JP4036929B2

JP4036929B2 - X-ray detector

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Publication number: JP4036929B2
Application number: JP25887197A
Authority: JP
Inventors: 確足立
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-09-24
Filing date: 1997-09-24
Publication date: 2008-01-23
Anticipated expiration: 2017-09-24
Also published as: JPH1194947A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出部として設けて好適なＸ線検出装置に関し、特に複数の検出器列を有するＸ線検出器のエッジ部分の感度の向上等を図ったＸ線検出装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、医用機器として画像診断に用いられているＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）としては、図９（ａ）に示すようなシングルスライス用のＸ線ＣＴ装置（シングルスライスＣＴ装置）が主流となっている。このシングルスライスＣＴ装置は、Ｘ線管１００から被検体に対してＸ線を曝射することにより形成されたＸ線を、複数チャンネル分のＸ線検出素子１０１ｎ〜１０１ｎ＋ｉ（ｎは１、ｉは任意の整数）を被検体の体軸方向（架台の回転軸方向＝スライス方向）に直交する方向であるチャンネル方向に一列に並設してなる検出器列を有するＸ線検出器１０１で取り込むようになっている。
【０００３】
一般的に、このＸ線検出器１０１を構成する各Ｘ線検出素子１０１ｎ〜１０１ｎ＋ｉは、図９（ｂ）に示すようにフォトダイオード１１０、蛍光体１１１及び遮蔽板１１２を順次積層して構成されており、Ｘ線の取り込みを行う際には、遮蔽板１１２が、Ｘ線源から発生した直接検出器に入るＸ線のみを取り込むよう、散乱線を吸収する。蛍光体１１１は、この遮蔽板１１２を介して取り込まれたＸ線の線量に応じた光を形成する（Ｘ線量に応じて発光する）。
【０００４】
フォトダイオード上には、図９（ｂ）中斜線で示すように蛍光体１１１に覆われるかたちでアクティブエリア１１０ａが設けられており、このアクティブエリア１１０ａにより、蛍光体１１１が発光することで形成されたＸ線に応じた光を電気信号に変換し、これを画像再構成部等を介してモニタ装置等に供給する。これにより、被検体の所望の部位の断層像をモニタ表示することができ、医師等は、このモニタ表示された断層像に基づいて、診断、治療計画等を立てることとなる。
【０００５】
一方、近年において、前記検出器列をスライス方向に沿って複数列設けることにより、一度に複数列分の断層像を得られるようにしたＸ線検出器を有するＸ線ＣＴ装置（マルチスライスＣＴ装置）が提案されている。
【０００６】
このマルチスライスＣＴ装置と呼ばれるＸ線ＣＴ装置のうち、２列の検出器列を有するＸ線検出器が設けられたＸ線ＣＴ装置は、デュアルスライスＣＴ装置と呼ばれ、図１０に示すように構成されている。
【０００７】
すなわち、このデュアルスライスＣＴ装置は、Ｘ線管１２０から被検体にＸ線が曝射されることで形成されたＸ線を、スライス方向に沿って２列分設けられた検出器列１２２、１２３でそれぞれ取り込むＸ線検出器１２１を有している。各検出器列１２２、１２３は、それぞれチャンネル方向に沿って一列に並設された複数のＸ線検出素子１２２ｎ〜１２２ｎ＋ｉ、１２３ｎ〜１２３ｎ＋ｉで形成されている。
【０００８】
このデュアルスライスＣＴ装置用のＸ線検出器１２１としては、各検出器列１２２、１２３が分離された状態で設けられている「分離型」と、各検出器列１２２、１２３が一体的に接続された状態で設けられている「一体型」とが考えられる。
【０００９】
例えば、分離型のＸ線検出器１２１は、図１１（ａ）、（ｂ）に示すようにフォトダイオード１３０、蛍光体１３１及び遮蔽板１３２が順次積層されてなる検出器列１２２と、同様にフォトダイオード１４０、蛍光体１４１及び遮蔽板１４２が順次積層されてなる検出器列１２３とを並設することで構成されている。なお、動作としては、各検出器列１２２、１２３とも、前述のＸ線検出器１０１と同様であり、各遮蔽板１３２、１４２を介して取り込まれたＸ線を各蛍光体１３１、１４１が光に変換し、この光を各フォトダイオード１３０、１４０の各アクティブエリア１３０ａ、１４０ａで電気信号に変換するようになっている。
【００１０】
例えば、一体型のＸ線検出器１２１は、図１２（ａ）、（ｂ）に示すように一体型のフォトダイオード１５０、蛍光体１５１及び遮蔽板１５２が順次積層されてなる検出器列１２２と、同様に蛍光体１６１及び遮蔽板１６２が順次積層されてなる検出器列１２３とを接続部１６５を介して互いに接続することで両者を一体的に構成している。この一体型のＸ線検出器１２１の各検出器列１２２、１２３の動作も前述のＸ線検出器１０１と同様であり、各遮蔽板１５２、１６２を介して取り込まれたＸ線を各蛍光体１５１、１６１が光に変換し、この光をフォトダイオード１５０の各アクティブエリア１５０ａ、１５０ｂで電気信号に変換するようになっている。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
ここで、このようなデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器１２１で問題となるのが、各検出器列のスライス中心面付近にあたるエッジ部分の感度である。
【００１２】
すなわち、フォトダイオードの出力は、図１３（ａ）に示すように蛍光体が積層されていない状態では、アクティブエリアの中心部分の出力レベルを１００％とした場合に、アクティブエリアのエッジ部分及びこのエッジ部分から中心方向へ所定分、中に入った部分では、出力レベルに数％の落ち込みが見られるのであるが、全体的には、略々１００％の出力レベルとなる。
【００１３】
これに対して、フォトダイオード上に蛍光体を積層すると、フォトダイオードの出力は、図１３（ｂ）に示すようにアクティブエリアのエッジ部分での出力レベルの落ち込みが大きくなる。
【００１４】
このため、シングルスライスＣＴ装置の場合は、図１３（ｂ）に示すようにアクティブエリアの中心部分から得られた出力のみを用いて断層像の再構成を行うのであるが、デュアルスライスＣＴ装置により、例えば１ｍｍ、２ｍｍ等の薄いスライス厚の断層像を得ようとした場合は、図１４に示すように前記出力レベルの落ち込みを生じているエッジ部分の出力を用いる必要がある。
【００１５】
従って、デュアルスライスＣＴ装置等のマルチスライスＣＴ装置では、前記エッジ部分の出力を用いる薄いスライス厚の断層像を得ようとした場合に、高画質の断層像を得ることができない問題があった。
【００１６】
なお、薄いスライス厚の断層像を得る場合にＸ線曝射条件を変更し、厚いスライス厚の断層像を得るときよりも高い管電圧でＸ線管を駆動して多量のＸ線を曝射することで、高画質の断層像を得ることができるが、これは、被検体に対する被曝量低減の観点から安全上好ましいことではない。
【００１７】
本発明は、上述の課題に鑑みてなされたものであり、複数の検出器列のエッジ部分の感度の向上を図り、通常のＸ線曝射条件でも高画質の薄いスライス厚の断層像を得ることができるようなＸ線検出装置の提供を目的とする。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
請求項１記載の本発明は、Ｘ線の取り込みを行う複数の検出器列を有するＸ線ＣＴ装置用のＸ線検出装置であって、断面がＶ字状となるように第１の検出器列と第２の検出器列とに所定の傾き角を持たせて、Ｘ線を斜めに取り込むようにし、かつ、前記傾き角の設けられた検出器列を構成する各Ｘ線検出素子は、外側のスライス方向端部の検出領域よりも前記第１の検出器列と前記第２の検出器列の突合せ面側のスライス方向端部の検出領域の方が広くなっていることを特徴とする。
