JP2016061655A - シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】正確な放射線のフォトンカウンティングを可能とするシンチレータ及びそれを用いた放射線検出装置を提供する。【解決手段】入射した放射線に対応するシンチレーション光子を発生するシンチレータ層７０に、シンチレーション光子を検出する検出素子４０の検出面と対向して設けられる放射線吸収層８１を積層して設けた放射線検出装置であって、放射線吸収層８１は放射線の吸収率が高く、シンチレーション光の透過率が高い材料を特徴とする。【選択図】図５

Description

本発明の実施形態は、シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置に関する。

今日において、フォトンカウンティング（Photon Counting）方式の検出器を用いたフォトンカウンティングＣＴ装置（ＣＴ：Computed Tomography）が知られている。フォトンカウンティング方式の検出器は、積分型の検出器と異なり、被検体を透過したＸ線光子を個々に計数可能な信号を出力する。従って、フォトンカウンティングＣＴ装置は、ＳＮ比（Signal to Noise ratio）の高いＸ線ＣＴ画像の再構成が可能となる。

また、フォトンカウンティング方式の検出器が出力した信号は、Ｘ線光子のエネルギーの計測（弁別）に用いることができる。従って、フォトンカウンティングＣＴ装置では、１種類の管電圧のＸ線を曝射することで収集された投影データを、複数のエネルギー成分に分けて画像化することができる。

フォトンカウンティング方式の検出器としては、入射したＸ線光子をシンチレータにより、一旦、可視光（シンチレータ光）に変換し、シンチレータ光を光センサで電気信号に変換する「間接変換型の検出器」が知られている。光センサは、シンチレータにより放射線から変換されたシンチレーション光子を一つ一つ検出し、シンチレータに入射した放射線の検出およびその放射線のエネルギーの測定を行う。光センサとしては、ガイガーモードで動作する複数のアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）がアレイ状に配置されたものがある。

ここで、放射線のエネルギーを測定するためには、発生したシンチレーション光子数を正確に測定することが重要である。シンチレータ内で発生したシンチレーション光子は、直接、フォトンカウンティングセンサに入射する。または、シンチレーション光子は、シンチレータの側面、または上面での反射を繰り返した後、フォトンカウンティングセンサに入射する。多くの場合、シンチレーション光子は、シンチレータの放射線入射面近傍で発生する。この場合、シンチレーション光子の発生位置と、フォトンカウンティングセンサとの間に多少の距離があるため、シンチレーション光子は、フォトンカウンティングセンサに対して一様に入射する（＝適当な広がりを持ってセンサの略々全面に入射する）。

しかし、シンチレーション光子が、シンチレータとフォトンカウンティングセンサとの接合面近傍で発生した場合、大部分のシンチレーション光子が、フォトンカウンティングセンサに局所的に入射する。これにより、正確なシンチレーション光子のカウントが困難となる問題があった。

特表２０１０−５１５０７５号公報 特開平１１−２１１８３６号公報 特開２０１０−１２７９００号公報

本発明が解決しようとする課題は、より正確に放射線のカウントを可能とするシンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置を提供することである。

実施形態によれば、入射した放射線に対応するシンチレーション光子を発生するシンチレータ層に、シンチレーション光子を検出する検出器の検出面と対向して設けられる放射線吸収層を積層して設ける。

図１は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。 図２は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置に設けられている検出器の平面図である。 図３は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置のコンソール装置のハードウェア構成図である。 図４Ａは、シンチレータと検出器との接合面から離れた位置で発生したシンチレーション光子が拡散的に検出素子に入射する様子を示す図である。 図４Ｂは、シンチレータと検出器との接合面近傍で発生した大部分のシンチレーション光子が、局所的に検出素子に入射する様子を示す図である。 図５は、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器に設けられているシンチレータの斜視図である。 図６は、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器に設けられているシンチレータの斜視図である。 図７は、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器に設けられているシンチレータの斜視図である。 図８Ａは、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置において、シンチレータと検出器との接合面から離れた位置で発生したシンチレーション光子が拡散的に検出素子に入射する様子を示す図である。 図８Ｂは、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置において、シンチレータと検出器との接合面近傍で発生したシンチレーション光子の検出素子に対する入射が抑制されている様子を示す図である。

