JP2013152160A - 放射線撮像装置及び放射線撮像システム - Google Patents

Abstract

【課題】隣接する撮像基板の隙間における画像情報の欠損を軽減するための技術を提供する。
【解決手段】光電変換素子を含む複数の撮像基板が１つの撮像面を形成するように並べて配置された撮像パネルと、撮像パネルを覆う位置に配置され、放射線を光電変換素子が検出可能な波長の光に変換するシンチレータ部とを備える放射線撮像装置が提供される。シンチレータ部は、少なくとも複数の撮像基板の間の部分を覆う位置において、第１シンチレータ層と、変換した光を第１シンチレータ層よりも広い範囲に拡散する第２シンチレータ層とを含む。
【選択図】図３

Description

本発明は放射線撮像装置及び放射線撮像システムに関する。

近年、４０ｃｍ×４０ｃｍ程度の大面積の放射線撮像装置が開発されている。このような大面積の放射線撮像装置を歩留まり良く製造するために、特許文献１及び特許文献２では光電変換素子を有する複数の撮像基板を並べて１つの撮像面を形成する。また、これらの文献では、この１つの撮像面を覆い、放射線を光に変換するシンチレータとして柱状構造を有するシンチレータを用いることで、シンチレータ内での光の散乱を軽減し、放射線撮像装置により得られる画像の鮮鋭度を向上する。

特開２００２−４８８７０号公報 特開２００２−４４５２２号公報

特許文献１及び特許文献２に記載された放射線撮像装置において、隣接する撮像基板の隙間を覆う位置でシンチレータにより変換された光は、柱状結晶に導かれ、そのままこの隙間へ入射する。隙間へ入射した光は光電変換素子により検出されない。そのため、隣接する撮像基板の隙間に対応する領域の画像情報が放射線撮像装置により得られる画像から欠損してしまう。そこで、本発明は、隣接する撮像基板の隙間における画像情報の欠損を軽減するための技術を提供することを目的とする。

上記課題に鑑みて、光電変換素子を含む複数の撮像基板が１つの撮像面を形成するように並べて配置された撮像パネルと、前記撮像パネルを覆う位置に配置され、放射線を前記光電変換素子が検出可能な波長の光に変換するシンチレータ部とを備え、前記シンチレータ部は、少なくとも前記複数の撮像基板の間の部分を覆う位置において、第１シンチレータ層と、変換した光を前記第１シンチレータ層よりも広い範囲に拡散する第２シンチレータ層とを含むことを特徴とする放射線撮像装置が提供される。

上記手段により、隣接する撮像基板の隙間における画像情報の欠損を軽減するための技術が提供される。

本発明の第１実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成例を説明する図。 本発明の第１実施形態に係る放射線撮像装置の画素の配置例を説明する図。 本発明の第１実施形態に係る放射線撮像装置の詳細な構造例を説明する図。 本発明の第２実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成例を説明する図。 本発明の第２実施形態に係る放射線撮像装置の詳細な構造例を説明する図。 本発明の他の実施形態の放射線撮像システムを例示する図。

添付の図面を参照しつつ本発明の実施形態について以下に説明する。様々な実施形態を通じて同様の要素には同一の参照符号を付して重複する説明を省略する。以下では本発明の各実施形態を医療画像診断装置、分析装置等に用いられる放射線撮像装置の文脈で説明する。本発明において、光は可視光および赤外線を含み、放射線はＸ線、α線、β線およびγ線を含む。

図１を参照しつつ、本発明の第１実施形態に係る放射線撮像装置１００の概略構成例を説明する。放射線撮像装置１００はシンチレータ部１１０と撮像パネル１２０とを備えうる。図１において、説明のためにシンチレータ部１１０と撮像パネル１２０とを離して描いているが、後述するように実際にはシンチレータ部１１０と撮像パネル１２０とは重なって配置されうる。撮像パネル１２０は複数の撮像基板１３０と基台１４０とを有しうる。複数の撮像基板１３０は並べて配置され、１つの撮像面を形成するようにそれぞれ基台１４０に固定される。各撮像基板１３０はマトリクス状に配置された複数の光電変換素子を有し、光を検出して電気信号に変換する。光電変換素子として、例えば結晶シリコンを用いたＣＭＯＳセンサ、非晶質シリコンを用いたＰＩＮ型センサやＭＩＳ型センサを用いることができる。撮像基板１３０は光を検出して電気信号に変換できる既存の構成を用いればよい。このような構成は当業者に周知であるため、以下ではその詳細な説明を省略する。

