WO2005062073A1

WO2005062073A1 - 放射線検出器

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Publication number: WO2005062073A1
Application number: PCT/JP2004/011418
Authority: WO
Inventors: Takashi Yamada; Shigenori Sekine; Toshikazu Yanada; Motomi Oshika
Original assignee: Nihon Kessho Kogaku Co Ltd
Current assignee: Nihon Kessho Kogaku Co Ltd
Priority date: 2003-12-22
Filing date: 2004-08-03
Publication date: 2005-07-07
Anticipated expiration: 2006-06-22
Also published as: US7138632B2; EP1698911B1; JP2005181201A; US20060076497A1; EP1698911A4; EP1698911A1; JP4178402B2

Abstract

２次元状に配列されたシンチレータ素子（１）と、隣接するシンチレータ素子（１）の間に配置されたセパレータ（２）と、シンチレータアレイ（３）の側面に配置され、シンチレータ素子（１）の配列に対応したフォトダイオード素子を備えたフォトダイオードアレイ（４）と、シンチレータアレイ（３）の受線方向下流であって、シンチレータ素子（１）に対応して配置された光電子増倍管（５）と、光電子増倍管（５）によって得られる電気信号等を外部に出力するための回路基板（６）とを有する。同一のシンチレータ素子（１）に対応して異なる放射線に起因した光を受光する機構がそれぞれ配置されることにより、異なる放射線に関して検出された空間分布状態について、位置ずれが生じることを防止することができる。

Description

放射線検出器

技術分野

この発明は、第 1放射線およぴ該第 1放射線と異なる第 2放射線の空間分布状態を検出する放射線検出器に関するものである。

明

1

背景技術糸田

従来、核医学の分野において、いわゆる陽電子放射断層撮影装置 (Positron E mission Tomography：以下、「P E T装置」と称する）が注目されている。 P E T装置は、被検体内に陽電子放出性の標識物質を投与すると共に、電子 '陽電子対消滅に伴つて被検体の被計測部位で発生した γ線を同時計測することによって被計測部位における γ線濃度の空間分布状態を計測する。そして、計測された γ 線濃度の空間分布状態に基づく画像化処理を行うことによって、被計測部位の特定の関心領域における標識物質の集積量変化等の検出を行う機能を有する。

従って、 P E T装置は、例えば、放射性同位元素を擬似プドウ糖に結合させた F D Gを被検体内に注入し、 F D Gから生じる γ線濃度の空間分布状態に基づいて画像化処理を行うことによって、悪性腫瘍の発生箇所を検出することが可能である。すなわち、ガン等の悪性腫瘍は正常な細胞と比較して約 3倍から 8倍の程度で糖代謝が盛んであること力ゝら、被検体内に注入された擬似ブドウ糖はかかる悪性腫瘍に集中することとなる。 F D Gは擬似ブドウ糖に結合された状態で被検体内に注入されること力ら、 F D Gに起因して生じる γ線の濃度も悪性腫瘍の位置に応じて変化することとなり、この結果、 P E T装置によって悪性腫瘍の検出が行われることとなる。かかる P E T装置の検出感度はきわめて高く、従来用いられてきた C T装置等では発見できなかった微小な病変を発見することが可能であり、ガンの早期発見等に大きく寄与するものとして期待されている。一方で、 P E T装置はその構造上空間分解能が C T装置等と比較して劣るという問題点を有する。すなわち、 PET装置は、微小な病変をも検出する機能を有する一方で、検出した病変の正確な位置を特定することが困難であるという特性を有する。従って、近年、 PET装置単体による被検体内の撮像のみならず、 P ET装置と CT装置とを組み合わせて、同一被検体の撮像を同時に行う PET— CT装置が提案されている。すなわち、 PET装置によって病変の有無を検出し、 CT装置によって被検体の内部構造を撮像した後、それぞれ得られた画像を重ね合わせることによって、 PE T装置によつて検出された病変の具体的位置を導出している。 CT装置は、病変の有無の検出を把握することは PET装置に劣るものの、優れた空間分解能を有することから、かかる CT装置と PET装置を組み合わせた P E T— C T装置は、微小な病変にっレ、て高感度で検出可能であると共に、検出された病変の正確な位置を把握することができるという利点を有する（例えば、特表 2003— 501666号公報参照。）。

