WO2014136734A1 - 放射線検出器とそれを備えたｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2014136734A1
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radiation
ray
collimator plate
plate support
radiation detector
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小林　洋之
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株式会社 日立メディコ
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    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/025—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using multiple collimators, e.g. Bucky screens; other devices for eliminating undesired or dispersed radiation

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detector that detects X-rays, ⁇ -rays, and the like, and more particularly to a support unit that supports a collimator plate provided on the radiation source side of the radiation detector to remove scattered radiation. Moreover, it is related with the X-ray CT apparatus provided with such a radiation detector.
  • An X-ray CT (Computed Tomography) device which is one of medical diagnostic imaging devices, is an X-ray tube device that irradiates a subject with X-rays, and an X-ray distribution that detects the distribution of the X-ray dose transmitted through the subject as projection data.
  • the tomographic image of the subject is reconstructed using projection data from a plurality of angles obtained by rotating the line detector around the subject, and the reconstructed tomographic image is displayed.
  • the image displayed by the X-ray CT apparatus describes the shape of an organ in the subject and is used for diagnostic imaging.
  • indirect conversion type detectors equipped with a detection element that combines a phosphor element such as a ceramic scintillator and a light detection element such as a photodiode. Is mainly used.
  • a direct conversion detector provided with a semiconductor element as a detection element is being used.
  • a structure is adopted in which a plurality of detection element arrays, in which about 1000 detection elements are arranged on an arc centered on the X-ray focal point, are arranged in the rotation axis direction. ing.
  • the collimator plate is made of a thin metal plate that can sufficiently shield X-rays, and is arranged radially toward the X-ray focal point.
  • Patent Document 1 discloses an X-ray detector capable of reducing deformation of a collimator plate and an X-ray CT apparatus using the same.
  • Patent Document 1 a groove provided on a resin support plate arranged in parallel with the X-ray incident surface of the X-ray detector, and provided at one end of the collimator plate in the groove provided along the rotation axis direction. Is inserted and joined.
  • the collimator plate and the groove become longer in the direction of the rotation axis, so that it becomes difficult to fit the collimator plate into the groove.
  • an object of the present invention is to provide a radiation detector and an X-ray CT apparatus in which the collimator plate is easily arranged.
  • the present invention provides a radiation detection element array in which a plurality of radiation detection elements for detecting radiation generated from a radiation source are arranged in a first direction and a second direction orthogonal to the first direction.
  • a collimator plate disposed along the first direction on the radiation source side of the radiation detection element array, for removing scattered radiation, and a groove for supporting the collimator plate, and between the radiation detection elements And a collimator plate support portion disposed along the second direction.
  • FIG. 3 is a diagram showing a main part of the first embodiment, and an enlarged view in B of FIG.
  • FIG. 5 is a diagram showing a main part of the first embodiment, and is a cross-sectional view taken along the line CC in FIG.
  • the figure which shows an example of the arrangement position of the collimator board support part 323 The figure which shows the principal part of 2nd embodiment. It is a figure which shows the structure of 3rd embodiment, and is AA sectional drawing of FIG.
  • FIG. 9 is a view showing a main part of the third embodiment, and is a cross-sectional view taken along line EE of FIG.
  • the radiation detector includes a radiation detection element array in which a plurality of radiation detection elements for detecting radiation generated from a radiation source are arranged in a first direction and a second direction orthogonal to the first direction.
  • a collimator plate disposed along the first direction on the radiation source side of the radiation detection element array, for removing scattered radiation, and a groove for supporting the collimator plate, and between the radiation detection elements And a collimator plate support portion arranged along the second direction.
  • the collimator plate support is an even number, and is provided at a symmetrical position with respect to the center position in the first direction.
  • the width between the radiation detection elements on which the collimator plate support portions are disposed is wider than the width between the radiation detection elements on which the collimator plate support portions are not disposed.
  • the radiation detection element includes a scintillator element that emits visible light when radiation is incident, and a light detection element that outputs an electrical signal when the visible light is incident, and the visible light is interposed between the scintillator elements.
  • the collimator plate support portion is made of the same material as that of the reflective material.
  • the X-ray CT apparatus includes the radiation source, the radiation detector disposed to face the radiation source and detecting radiation transmitted through the subject, the radiation source, and the radiation detection.
  • a rotating disk that is mounted around the subject and rotates around the subject, an image reconstruction device that reconstructs a tomographic image of the subject based on the amount of transmitted radiation from a plurality of angles detected by the radiation detector, And an image display device for displaying a tomographic image reconstructed by the image reconstruction device.
  • the position at which the collimator plate support portion of the radiation detector is disposed is a joint position of the maximum slice thickness at the time of image reconstruction.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the X-ray CT apparatus 1.
  • the X-ray CT apparatus 1 includes a scan gantry unit 100 and an operation unit 120.
  • the scan gantry unit 100 includes an X-ray tube device 101, a rotating disk 102, a collimator 103, an X-ray detector 106, a data collection device 107, a bed device 105, a gantry control device 108, and a bed control device 109.
  • the X-ray tube apparatus 101 is an apparatus that irradiates the subject placed on the bed apparatus 105 with X-rays.
  • the collimator 103 is a device that limits the radiation range of X-rays emitted from the X-ray tube device 101.
  • the rotating disk 102 includes an opening 104 into which the subject placed on the bed apparatus 105 enters, and is equipped with an X-ray tube device 101 and an X-ray detector 106, and rotates around the subject. .
  • the X-ray detector 106 is a device that measures the spatial distribution of transmitted X-rays by detecting X-rays that are disposed opposite to the X-ray tube device 101 and transmitted through the subject. These are two-dimensionally arranged in the circumferential direction in the rotation plane (XY plane) of the rotary disk 102 and the rotation axis direction (direction parallel to the Z axis). Details of the X-ray detector 106 will be described later.
  • the data collection device 107 is a device that collects the X-ray dose detected by the X-ray detector 106 as digital data.
  • the gantry control device 108 is a device that controls the rotation of the rotary disk 102.