矢印１５０の方向から被検体に向けて曝射された放射線は、被検体により減衰を受けた後、シンチレータ部１１０に入射する。シンチレータ部１１０はこの放射線を光電変換素子が検出可能な波長の光（例えば可視光）に変換する。シンチレータ部１１０で変換された光は撮像基板１３０に入射し、電気信号に変換されて、この電気信号を元に画像が生成される。放射線撮像装置１００がこの動作を繰り返すことで動画像を得ることもできる。

続いて、図２の平面図を参照しつつ、放射線撮像装置１００の撮像基板１３０の画素の配置例を説明する。各撮像基板１３０は複数の画素１３１を有する。図２では説明のために画素の輪郭を実線で示しているが、実際の装置ではこの輪郭は示されない。撮像基板１３０の外周部分に位置する画素１３１、すなわち撮像基板１３０の縁に接する画素１３１は光電変換素子１３３を有し、それ以外の画素１３１は光電変換素子１３２を有する。図２のように、複数の撮像基板１３０を並べて配置して１つの撮像面を形成する場合に、撮像面全体で画素ピッチＰが等しくなるようにしうる。隣接する撮像基板１３０の間には隙間が生じるため、画素ピッチＰが等しくなるようにするために、撮像基板１３０の縁に接する画素１３１に含まれる光電変換素子１３３の面積を、その他の光電変換素子１３２の面積よりも小さくしうる。これにより、放射線撮像装置１００によリ取得される画像の歪み等を軽減しうる。

画素ピッチＰを等しくしたとしても、２つの撮像基板１３０にまたがって隣接する２つの画素１３１の光電変換素子に挟まれる領域Ｓ１の幅は、同一の撮像基板１３０内にある２つの画素１３１の光電変換素子に挟まれる領域Ｓ２の幅よりも広くなる。領域Ｓ１や領域Ｓ２のように光電変換素子が存在しない領域に入射した光は光電変換素子において検出されないため、これらの領域の画像情報が放射線撮像装置により得られる画像から欠損してしまう。後述するように、本実施形態によれば、光電変換素子１３２、１３３は領域Ｓ１や領域Ｓ２を覆う位置でシンチレータ部１１０により変換された光を検出できる。

例えば乳房診断のように高解像度の画像が望まれる場合に、画素ピッチＰが１００ｕｍ以下となるように放射線撮像装置１００を設計しうる。撮像基板の切断精度及び貼り合わせ精度に起因して、隣接する撮像基板１３０の間の隙間の低減には限界があるため、画素ピッチＰを小さくした場合には領域Ｓ１の幅と領域Ｓ２の幅との違いが一層顕著に現われる。

続いて、図３の断面図を参照しつつ、放射線撮像装置１００の詳細な構造例を説明する。複数の撮像基板１３０は粘着剤または接着剤などの接続部材１６０によって基台１４０に固定される。図３（ａ）に示されるように、シンチレータ部１１０は第１シンチレータ層１１１と、変換した光を第１シンチレータ層１１１よりも広い範囲に拡散する第２シンチレータ層１１２とを含みうる。第２シンチレータ層１１２は例えばＴｌ（タリウム）をドープした板状のＣｓＩ（ヨウ化セシウム）であり、第１シンチレータ層１１１は例えばＴｌをドープしたＣｓＩの柱状結晶の集合体（柱状構造）である。これらは蒸着法によって形成されうる。

図３（ａ）において、丸印はシンチレータ部１１０における発光点を示し、丸印から延びる矢印は発光点で発生した光の一部の進行方向を示す。第１シンチレータ層１１１において発光した光は柱状結晶に沿って撮像パネル１２０に直交する方向に進む。一方、第２シンチレータ層１１２において発光した光は放射線状に広がる。そのため、領域Ｓ１を覆う第２シンチレータ層１１２の部分で発光した光のうち、矢印で示す光は領域Ｓ１に隣接する光電変換素子１３３に入射し、電気信号に変換される。このように、本実施形態では、隣接する撮像基板１３０の間の領域を覆うシンチレータ部１１０が広い範囲に光を拡散する第２シンチレータ層１１２を有するので、この領域において変換された光を光電変換素子１３３が検出でき、画像情報の欠損を軽減できる。また、シンチレータ部１１０は柱状構造を有する第１シンチレータ層１１１も含むので、画像の鮮鋭度も維持できる。