以下、シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置を適用した実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を、図面を参照して詳細に説明する。

（第１の実施の形態）
放射線検査装置の一例であるフォトンカウンティングＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線光子を、フォトンカウンティング方式の検出器を用いて計数することで、ＳＮ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成する。個々のＸ線光子は、異なるエネルギーを有する。フォトンカウンティングＣＴ装置は、Ｘ線光子のエネルギー値の計測を行うことで、Ｘ線のエネルギー成分の情報を得る。フォトンカウンティングＣＴ装置は、１種類の管電圧でＸ線管を駆動して収集された投影データを複数のエネルギー成分に分けて画像化する。

図１に、実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す。図１に示すように、フォトンカウンティングＣＴ装置は、架台装置１０と、寝台装置２０と、コンソール装置３０とを有する。

架台装置１０は、照射制御部１１と、Ｘ線発生装置１２と、検出器１３と、収集部１４と、回転フレーム１５と、駆動部１６とを有する。架台装置１０は、被検体ＰにＸ線を曝射し、被検体Ｐを透過したＸ線を計数する。

回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２と検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持している。回転フレーム１５は、後述する駆動部１６によって、被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。

Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生して被検体Ｐへ曝射する装置である。Ｘ線管１２ａは、後述するＸ線発生装置１２から供給される高電圧により、被検体ＰにＸ線を曝射する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転に従って回転しながら、被検体Ｐに対してＸ線ビームを曝射する。Ｘ線管１２ａは、ファン角およびコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから被検体Ｐへ曝射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。

例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルター（wedge filter）、または、ボウタイフィルター（bow-tie filter）とも呼ばれる。コリメータ１２ｃは、後述する照射制御部１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の曝射範囲を絞り込むためのスリットである。

照射制御部１１は、高電圧発生部として、Ｘ線管１２ａに高電圧を供給する装置であり、Ｘ線管１２ａは、照射制御部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。照射制御部１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して曝射されるＸ線量を調整する。また、照射制御部１１は、コリメータ１２ｃの開口度を調整することにより、Ｘ線の曝射範囲（ファン角やコーン角）を調整する。

駆動部１６は、回転フレーム１５を回転駆動させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線発生装置１２と検出器１３とを旋回させる。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、当該Ｘ線光子のエネルギー値を計測可能な信号を出力する。Ｘ線光子は、例えばＸ線管１２ａから曝射され被検体Ｐを透過したＸ線光子である。検出器１３は、Ｘ線光子が入射する毎に、１パルスの電気信号を出力する複数の検出素子を有する。検出素子は、例えば光電変換素子である。電気信号（パルス）の数を計数することで、各検出素子に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、この信号に対して、処理の演算処理を行うことで、当該信号の出力を引き起こしたＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。

放射線検出装置の一例となる検出器１３は、「間接変換型の検出器」となっている。検出器１３は、入射したＸ線光子をシンチレータにより、一旦、可視光（シンチレータ光）に変換し、シンチレータ光を光電子増倍管等の検出素子で電気信号に変換する。

図２に、検出器１３の一例を示す。検出器１３は、シンチレータを備えた光電子増倍管等の検出素子４０が、チャンネル方向（図１中のＹ軸方向）にＮ列、体軸方向（図１中のＺ軸方向）にＭ列配置された面検出器となっている。検出素子４０は、光子が入射すると、１パルスの電気信号を出力する。検出素子４０が出力した個々のパルスを弁別することで、検出素子４０に入射したＸ線光子の数を計数することができる。また、パルスの強度に基づく演算処理を行うことで、計数したＸ線光子のエネルギー値を計測することができる。

なお、図示していないが、検出器１３の後段には、複数の検出素子４０ごとに増幅器が設置され、増幅器は、前段の検出素子４０から出力された電気信号を増幅して、図１に示す収集部１４に出力する。