  • the bed control device 109 is a device that controls the vertical and horizontal movements of the bed device 105.
  • the high voltage generator 111 is a device that generates a high voltage applied to the X-ray tube apparatus 101.
  • the X-ray control device 110 is a device that controls the output of the high voltage generator 111.
  • the console 120 includes an input device 121, an image calculation device 122, a display device 125, a storage device 123, and a system control device 124.
  • the input device 121 is a device for inputting a subject's name, examination date and time, imaging conditions, and the like, specifically a keyboard or a pointing device.
  • the image computation device 122 is a device that performs CT processing on the measurement data sent from the data collection device 107 and performs CT image reconstruction.
  • the display device 125 is a device that displays the CT image created by the image calculation device 122, and is specifically a CRT (Cathode-Ray Tube), a liquid crystal display, or the like.
  • the storage device 123 is a device that stores data collected by the data collection device 107 and image data of a CT image created by the image calculation device 122, and is specifically an HDD (Hard Disk Disk Drive) or the like.
  • the system control device 124 is a device that controls these devices, the gantry control device 108, the bed control device 109, and the X-ray control device 110.
  • the X-ray controller 110 controls the high-voltage generator 111 based on the imaging conditions input from the input device 121, in particular, the tube voltage and the tube current. Power is supplied. With the supplied power, the X-ray tube apparatus 101 irradiates the subject with X-rays according to the imaging conditions.
  • the X-ray detector 106 detects X-rays irradiated from the X-ray tube apparatus 101 and transmitted through the subject with a large number of X-ray detection elements, and measures the distribution of transmitted X-rays.
  • the rotating disk 102 is controlled by the gantry control device 108, and rotates based on the imaging conditions input from the input device 121, particularly the rotation speed.
  • the couch device 105 is controlled by the couch control device 109 and operates based on the imaging conditions input from the input device 121, particularly the helical pitch.
  • X-ray irradiation from the X-ray tube apparatus 101 and transmission X-ray distribution measurement by the X-ray detector 106 are repeated along with the rotation of the rotating disk 102, whereby projection data from various angles is acquired.
  • the projection data is associated with a view representing each angle, a channel (ch) number and a column number that are detection element numbers of the X-ray detector 106.
  • the acquired projection data from various angles is transmitted to the image processing device 122.
  • the image processing device 122 reconstructs the CT image by performing back projection processing on the transmitted projection data from various angles.
  • the CT image obtained by the reconstruction is displayed on the display device 125.
  • the X-ray detector 106 will be described with reference to FIG.
  • FIG. 2 is a diagram showing the positional relationship between the X-ray focal point 201 and the X-ray detector 106.
  • the X-ray detector 106 includes a scattered radiation removal unit 202 and a detection element module 203.
  • the scattered radiation removing unit 202 removes scattered radiation generated in the subject or the like, and a thin metal plate capable of sufficiently shielding X-rays is arranged radially toward the X-ray focal point 201 as will be described later. Composed.
  • X-rays including scattered radiation are detected by the X-ray detector 106, the X-ray dose attenuated by the subject is not correctly measured, and the image quality of the reconstructed tomographic image deteriorates.
  • the detection element module 203 measures the spatial distribution of X-rays transmitted through the scattered radiation removal unit 202, and is configured by two-dimensionally arranging X-ray detection elements for measuring X-ray dose on a flat plate. .
  • the X-ray detector 106 is provided with a plurality of detection element modules 203 so as to form a polygonal shape formed by a tangent line of an arc centering on the X-ray focal point 201 on the rotating surface (XY plane) of the rotating disk 102.
  • Each detection element module 203 is arranged. By arranging the detection element modules 203 in this way, the X-ray detection elements are substantially arranged on an arc centered on the X-ray focal point 201. In FIG. 2, only seven detection element modules 203 are drawn to simplify the drawing, but the number of detection element modules 203 is not limited to seven.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG.
  • FIG. 4 is an enlarged view in B in FIG. 5 is a cross-sectional view taken along the line CC in FIG. 4, and the direction perpendicular to the paper surface is the direction of the rotation axis of the rotating disk 102 (direction parallel to the Z axis).
  • the detection element module 203 includes a substrate 333, a light detection element array 332, and a scintillator element array 331.
  • the scattered radiation removing unit 202 includes a collimator plate 321, a grooved column 322, and a collimator plate support unit 323.
  • the substrate 333 holds the light detection element array 332 and the grooved pillar 322, and is made of glass epoxy or the like.
  • the light detection element array 332 is installed on the upper surface of the substrate 333, and the light detection elements 332a for detecting the light emission of the scintillator element array 332 are two-dimensionally arranged.
  • a photodiode is used as the light detection element 332a.
  • the scintillator element array 331 is installed on the upper surface of the light detection element array 332, and a scintillator element 331a that emits visible light in an amount corresponding to an X-ray amount by receiving X-rays is partitioned by a light reflecting material 331b to be two-dimensional. Are arranged.
  • Each scintillator element 331a is in one-to-one correspondence with each light detection element 332a, and one set of scintillator element 331a and light detection element 332a constitutes one X-ray detection element.
  • the light reflecting material 331b reflects visible light emitted from the scintillator element 331a, and is configured by solidifying a white powder such as titanium oxide with a transparent adhesive such as an epoxy resin. As the thickness of the light reflecting material 331b is larger and the density of the white powder in the light reflecting material 331b is higher, the leakage of visible light to the adjacent X-ray detection element can be reduced.
  • the number of X-ray detection elements arranged may be increased by dividing and combining at least one of the light detection element array 332, the scintillator element array 331, and the substrate 333.
  • FIG. 3 shows an example in which a light detection element array 332 and a scintillator element array 331 that are divided into two in the rotation axis direction are combined on one substrate 333. The form of division is not limited to FIG.
  • the collimator plate 321 is a metal thin plate that can sufficiently shield X-rays, and is made of a heavy metal plate material such as tungsten or molybdenum.
  • the collimator plate 321 has a shadow formed by the collimator plate 321 when the X-ray detector 106 is viewed from the X-ray focal point 201, and the rotation axis direction (Z-axis) between the X-ray detection elements arranged almost on an arc. (Direction parallel to the direction).