本実施形態において、画像情報の欠損の軽減よりも、放射線撮像装置１００で得られる画像の鮮鋭度の向上を優先する場合には、シンチレータ部１１０のうち、第１シンチレータ層１１１が占める割合を増やせばよい。例えば、第２シンチレータ層１１２の厚みを第１シンチレータ層１１１の厚みよりも薄くしてもよい。

図３（ａ）の例では、第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１よりも撮像パネル１２０に近い位置にあるが、この逆に、第１シンチレータ層１１１が第２シンチレータ層１１２よりも撮像パネル１２０に近い位置にあってもよい。言い換えると、第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１と撮像パネル１２０との間に配置されてもよいし、第１シンチレータ層１１１が第２シンチレータ層１１２と撮像パネル１２０との間に配置されてもよい。第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１と撮像パネル１２０との間にある場合は、その逆の場合と比較して、第２シンチレータ層１１２で変換された光が撮像パネル１２０に入射する範囲が狭まるので、画像の鮮鋭度が向上する。また、図３（ａ）の例では、撮像パネル１２０全体を覆う位置においてシンチレータ部１１０が第２シンチレータ層１１２を含む。しかし、少なくとも隣接する撮像基板１３０の間の領域においてシンチレータ部１１０が第２シンチレータ層１１２を含めば上述の効果は達成される。広い範囲に光を拡散する第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１よりも撮像パネル１２０に近い位置にある方が上述の効果が顕著に現われる。第１シンチレータ層１１１が第２シンチレータ層１１２よりも撮像パネル１２０に近い位置にあると、隣接する撮像基板１３０の間の領域の第１シンチレータ１１１で発光した光は、隣接する撮像基板１３０の間を透過しうる。一方、第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１よりも撮像パネル１２０に近い位置にあると、隣接する撮像基板１３０の間の領域の第１シンチレータ層１１１と第２シンチレータ層１１２で発光した光はいずれも拡散されうる。そのため、第２シンチレータ層１１２が第１シンチレータ層１１１よりも撮像パネル１２０に近い位置にある方が、隣接する撮像基板１３０の間を透過し得る光の量が低減されうる。

図３（ｂ）のように、ＣｓＩの粉末と樹脂との混合物を塗布することにより撮像パネル１２０上に第２シンチレータ層１１２を形成した後、この直上にＣｓＩを蒸着して柱状構造を有する第１シンチレータ層１１１を形成してもよい。また、図３（ｃ）のように、粒状のＧＯＳ（酸硫化ガドリニウム）と樹脂との混合物を塗布することにより撮像パネル１２０上に第２シンチレータ層１１２を形成した後、この直上にＣｓＩを蒸着して柱状構造を有する第１シンチレータ層１１１を形成してもよい。

また、シンチレータ部１１０がＣｓＩで形成される場合に、そのＣｓＩにドープされるＴｌの濃度によりシンチレータ部１１０の発光特性が変化する。そこで、光電変換素子近傍での発光量を上げ、撮像基板１３０の感度を向上させるために、第２シンチレータ層１１２におけるＴｌの濃度を第１シンチレータ層１１１におけるＴｌの濃度よりも高くしてもよい。

続いて、図４を参照しつつ、本発明の第２実施形態に係る放射線撮像装置４００の概略構成例を説明する。第１実施形態で説明された各種の変形は本実施形態にも適用可能である。放射線撮像装置４００は放射線撮像装置１００と同様の構成を有しうるが、矢印４５０の方向から入射された放射線を検出する点で異なる。また、放射線撮像装置４００はシンチレータ部１１０の代わりにシンチレータ部４１０を有しうる。放射線撮像装置４００では、放射線が撮像基板１３０を透過できるように、撮像基板１３０として厚みが例えば数百μｍ程度のものを使用しうる。また、基台１４０として、カーボン基板のように放射線の吸収の小さい材料を使用するか、厚みの薄いガラス基板やアルミ基板を使用しうる。