収集部１４は、検出器１３の出力信号を用いた計数処理の結果である計数情報を収集する。すなわち、収集部１４は、検出器１３から出力される個々の信号を弁別して、計数情報を収集する。計数情報は、Ｘ線管１２ａから曝射され被検体Ｐを透過したＸ線光子が入射する毎に検出器１３（複数の検出素子４０）が出力した個々の信号から収集される情報である。具体的には、計数情報は、検出器１３（複数の検出素子４０）に入射したＸ線光子の計数値とエネルギー値とが対応付けられた情報である。収集部１４は、収集した計数情報を、コンソール装置３０に送信する。

すなわち、収集部１４は、検出素子４０が出力した各パルスを弁別して計数したＸ線光子の入射位置（検出位置）と、計数値と、当該Ｘ線光子のエネルギー値とを計数情報として、予め定めた時間毎に収集する。収集部１４は、例えば、計数に用いたパルス（電気信号）を出力した検出素子４０の位置を、入射位置として収集する。また、収集部１４は、電気信号に対して、所定の演算処理を行うことも可能である。

次に、図１に示す寝台装置２０は、被検体Ｐを載せる装置であり、天板２２と、寝台駆動装置２１とを有する。天板２２は、被検体Ｐを載置する板であり、寝台駆動装置２１は、天板２２をＺ軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動させる。

なお、架台装置１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２を移動させた後に、被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。または、架台装置１０は、天板２２の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行うステップアンドシュート方式でコンベンショナルスキャンを実行する。

次に、画像生成部の一例であるコンソール装置３０は、入力部３１と、表示部３２と、スキャン制御部３３と、前処理部３４と、第１記憶部３５と、再構成部３６と、第２記憶部３７と、制御部３８とを有する。コンソール装置３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置の操作を受け付けると共に、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＸ線ＣＴ画像を再構成する。

入力部３１は、Ｘ線ＣＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスおよびキーボード等を有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、制御部３８に転送する。例えば、入力部３１は、操作者から、Ｘ線ＣＴ画像データの撮影条件、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、および、Ｘ線ＣＴ画像データに対する画像処理条件等を受け付ける。

表示部３２は、操作者によって参照されるモニタ装置であり、制御部３８による制御のもと、Ｘ線ＣＴ画像データを表示し、また、入力部３１を介して操作者から各種指示および各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示する。

スキャン制御部３３は、制御部３８の制御のもと、照射制御部１１、駆動部１６、収集部１４および寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台装置１０における計数情報の収集処理を制御する。

前処理部３４は、収集部１４から送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の補正処理を行うことで、投影データを生成する。

第１記憶部３５は、前処理部３４により生成された投影データを記憶する。すなわち、第１記憶部３５は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成するための投影データ（補正済み計数情報）を記憶する。

再構成部３６は、第１記憶部３５が記憶する投影データを用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成方法としては、種々の方法があり、例えば、逆投影処理が挙げられる。また、逆投影処理としては、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法による逆投影処理が挙げられる。また、再構成部３６は、Ｘ線ＣＴ画像データに対して各種画像処理を行うことで、画像データを生成する。再構成部３６は、再構成したＸ線ＣＴ画像データや、各種画像処理により生成した画像データを第２記憶部３７に格納する。

ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られる計数情報から生成された投影データには、被検体Ｐを透過したＸ線のエネルギー情報が含まれている。このため、再構成部３６は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、再構成部３６は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。

また、再構成部３６は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを生成することができ、更に、これら複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成することができる。

制御部３８は、架台装置１０、寝台装置２０およびコンソール装置３０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、制御部３８は、スキャン制御部３３を制御することで、架台装置１０で行われるＣＴスキャンを制御する。また、制御部３８は、前処理部３４や、再構成部３６を制御することで、コンソール装置３０における画像再構成処理や画像生成処理を制御する。また、制御部３８は、第２記憶部３７が記憶する各種画像データを表示部３２に表示制御する。

このようなコンソール装置３０は、一例として図３に示すハードウェア構成とすることができる。この図３に示す例において、コンソール装置３０は、ＣＰＵ５０と、ＲＯＭ５１と、ＲＡＭ５２と、ＨＤＤ５３と、入出力Ｉ／Ｆ５４と、通信Ｉ／Ｆ５５と、入力部３１と、表示部３２とを有している。ＣＰＵは、「Central Processing Unit」の略記である。ＲＯＭは、「Read Only Memory」の略記である。ＲＡＭは、「Random Access Memory」の略記である。ＨＤＤは、「Hard Disk Drive」の略記である。Ｉ／Ｆは、「Interface：インタフェース」の略記である。