  • the collimator plate 321 is arranged radially toward the X-ray focal point 201 on the rotation plane (XY plane) of the rotary disk 102 and parallel to the rotation axis direction (direction parallel to the Z axis).
  • the collimator plate 321 By arranging the collimator plate 321 in this way, the direct line from the X-ray focal point 201 is incident on the X-ray detection element, and the scattered radiation generated in the subject or the like is shielded by the collimator plate 321 to the X-ray detection element. Is blocked.
  • the grooved column 322 supports the collimator plate 321 at the end in the rotation axis direction (direction parallel to the Z axis), has a groove (not shown) on the side surface, and is installed on the substrate 333.
  • the grooves of the grooved column 322 are formed radially toward the X-ray focal point 201 on the rotation plane (XY plane).
  • the collimator plate 321 is fitted into the groove of the grooved column 322, the collimator plate 321 is arranged radially toward the X-ray focal point 201 on the rotation surface (XY plane).
  • the collimator plate 321 and the grooved column 322 may be fixed by an adhesive.
  • the collimator plate support 323 supports the collimator plate 321 from the X-ray detector 106 side, and is installed on the scintillator element array 331.
  • the collimator plate support 323 is disposed between X-ray detection elements arranged along the rotation axis direction (direction parallel to the Z axis), and has a groove 324 into which the collimator plate 321 is fitted.
  • the groove 324 is formed between the X-ray detection elements arranged on a substantially circular arc on the rotation plane (XY plane).
  • the shape of the groove 324 may be any shape as long as the collimator plate 321 to be fitted is not obstructed from being radially arranged toward the X-ray focal point 201.
  • the collimator plate 321 fitted in the groove 324 may be fixed with an adhesive.
  • the thickness of the collimator plate support portion 323 is determined by the interval between the X-ray detection elements arranged along the rotation axis so that the scintillator element 331a forming the X-ray detection device does not need to be covered with the collimator plate support portion 323. It is formed thinner.
  • the material of the collimator plate support 323 is preferably a material having a low X-ray absorption rate, such as an epoxy resin.
  • the material of the collimator plate support portion 323 is preferably the same material as the light reflecting material 331b.
  • the collimator plate support 323 may be disposed at any position between the X-ray detection elements arranged along the rotation axis direction, but preferably the center position of the X-ray detector in the rotation axis direction is set.
  • the collimator plate support 323 is preferably arranged at a symmetrical position as a reference. Since the collimator plate support 323 is arranged at a symmetrical position in the rotation axis direction, the collimator plate 321 can be supported more evenly.
  • the collimator plate support 323 is arranged at the joint position of the maximum slice thickness at the time of image reconstruction in the rotation axis direction.
  • image reconstruction is possible for each X-ray detection element array, and the slice thickness can be increased by adding the measurement data of the plurality of lines.
  • a thick image can be obtained.
  • 64 images can be obtained by one measurement, and 4 images can be obtained with 16 times the slice thickness by adding 16 rows of measurement data.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of a 64-slice multi-slice detector.
  • FIG. 6 (a) shows a case where 16 rows of measurement data are added
  • FIG. 6 (b) shows a case where 8 rows of measurement data are added.
  • the positions of Z0 and Z1 in the figure are the joint positions of the maximum slice thickness.
  • the collimator plate support 323 may be arranged so as to be removed from the position that becomes the center of the X-ray detector in the rotation axis direction.
  • the position that becomes the center of the X-ray detector in the rotation axis direction that is, the position of Z0 in FIG. Position. If a foreign substance such as the collimator plate support 323 is present at such a position, the image quality of a high-quality tomographic image may be deteriorated.
  • the collimator plate support 323 may be disposed by removing the position that is the center of the X-ray detector in the rotation axis direction. By disposing the collimator plate support 323 in this way, it is possible to prevent image quality deterioration at a position where a high-quality tomographic image can be easily obtained.
  • the material of the collimator plate support portion 323 it is possible to reduce the decrease in the output of the X-ray detector due to the collimator plate support portion 323. Further, the image quality can be prevented from deteriorating by arranging the collimator plate support 323 at an appropriate position.
  • the collimator plate support 323 formed thinner than the interval between the X-ray detection elements arranged along the rotation axis direction is mechanical to support the collimator plate 321. May be insufficient. In order to compensate for insufficient mechanical strength of the collimator plate support 323, the thickness of the collimator plate support 323 may be increased. However, if the collimator plate support part 323 is made thicker than the interval between the X-ray detection elements arranged along the rotation axis direction, the collimator plate support part 323 interferes with the X-ray detection element and is adjacent to the collimator plate support part 323. The output signal of the X-ray detection element decreases.
  • the width between the X-ray detection elements where the collimator plate support 323 is arranged is wider than the width between the X-ray detection elements where the collimator plate support 323 is not arranged, and the mechanical strength is insufficient. Therefore, even if the thickness of the collimator plate support portion 323 is increased, the collimator plate support portion 323 is prevented from interfering with the X-ray detection element.
  • the width between the X-ray detection elements where the collimator plate support 323 is arranged is set to D + ⁇ with respect to the width D between the X-ray detection elements where the collimator plate support 323 is not arranged. ( ⁇ ⁇ 0).
  • the X-ray detection element intervals in the rotation axis direction are partially unequal, so that the image calculation device 122 can rotate the measurement data sent from the data collection device 107 in the rotation axis direction.
  • the back projection process is performed after the process of correcting the positional deviation is performed.
  • the collimator plate 321 it is possible to easily fit the collimator plate 321 into the groove 324 of the collimator plate support portion 323 even when the number of detection element rows is increased, and the arrangement of the collimator plate 321 is facilitated.
  • a radiation detector, and an X-ray CT apparatus equipped with such a radiation detector can be provided. Furthermore, the radiation detector can be configured without causing the mechanical strength of the collimator plate support 323 to be insufficient.