請求項８記載の本発明は、Ｘ線管の焦点からのＸ線の取り込みを行う複数のＸ線検出素子を配したＸ線ＣＴ装置用のＸ線検出装置であって、中心部から放射状に前記Ｘ線検出素子を配したＸ線検出器を備え、前記Ｘ線検出器は、その中心部分から外周部分にかけて迫り上がるように傾き角を設けて椀型の形状としたものであることを特徴とする。
【００１９】
このような構成とすることで、前記Ｘ線を垂直に取り込む際のＸ線の透過距離よりも、当該Ｘ線を斜めに取り込む際のＸ線の透過距離を長くすることができ、感度の向上を図ることができる。従って、薄いスライス厚の断層像であっても、Ｘ線の曝射量を多くすることなく明瞭に撮影することができ、これを通じて被検体の被曝低減を図ることができる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るＸ線検出装置の好ましい実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。
【００２１】
まず、本発明に係るＸ線検出装置は、２列の検出器列のＸ線検出器を有するＸ線検出装置である、いわゆるデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器に適用することができる。図１は、この第１の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置の撮影系の要部を示したものである。
【００２２】
この図１において、デュアルスライスＣＴ装置の撮影系は、寝台に載置された被検体に対してＸ線を曝射するＸ線管１と、デュアルスライス用のＸ線検出器２とを有している。このＸ線管１及びＸ線検出器２は、ガントリの内周に相対向するように設けられており、この相対関係を保持したままガントリの内周に沿って回転するようになっている。そして、回転軸に沿って載置された被検体の所望の部位にＸ線管１からＸ線を曝射し、これにより形成されたＸ線をＸ線検出器２で取り込むことで撮影を行うようになっている。
【００２３】
Ｘ線検出器２は、被検体の体軸方向（＝回転軸方向）であるスライス方向に直交する方向であるチャンネル方向に複数の検出素子３ｎ〜３ｎ＋ｉ（ｎは１、ｉは任意の整数）を一列に並設して形成した第１、第２の検出器列３、４を、前記スライス方向に並設することで構成されている。このＸ線検出器２をチャンネル方向に沿って見ると図２（ａ）の側面図に示すように、また、チャンネル方向或いはスライス方向に垂直な方向から見ると同図（ｂ）の上面図に示すようになっている。
【００２４】
この図２（ａ）において、第１の検出器列３は、傾き角が例えば４５度に形成された台座１０の傾斜面１０ａに沿って、フォトダイオード１１、蛍光体１２及びコリメータ１３を順に積層することで形成されている。同様に、第２の検出器列４も、傾き角が例えば４５度に形成された台座１５の傾斜面１５ａに沿って、フォトダイオード１６、蛍光体１７及びコリメータ１８を順に積層することで形成されている。
【００２５】
各台座１０、１５は、各傾斜面１０ａ、１５ａの１辺同士が突き合わされるかたちで設けられており、これらに積層されたフォトダイオード１１、１６、蛍光体１２、１７、及びコリメータ１３、１８も同様に各端部が突き合わされるかたちで設けられている。従って、この台座１０、１５に積層された各フォトダイオード１１、１６、蛍光体１２、１７、及びコリメータ１３、１８も例えば４５度の傾き角を持って設けられていることとなる。
【００２６】
各フォトダイオード１１、１６、蛍光体１２、１７、及びコリメータ１３、１８の突き合わせ面には、各検出器列３、４の遮蔽板２０及び例えば拡散反射板となっている反射板１４、１９が設けられている。遮蔽板２０としては、例えば各検出器列３、４の傾き角及びスライス方向の幅等に基づいて所定の計算により求めた高さを有するものが設けられている。
【００２７】
ここで、この実施の形態においては、各フォトダイオード１１、１６、蛍光体１２、１７、及びコリメータ１３、１８の傾き角は、例えば４５度であることとしたが、この傾き角は、蛍光体１２、１７の厚み、及び前記遮蔽板２０から蛍光体１２、１７の中心までの長さに基づいて決定されるようになっている。
【００２８】
すなわち、図４に示すように蛍光体の厚みを「ｔ」、遮蔽板２０から蛍光体１２、１７の中心までの長さを「ｌ（エル）」とすると、傾き角「ｔａｎθ」は、「ｔａｎθ＝ｔ／ｌ」の演算式に基づいて算出され、蛍光体１２、１７等は、この算出された傾き角となるように前記台座１０、１５上に積層される。
【００２９】
なお、この傾き角は、各蛍光体１２、１７及び各フォトダイオード１１、１６を接着して固定する場合は、その接着部材の屈折率も考慮して決定される。また、Ｘ線焦点からの距離により単位面積あたりのＸ線の束（密度）が決まるため、その面積との関係からエッジ部の出力を向上させるように最適な傾き角が決定される。
【００３０】
次に、このように所定の傾き角を有するように設けられる各検出器列３、４は、ガントリの内周に沿った円滑な回転移動を可能とするために、前記チャンネル方向に沿って円弧状となるように各検出素子３ｎ〜３ｎ＋ｉ、４ｎ〜４ｎ＋ｉを並設する必要がある。このため、各検出器列３、４は、図２（ｂ）に示すように前記遮蔽板２０側（内側）が、反接続部側（外側）よりも広くなっている。Ｘ線検出器の感度は、Ｘ線の取り込み範囲（いわゆる検出窓）が広ければ広い程、良好なものとなるのであるが、当該Ｘ線検出器２は、各検出器列３、４に所定の傾き角を持たせている結果、全体形状を前記円弧状に形成しようとすると、結果的に外側よりも内側のＸ線の取り込み範囲が広がるようになり、後に説明する遮蔽板２０近傍の感度であるエッジ部分の感度向上の一役を担うようになっている。
【００３１】
次に、このような構成を有する当該第１の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置の動作説明をする。
【００３２】
このデュアルスライスＣＴ装置は、撮影の位置決め等に用いられるスキャノグラム像を撮影する際には、寝台を所定の速度で移動しながら寝台に載置された被検体の上側にＸ線管１を固定すると共に、被検体の下側にＸ線検出器２を固定し、いわゆるオーバーチューブのかたちで少線量のＸ線の曝射を行い、これによるＸ線であるスキャノグラム像の収集を行う。また、このスキャノグラム像等に基づいて行われる所望の部位の撮影の際には、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を回転制御しながら（いわゆるヘリカルスキャンを行う際には、この回転制御に寝台の速度移動が加わる。）Ｘ線の曝射を行い、これによるＸ線の取り込みを行う。
【００３３】
具体的には、図２に示すようにＸ線の曝射により形成されたＸ線は、図２に示す各検出器列３、４のコリメータ１３、１８に入射される。コリメータ１３、１８は、各検出器列３、４への散乱線の入射を防止する。このＸ線は、次に蛍光体１２、１７に入射される。この蛍光体１２、１７は、入射されたＸ線に応じた光を形成する。
【００３４】
フォトダイオード１１、１６上には、アクティブエリア１１ａ、１６ａが形成されており、このアクティブエリア１１ａ、１６ａにより、蛍光体１２、１７が発光することで形成された光の光量に応じたレベルの電気信号を形成して出力する（光−電流変換）。
【００３５】
この電気信号は、Ｉ−Ｖ変換回路により電流から電圧のかたちに変換され、信号収集部に供給される。そして、プリアンプ回路で所定の利得で増幅され、アナログ−デジタル変換処理により収集データとして画像再構成部に供給される。画像再構成部は、この収集データに基づいて画像再構成を行うことで、被検体の所望の部位の断層像を形成し、これをモニタ装置等に供給する。これにより、Ｘ線検出器２で検出されたＸ線に応じた断層像をモニタ表示等することができる。
【００３６】
ここで、通常、各検出器列は、図３中点線で示すようにＸ線管から曝射されたＸ線を垂直に取り込むように設けられるのであるが、前述のように当該Ｘ線検出器２の各検出器列３、４は、同図中実線で示すように所定の角度を持ってＸ線を取り込むように設けられている。