ＣＰＵ５０、ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２、ＨＤＤ５３、入出力Ｉ／Ｆ５４、および、通信Ｉ／Ｆ５５は、バスライン５６を介して相互に接続されている。また、入力部３１および表示部３２は、入出力Ｉ／Ｆ５４を介してＣＰＵ５０等に接続されている。また、通信Ｉ／Ｆ５５は、架台装置１０に接続されている。ＣＰＵ５０は、スキャン制御部３３、前処理部３４、再構成部３６または制御部３８に相当する。ＲＯＭ５１、ＲＡＭ５２およびＨＤＤ５３は、第１記憶部３５または第２記憶部３７に相当する。

ここで、図４Ａおよび図４Ｂに、一般的な間接変換型の検出器を、Ｘ線の入射方向に沿って切断した部分的な断面図の一例を示す。図４Ａは、シンチレータと検出器との接合面から離れた位置で発生したシンチレーション光子が拡散的に検出素子に入射する様子を示す図である。また、図４Ｂは、シンチレータと検出器との接合面近傍で発生した大部分のシンチレーション光子が、局所的に検出素子に入射する様子を示す図である。

図４Ａおよび図４Ｂに示す間接変換型の検出器は、各検出素子６２に対してシンチレータ６０をそれぞれ接着すると共に、各シンチレータ６０を反射フィルム６１で全体的に被覆して形成されている。透影時または撮像時に曝射されたＸ線は、Ｘ線エネルギーが大きいため、反射フィルム６１を透過してシンチレータ６０に入射する。シンチレータ６０にＸ線が入射することでシンチレーションが発生する。シンチレータ６０に入射したＸ線は、シンチレーションにより例えば可視光（シンチレーション光子）に変換され、検出素子６２に入射する。

具体的には、図４Ａに示すように、Ｘ線の入射面近傍でシンチレーションが発生した場合、シンチレーション光子は、反射フィルム６１によりシンチレータ６０内を反射し、または直接的に、検出素子６２に入射する。このため、Ｘ線の入射面近傍でシンチレーションが発生した場合、検出素子６２の検出面６２ａに対して略々均一にシンチレーション光子が入射する。すなわち、検出器の検出面６２ａ全面に対して略々均一にシンチレーション光子が入射する。

これに対して、図４Ｂに示すように、シンチレータ６０と検出素子６２との接着面近傍（＝シンチレーション光子の出射面近傍）でシンチレーションが発生した場合、大部分のシンチレーション光子が、略々直接的に検出素子６２に入射する。このため、シンチレータ６０と検出素子６２との接合面近傍でシンチレーションが発生した場合、検出素子６２の検出面６２ａに、局所的にシンチレーション光子が入射する。

検出素子６２は、複数のＡＰＤ（Avalanche Photo Diode）で構成されている。各ＡＰＤは、入射したシンチレーション光子をカウント（フォトンカウンティング）するが、一度フォトンカウンティング動作を行うと、次にフォトンカウンティング動作を行うまでに多少の時間（準備時間）を必要とする。このため、シンチレーション光子が局所的に入射する状況となると、カウント動作が困難となる準備時間内に、大部分のシンチレーション光子が検出器に入射し、正確なシンチレーション光子のカウントが困難となる。

シンチレーションは、シンチレータ６０のＸ線の入射面近傍での発生頻度が高く、Ｘ線の入射面から離れるに連れて発生頻度が低くなる。しかし、シンチレータ６０内におけるシンチレーションの発生場所を制御することは困難である。

また、検出器とシンチレータ６０との接合面近傍でのシンチレーションの発生を抑制する目的で、シンチレータ６０の厚さを増すことを考える。この場合、上述の入射面と接合面との間の距離が長くなり、接合面近傍でのシンチレーションの発生を抑制可能かと思われる。しかし、この場合、入射面と接合面との間の距離が長くなることで、シンチレーション光子がシンチレータ６０内で反射を起こす回数が増加する。このため、検出器に入射する前に、シンチレーション光子がシンチレータ６０内で吸収される可能性が高くなる。