しかしながら、従来の PET— CT装置は、 PET装置おょぴ CT装置のそれぞれにおいて撮像された画像の位置あわせを行う必要があるという問題を有する。すなわち、 P E T装置おょぴ C T装置はそれぞれ異なるメカニズムによつて被検体内を撮像するものであることから、取得される被検体内画像の内容は互いに異なるものとなっており、異なる被検体内画像の位置あわせを正確に行うことは容易ではない。従来の： PET— CT装置では、位置あわせのための処理機構を備えることである程度の精度の位置あわせを実現しているが、力かる処理機構は高価であるのみならず、精密な位置あわせという点で必ずしも十分ではないという問題を有する。

ところで、 PET装置は、上述のように被測位部位から生じるッ線の空間分布状態に基づいて画像形成を行う機能を有し、 CT装置は、 X線の空間分布状態に基づいて画像形成を行う機能を有する。従って、 PET— CT装置において PE T画像と C T画像との位置あわせの必要性を解消するためには、 P E T装置およぴ CT装置における画像データの生成に用いられる γ線、 X線等の異種放射線の空間分布状態について相対的な位置ずれの発生を抑制する放射線検出器を用いることが有効である。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、複数種類の放射線の空間分布状態を検出する放射線検出器について、異なる放射線の空間分布状態を検出する際に相対的な位置ずれの発生を抑制した放射線検出器を実現することを目的とする。発明の開示

本発明にかかる放射線検出器にあっては、第 1放射線および該第 1放射線と異なる第 2放射線の空間分布状態を検出する放射線検出器であって、入射した前記第 1放射線を第 1波長の光に変換し、前記第 2放射線を第 2波長の光に変換する複数の光変換手段と、前記複数の光変換手段の相互間に配置され、前記第 1放射線、前記第 2放射線および前記光変換手段によって得られた光の通過を遮蔽する遮蔽手段と、前記複数の光変換手段にそれぞれ対応して配置され、前記光変換手段によつて変換された前記第 1波長の光の強度に応じた電気信号を出力する複数の第 1光電変換手段と、前記複数の光変換手段にそれぞれ対応して配置され、前記光変換手段によって変換された前記第 1波長の光の強度に応じた電気信号を出力する複数の第 2光電変換手段とを備えたことを特徴とする。

この発明によれば、第 1放射線と第 2放射線の双方を受線して光変換処理を行う複数の光変換手段を備えることとしたため、空間分布状態の検出に際して、異なる放射線に関して位置ずれが発生することを防止することが可能である。また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記第 1放射線は、 γ線であって、前記第 1光電変換手段は、光電子増倍管を備えることを特徴とする。

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記第 2放射線は、 X線であって、前記第 2光電変換手段は、フォトダイオード素子を備えることを特徴とする。また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記第 1光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に配置され、前記第 2光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線おょぴ前記第 2放射線の進行方向側面上に配置されることを特徴とする

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記光変換手段は、シンチレータ素子を 1次元状に配列したシンチレータアレイを備え、前記第 2光電変換手段は、前記シンチレータアレイに対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向側面上に、前記シンチレータ素子に対応してフォトダィォード素子 1次元状に配列したフォトダイォードアレイを備えたことを特徴とする。

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記フォトダィォードアレイは、前記フォトダイォード素子から前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に延伸した配線構造を備えたことを特徴とする。

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記フォトダィオードアレイは、前記フォトダイオード素子から前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に延伸した後、前記フォトダイォード素子の配列方向にさらに延伸した配線構造を備えたことを特徴とする。

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記シンチレータアレイおよび前記フォトダイオードアレイは、前記シンチレータ素子の配列方向と直角方向に複数配列されていることを特徴とする。

また、次の発明にかかる放射線検出器は、上記の発明において、前記第 1光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の入射方向下流に配置され、前記第 2光電変換手段は、前記第 1放射線および前記第 2放射線を透過する部材によって形成され、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線おょぴ前記第 2放射線の入射方向上流に配置されることを特徴とする。図面の簡単な説明