  • FIG. 8 can be replaced with FIG. 3 of the first embodiment.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view taken along the line EE in FIG. 8, which can be substituted for FIG. 5 of the first embodiment.
  • the column 721 supports the grooved flat plate 722 and is installed on the substrate 333.
  • the height of the column 721 is lower than the height in which the light detection element array 332, the scintillator element array 331, the collimator plate support 323, and the collimator plate 321 are assembled.
  • the grooved flat plate 722 supports the collimator plate 321 from the rotation axis direction, and is installed at the upper end of the column 721.
  • the grooved flat plate 722 has a groove 723 into which the collimator plate 321 is fitted, and the position of the groove 723 is between the X-ray detection elements on the rotation plane (XY plane).
  • the interval between the grooves 723 is slightly narrower than the interval between the grooves 324 provided in the collimator plate support 323, and the grooves 723 and 324 are provided so that the collimator plate 321 is arranged radially toward the X-ray focal point 201. .
  • the shape of the groove 723 may be any shape as long as the collimator plate 321 does not hinder the collimator plate 321 from being arranged radially toward the X-ray focal point 201. Further, the collimator plate 321 fitted in the groove 723 may be fixed by an adhesive.
  • the processing cost can be reduced. Further, in the direction connecting the X-ray focal point 201 and each X-ray detection element, the length of the groove 723 of the grooved flat plate 722 is shorter than the length of the groove of the grooved column 322 of the first embodiment. Further, the collimator plate 321 can be more easily inserted.
  • the collimator plate 321 it is possible to easily fit the collimator plate 321 into the groove 324 of the collimator plate support portion 323 even when the number of detection element rows is increased, and the arrangement of the collimator plate 321 is facilitated.
  • a radiation detector, and an X-ray CT apparatus equipped with such a radiation detector can be provided. Further, the collimator plate 321 can be easily fitted into the groove 723 included in the grooved flat plate 722.
  • the above-described embodiment is not intended to limit the structure of the present invention, but is an example showing a specific embodiment, and the present invention can be realized in other forms having the same effect. Is possible.
  • the indirect conversion type detector in which the scintillator element array 331 and the light detection element array 332 are combined has been described.
  • the combination of the scintillator element array 331 and the light detection element array 332 is replaced with a semiconductor element array.
  • the present invention can also be realized in a direct conversion detector.
  • a radiation detector such as a detector for detecting ⁇ -rays is also included in the present invention.
  • an X-ray tube apparatus has been described as an example of a radiation source, a ⁇ -ray generation source using an isotope element may be used.