図５に、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器に設けられているシンチレータ７０の斜視図を示す。図５に示すように検出器１３は、一例として角柱形状の複数のシンチレータ７０を有している。例えば、検出素子４０は複数がマトリクス状に設けられている。これに対して、シンチレータ７０は、検出素子４０と対向するようにマトリクス状に複数設けられている。シンチレータ７０は、Ｘ線が入射する側の端面（入射面、第１面）７０ｂと検出素子４０と対向する側の端面（第２面）７０ａとを有する。端面７０ａと端面７０ｂは対向する。各シンチレータ７０は、２つの狭い面積となる端面のうち、一方の端面７０ａが各検出素子４０にそれぞれ接続されている。

なお、この例では、シンチレータ７０の形状は、角柱形状としたが、例えば円柱形状、または台形形状等の他の形状としてもよい。いずれの場合も、各検出素子４０の形状および大きさに、シンチレータのシンチレーション光子の出射面の形状および大きさを合わせることが好ましいであろう。

また、シンチレータ７０は、検出素子４０に接続される端面７０ａ（＝シンチレーション光子の出射面）を除き、全体が、反射フィルム７５で被覆されている。すなわち、シンチレータ７０は、Ｘ線の入射面７０ｂが、反射フィルム７５で被覆されている。また、シンチレータ７０は、外周部７０ｃの４つの全ての面が、反射フィルム７５で被覆されている。なお、図５においては、シンチレータ７０の全４面の外周部７０ｃのうち、相対向する２面が反射フィルム７５で被覆されているように図示されている。しかし、実際には、外周部７０ｃの４つの全ての面全体が、反射フィルム７５で被覆されているものと理解されたい。

反射フィルム７５は、シンチレーションにより発生したシンチレーション光子を反射する。この例の場合、シンチレータ７０は、入射されたＸ線を可視光に変換する。このため、反射フィルム７５としては、可視光を反射する反射フィルムが設けられる。反射フィルム７５の部材としては、シンチレーション光子を反射する機能を有していればどのような部材でもよい。例えば、シンチレーション光子の反射機能を有する塗料をシンチレータ７０に塗布してもよい。いずれの場合でも、後述する効果を得ることができる。

次に、シンチレータ７０は、入射したＸ線に対応するシンチレーション光子を発生するシンチレータ層８０と、入射したＸ線を吸収し、シンチレーション光子を透過させるＸ線吸収層８１とを積層して形成されている。Ｘ線吸収層８１は、放射線吸収層の一例である。入射したＸ線は、Ｘ線のエネルギーとシンチレータ７０の厚みとに依存して、ある割合でシンチレータ７０を透過し、検出素子４０と相互作用を起こして素子にダメージを与える可能性がある。この可能性を低減させるため、Ｘ線吸収層８１には、入射するＸ線を吸収できることが望ましい。Ｘ線吸収層８１は、図５に斜線で示すように、検出素子４０に接続される端面７０ａ近傍に設けられている。すなわち、図５の例では、シンチレータ７０は、端面７０ａから全体の１／３程度がＸ線吸収層８１となっている。なお、入射するＸ線のエネルギー、シンチレータの入射Ｘ線エネルギーに対する吸収係数、用いるシンチレータの厚さによって、上記Ｘ線吸収層の厚みを調整することが望ましい。

このようなシンチレータ７０において、Ｘ線吸収層８１は、検出エネルギー領域のＸ線に対する吸収係数が高く、シンチレータ７０がＸ線を吸収して発する光に対する透過性が高い特徴を有している。このため、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、シンチレータ７０全体のうち、Ｘ線が入射する端面７０ｂからＸ線吸収層８１までの間でのみ、シンチレーション光子を発生する。また、検出素子４０近傍となる、Ｘ線吸収層８１の部分では、シンチレーション光子を発生しない。そして、Ｘ線吸収層８１以外の部分で発生したシンチレーション光子は、Ｘ線吸収層８１を透過して、検出素子４０に入射する。これにより、検出素子４０の近傍で発生したシンチレーション光子が、検出素子４０に局所的に入射する不都合を防止することができる。