第 1図は、実施の形態 1にかかる放射線検出器の全体構成を示す模式図であり、第 2図は、実施の形態 1にかかる放射線検出器に備わるフォトダイオードアレイの構成を示す模式図であり、第 3図は、フォトダイォードアレイとシンチレータアレイとを組み合わせた状態について示す模式図であり、第 4図は、光電子増倍管の構成を示す模式図であり、第 5図は、実施の形態 1にかかる放射線検出器による X線検出動作について説明するための模式図であり、第 6図は、実施の形態 1にかかる放射線検出器による 0/線検出動作について説明するための模式図であり、第 7図は、実施の形態 2にかかる放射線検出器の全体構成について示す模式図であり、第 8図は、実施の形態 2にかかる放射線検出器に備わるフォトダイォ一ドアレイの構成を示す模式図であり、第 9図は、実施の形態 3にかかる放射線検出器の全体構成について示す模式図であり、第 1 0図は、実施の形態 3にかかる放射線検出器に備わるアレイ保持基板およびフォトダイォードアレイの全体構成について示す模式図であり、第 1 1図は、フォトダイオードアレイに備わるフオトダイオード素子と、アレイ保持基板に備わる配線構造との対応関係について示す模式図である。発明を実施するための最良の形態

以下に、この発明を実施するための最良の形態（以下、単に「実施の形態」と称する）である放射線検出器について説明する。なお、図面は模式的なものであり、各部分の厚みと幅との関係、それぞれの部分の厚みの比率などは現実のものとは異なることに留意すべきであり、図面の相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれていることはもちろんである。また、以下の説明では第 1放射線が γ線であって、第 2放射線が X線となる例について説明するが、本発明において、第 1放射線おょぴ第 2放射線についてかかる具体例に限定して解釈する必要がないことはもちろんである。

(実施の形態 1 ) まず、実施の形態 1にかかる放射線検出器について説明する。第 1図は、本実施の形態 1にかかる放射線検出器の構造を示す模式図である。第 1図に示すように、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、複数のシンチレータ素子 1およびセパレータ ₂を備えたシンチレータアレイ ₃と、シンチレータアレイ 3に対して受線方向（第 1図における上から下への方向）に関する側面上に配置されたフォトダイオードアレイ 4と、シンチレータアレイ 3に対して受線方向下流に、個々のシンチレータ素子 1に対応して配置された複数の光電子增倍管 5と、光電子増倍管 5から出力される電気信号を外部に出力するための回路が形成された回路基板 6とを備える。

シンチレータ素子 1は、特許請求の範囲における光変換手段に相当する部材として機能するものであって、入射される放射線を光電変換可能な光に変換するためのものである。すなわち、シンチレータ素子 1は、第 1放射線おょぴ第' 2放射線として、それぞれ γ線おょぴ X線が入射される構造を有し、これらの放射線を光電子増倍管 5および後述するフォトダイォード素子 8とによって光電変換が可能な波長の光に変換する機能を有する。シンチレータ素子 1を構成する具体的な材料としては、 L S O ( L u ₂ S i O₅) を用いることが好ましいが、 C s lや N a Iでも良く、その他にも B G O (B i ₄G e ₃0₁₂) 、 B a F₂、 G S O (G d ₂ S i〇₅)や、各種セラミックシンチレ一タ等を材料としてシンチレータ素子 1を構成することが可能である。

セパレータ 2は、特許請求の範囲における遮蔽手段に相当する部材として機能するものである。具体的には、セパレータ 2は、隨接するシンチレータ素子 1間に配置されることによって、一方のシンチレータ素子 1に入射した放射線おょぴ光変換処理によつて得られた光が他方にも入射するいわゆるクロストークの発生を防止するためのものである。

フォトダイオードアレイ 4は、シンチレータ素子 1の作用により X線から変換された光を受光し、受光した光の強度に応じた電気信号を出力するためのものである。第 2図は、フォトダイオードアレイ 4とシンチレータアレイ 3とを分離した状態について示す模式図であり、第 3図は、フォトダイオードアレイ 4をシンチレータアレイ 3に固着した状態を示す模式図である。第 2図に示すように、フォトダイォードアレイ 4のシンチレータアレイ 3との接触面上には、シンチレータ素子 1と同数のフォトダイオード素子 8 (特許請求の範囲における第 2光電変換手段に相当）が配置されている。そして、第 3図に示すように、シンチレータアレイ 3とフォトダイオードアレイ 4とは、各フォトダイオード素子 8とシンチレータ素子 1とが 1対 1の関係を保持するよう固着されている。従って、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、複数のシンチレータ素子 1のそれぞれにおいて X線から変換された光波が対応するフォトダイォード素子 8に入射する構成を有する。また、フォトダイオード素子 8は、配線 9を介して端子 1 0に電気的に接続された構成を有し、フォトダイオード素子 8による光電変換作用によって得られる電気信号は、端子 1 0を介して外部に出力される。