続いて、図５の断面図を参照しつつ、放射線撮像装置４００の詳細な構造例を説明する。シンチレータ部４１０はシンチレータ部１１０と同様に、第１シンチレータ層１１１と第２シンチレータ層１１２とを含みうる。これらのシンチレータ層の機能は第１実施形態で説明したものと同様であるため、以下では重複する説明を省略する。撮像パネル１２０と第２シンチレータ層１１２とは接続部材４６０により接着され、第２シンチレータ層１１２と第１シンチレータ層１１１とは接続部材４７０により接着される。接続部材４６０、４７０として粘着剤又は接着剤を用いうる。

放射線撮像装置４００において、矢印４５０の方向から入射した放射線は、まず第２シンチレータ層１１２に入射し、第２シンチレータ層１１２で変換されずに残った放射線が第１シンチレータ層１１１に入射する。そのため、放射線撮像装置１００と比較して、第２シンチレータ層１１２においてより多くの放射線が光に変換される。その結果、放射線撮像装置１００と比較して、隣接する撮像基板１３０の間の部分の画像情報をより高感度で検出できる。

また、一般にシンチレータは膜質が均一であれば放射線の入射側ほどより多くの放射線を吸収し、光に変換する。よって、本実施形態のように放射線を撮像パネル１２０の側から照射する場合に、光電変換素子の近傍で多くの放射線が光に変換されるため、撮像基板１３０の全面において感度が向上する。さらに、発光点が光電変換素子の近傍になるため、光電変換素子への不要な光の入射を抑えることができ、画像鮮鋭度が向上する。

＜その他の実施形態＞
図６は本発明に係る放射線用の検出装置のＸ線診断システム（放射線撮像システム）への応用例を示した図である。Ｘ線チューブ６０５０（放射線源）で発生した放射線としてのＸ線６０６０は、被験者又は患者６０６１の胸部６０６２を透過し、シンチレータ部１１０、４１０を含むシンチレータを本発明の検出装置の上部に配置した検出装置６０４０に入射する。ここで、シンチレータを上部に配置した検出装置は放射線用の検出装置を構成する。この入射したＸ線には患者６０６１の体内部の情報が含まれている。Ｘ線の入射に対応してシンチレータは発光し、これを光電変換して、電気的情報を得る。この情報はデジタル信号に変換され信号処理手段となるイメージプロセッサ６０７０により画像処理され制御室の表示手段となるディスプレイ６０８０で観察できる。なお、放射線撮像システムは、検出装置と、検出装置からの信号を処理する信号処理手段とを少なくとも有する。

また、この情報は電話回線６０９０等の伝送処理手段により遠隔地へ転送でき、別の場所のドクタールームなど表示手段となるディスプレイ６０８１に表示もしくは光ディスク等の記録手段に保存することができ、遠隔地の医師が診断することも可能である。また記録手段となるフィルムプロセッサ６１００により記録媒体となるフィルム６１１０に記録することもできる。

Claims (7)

1. 光電変換素子を含む複数の撮像基板が１つの撮像面を形成するように並べて配置された撮像パネルと、
   前記撮像パネルを覆う位置に配置され、放射線を前記光電変換素子が検出可能な波長の光に変換するシンチレータ部と
   を備え、
   前記シンチレータ部は、少なくとも前記複数の撮像基板の間の部分を覆う位置において、第１シンチレータ層と、変換した光を前記第１シンチレータ層よりも広い範囲に拡散する第２シンチレータ層とを含む
   ことを特徴とする放射線撮像装置。
2. 前記第２シンチレータ層は、前記第１シンチレータ層と前記撮像パネルとの間に配置されることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
3. 前記第２シンチレータ層の厚みは前記第１シンチレータ層の厚みよりも薄いことを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線撮像装置。
4. 前記第１シンチレータ層はヨウ化セシウムの柱状結晶の集合体を含み、前記第２シンチレータ層はヨウ化セシウムの粉末を含むことを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
5. 前記第２シンチレータ層にドープされたタリウムの濃度は前記第１シンチレータ層にドープされたタリウムの濃度よりも高いことを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像装置。
6. 前記第１シンチレータ層はヨウ化セシウムの柱状結晶の集合体を含み、前記第２シンチレータ層は粒状の酸硫化ガドリニウムを含むことを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項に記載の放射線撮像装置。
7. 請求項１乃至６の何れか１項に記載の放射線撮像装置と、
   前記放射線撮像装置によって得られた信号を処理する信号処理手段と
   を備えることを特徴とする放射線撮像システム。

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