以上の説明から明らかなように、第１の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、シンチレータ７０全体のうち、検出素子４０近傍の部分を、Ｘ線を吸収し、シンチレーション光を透過させるＸ線吸収層８１で形成する。これにより、検出素子４０の近傍で発生したシンチレーション光子が、検出素子４０に局所的に入射する不都合を防止することができる。また、シンチレータ７０の、検出素子４０から、ある程度離れた位置で発生したシンチレーション光子が検出素子４０に入射されるため、検出素子４０に対して均一的に入射するシンチレーション光子を受光しながらフォトンカウンティング動作を行うことができる。

検出素子を構成するＡＰＤは、一度フォトンカウンティング動作を行うと、次にフォトンカウンティング動作を行うまでに多少の時間（準備時間）を必要とする。このため、シンチレーション光子が局所的に入射すると、カウント動作が困難となる準備時間内に、大部分のシンチレーション光子が検出器に入射し、正確なシンチレーション光子のカウントが困難となる。

しかし、実施形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、検出器１３の受光面全体で均一に受光しながらフォトンカウンティング動作を行うことができるため、正確なシンチレーション光子のカウントを可能とすることができる。また、局所的に入射されたシンチレーション光子をカウントする不都合を防止できるため、測定ノイズの発生も防止することができる。

（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。なお、第２の実施の形態の説明においては、上述の第１の実施の形態との差異となる部分の説明のみ行い、重複説明は省略する。

すなわち、第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、図６に示すように、シンチレータ７０全体のうち、検出素子４０の近傍部分が、シンチレータ層８０と組成は略々同じで、発光中心としてドープされている成分が含まれていないＸ線吸収層８５を有している。発光中心としてドープされている成分が含まれているか、または、含まれていないかは、例えばシンチレータを蛍光Ｘ線により非破壊で元素分析することで測定できる。測定値が所定の検出下限値よりも小さな値の場合、本実施形態においては「発光中心としてドープされている成分が含まれていない」としている。

このような第２の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、入射されたＸ線をＸ線吸収層８５が吸収するうえ、Ｘ線吸収層８５に、発光中心としてドープされている成分が含まれていない。このため、検出素子４０の近傍でシンチレーション光子が発生する不都合を、より防止できる他、上述の第１の実施の形態と同じ効果を得ることができる。

（第３の実施の形態）
次に、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。なお、第３の実施の形態の説明においては、上述の各実施の形態との差異となる部分の説明のみ行い、重複説明は省略する。

図７に、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の検出器１３に設けられているシンチレータ７０の斜視図を示す。この第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置の場合、シンチレータ７０全体のうち、検出素子４０の近傍部分が第１のシンチレータ層９１となっている。また、シンチレータ７０全体のうち、Ｘ線が入射する端面７０ｂから第１のシンチレータ層９１までの間が第２のシンチレータ層９２となっている。第１のシンチレータ層９１および第２のシンチレータ層９２は、入射されたＸ線に対応して、それぞれ異なる波長のシンチレーション光子を発生する。すなわち、第１のシンチレータ層９１は、入射されたＸ線に対応して波長λ１の第１のシンチレーション光子を発生し、第２のシンチレータ層９２は、上記入射Ｘ線と同じエネルギーを持つ入射されたＸ線に対応して、波長λ１とは異なる波長の、波長λ２の第２のシンチレーション光子を発生する。

また、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、第１のシンチレータ層９１と検出素子４０との間に、第１のシンチレータ層９１が発生した波長λ１の第１のシンチレーション光子のみを吸収または反射し、第２のシンチレータ層９２が発生した波長λ２の第２のシンチレーション光子のみを透過させるフィルタ９３を有している。

このような第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、図８Ａに示すように、第２のシンチレータ層９２で発生した波長λ２の第２のシンチレーション光子は、フィルタ９３を透過して検出素子４０に入射する。第２のシンチレータ層９２と検出素子４０との間には、少なくとも第１のシンチレータ層９１の厚み分＋フィルタ９３の厚み分に相当する距離がある。このため、第２のシンチレータ層９２で発生した波長λ２の第２のシンチレーション光子は、略々均一的に検出素子４０に入射する。