光電子增倍管 5は、'シンチレータ素子 1の作用により T線から変換された光の強度に応じた電気信号を出力するためのものである。本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、 P E T - C T装置の放射線受線機構としての利用を想定しており、 P E T— C T装置に利用した場合にシンチレータ素子 1に入射する γ線の強度は微小なものとなる。このため、シンチレータ素子 1における γ線に対する光変換処理によつて得られる光の強度も微小なものとなり、通常の光電変構では有意な電気信号を得ることは困難である。従って、本実施の形態 1にかかる放射線検出器では、 γ線から変換された光を光電変換する際に光電子増倍管 5を用いることとし、微小な光についても確実に検出して電気信号を出力する構成としている。

第 4図は、光電子増倍管 5の具体的構成を示す模式図である。なお第 4図において、理解を容易にするために光電子増倍管 5と接触するシンチレータ素子 1についてもあわせて示している。第 4図に示すように、光電子増倍管 5は、シンチレータ素子 1との接触面 1 1の近傍に陰極 1 2が配置され、陰極 1 2に対して変換光入射方向の下流に集束電極 1 3、電子增倍部 1 4および陽極 1 5が順次配置された構成を有する。

シンチレータ素子 1と光電子増倍管 5との間は、境界部分における光反射を抑制するために、例えばシリコンオイノレ等を塗布することによって、シンチレータ素子 1において γ線から変換された光を光電子増倍管 5に対してほぼ 1 0 0 %の割合で入射させる構成を有している。

陰極 1 2は、シンチレータ素子 1から入射された光に基づいて電子を発生させるためのものである。具体的には、陰極 1 2は所定の電位を与えられており、陰極 1 2に対して光が入射することによって、光電効果によって入射光のエネルギ一等に対応した電子が生成され、陰極 1 2から放出される。陰極 1 2はかかる光電変 «能を備えることから、シンチレータ素子 1から入射する光を効率よく受光するために大面積かつ接触面 1 1の近傍に配置されている。

集束電極 1 3は、陰極 1 2の作用によって得られた電子を集束するためのものである。上述したように、本実施の形態 1にかかる放射線検出器を P E T— C T 装置の構成部品として使用した場合には、シンチレータ素子 1に入射する 0/線の強度は微弱であり、陰極 1 2の作用によって得られる電子の量も微小なものとなる。このため、集束電極 1 3によって電子を 1点に集束させることとしている。具体的な構成としては、集束電極 1 3は、負電位に保持され、中央に穴部が形成された構成を有する。陰極 1 2の作用によって得られた電子は負の電位を有すること力ら、集束電極 1 3が負電位に保持されることによって、集束電極 1 3の表面を避けるよう運動する。このため、陰極 1 2の作用によって得られた電子は、集束電極 1 3の中央に形成された穴部を通過することとなり、高密度化された状態で電子増倍部 1 4に入射することとなる。

電子増倍部 1 4は、入射した電子の量を增加させるためのものである。具体的には、電子増倍部 1 4は複数の電極によつて形成されており、電子の進行方向に従って徐々に電極の電位は高くなるよう形成されている。具体的な増幅作用としては、電子増倍部 1 4に入射した電子は、まず最初の電極に衝突し、かかる最初の電極は、入射する電子よりも多くの電流を放出する。電子増倍部 1 4は複数の電極を備えていることから、かかる工程がそれぞれの電極において繰り返されることにより、結果として電子増倍部 1 4は、入射する電子を増幅した状態で陽極 1 5に出力することとなる。なお、 γ線の空間分布状態を検出するためには、各シンチレータ素子 1に入力した γ線の強度の比較を行う必要があることから、シンチレータ素子 1に対応して複数配置されたそれぞれの光電子增倍管 5では、電子増倍部 1 4における増幅効率は一定であることとする。

陽極 1 5は、電子増倍部 1 4によって増幅された電子を入力し、外部に出力するためのものである。具体的には、陽極 1 5は、第 1図〜第 4図において図示を省略した回路基板 6上の配線構造と電気的に接続された構成を有し、回路基板 6 上の配線構造を介して外部に入力電子に応じた電気信号、例えば電圧信号を出力する機能を有する。

次に、本実施の形態 1にかかる放射線検出器の動作について説明する。上記したように、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、第 1放射線たる Τ/線および第 2放射線たる X線の双方を検出する機能を有することから、まず第 5図を参照して X線の検出動作について説明し、その後、第 6図を参照して γ線の検出動作について説明する。