【００３７】
すなわち、この所定の角度を設けたときの各蛍光体１２、１７を透過するＸ線の透過長を「ｔ１」とし、前記通常時において蛍光体を透過するＸ線の透過長を「ｔ２」とすると「ｔ１＞ｔ２」となり、所定の角度を設けたときの各蛍光体１２、１７を透過するＸ線の透過長の方が、前記通常時のＸ線の透過長よりも長くなる。
【００３８】
これは、各蛍光体１２、１７の前記垂直方向の厚みである実際の厚みよりも厚い蛍光体でＸ線の検出を行うことを意味する。言い換えれば、通常の厚みの蛍光体を用いながらにして、これよりも厚さの厚い蛍光体でＸ線の検出を行ったときと同等の感度が得られることを意味する。また、各蛍光体１２、１７の前記遮蔽板２０の近傍のエッジ部分を考えると、このエッジ部分からより離れた位置までＸ線が入射し、発光分布（感度分布）としてはより均一な感度を有する入射位置まで使用できることを意味する。
【００３９】
一方、当該Ｘ線検出器は、この各蛍光体１２、１７により発光された光の検出を行うフォトダイオード１１、１６にも、各蛍光体１２、１７に設けられた傾き角と同じ傾き角が設けられている。図３の各反射板１４、１９近傍であるエッジ部分に注目すると、各蛍光体１２、１７のエッジ部分で形成された光は、各フォトダイオード１１、１６上に各蛍光体１２、１７が積層された構造上、各フォトダイオード１１、１６のアクティブエリア１１ａ、１６ａのエッジ部分ではなく、このエッジ部分から中央寄りの感度が良好な部分で検出されるようになる。
【００４０】
このようなことから、当該Ｘ線ＣＴ装置は、前記角度を持たせた構成により、蛍光体１２、１７のエッジ部分での光の発光量を多くすることができるうえ、この多い発光量の光を、図５に示すように各フォトダイオード１１、１６のアクティブエリア１１ａ、１６ａのエッジ部分から離れた中央寄りの部分で検出することができる。しかも、図２（ｂ）を用いて説明したように検出器外側の検出窓よりも、前記エッジ部分近傍の検出器内側の検出窓の方が広い構成となっている。このため、エッジ部分での感度を良好なものとすることができ、厚いスライス厚の断層像は勿論のこと、前記エッジ部分を用いて撮影を行う、例えば１ｍｍ、２ｍｍ等の薄いスライス厚の断層像でも明瞭な画像を得ることができる。
【００４１】
また、通常の線量のＸ線で、この薄いスライス厚の明瞭な断層像を得ることができるため、薄いスライス厚の明瞭な断層像を得るために線量の多いＸ線の曝射を行う不都合を防止することができ、被検体の被曝低減を通じて当該Ｘ線検出器２が設けられた当該デュアルスライスＣＴ装置の安全性の向上を図ることができる。
【００４２】
次に、本発明に係るＸ線検出装置の第２の実施の形態の説明をする。
【００４３】
上述の第１の実施の形態は、各検出器列３、４の傾き角を蛍光体の厚み等に応じて固定するものであったが、この第２の実施の形態では、各検出器列３、４の傾き角をスライス厚に応じて可変制御するようにしたものである。なお、この第２の実施の形態は、この点のみが上述の第１の実施の形態と異なるものであるため、以下、この差異の説明のみ行い重複説明を省略することとする。
【００４４】
すなわち、この第２の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置に設けられているＸ線検出器２は、例えば１ｍｍ〜１０ｍｍのスライス厚の断層像の撮影が可能であるとすると、この中間の５ｍｍのスライス厚を基準として蛍光体１２、１７の厚みが決定されている。
【００４５】
また、各検出器列３、４は、操作者により指定されたスライス厚に応じて傾き角が可変制御されるようになっており、そのために当該デュアルスライスＣＴ装置は、図６に示すように操作者が所望のスライス厚の入力を行うための操作部５６と、この入力されたスライス厚を検出するスライス厚検出部５７と、スライス厚に応じた傾き角に各検出器列３、４を制御するための角度制御データが記憶された角度メモリ５８と、入力されたスライス厚に応じて角度メモリ５８から角度制御データを読み出し、これに基づいて各検出器列３、４の傾き角を制御する駆動制御部５９と、各検出器列３、４の傾き角制御機構とが設けられた構成となっている。
【００４６】
このようなデュアルスライスＣＴ装置は、操作者が操作部５６を操作することにより所望のスライス厚を指定すると、スライス厚検出部５７がこれを検出し、駆動制御部５９に指定されたスライス厚を示すスライス厚指定データを供給する。
【００４７】
角度メモリ５８には、５ｍｍのスライス厚を基準としてその厚みが設定された蛍光体１２、１７に対応する、各スライス厚に応じた各検出器列３、４の傾き角を示す角度制御データがそれぞれ記憶されている。駆動制御部５９は、スライス厚指定データで示されるスライス厚に対応する角度制御データを角度メモリ５８から読み出し、この角度制御データに基づいて、図６に示すようにＸ線管１の焦点からＸ線検出器２の外側までの焦点距離Ａと、Ｘ線管１の焦点からＸ線検出器２の内側（前記遮蔽板２０）までの焦点距離Ｂとが同じ距離となるように（Ａ＝Ｂ）、前記傾き角制御機構を介して各検出器列３、４の傾き角を制御する。すなわち、Ｘ線管１の焦点を頂点とし、前記焦点距離Ａ及び焦点距離Ｂで２等辺三角形を形成するように各検出器列３、４の傾き角を制御する。
【００４８】
これにより、スライス厚に応じて、各検出器列３、４の常に最適な傾き角で撮影等を行うことができ、良好な断層像を得ることができる他、上述の第１の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置と同じ効果を得ることができる。
【００４９】
次に、本発明に係るＸ線検出装置の第３の実施の形態の説明をする。
【００５０】
上述の第１、第２の実施の形態は、本発明に係るＸ線検出装置をデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器に適用したものであったが、この第２の実施の形態は、本発明に係るＸ線検出装置を、例えばＸ線診断装置等に用いられる固体検出器に適用したものである。
【００５１】
通常、固体平面検出器は、図７に示すように複数の半導体Ｘ線検出素子を２次元的に配列して設けることにより平面的に構成されている。内部構造は、上述の各Ｘ線検出素子３ｎ等と同様に、光等を反射してＸ線のみの取り込みを行う反射部材と、この取り込んだＸ線に応じて発光するＸ線−光変換部材と、光を電気信号に変換する光−電変換手段とで構成されている。
【００５２】
ここで、このような固体平面検出器４１は、複数の半導体Ｘ線検出素子を２次元的に配列して構成されているため、図７に示すようにＸ線管４０の焦点から固体平面検出器４１の中央部までの距離（焦点距離Ａ）よりも、該焦点から固体平面検出器４１の端部までの距離（焦点距離Ｂ）の方が長くなり、端部分近傍に相当する表示画像にぼけを生ずる問題がある。
【００５３】
このため、当該第３の実施の形態のＸ線検出器は、図８（ａ）に示すように全体的な形状がいわばお椀型となっており、当該固体検出器８０の中心部分から外周部分にかけて、迫り上がるかたちで傾き角が設けられている。この傾き角は、図８（ｂ）に示すようにＸ線管８１の焦点から当該固体検出器８０の中心部分までの焦点距離Ａと、Ｘ線管８１の焦点から当該固体検出器８０の外周部分までの焦点距離Ｂとが同じ焦点距離（Ａ＝Ｂ）となる角度に設定されている。また、その内面には、当該固体検出器８０の中心部を中心として隙間無く放射状に配されるように複数のＸ線検出素子が設けられている。
【００５４】
これにより、図８（ｂ）に示すように前記焦点距離Ａと焦点距離Ｂとを同じとすることができ（Ａ＝Ｂ）、検出器の端部分近傍に相当する表示画像にぼけを生ずる不都合を防止することができ、端部分まで明瞭な表示画像を提供することを可能とすることができる。
【００５５】