これに対して、検出素子４０の近傍となる第１のシンチレータ層９１で発生した波長λ１の第１のシンチレーション光子は、図８Ｂに示すようにフィルタ９３で吸収され、検出素子４０には入射しない。

すなわち、第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、シンチレータ７０に入射したＸ線に応じて、検出素子４０の近傍で波長λ１の第１のシンチレーション光子が発生するが、この第１のシンチレーション光子はフィルタ９３で吸収され、検出素子４０には入射しない。このような検出素子４０の近傍に設けられた第１のシンチレータ層９１は、検出素子４０と第２のシンチレータ層９２との間に所定の距離を形成する間隙部材として機能している。なお、この所定の距離は、第２のシンチレータ層９２で発生した波長λ２の第２のシンチレーション光子の、検出素子４０に対する局所的な入射を防止可能な距離である。

このように第３の実施の形態のフォトンカウンティングＣＴ装置は、それぞれ異なる波長のシンチレーション光子を発生する第１のシンチレータ層９１および第２のシンチレータ層９２を積層して、シンチレータ７０を形成する。また、第１のシンチレータ層９１を検出素子４０側に配置すると共に、第１のシンチレータ層９１と検出素子４０との間に、第１のシンチレータ層９１が発生した波長のシンチレーション光子を吸収するフィルタ９３を設ける。これにより、検出素子４０の近傍で発生したシンチレーション光子をフィルタ９３で吸収できるため、検出素子４０に対して局所的にシンチレーション光子が入射する不都合を防止できる他、上述の各実施の形態と同じ効果を得ることができる。

本発明の各実施の形態を説明したが、各実施の形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。この新規な実施の形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能である。また、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。各実施の形態およびその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１０ 架台装置
１１ 照射制御部
１２ Ｘ線発生装置
１３ 検出器
１４ 収集部
１５ 回転フレーム
１６ 駆動部
２０ 寝台装置
２１ 寝台駆動装置
２２ 天板
３０ コンソール装置
３１ 入力部
３２ 表示部
３３ スキャン制御部
３４ 前処理部
３５ 第１記憶部
３６ 再構成部
３７ 第２記憶部
３８ 制御部
４０ 検出素子
５０ ＣＰＵ
５１ ＲＯＭ
５２ ＲＡＭ
５３ ＨＤＤ
５４ 入出力Ｉ／Ｆ
５５ 通信Ｉ／Ｆ
７０ シンチレータ
７０ａ 一方の端面
７０ｂ 入射面
７０ｃ 外周部
７５ 反射フィルム
８０ シンチレータ層
８１ Ｘ線吸収層
８５ Ｘ線吸収層
９１ 第１のシンチレータ層
９２ 第２のシンチレータ層
９３ フィルタ

Claims (5)

1. 入射した放射線に対応するシンチレーション光子を発生するシンチレータ層と、
   前記シンチレータ層に積層され、前記シンチレーション光子を検出する検出器の検出面と対向して設けられる放射線吸収層と
   を有するシンチレータ。
2. 前記放射線吸収層は、発光中心としてドープされている成分を含まないこと
   を特徴とする請求項１に記載のシンチレータ。
3. 入射した放射線に対応する第１の波長の第１のシンチレーション光子を発生する第１のシンチレータ層と、
   前記第１のシンチレータ層に対して積層され、入射した放射線に対応して、前記第１のシンチレーション光子とは異なる第２の波長の第２のシンチレーション光子を発生する第２のシンチレータ層と、
   前記第１のシンチレータ層のシンチレーション光子の出射面と、シンチレーション光子を検出する検出器の検出面との間に設けられ、前記第１の波長の前記第１のシンチレーション光子を吸収または反射し、前記第２の波長の前記第２のシンチレーション光子を透過させて前記検出器の検出面に入射させるフィルタと
   を有するシンチレータ。
4. 前記請求項１〜請求項３のうち、いずれか一項に記載のシンチレータと、
   前記シンチレータからのシンチレーション光子を受光する検出器と
   を有する放射線検出装置。
5. 前記請求項１〜請求項３のうち、いずれか一項に記載のシンチレータと、
   前記シンチレータからのシンチレーション光子を受光する検出器と、
   前記検出器の出力する電気信号から画像を生成する画像生成部と
   を有する放射線検査装置。

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