  • 1 X-ray CT apparatus 100 scan gantry section, 101 X-ray tube apparatus, 102 rotating disk, 103 collimator, 104 opening, 105 bed apparatus, 106 X-ray detector, 107 data collection apparatus, 108 gantry control apparatus, 109 bed Control device, 110 X-ray control device, 111 High voltage generation device, 120 console, 121 input device, 122 image calculation device, 123 storage device, 124 system control device, 125 display device, 201 X-ray focal point, 202 scattered radiation removal Part, 203 detection element module, 321 collimator plate, 322 grooved column, 323 collimator plate support, 324 groove, 331 scintillator element array, 331a scintillator element, 331b light reflector, 332 light detection element array, 332a light detection element, 333 substrates, 721 pillars, 722 flat plates with grooves, 723 grooves

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Abstract

　コリメータ板の配置を容易にしたX線検出器及びX線CT装置を提供するために、放射線源から発生した放射線を検出する複数の放射線検出素子が第1の方向及び第1の方向と直交する第2の方向に配置された放射線検出素子アレイと、前記放射線検出素子アレイの前記放射線源の側に第1の方向に沿って配置され、散乱線を除去するコリメータ板と、前記コリメータ板を支持する溝を有し、前記放射線検出素子の間に第2の方向に沿って配置されるコリメータ板支持部と、を備えることを特徴とする。

Description

放射線検出器とそれを備えたＸ線ＣＴ装置
　本発明は、X線、γ線などを検出する放射線検出器に係り、特に散乱線を除去するために放射線検出器の放射線源側に設けられるコリメータ板を支持する支持部に関する。またそのような放射線検出器を備えたX線CT装置に関する。
　医用画像診断装置の一つであるX線CT(Computed Tomography)装置とは、被検体にX線を照射するX線管装置と、被検体を透過したX線量の分布を投影データとして検出するX線検出器と、を被検体の周囲で回転させることにより得られる複数角度からの投影データを用いて被検体の断層画像を再構成し、再構成された断層画像を表示するものである。X線CT装置で表示される画像は、被検体の中の臓器の形状を描写するものであり、画像診断に使用される。
　X線CT装置で使用されるX線検出器に代表される放射線検出器では、セラミックシンチレータなどの蛍光体素子と、フォトダイオードなどの光検出素子を組み合わせた検出素子を備えた間接変換型検出器が主に用いられている。また半導体素子を検出素子として備えた直接変換型検出器も用いられつつある。いずれの型の放射線検出器でも、回転面内においてX線焦点を中心とした円弧上に1000個程度の検出素子を並べた検出素子列を、さらに回転軸方向に複数列並べた構造が採用されている。またX線検出器のX線管装置側には、被検体を透過したX線から散乱X線を除去するために、多数のコリメータ板が回転軸方向に沿って設けられる。コリメータ板はX線を十分に遮蔽可能な金属の薄板で構成され、X線焦点に向かって放射状に配置される。
　近年のX線CT装置では、検査時間の短縮を主たる目的として、回転の高速化と検出素子列の多列化とが図られている。回転の高速化はコリメータ板にかかる遠心力の増大をもたらし、検出素子列の多列化にともないコリメータ板は回転軸方向に長くなり、コリメータ板の強度が低下する。したがって回転の高速化と検出素子列の多列化が進むと、CT撮影中にコリメータ板が変形しやすくなる。コリメータ板の変形は検出素子に入射するX線量を変動させるので、断層画像上にアーチファクトを発生させる原因となる。特許文献1にはコリメータ板の変形を軽減することが可能なX線検出器とそれを用いたX線CT装置が開示されている。
国際公開第2011/074470号
　特許文献1では、X線検出器のX線入射面と平行に配置された樹脂製支持板上に設けられた溝であって、回転軸方向に沿って設けられた溝に、コリメータ板の一端を嵌入させて接合している。このような構造では、検出素子列の多列化が進むにつれ、コリメータ板と溝は回転軸方向に長くなるのでコリメータ板を溝に嵌入させるのが困難となる。
　そこで本発明の目的は、コリメータ板の配置を容易にした放射線検出器及びX線CT装置を提供することである。
　上記目的を達成するために本発明は、放射線源から発生した放射線を検出する複数の放射線検出素子が第1の方向及び第1の方向と直交する第2の方向に配置された放射線検出素子アレイと、前記放射線検出素子アレイの前記放射線源の側に第1の方向に沿って配置され、散乱線を除去するコリメータ板と、前記コリメータ板を支持する溝を有し、前記放射線検出素子の間に第2の方向に沿って配置されるコリメータ板支持部と、を備えることを特徴とする。
　本発明によれば、コリメータ板の配置を容易にした放射線検出器及びX線CT装置を提供することができる。
本発明のX線CT装置1の全体構成を示すブロック図 X線焦点201とX線検出器106との位置関係を説明する図 第一の実施形態の構成を示す図であり、図2のA-A断面図 第一の実施形態の要部を示す図であり、図3のB内の拡大図 第一の実施形態の要部を示す図であり、図4のC-C断面図 コリメータ板支持部323の配置位置の一例を示す図 第二の実施形態の要部を示す図 第三の実施形態の構成を示す図であり、図2のA-A断面図 第三の実施形態の要部を示す図であり、図7のE-E断面図
　本実施形態に係る放射線検出器は、放射線源から発生した放射線を検出する複数の放射線検出素子が第1の方向及び第1の方向と直交する第2の方向に配置された放射線検出素子アレイと、前記放射線検出素子アレイの前記放射線源の側に第1の方向に沿って配置され、散乱線を除去するコリメータ板と、前記コリメータ板を支持する溝を有し、前記放射線検出素子の間に第2の方向に沿って配置されるコリメータ板支持部と、を備えることを特徴とする。
　また、前記コリメータ板支持部は偶数個であって、第1の方向における中心位置を基準として対称な位置に備えられることを特徴とする。
　また、前記コリメータ板支持部が配置される放射線検出素子間の幅は、前記コリメータ板支持部が配置されない放射線検出素子間の幅よりも広いことを特徴とする。
　また、前記放射線検出素子は、放射線が入射すると可視光を発光するシンチレータ素子と、前記可視光が入射すると電気信号を出力する光検出素子とで構成され、前記シンチレータ素子間には、前記可視光を反射する反射材が設けられ、前記コリメータ板支持部は前記反射材と同じ材質で構成されることを特徴とする。
　また、本実施形態に係るX線CT装置は、前記放射線源と、前記放射線源に対向配置され被検体を透過した放射線を検出する前記に記載の放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転円盤と、前記放射線検出器により検出された複数角度からの透過放射線量に基づき前記被検体の断層画像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置により再構成された断層画像を表示する画像表示装置と、を備えたことを特徴とする。