最後に、上述の第１、第２の実施の形態の説明では、本発明に係るＸ線検出装置をデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器に適用することとしたが、当該Ｘ線検出装置は、３列以上の検出器列を有するマルチスライスＣＴ装置用のＸ線検出器に適用するようにしてもよい。この場合は、例えば４列、６列、８列・・・等のように偶数の検出器列を有するＸ線検出器に適用することが好ましく、例えば４列の検出器列を有するＸ線検出装置に適用した場合には、１列目、２列目を図１に示したように断面Ｖの字上となるように所定の傾き角を有するように設けると共に、同様に３列目、４列目を所定の傾き角を有するように設ければよい。また、必ずしも偶数の検出器列を有するＸ線検出器でなくとも、例えば３列の検出器列を有するＸ線検出器に適用してもよく、この場合は、例えば１列目、２列目（或いは２列目、３列目）にのみ所定の角度をつけて設けるようにすればよい。
【００５６】
さらに、上述の各実施の形態では、本発明を、半導体で形成されたＸ線検出器に適用することとしたが、これは、いわゆるゼノン検出器等に適用してもよく、この他、本発明に係る技術的思想を逸脱しない範囲であれば設計等に応じて種々の変更が可能であることは勿論である。
【００５７】
【発明の効果】
本発明に係るＸ線検出装置は、複数の検出器列のエッジ部分の感度の向上を図ることができる。このため、通常のＸ線曝射条件でも高画質の薄いスライス厚の断層像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＸ線検出装置を適用した第１の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器の斜視図である。
【図２】前記Ｘ線検出器の側面図及び上面図である。
【図３】前記Ｘ線検出器の接続部を説明するための図である。
【図４】前記Ｘ線検出器の設置角度と蛍光体の厚みとの関係を説明するための図である。
【図５】前記Ｘ線検出器において、薄いスライス厚の断層像を得る場合に用いられるフォトダイオードの出力領域を示す図である。
【図６】本発明に係るＸ線検出装置を適用した第２の実施の形態のデュアルスライスＣＴ装置を示す図である。
【図７】固体平面検出器の中央部分と周辺部分とで、Ｘ線管焦点からの距離が異なることによる生ずる不都合を説明するための図である。
【図８】本発明に係るＸ線検出装置を適用した第３の実施の形態の固体検出器を説明するための図である。
【図９】従来のシングルスライスＣＴ装置のＸ線検出器の斜視図である。
【図１０】従来のデュアルスライスＣＴ装置のＸ線検出器の斜視図である。
【図１１】前記デュアルスライスＣＴ装置に設けられている分離型のＸ線検出器の側面図及び上面図である。
【図１２】前記デュアルスライスＣＴ装置に設けられている一体型のＸ線検出器の側面図及び上面図である。
【図１３】蛍光体が積層されていない状態及び蛍光体が積層された状態でのフォトダイオードの出力の違いを説明するための図である。
【図１４】従来のデュアルスライスＣＴ装置で、薄いスライス厚の断層像を得る場合に用いられるフォトダイオードの出力領域を示す図である。
【符号の説明】
１…Ｘ線管、２…デュアルスライス用のＸ線検出器、１０，１５…台座
３，４…第１，第２の検出器列、１２，１７…蛍光体
３ｎ〜３ｎ＋ｉ，４ｎ〜４ｎ＋ｉ…Ｘ線検出素子、１５…接続部
１１，１６…フォトダイオード、１１ａ，１６ａ…アクティブエリア
１３，１８…コリメータ、１４，１９…反射板、２０…遮蔽板[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present inventionX-ray CT systemThe present invention relates to an X-ray detection apparatus suitable as an X-ray detection unit, and more particularly to an X-ray detection apparatus that improves the sensitivity of an edge portion of an X-ray detector having a plurality of detector arrays.
[0002]
[Prior art]
As an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT apparatus) currently used for image diagnosis as a medical device, an X-ray CT apparatus for single slice (single-slice CT apparatus) as shown in FIG. Has become the mainstream. This single slice CT apparatus converts X-rays formed by exposing an X-ray to an object from an X-ray tube 100, and X-ray detection elements 101n to 101n + i (n is 1, i is an equivalent number) for a plurality of channels. An arbitrary integer) is captured by the X-ray detector 101 having detector rows arranged in a line in a channel direction that is orthogonal to the body axis direction of the subject (the rotation axis direction of the gantry = slice direction). It has become.
[0003]
In general, each of the X-ray detection elements 101n to 101n + i constituting the X-ray detector 101 is configured by sequentially stacking a photodiode 110, a phosphor 111 and a shielding plate 112 as shown in FIG. 9B. When capturing X-rays, the shielding plate 112 absorbs scattered radiation so as to capture only X-rays that enter the direct detector generated from the X-ray source. The phosphor 111 forms light according to the dose of X-rays taken in through the shielding plate 112 (emits light according to the X-ray dose).
[0004]
On the photodiode, an active area 110a is provided so as to be covered with the phosphor 111 as shown by the oblique lines in FIG. 9B. The active area 110a is formed by the phosphor 111 emitting light. The light corresponding to the X-rays is converted into an electrical signal, which is supplied to a monitor device or the like via an image reconstruction unit or the like. Thereby, a tomographic image of a desired part of the subject can be displayed on a monitor, and a doctor or the like makes a diagnosis, a treatment plan, etc. based on the tomographic image displayed on the monitor.
