理部２０に送信する。

画像処理部２０は、画像データ記憶部１９から送信された断層画像のデータに対し、入力操作部１５からの入力に応じた様々な処理、例えば、任意断面位置の断層像、任意方向からの投影像、又はレンダリング処理による３次元画像等の画像データに変換する処理を行ない、変換処理した画像データを画像表示部２１に送信する。また、画像処理部２０では、後述するシンチレータ２３の傾斜面２６の傾斜方向に沿って設けられたフォトダイオード２４が検出するエネルギーの異なるＸ線に基づいた断層画像の合成が行なわれる。

画像表示部２１は、画像処理部２０から送信された画像データに応じた画像を表示する。

Ｘ線ＣＴ用検出器９は、上述したようにＸ線管８から照射されて寝台天板１１上の被検体Ｐを透過したＸ線を検出する機器であり、被検体Ｐの体軸方向（スライス方向）と略直交するチャンネル方向に配列された複数の検出素子２２を備えており、各検出素子２２は、Ｘ線を吸収して発光するシンチレータ２３と、シンチレータ２３で発光した光を受光して電気信号に変換する複数のフォトダイオード２４とを備えている。なお、Ｘ線ＣＴ用検出器９としては、検出素子２２がチャンネル方向及びスライス方向の２次元上に配置されたマルチスライス検出器であってもよい。

シンチレータ２３は、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）などの高輝度蛍光物質を用いて形成されている。また、このシンチレータ２３は、寝台天板１１上の被検体Ｐを挟んでＸ線管８に対向する面がＸ線の入射面２５とされ、シンチレータ２３における入射面２５の反対側には、入射面２５からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面２６が形成されている。

フォトダイオード２４はプリント配線基板２７上に設けられており、フォトダイオード２４及びプリント配線基板２７は、光を透過する性質を有する光学接着剤２８を用いてシンチレータ２３の傾斜面２６に接着されている。なお、プリント配線基板２７上には複数のフォトダイオード２４が設けられており、これらのフォトダイオード２４は、シンチレータ２３の傾斜面２６の傾斜方向に沿って配列されている。

さらに、プリント配線基板２７上には、各フォトダイオード２４に接続されて各フォトダイオード２４からの電気信号（例えば、信号１，信号２，信号３，信号４）をデータ収集部１０へ伝達する複数の電極（図示せず）が設けられている。

このような構成において、Ｘ線ＣＴ装置による撮影時には、Ｘ線管８から寝台天板１１上の被検体Ｐに向けてＸ線が照射され、被検体を透過したＸ線がシンチレータ２３に入射面２５から入射される。

シンチレータ２３に入射されたＸ線が有するエネルギーは、そのＸ線が被検体Ｐのどの部分を透過したかによる異なる。シンチレータ２３に入射されたＸ線は、そのＸ線が有するエネルギーによりシンチレータ２３内での発光位置が異なり、図２に示すように、高いエネルギーを有するＸ線はシンチレータ２３内の深い位置まで入り込んで発光し、Ｘ線の有するエネルギーが低くなるにつれてシンチレータ２３内でのＸ線の発光位置が浅くなる。

ここで、シンチレータ２３には傾斜面２６が形成され、この傾斜面２６に傾斜方向に沿って複数のフォトダイオード２４が接着されている。このため、シンチレータ２３内の異なる深さ位置で発光したＸ線の光は、その発光位置の近くに位置するフォトダイオード２４で受光され、電気信号（例えば、信号１，信号２，信号３，信号４）に変換され、その電気信号がデータ収集部１０で収集され、データ収集部１０で収集された電気信号に基づいて断層画像の再構成が行われる。

なお、シンチレータ２３に傾斜面２６が形成され、この傾斜面２６の傾斜方向に沿って複数のフォトダイオード２４が設けられているため、有するエネルギーが異なる各Ｘ線において、発光位置からその光が受光される各フォトダイオード２４までの距離の差が少なくなり、発光してから各フォトダイオード２４で受光されるまでの間の光の減衰量のばらつきが少なくなる。

図３は、被検体Ｐの組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布を表わすグラフである。このグラフは、組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギー分布が異なっており、エネルギー分布が異なるＸ線に対応した電気信号（例えば、信号１，信号２，信号３，信号４）が複数のフォトダイオード２４から出力されることを表わしている。

図４は、信号１（低いエネルギーのＸ線による電気信号）に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像を表わしたものである。また、図５は、信号４（高いエネルギーのＸ線による電気信号）に基づいて再構成された組織Ａと組織Ｂとの断層画像を表わしたものである。このような異なるエネルギーのＸ線による信号に基づいて画像を再構成することができ、及び、再構成された画像を合成することにより特定の組織を強調した画像を生成することができる。例えば、カルシウムは、他の組織とは大きく異なるＸ線吸収特性を示すため、骨や石灰化部分を抜き出したような画像を生成する。

このように、被検体の組織Ａと組織Ｂとを透過したＸ線のエネルギーに応じた断層画像を合成することにより、ＣＴ値の差が僅かであったために従来は区別ができなかった組織を区別することができるようになる。これにより、被検体の各部（例えば、組織Ａ、組織Ｂ）を透過したＸ線のエネルギー分布を正確に検出することができる。

また、複数のエネルギーを有するＸ線を一種類のシンチレータ２３を介して弁別して検出できるので、複数種類のシンチレータを必要とする場合と比べ、製造コストを低減することができる。さらに、一列に配列したシンチレータ２３を用いて複数のエネルギーを検出できるので、通常のエネルギー弁別を行わないＸ線ＣＴ装置と比してスライス方向の画質分解能が低減されない。

なお、本実施の形態では、シンチレータ２３の傾斜面２６の傾斜方向に沿って４つのフォトダイオード２４を配列した場合を例に挙げて説明したが、傾斜面２６の傾斜方向に沿って配列するフォトダイオード２４の数は４つに限定されるものではなく、この数を多くすればするほどＸ線のエネルギー分布を正確に検出することができる。

８ Ｘ線管
９ Ｘ線ＣＴ用検出器
１８ 再構成処理部
２０ 画像処理部
２３ シンチレータ
２４ フォトダイオード
２５ 入射面
２６ 傾斜面

Claims (3)

1. Ｘ線を吸収して発光するシンチレータと、前記シンチレータで発光した光を受光して電気信号に変換するフォトダイオードとを有するＸ線ＣＴ用検出器において、
   前記シンチレータには、Ｘ線が入射される入射面の反対側に位置して前記入射面からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面が形成され、
   前記フォトダイオードは、前記シンチレータの前記傾斜面の傾斜方向に沿って複数設けられている、
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ用検出器。
2. Ｘ線を照射するＸ線管と、
   前記Ｘ線管から照射されて被検体を透過したＸ線を吸収して発光し、Ｘ線が入射される入射面の反対側に位置して前記入射面からの寸法が次第に変化する向きに傾斜した傾斜面が形成されたシンチレータと、
   前記シンチレータの前記傾斜面の傾斜方向に沿って複数設けられ、前記シンチレータで発光した光を受光して電気信号に変換するフォトダイオードと、
   前記フォトダイオードで変換された電気信号に基づく透過Ｘ線データを再構成して断層画像を生成する再構成処理部と、
   を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 前記シンチレータの前記傾斜面の傾斜方向に沿って設けられた前記フォトダイオードが検出するエネルギーの異なるＸ線に基づいた断層画像を合成する画像処理部をさらに有することを特徴とする請求項２記載のＸ線ＣＴ装置。

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