　また、前記放射線検出器のコリメータ板支持部が配置される位置は画像再構成時の最大スライス厚のつなぎ目の位置であることを特徴とする。
　以下、発明の放射線検出器及びX線CT装置について図を用いて詳細に説明する。なお、以下の説明及び添付図面において、同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することにする。また、各図の向きの理解を助けるために、各図の左下にXYZ座標系を示す。
　(第一の実施形態)
　まず、図1を用いて本実施形態の医用画像診断装置の一例であるX線CT装置の全体構成を説明する。図1は、X線CT装置1の全体構成を示すブロック図である。図1に示すようにX線CT装置1は、スキャンガントリ部100と操作ユニット120とを備える。
　スキャンガントリ部100は、X線管装置101と、回転円盤102と、コリメータ103と、X線検出器106と、データ収集装置107と、寝台装置105と、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110と、高電圧発生装置111を備えている。
　X線管装置101は寝台装置105上に載置された被検体にX線を照射する装置である。コリメータ103はX線管装置101から照射されるX線の放射範囲を制限する装置である。回転円盤102は、寝台装置105上に載置された被検体が入る開口部104を備えるとともに、X線管装置101とX線検出器106を搭載し、被検体の周囲を回転するものである。
　X線検出器106は、X線管装置101と対向配置され被検体を透過したX線を検出することにより透過X線の空間的な分布を計測する装置であり、多数のX線検出素子を回転円盤102の回転面(XY面)内の周方向と回転軸方向(Z軸と平行な方向)との2次元に配列したものである。なお、X線検出器106の詳細については後述する。
　データ収集装置107は、X線検出器106で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。ガントリ制御装置108は回転円盤102の回転を制御する装置である。寝台制御装置109は、寝台装置105の上下左右前後動を制御する装置である。高電圧発生装置111はX線管装置101に印加される高電圧を発生する装置である。X線制御装置110は、高電圧発生装置111の出力を制御する装置である。
　操作卓120は、入力装置121と、画像演算装置122と、表示装置125と、記憶装置123と、システム制御装置124とを備えている。入力装置121は、被検体氏名、検査日時、撮影条件などを入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイスである。画像演算装置122は、データ収集装置107から送出される計測データを演算処理してCT画像再構成を行う装置である。表示装置125は、画像演算装置122で作成されたCT画像を表示する装置であり、具体的にはCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶ディスプレイ等である。記憶装置123は、データ収集装置107で収集したデータ及び画像演算装置122で作成されたCT画像の画像データを記憶する装置であり、具体的にはHDD(Hard Disk Drive)等である。システム制御装置124は、これらの装置及びガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110を制御する装置である。
　入力装置121から入力された撮影条件、特に管電圧と管電流などに基づいてX線制御装置110が高電圧発生装置111を制御することにより、高電圧発生装置111からX線管装置101に所定の電力が供給される。供給された電力により、X線管装置101は撮影条件に応じたX線を被検体に照射する。X線検出器106は、X線管装置101から照射され被検体を透過したX線を多数のX線検出素子で検出し、透過X線の分布を計測する。回転円盤102はガントリ制御装置108により制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特に回転速度等に基づいて回転する。寝台装置105は寝台制御装置109によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特にらせんピッチ等に基づいて動作する。
　X線管装置101からのX線照射とX線検出器106による透過X線分布の計測が回転円盤102の回転とともに繰り返されることにより、様々な角度からの投影データが取得される。投影データは、各角度を表すビュー(View)と、X線検出器106の検出素子番号であるチャネル(ch)番号及び列番号と対応付けられる。取得された様々な角度からの投影データは画像処理装置122に送信される。画像処理装置122は送信された様々な角度からの投影データを逆投影処理することによりCT画像を再構成する。再構成して得られたCT画像は表示装置125に表示される。
　図2を用いてX線検出器106について説明する。図2はX線焦点201とX線検出器106との位置関係を示す図である。X線検出器106は散乱線除去部202と検出素子モジュール203とを備えている。
　散乱線除去部202は、被検体等で発生した散乱線を除去するものであり、後述するようにX線を十分に遮蔽可能な金属の薄板がX線焦点201に向かって放射状に配置されて構成される。散乱線を含んだX線がX線検出器106で検出されると、被検体で減弱されたX線量が正しく計測されず、再構成された断層画像の画質が劣化する。
　検出素子モジュール203は、散乱線除去部202を透過したX線の空間的な分布を計測するものであり、X線量を計測するX線検出素子が平板上に2次元で配列されて構成される。X線検出器106には、複数の検出素子モジュール203が備えられ、回転円盤102の回転面(XY面)においてX線焦点201を中心とする円弧の接線で形成される多角形状をなすように各検出素子モジュール203が配置される。このように各検出素子モジュール203が配置されることにより、X線検出素子はX線焦点201を中心とする円弧上にほぼ配置されることになる。なお、図2では図面を簡略化するために検出素子モジュール203を7つしか描いていないが、検出素子モジュール203の数は7つに限定されるものでない。
　図3乃至図5を用いて散乱線除去部202と検出素子モジュール203について説明する。図3は図2中のA-A断面図であり、左右方向が回転円盤102の回転軸方向(Z軸と平行な方向)である。図4は図3中のB内拡大図である。図5は図4中のC-C断面図であり、紙面と垂直な方向が回転円盤102の回転軸方向(Z軸と平行な方向)である。
　検出素子モジュール203は、基板333と、光検出素子アレイ332と、シンチレータ素子アレイ331とを備えている。散乱線除去部202は、コリメータ板321と、溝付き柱322と、コリメータ板支持部323とを備えている。
　基板333は、光検出素子アレイ332と溝付き柱322とを保持するものであり、ガラスエポキシ等で構成される。
　光検出素子アレイ332は、基板333の上面に設置され、シンチレータ素子アレイ332の発光を検出する光検出素子332aが二次元に並べられたものである。光検出素子332aには、例えばフォトダイオードが用いられる。