[0005]
On the other hand, in recent years, an X-ray CT apparatus (multi-slice CT apparatus) having an X-ray detector capable of obtaining tomographic images for a plurality of rows at a time by providing a plurality of detector rows along the slice direction. ) Has been proposed.
[0006]
Among the X-ray CT apparatuses called multi-slice CT apparatuses, an X-ray CT apparatus provided with an X-ray detector having two detector rows is called a dual slice CT apparatus, as shown in FIG. It is configured.
[0007]
That is, in this dual slice CT apparatus, detector rows 122 and 123 are provided for two rows of X-rays formed by exposing X-rays to the subject from the X-ray tube 120 along the slice direction. X-ray detectors 121 to be captured respectively. Each detector row 122, 123 is formed of a plurality of X-ray detection elements 122n to 122n + i and 123n to 123n + i arranged in a line along the channel direction.
[0008]
As the X-ray detector 121 for the dual slice CT apparatus, the “separation type” provided in a state where the detector rows 122 and 123 are separated from the detector rows 122 and 123 are integrally connected. It is possible to consider an “integrated type” that is provided in the state of being applied.
[0009]
For example, the separation type X-ray detector 121 is similar to the detector row 122 in which the photodiode 130, the phosphor 131, and the shielding plate 132 are sequentially laminated as shown in FIGS. It is configured by arranging a detector array 123 in which a photodiode 140, a phosphor 141, and a shielding plate 142 are sequentially stacked. The operation is the same as that of the above-described X-ray detector 101 for both detector rows 122 and 123, and the phosphors 131 and 141 receive X-rays captured through the shielding plates 132 and 142 as light. The light is converted into an electric signal in each active area 130a, 140a of each photodiode 130, 140.
[0010]
For example, the integrated X-ray detector 121 includes a detector row 122 in which an integrated photodiode 150, a phosphor 151, and a shielding plate 152 are sequentially stacked as shown in FIGS. 12 (a) and 12 (b). Similarly, the detector row 123 in which the phosphor 161 and the shielding plate 162 are sequentially laminated is connected to each other through the connection portion 165 so as to be integrally configured. The operations of the detector rows 122 and 123 of the integrated X-ray detector 121 are the same as those of the X-ray detector 101 described above, and the X-rays captured through the shielding plates 152 and 162 are converted into the phosphors. 151 and 161 convert light into light, and the light is converted into electric signals in the active areas 150 a and 150 b of the photodiode 150.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
Here, what becomes a problem in the X-ray detector 121 of such a dual slice CT apparatus is the sensitivity of the edge portion in the vicinity of the slice center plane of each detector row.
[0012]
That is, as shown in FIG. 13A, when the output level of the photodiode is not stacked, as shown in FIG. 13A, when the output level of the central portion of the active area is 100%, In a portion that enters the center portion from the edge portion by a predetermined amount, a drop of several percent is seen in the output level, but the output level is almost 100% as a whole.
[0013]
On the other hand, when a phosphor is stacked on the photodiode, the output of the photodiode has a large drop in output level at the edge portion of the active area as shown in FIG.
[0014]
For this reason, in the case of a single slice CT apparatus, as shown in FIG. 13B, the tomographic image is reconstructed using only the output obtained from the central portion of the active area. For example, when it is attempted to obtain a tomographic image having a thin slice thickness of 1 mm, 2 mm, or the like, it is necessary to use the output of the edge portion where the drop in the output level occurs as shown in FIG.
[0015]
Therefore, a multi-slice CT apparatus such as a dual-slice CT apparatus has a problem that a high-quality tomographic image cannot be obtained when an attempt is made to obtain a thin slice thickness tomographic image using the output of the edge portion.
[0016]
When obtaining a tomogram with a thin slice thickness, the X-ray exposure conditions are changed, and the X-ray tube is driven with a higher tube voltage than when obtaining a tomogram with a thick slice thickness. By doing so, a high-quality tomographic image can be obtained, but this is not preferable from the viewpoint of reducing the exposure dose to the subject.
[0017]
The present invention has been made in view of the above-described problems, and improves the sensitivity of the edge portions of a plurality of detector arrays, and obtains a high-quality thin slice thickness tomographic image even under normal X-ray exposure conditions. An object of the present invention is to provide an X-ray detection apparatus that can perform such a process.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
The present invention according to claim 1 is an X-ray detection apparatus for an X-ray CT apparatus having a plurality of detector rows for taking in X-rays, wherein the first detector has a V-shaped cross section. Each of the X-ray detection elements constituting the detector row provided with the tilt angle is configured to give X-rays obliquely by giving the row and the second detector row a predetermined inclination angle. The detection region at the end in the slice direction on the butt surface side of the first detector row and the second detector row is wider than the detection region at the outer slice direction end. .
The present invention according to claim 8 is an X-ray detection apparatus for an X-ray CT apparatus provided with a plurality of X-ray detection elements for taking in X-rays from the focal point of the X-ray tube, and radially from the center. An X-ray detector provided with the X-ray detection element is provided, and the X-ray detector has a bowl-like shape with an inclination angle so as to rise from the central portion to the outer peripheral portion. And
[0019]
With such a configuration, the X-ray transmission distance when the X-ray is taken obliquely can be made longer than the X-ray transmission distance when the X-ray is taken vertically, and the sensitivity is improved. Can be achieved. Therefore, even a tomographic image having a thin slice thickness can be clearly captured without increasing the amount of X-ray exposure, thereby reducing the exposure of the subject.
[0020]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, preferred embodiments of an X-ray detection apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0021]
First, the X-ray detection apparatus according to the present invention can be applied to an X-ray detector of a so-called dual slice CT apparatus which is an X-ray detection apparatus having two detector rows of X-ray detectors. FIG. 1 shows the main part of the imaging system of the dual slice CT apparatus of the first embodiment.
[0022]
In FIG. 1, the imaging system of the dual slice CT apparatus includes an X-ray tube 1 that exposes an X-ray to a subject placed on a bed and an X-ray detector 2 for dual slice. ing. The X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 are provided so as to face each other on the inner periphery of the gantry, and rotate along the inner periphery of the gantry while maintaining this relative relationship. Then, X-rays are irradiated from the X-ray tube 1 to a desired part of the subject placed along the rotation axis, and the X-rays formed thereby are captured by the X-ray detector 2. It is like that.
[0023]
The X-ray detector 2 has a plurality of detection elements 3n to 3n + i (n is 1, i is an arbitrary integer) in a channel direction that is a direction orthogonal to the slice direction that is the body axis direction (= rotation axis direction) of the subject. Are arranged in parallel in the slice direction. The first and second detector rows 3 and 4 are formed in parallel. When the X-ray detector 2 is viewed along the channel direction, as shown in the side view of FIG. 2A, and when viewed from the direction perpendicular to the channel direction or slice direction, the top view of FIG. As shown.
[0024]
In FIG. 2A, the first detector array 3 includes a photodiode 11, a phosphor 12 and a collimator 13 which are sequentially laminated along an inclined surface 10a of a pedestal 10 having an inclination angle of 45 degrees, for example. It is formed by doing. Similarly, the second detector row 4 is also formed by sequentially stacking the photodiode 16, the phosphor 17, and the collimator 18 along the inclined surface 15 a of the pedestal 15 having an inclination angle of 45 degrees, for example. ing.
[0025]
Each of the pedestals 10 and 15 is provided in such a manner that one side of each of the inclined surfaces 10a and 15a is abutted with each other. The photodiodes 11 and 16, the phosphors 12 and 17 and the collimators 13 and 18 stacked on these sides. Is also provided in such a way that each end is abutted. Accordingly, the photodiodes 11 and 16, the phosphors 12 and 17, and the collimators 13 and 18 stacked on the pedestals 10 and 15 are also provided with an inclination angle of 45 degrees, for example.
[0026]
On the butting surfaces of the photodiodes 11 and 16, the phosphors 12 and 17, and the collimators 13 and 18, the shielding plates 20 of the detector rows 3 and 4 and the reflection plates 14 and 19 that are, for example, diffuse reflection plates are provided. Is provided. As the shielding plate 20, for example, a plate having a height obtained by a predetermined calculation based on the inclination angle of each detector row 3, 4 and the width in the slice direction is provided.
[0027]
Here, in this embodiment, the inclination angles of the photodiodes 11 and 16, the phosphors 12 and 17, and the collimators 13 and 18 are, for example, 45 degrees. 12 and 17 and the length from the shielding plate 20 to the centers of the phosphors 12 and 17 are determined.
[0028]
That is, as shown in FIG. 4, when the thickness of the phosphor is “t” and the length from the shielding plate 20 to the centers of the phosphors 12 and 17 is “l”, the inclination angle “tan θ” is “ The phosphors 12 and 17 and the like are stacked on the pedestals 10 and 15 so as to have the calculated inclination angle.
[0029]
The inclination angle is determined in consideration of the refractive index of the adhesive member when the phosphors 12 and 17 and the photodiodes 11 and 16 are bonded and fixed. Further, since the bundle (density) of X-rays per unit area is determined by the distance from the X-ray focal point, the optimum inclination angle is determined so as to improve the output of the edge portion from the relationship with the area.
[0030]
Next, each of the detector rows 3 and 4 provided so as to have a predetermined inclination angle is circular along the channel direction in order to enable smooth rotational movement along the inner periphery of the gantry. The detection elements 3n to 3n + i and 4n to 4n + i need to be arranged in parallel so as to form an arc. For this reason, as for each detector row | line | column 3, 4, as shown in FIG.2 (b), the said shielding board 20 side (inner side) is wider than the anti-connection part side (outer side). The sensitivity of the X-ray detector becomes better as the X-ray capture range (so-called detection window) is wider. However, the X-ray detector 2 is predetermined for each detector row 3 and 4. As a result, when the entire shape is formed in the arc shape, the X-ray capturing range on the inner side becomes wider than the outer side, and the sensitivity in the vicinity of the shielding plate 20 described later is increased. It plays a role in improving the sensitivity of the edge portion.
[0031]
Next, the operation of the dual slice CT apparatus according to the first embodiment having such a configuration will be described.
[0032]
This dual-slice CT apparatus fixes the X-ray tube 1 to the upper side of the subject placed on the bed while moving the bed at a predetermined speed when shooting a scanogram image used for imaging positioning or the like. At the same time, the X-ray detector 2 is fixed to the lower side of the subject, a small dose of X-rays is exposed in the form of a so-called overtube, and a scanogram image as X-rays is collected. Further, when imaging a desired part performed based on the scanogram image or the like, the rotation control is performed while controlling the rotation of the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 (when performing so-called helical scanning, this rotation control is performed. The speed movement of the bed is added.) X-ray exposure is performed and X-rays are captured by this.
[0033]
Specifically, as shown in FIG. 2, X-rays formed by X-ray exposure are incident on the collimators 13 and 18 of the detector rows 3 and 4 shown in FIG. The collimators 13 and 18 prevent scattered rays from entering the detector rows 3 and 4. This X-ray is then incident on the phosphors 12 and 17. The phosphors 12 and 17 form light corresponding to the incident X-rays.
[0034]
Active areas 11a and 16a are formed on the photodiodes 11 and 16, and the active areas 11a and 16a have electrical levels at levels corresponding to the amount of light formed by the phosphors 12 and 17 emitting light. A signal is formed and output (light-current conversion).
[0035]
This electrical signal is converted from current to voltage by an IV conversion circuit and supplied to a signal collecting unit. Then, it is amplified with a predetermined gain by the preamplifier circuit, and supplied to the image reconstruction unit as collected data by analog-digital conversion processing. The image reconstruction unit forms a tomographic image of a desired part of the subject by performing image reconstruction based on the collected data, and supplies the tomographic image to a monitor device or the like. Thereby, a tomographic image corresponding to the X-ray detected by the X-ray detector 2 can be displayed on a monitor.
[0036]
Here, normally, each detector row is provided so as to vertically capture the X-rays exposed from the X-ray tube as indicated by the dotted line in FIG. 3, but as described above, the X-ray detectors. Each of the two detector rows 3 and 4 is provided so as to take in X-rays at a predetermined angle as shown by a solid line in FIG.
[0037]
That is, the transmission length of the X-rays transmitted through the phosphors 12 and 17 when the predetermined angle is provided is “t1”, and the transmission length of the X-rays transmitted through the phosphors in the normal time is “t2”. Then, “t1> t2” is established, and the transmission length of X-rays transmitted through the respective phosphors 12 and 17 when a predetermined angle is provided is longer than the normal X-ray transmission length.
[0038]
This means that X-rays are detected with a phosphor thicker than the actual thickness, which is the thickness in the vertical direction of each phosphor 12, 17. In other words, it means that sensitivity equivalent to that obtained when X-ray detection is performed using a phosphor having a thickness greater than that while using a phosphor having a normal thickness. Further, considering the edge portion of each phosphor 12 and 17 in the vicinity of the shielding plate 20, X-rays enter a position further away from the edge portion, and the light emission distribution (sensitivity distribution) has a more uniform sensitivity. It means that it can be used up to the incident position.
[0039]
On the other hand, in the X-ray detector, the photodiodes 11 and 16 that detect the light emitted by the phosphors 12 and 17 also have the same tilt angle as the tilt angle provided for the phosphors 12 and 17. Is provided. When attention is paid to the edge portions in the vicinity of the reflectors 14 and 19 in FIG. 3, the light formed at the edge portions of the phosphors 12 and 17 is laminated on the photodiodes 11 and 16. Due to the structure, not the edge portions of the active areas 11a and 16a of the photodiodes 11 and 16, but the sensitivity near the center from these edge portions is detected.
[0040]
For this reason, the X-ray CT apparatus can increase the amount of light emitted from the edge portions of the phosphors 12 and 17 and can increase the amount of light emitted by the angled configuration. As shown in FIG. 5, it can be detected at a portion near the center away from the edge portions of the active areas 11a and 16a of the photodiodes 11 and 16, respectively. Moreover, as described with reference to FIG. 2B, the detection window inside the detector near the edge portion is wider than the detection window outside the detector. For this reason, the sensitivity at the edge portion can be improved, and a tomographic image having a thin slice thickness of 1 mm, 2 mm, etc., for example, is taken using the edge portion as well as a tomographic image having a thick slice thickness. A clear image can be obtained even with an image.