　シンチレータ素子アレイ331は、光検出素子アレイ332の上面に設置され、X線を受光することでX線量に応じた量の可視光を発光するシンチレータ素子331aが光反射材331bによって仕切られて二次元に並べられたものである。各シンチレータ素子331aは各光検出素子332aと一対一で対応づけられており、一組のシンチレータ素子331aと光検出素子332aとで一つのX線検出素子が構成される。光反射材331bはシンチレータ素子331aが発する可視光を反射するものであり、酸化チタン等の白色粉末をエポキシ樹脂等の透明接着剤で固めて構成される。光反射材331bの厚さが厚いほど、また光反射材331b内の白色粉末の密度が高いほど、隣接するX線検出素子への可視光の漏れ込みを低減することができる。
　光検出素子アレイ332とシンチレータ素子アレイ331とは、配列されるX線検出素子の数が多くなるほど、構成部品の歩留まりが低下したり、組み立て時の難易度が増したりする。そこで、これらを回避するために、光検出素子アレイ332とシンチレータ素子アレイ331と基板333との少なくとも一つを分割して組み合わせることにより、配列されるX線検出素子の数を多くしても良い。図3には、一つの基板333上に、回転軸方向においてそれぞれ2つ分割された光検出素子アレイ332とシンチレータ素子アレイ331とが組み合わされて構成された例を示している。分割の形態は図3に限定されるものではない。
　コリメータ板321は、X線を十分に遮蔽可能な金属の薄板であり、例えばタングステンやモリブデン等の重金属の板材で構成される。コリメータ板321は、X線焦点201からX線検出器106を見たときにコリメータ板321によって形成される影が、ほぼ円弧上に並べられたX線検出素子の間に回転軸方向(Z軸と平行な方向)に沿って位置するように配置される。具体的には、回転円盤102の回転面(XY面)においてX線焦点201に向かって放射状に、また回転軸方向(Z軸と平行な方向)と平行にコリメータ板321が配置される。このようにコリメータ板321を配置することにより、X線焦点201からの直接線はX線検出素子に入射し、被検体等で発生した散乱線はコリメータ板321によって遮蔽され、X線検出素子への入射が阻まれる。
　溝付き柱322は、コリメータ板321を回転軸方向(Z軸と平行な方向)の端部で支持するものであり、側面に図示していない溝を有し、基板333上に設置される。溝付き柱322の溝は、回転面(XY面)においてX線焦点201に向かって放射状に形成される。溝付き柱322の溝にコリメータ板321が嵌めこまれることにより、コリメータ板321は回転面(XY面)においてX線焦点201に向かって放射状に配置される。コリメータ板321と溝付き柱322とは接着剤により固定されても良い。
　コリメータ板支持部323は、コリメータ板321をX線検出器106側から支持するものであり、シンチレータ素子アレイ331上に設置される。コリメータ板支持部323は、回転軸方向(Z軸と平行な方向)に沿って並べられたX線検出素子の間に配置され、コリメータ板321が嵌めこまれる溝324を有している。溝324は、回転面(XY面)においてほぼ円弧上に並べられたX線検出素子の間に形成される。溝324の形状は、嵌めこまれるコリメータ板321がX線焦点201に向かって放射状に配置されることを阻害しなければいかような形状でも良い。また、溝324に嵌めこまれたコリメータ板321は接着剤により固定されても良い。
　コリメータ板支持部323の厚さは、X線検出素子を形成するシンチレータ素子331aにコリメータ板支持部323がかからずに済むように、回転軸方向に沿って並べられたX線検出素子の間隔よりも薄く形成される。コリメータ板支持部323によるX線の吸収を低減するため、コリメータ板支持部323の材質はX線吸収率の低いもの、例えばエポキシ樹脂等が好ましい。またシンチレータ素子331aから発せられた可視光のコリメータ板支持部323による吸収を低減するため、コリメータ板支持部323の材質は光反射材331bと同じ材質であることが好ましい。
　コリメータ板支持部323は、回転軸方向に沿って並べられたX線検出素子の間であればいずれの位置に配置されても良いが、好ましくは回転軸方向におけるX線検出器の中心位置を基準として対称な位置にコリメータ板支持部323が配置されるのが良い。コリメータ板支持部323が回転軸方向において対称な位置に配置されることにより、コリメータ板321をより均等に支えられるようになる。
　さらに、コリメータ板支持部323は回転軸方向において、画像再構成時の最大スライス厚のつなぎ目の位置に配置されることが好ましい。回転軸方向にX線検出素子列が複数並べられたマルチスライス検出器では、X線検出素子列毎に画像再構成が可能であるとともに、複数列の計測データを加算することにより、スライス厚の厚い画像を得ることができる。例えば64列のマルチスライス検出器であれば1回の計測で64画像を得ることができるとともに、16列の計測データを加算することにより16倍のスライス厚で4画像を得ることができる。ところで、あるスライス厚の中にコリメータ板支持部323のような異物が存在すると当該スライス厚の画像の画質低下をまねく場合がある。
　そこで、そのような画質低下を防止するために、画像再構成時の最大スライス厚のつなぎ目の位置にコリメータ板支持部323を配置することが好ましい。図6を用いて具体的な配置例を説明する。図6は64列のマルチスライス検出器の概略図であって、図6(a)は16列の計測データを加算する場合、図6(b)は8列の計測データを加算する場合である。図6のマルチスライス検出器において、16列で最大スライス厚が形成される場合、図中のZ0及びZ1の位置は最大スライス厚のつなぎ目の位置となる。この位置にコリメータ板支持部323を配置すると、いかようなスライス厚であっても当該スライス厚の中にコリメータ板支持部323は存在しない。
　すなわち、図6(a)に示した16列の計測データを加算する場合はもちろんのこと、図6(b)に示した8列の計測データを加算する場合、また図示しない4列または2列の計測データを加算する場合であっても、あるスライス厚の中にコリメータ板支持部323のような異物が存在することはなく、画質低下を防止することができる。
　さらに、コリメータ板支持部323は、回転軸方向においてX線検出器の中心となる位置を外して配置されるようにしても良い。回転軸方向におけるX線検出器の中心となる位置、すなわち図6においてZ0の位置は、X線検出素子に入射するX線が入射面に対し略直交するため、高画質の断層画像を得やすい位置である。そのような位置にコリメータ板支持部323のような異物が存在すると、高画質の断層画像の画質低下をまねく場合がある。
　そこで、回転軸方向においてX線検出器の中心となる位置を外してコリメータ板支持部323を配置してもよい。このようにコリメータ板支持部323を配置することにより、高画質の断層画像を得やすい位置での画質低下を防止することができる。
　以上説明した構成によれば、検出素子列の多列化が進んでも、コリメータ板支持部323の溝324にコリメータ板321を容易に嵌入させることが可能となり、コリメータ板321の配置を容易にした放射線検出器、並びにそのような放射線検出器を搭載したX線CT装置を提供することができる。
　また、コリメータ板支持部323の材質を適切に選択することにより、コリメータ板支持部323によるX線検出器の出力低下を低減することができる。さらに、コリメータ板支持部323を適切な位置に配置することにより画質低下を防止することができる。
　(第二の実施形態)
　図7を用いて第二の実施形態について説明する。第一の実施形態と異なる点は、回転軸方向(Z軸と平行な方向)において、X線検出素子が一部不等間隔となっている点であり、それ以外については第一の実施形態と同様であるので説明を省略する。なお、図7は第一の実施形態の図4に代わりうるものである。
　コリメータ板支持部323の材質及び数によっては、回転軸方向に沿って並べられたX線検出素子の間隔よりも薄く形成されたコリメータ板支持部323では、コリメータ板321を支持するには機械的な強度が不足する場合がある。コリメータ板支持部323の機械的な強度不足を補うには、コリメータ板支持部323の厚さを厚くすればよい。しかし、回転軸方向に沿って並べられたX線検出素子の間隔よりもコリメータ板支持部323を厚くすると、X線検出素子にコリメータ板支持部323が干渉し、コリメータ板支持部323に隣接するX線検出素子の出力信号が低下する。
　そこで、本実施形態では、コリメータ板支持部323が配置されるX線検出素子間の幅を、コリメータ板支持部323が配置されないX線検出素子間の幅よりも広くし、機械的な強度不足を補うためにコリメータ板支持部323の厚さが厚くなっても、コリメータ板支持部323がX線検出素子に干渉しないようにする。具体的には図7に示すように、コリメータ板支持部323が配置されないX線検出素子間の幅Dに対し、コリメータ板支持部323が配置されるX線検出素子間の幅をD+δとする(δ≠0)。なお、このような構成にした場合、回転軸方向においてX線検出素子の間隔が一部不等間隔となるので、画像演算装置122はデータ収集装置107から送出された計測データに対し回転軸方向の位置ずれを補正する処理を施してから逆投影処理をする。
　以上説明した構成によれば、検出素子列の多列化が進んでも、コリメータ板支持部323の溝324にコリメータ板321を容易に嵌入させることが可能となり、コリメータ板321の配置を容易にした放射線検出器、並びにそのような放射線検出器を搭載したX線CT装置を提供することができる。さらに、コリメータ板支持部323の機械的な強度不足を生じさせることなく放射線検出器を構成することができる。
　(第三の実施形態)
　図8と図9を用いて第三の実施形態について説明する。第一の実施形態と異なる点は、溝付き柱322の代わりとして柱721と溝付き平板722を用いる点であり、それ以外については第一の実施形態と同様であるので説明を省略する。なお、図8は第一の実施形態の図3に代わりうるものである。また図9は図8中のE-E断面図であり、第一の実施形態の図5に代わりうるものである。
　柱721は、溝付き平板722を支持するものであり、基板333上に設置される。柱721の高さは、光検出素子アレイ332とシンチレータ素子アレイ331、コリメータ板支持部323、コリメータ板321を組み上げた高さよりも低い。
　溝付き平板722は、コリメータ板321を回転軸方向から支持するものであり、柱721の上端に設置される。溝付き平板722はコリメータ板321が嵌入される溝723を有し、溝723の位置は回転面(XY面)においてX線検出素子の間である。各溝723の間隔はコリメータ板支持部323に設けられた溝324の間隔よりも若干狭く、コリメータ板321がX線焦点201に向かって放射状に配置されるように溝723及び溝324が設けられる。溝723の形状は、コリメータ板321は、コリメータ板321がX線焦点201に向かって放射状に配置されることを阻害しなければどのような形状でも良い。また、溝723に嵌めこまれたコリメータ板321は接着剤により固定されても良い。
　このような構造の溝付き平板722であれば、複数枚の平板を重ねて同時に溝加工を施すことが可能であるため、加工コストを抑制することも可能となる。また、X線焦点201と各X線検出素子とを結ぶ方向において、溝付き平板722が有する溝723の長さは、第一の実施形態の溝付き柱322が有する溝の長さよりも短いので、コリメータ板321の嵌入をより容易に行うことができる。
　以上説明した構成によれば、検出素子列の多列化が進んでも、コリメータ板支持部323の溝324にコリメータ板321を容易に嵌入させることが可能となり、コリメータ板321の配置を容易にした放射線検出器、並びにそのような放射線検出器を搭載したX線CT装置を提供することができる。さらに、溝付き平板722が有する溝723へのコリメータ板321の嵌入も容易となる。
　なお、上述した実施形態は本発明の構造を限定するためのものではなく、具体的な実施の形態を示す例であり、同一の効果を有する他の形態であっても本発明を実現することは可能である。例えば、上述した実施形態ではシンチレータ素子アレイ331と光検出素子アレイ332とを組み合わせた間接変換型検出器について説明したが、シンチレータ素子アレイ331と光検出素子アレイ332との組み合わせを半導体素子アレイに置き換えた直接変換型検出器においても本発明は実現可能である。
　また、X線検出器を例に実施形態を説明したが、γ線を検出する検出器等の放射線検出器も本発明に含まれる。また、放射線源の例としてX線管装置について説明したが、同位体元素を用いたγ線発生源を用いても良い。
　1　X線CT装置、100　スキャンガントリ部、101　X線管装置、102　回転円盤、103　コリメータ、104　開口部、105　寝台装置、106　X線検出器、107　データ収集装置、108　ガントリ制御装置、109　寝台制御装置、110　X線制御装置、111　高電圧発生装置、120　操作卓、121　入力装置、122　画像演算装置、123　記憶装置、124　システム制御装置、125　表示装置、201　X線焦点、202　散乱線除去部、203検出素子モジュール、321　コリメータ板、322　溝付き柱、323　コリメータ板支持部、324　溝、331　シンチレータ素子アレイ、331a　シンチレータ素子、331b　光反射材、332　光検出素子アレイ、332a　光検出素子、333　基板、721　柱、722　溝付き平板、723　溝

Claims (6)

  1. 　放射線源から発生した放射線を検出する複数の放射線検出素子が第1の方向及び第1の方向と直交する第2の方向に配置された放射線検出素子アレイと、
    　前記放射線検出素子アレイの前記放射線源の側に第1の方向に沿って配置され、散乱線を除去するコリメータ板と、
    　前記コリメータ板を支持する溝を有し、前記放射線検出素子の間に第2の方向に沿って配置されるコリメータ板支持部と、を備えることを特徴とする放射線検出器。
  2. 　請求項1に記載の放射線検出器において、
    　前記コリメータ板支持部は偶数個であって、第1の方向における中心位置を基準として対称な位置に備えられることを特徴とする放射線検出器。
  3. 　請求項1に記載の放射線検出器において、
    　前記コリメータ板支持部が配置される放射線検出素子間の幅は、前記コリメータ板支持部が配置されない放射線検出素子間の幅よりも広いことを特徴とする放射線検出器。
  4. 　請求項1に記載の放射線検出器において、
    　前記放射線検出素子は、放射線が入射すると可視光を発光するシンチレータ素子と、前記可視光が入射すると電気信号を出力する光検出素子とで構成され、
    　前記シンチレータ素子間には、前記可視光を反射する反射材が設けられ、
    　前記コリメータ板支持部は前記反射材と同じ材質で構成されることを特徴とする放射線検出器。
  5. 　前記放射線源と、前記放射線源に対向配置され被検体を透過した放射線を検出する請求項1に記載の放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器を搭載し前記被検体の周囲を回転する回転円盤と、前記放射線検出器により検出された複数角度からの透過放射線量に基づき前記被検体の断層画像を再構成する画像再構成装置と、前記画像再構成装置により再構成された断層画像を表示する画像表示装置と、を備えたことを特徴とするX線CT装置。
  6. 　請求項5に記載のX線CT装置であって、
    　前記放射線検出器のコリメータ板支持部が配置される位置は画像再構成時の最大スライス厚のつなぎ目の位置であることを特徴とするX線CT装置。
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