[0041]
In addition, since a clear tomographic image having a thin slice thickness can be obtained with a normal dose of X-rays, there is a problem in that X-ray exposure with a large dose is performed to obtain a clear tomographic image having a thin slice thickness. Therefore, the safety of the dual slice CT apparatus provided with the X-ray detector 2 can be improved through reduction of exposure of the subject.
[0042]
Next, a second embodiment of the X-ray detection apparatus according to the present invention will be described.
[0043]
In the first embodiment described above, the inclination angles of the detector rows 3 and 4 are fixed in accordance with the thickness of the phosphor, etc. In the second embodiment, each detector row is fixed. The tilt angles 3 and 4 are variably controlled according to the slice thickness. Note that the second embodiment is different from the first embodiment only in this point, so that only the difference will be described below and the duplicate description will be omitted.
[0044]
That is, if the X-ray detector 2 provided in the dual slice CT apparatus of the second embodiment can take a tomographic image having a slice thickness of 1 mm to 10 mm, for example, the intermediate 5 mm The thicknesses of the phosphors 12 and 17 are determined based on the slice thickness.
[0045]
In addition, the detector arrays 3 and 4 are configured such that the inclination angle is variably controlled in accordance with the slice thickness designated by the operator. For this reason, the dual slice CT apparatus is configured as shown in FIG. An operation unit 56 for an operator to input a desired slice thickness, a slice thickness detection unit 57 for detecting the input slice thickness, and the detector rows 3 and 4 at inclination angles according to the slice thickness. The angle memory 58 in which angle control data for control is stored, and the angle control data are read from the angle memory 58 in accordance with the input slice thickness, and the inclination angles of the detector rows 3 and 4 are controlled based on this. And a tilt angle control mechanism for each detector row 3 and 4 is provided.
[0046]
In such a dual slice CT apparatus, when an operator designates a desired slice thickness by operating the operation unit 56, the slice thickness detection unit 57 detects this, and the slice thickness designated by the drive control unit 59 is obtained. Supply the slice thickness designation data shown.
[0047]
In the angle memory 58, angle control data indicating the inclination angle of each detector row 3, 4 corresponding to each slice thickness corresponding to the phosphors 12, 17 whose thickness is set with a slice thickness of 5 mm as a reference. Each is remembered. The drive control unit 59 reads the angle control data corresponding to the slice thickness indicated by the slice thickness designation data from the angle memory 58, and based on this angle control data, the X-ray tube 1 from the focal point of the X-ray tube 1 as shown in FIG. The focal distance A to the outside of the line detector 2 and the focal distance B from the focal point of the X-ray tube 1 to the inside of the X-ray detector 2 (the shielding plate 20) are the same distance (A = B). ), The tilt angles of the detector rows 3 and 4 are controlled via the tilt angle control mechanism. That is, the inclination angles of the detector rows 3 and 4 are controlled so that the focal point of the X-ray tube 1 is a vertex and an isosceles triangle is formed by the focal length A and the focal length B.
[0048]
Thereby, according to the slice thickness, imaging or the like can always be performed with the optimum inclination angle of each detector row 3 and 4, and a good tomographic image can be obtained. In addition, the above-described first embodiment The same effect as that of the dual slice CT apparatus can be obtained.
[0049]
Next, a third embodiment of the X-ray detection apparatus according to the present invention will be described.
[0050]
In the first and second embodiments described above, the X-ray detection apparatus according to the present invention is applied to an X-ray detector of a dual slice CT apparatus. The X-ray detection apparatus according to the invention is applied to a solid state detector used in, for example, an X-ray diagnostic apparatus.
[0051]
Normally, the solid flat detector is configured in a planar manner by providing a plurality of semiconductor X-ray detection elements arranged two-dimensionally as shown in FIG. The internal structure is similar to each X-ray detection element 3n described above, and the like is a reflection member that reflects light and captures only X-rays, and an X-ray-light conversion member that emits light in response to the captured X-rays. And photoelectric conversion means for converting light into an electrical signal.
[0052]
Here, since such a solid flat detector 41 is configured by two-dimensionally arranging a plurality of semiconductor X-ray detection elements, the solid flat detector is detected from the focal point of the X-ray tube 40 as shown in FIG. The distance from the focal point to the end of the solid flat panel detector 41 (focal length B) is longer than the distance to the center of the unit 41 (focal length A), resulting in a display image corresponding to the vicinity of the end. There is a problem that causes blur.
[0053]
For this reason, the X-ray detector of the third embodiment has a so-called bowl shape as a whole as shown in FIG. In the meantime, an inclination angle is set up in a looming way. As shown in FIG. 8 (b), the inclination angle includes the focal length A from the focal point of the X-ray tube 81 to the center portion of the solid-state detector 80 and the outer periphery of the solid-state detector 80 from the focal point of the X-ray tube 81. The angle is set such that the focal length B to the portion is the same focal length (A = B). In addition, a plurality of X-ray detection elements are provided on the inner surface so as to be arranged radially with no gap around the center of the solid state detector 80.
[0054]
Thereby, as shown in FIG. 8B, the focal length A and the focal length B can be made the same (A = B), and the display image corresponding to the vicinity of the end portion of the detector is blurred. Can be prevented, and a clear display image can be provided up to the end portion.
[0055]
Finally, in the description of the first and second embodiments described above, the X-ray detection apparatus according to the present invention is applied to the X-ray detector of the dual slice CT apparatus. The present invention may be applied to an X-ray detector for a multi-slice CT apparatus having three or more detector rows. In this case, it is preferable to apply to an X-ray detector having an even number of detector rows, for example, 4 rows, 6 rows, 8 rows, etc., for example, X-ray detection having 4 detector rows. When applied to the apparatus, the first row and the second row are provided so as to have a predetermined inclination angle so as to be in the shape of the cross section V as shown in FIG. The rows may be provided so as to have a predetermined inclination angle. Further, the present invention may be applied to, for example, an X-ray detector having three detector rows, not necessarily an X-ray detector having an even number of detector rows. In this case, for example, the first row, the second row, etc. It is only necessary to provide a predetermined angle only in the second row or the third row.
[0056]
Furthermore, in each of the above-described embodiments, the present invention is applied to an X-ray detector formed of a semiconductor. However, this may be applied to a so-called Zenon detector or the like. Of course, various modifications can be made according to the design or the like as long as they do not depart from the technical idea of the invention.
[0057]
【The invention's effect】
The X-ray detection apparatus according to the present invention can improve the sensitivity of edge portions of a plurality of detector rows. For this reason, a high-quality thin slice thickness tomogram can be obtained even under normal X-ray exposure conditions.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view of an X-ray detector of a dual slice CT apparatus according to a first embodiment to which an X-ray detection apparatus according to the present invention is applied.
FIG. 2 is a side view and a top view of the X-ray detector.
FIG. 3 is a diagram for explaining a connection part of the X-ray detector;
FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the installation angle of the X-ray detector and the thickness of the phosphor.
FIG. 5 is a diagram showing an output region of a photodiode used when obtaining a thin slice thickness tomographic image in the X-ray detector;
FIG. 6 is a diagram showing a dual slice CT apparatus according to a second embodiment to which the X-ray detection apparatus according to the present invention is applied.
FIG. 7 is a diagram for explaining inconvenience caused by a difference in distance from the X-ray tube focal point between a central portion and a peripheral portion of a solid flat detector.
FIG. 8 is a diagram for explaining a solid state detector according to a third embodiment to which an X-ray detection apparatus according to the present invention is applied;
FIG. 9 is a perspective view of an X-ray detector of a conventional single slice CT apparatus.
FIG. 10 is a perspective view of an X-ray detector of a conventional dual slice CT apparatus.
FIGS. 11A and 11B are a side view and a top view of a separation type X-ray detector provided in the dual slice CT apparatus. FIGS.
FIGS. 12A and 12B are a side view and a top view of an integrated X-ray detector provided in the dual slice CT apparatus. FIGS.
FIG. 13 is a diagram for explaining a difference in output of a photodiode between a state in which no phosphor is stacked and a state in which a phosphor is stacked.
FIG. 14 is a diagram showing an output region of a photodiode used when a tomographic image having a thin slice thickness is obtained with a conventional dual slice CT apparatus.
[Explanation of symbols]
1 ... X-ray tube, 2 ... X-ray detector for dual slice, 10, 15 ... Pedestal
3, 4 ... first and second detector rows, 12, 17 ... phosphor
3n-3n + i, 4n-4n + i ... X-ray detection element, 15 ... connection part
11, 16 ... Photodiode, 11a, 16a ... Active area
13, 18 ... collimator, 14, 19 ... reflector, 20 ... shielding plate

Claims

Ｘ線の取り込みを行う複数の検出器列を有するＸ線ＣＴ装置用のＸ線検出装置であって、
断面がＶ字状となるように第１の検出器列と第２の検出器列とに所定の傾き角を持たせて、Ｘ線を斜めに取り込むようにし、かつ、前記傾き角の設けられた検出器列を構成する各Ｘ線検出素子は、外側のスライス方向端部の検出領域よりも前記第１の検出器列と前記第２の検出器列の突合せ面側のスライス方向端部の検出領域の方が広くなっていることを特徴とするＸ線検出装置。An X-ray detection apparatus for an X-ray CT apparatus having a plurality of detector rows for capturing X-rays,
The first detector row and the second detector row have a predetermined inclination angle so that the cross section is V-shaped so that X-rays are taken obliquely, and the inclination angle is provided. Each of the X-ray detection elements constituting the detector row is located at the end in the slice direction on the butt surface side of the first detector row and the second detector row from the detection region at the outer slice direction end. An X-ray detection apparatus characterized in that a detection region is wider .

前記傾き角の設けられた検出器列同士が隣接する部分には、取り込まれたＸ線の他の検出器列への入射を防止する遮蔽板が設けられていることを特徴とする請求項１記載のＸ線検出装置。Claim 1 detector row each other provided with the tilt angle is in the adjacent portions, characterized in that the shield plate to prevent the entry of the other detector rows of the captured X-rays is provided The X-ray detection apparatus described .

前記遮蔽板には、放射線を受け蛍光体が発した光を拡散反射する拡散反射部材にて形成された反射板を設けたことを特徴とする請求項２記載のＸ線検出装置。The X-ray detection apparatus according to claim 2 , wherein the shielding plate is provided with a reflection plate formed of a diffuse reflection member that diffuses and reflects light emitted from the phosphor upon receiving radiation.

前記遮蔽板には、遮蔽板同士が相対向する面の少なくとも一方の面に放射線を遮蔽するための遮蔽処理が施されていることを特徴とする請求項３記載のＸ線検出装置。The X-ray detection apparatus according to claim 3 , wherein the shielding plate is subjected to a shielding process for shielding radiation on at least one surface of the surfaces where the shielding plates face each other.

前記各検出器列を構成する各Ｘ線検出素子は、
Ｘ線の散乱線を吸収してＸ線源から発生した直接検出器に入るＸ線のみの取り込みを行うための遮蔽材と、前記遮蔽材の間を介して取り込まれたＸ線の線量に応じた光を形成する蛍光体と、前記蛍光体により形成された光を電気信号に変換する光−電変換手段とを有し、
前記検出器列は、各Ｘ線検出素子の蛍光体の厚みに応じた傾き角を有するように調整されていることを特徴とする請求項１乃至請求項４のうちいずれか１項記載のＸ線検出装置。Each X-ray detection element constituting each detector row is
According to the shielding material for absorbing only the X-rays absorbed from the X-ray source and entering the direct detector generated from the X-ray source, and the X-ray dose captured through the shielding material A phosphor for forming the light, and a photoelectric conversion means for converting the light formed by the phosphor into an electrical signal,
The detector rows, X according to any one of claims 1 to 4, characterized in that it is adjusted to have a tilt angle corresponding to the thickness of the phosphor of each X-ray detecting elements Line detector.

前記検出器列の傾き角を可変制御する傾き角可変機構と、
指定された断層像のスライス厚に応じて、前記傾き角可変機構を介して各検出器列の傾き角を制御する傾き角制御手段とを有することを特徴とする請求項１乃至請求項５のうちいずれか１項記載のＸ線検出装置。A tilt angle variable mechanism that variably controls the tilt angle of the detector row;
Depending on the slice thickness of the specified tomographic image of claims 1 to 5, characterized in that it has a tilt angle control means for controlling the inclination angle of each detector row through the inclination angle variable mechanism The X-ray detection apparatus of any one of them.

前記傾き角制御手段は、Ｘ線発生手段の焦点を頂点とし、この頂点から当該Ｘ線ＣＴ装置の中心位置までの焦点距離と、該焦点から当該Ｘ線ＣＴ装置の端部までの焦点距離とが同じとなるように、前記傾き角を制御することを特徴とする請求項６記載のＸ線検出装置。The tilt angle control means has a focal point of the X-ray generation means as a vertex, a focal distance from the vertex to the center position of the X-ray CT apparatus, and a focal distance from the focal point to an end of the X-ray CT apparatus. The X-ray detection apparatus according to claim 6 , wherein the tilt angle is controlled so that the two are the same.

Ｘ線管の焦点からのＸ線の取り込みを行う複数のＸ線検出素子を配したＸ線ＣＴ装置用のＸ線検出装置であって、An X-ray detection apparatus for an X-ray CT apparatus provided with a plurality of X-ray detection elements for taking in X-rays from a focal point of an X-ray tube,
中心部から放射状に前記Ｘ線検出素子を配したＸ線検出器を備え、前記Ｘ線検出器は、その中心部分から外周部分にかけて迫り上がるように傾き角を設けて椀型の形状としたものであることを特徴とするＸ線検出装置。 Provided with an X-ray detector in which the X-ray detection elements are arranged radially from the center, and the X-ray detector has a bowl shape with an inclination angle so as to rise from the center to the outer periphery An X-ray detection apparatus characterized by

前記Ｘ線管の焦点と前記検出器の中心部分までの距離と、前記Ｘ線管の焦点と前記検出器の外周部分までの距離とが同じくなるように構成されたことを特徴とする請求項８記載のＸ線検出装置。The distance between the focal point of the X-ray tube and the central portion of the detector and the distance between the focal point of the X-ray tube and the outer peripheral portion of the detector are the same. 8. The X-ray detection apparatus according to 8.