第 5図は、本実施の形態 1にかかる放射線検出器における X線の検出動作について説明するための模式図である。本実施の形態 1にかかる放射線検出器では、第 5図に示すように、外部から X線がシンチレータ素子 1に対して入射し、シンチレータ素子 1は、その作用により X線を所定波長の光に変換する。

シンチレータ素子 1の作用によつて得られた変換光は、反射等を繰り返すことによって最終的にフォトダイオード素子 8に入射することとなり、フォトダイォ一ド素子 8によつて光電変換処理が行われる。光電変換処理によつて得られた電気信号は、第 5図において図示を省略した配線 9および端子 1 0を介して回路基板 6上に形成された配線構造に伝送され、配線構造を介して外部に出力される。なお、力かる工程において、光電子増倍管 5は、例えば陰極 1 2の電位を所定値以上としておくことによりその機能を停止しており、光電子増倍管 5による光増幅作用は行われないものとする。また、隣接するシンチレータ素子 1間には既に述べたようにセパレータ 2が配置されていることから、任意のシンチレータ素子 1に入射した X線および X線から得られた変換光が他のシンチレータ素子 1に入射することが防止されている。このことは、後述する線検出時においても同様であって、 γ線検出時には隣接する他のシンチレータ素子 1に対して y線およぴ変換光が出力されることがないと共に、変換光がフォトダイオード素子 8によつて光電変換されることはないものとする。

第 5図に示す動作時にぉレ、て、シンチレータ素子 1の作用によって得られる変換光は入射する X線の入射量に応じたものとなり、フォトダイオード素子 8における光電変換作用によって得られる電気信号は、シンチレータ素子 1の作用によつて得られた変換光の入射量に依存する。従って、結論としてはフォトダイォード素子 8によって得られる電気信号の強度は、シンチレータ素子 1に対する X線の入射量に対応したものとなる。

ここで、第 5図に示す動作は、第 1図に示された多数のシンチレータ素子 1おょぴ対応したフォトダイオード素子 8において行われることとなるため、本実施の形態 1にかかる放射線検出器では、各シンチレータ素子 1に対して入射する X 線の量、ひいては複数のシンチレータ素子 1が配置された領域における X線の空間分布状態を検出することが可能となる。従って、本実施の形態 1にかかる放射線検出器を P E T— C T装置または C T装置に使用した場合、検出した X線空間分布状態に基づいた画像形成が可能となり、空間分解能に優れた C T画像を得ることができる。

次に、 γ線の検出動作について説明する。第 6図は、本実施の形態 1にかかる放射線検出器における γ線の検出動作について示す模式図である。本実施の形態 1にかかる放射線検出器では、まずシンチレータ素子 1に対して外部から γ線が入射し、シンチレータ素子 1は、その作用により γ線を所定の光に変換する。シンチレータ素子の作用によつて得られた Τ/線は、必要に応じて反射等を繰り返すことにより、最終的には接触面 1 1を通過して光電子増倍管 5に入射する。光電子増倍管 5に入射した変換光は、陰極 1 2に衝突することによって光電効果が生じ、入射量に応じた光電子が陰極 1 2から放出される。かかる光電子は、集束電極 1 3の電子集束作用によつて高密度化された状態で集束電極 1 3の中央に設けられた穴部を通過し、電子増倍部 1 4に入射する。

電子増倍部 1 4は、電子増幅機能を有することから、電子増倍部 1 4を通過するに従つて電子の量は増幅され、電子増倍部 1 4に入射した時点と比較して増幅された状態となって、陽極 1 5に入射されることとなる。陽極 1 5は、回路基板 6上に形成された配線構造と電気的に接続された構成を有すること力ゝら、陽極 1 5に入射した電子量に応じた電気信号、例えば電圧信号が外部に出力されることとなる。

第 6図に示す動作時において、シンチレータ素子 1において得られる変換光は y線の入射量に応じたものとなり、光電子増倍管 5内に備わる陰極 1 2における光電変換作用によって得られる光電子の量は入射する変換量に応じたものとなる。さらに、電子増倍部 1 4における増幅効率は各光電子増倍管 5においてほぼ同一の値となるよう形成されることから、シンチレータ素子 1に対する γ線の入射量に応じた電気信号が陽極 1 5から外部に出力されることとなる。

ここで、第 6図に示す動作は、第 1図に示すように複数配置されたシンチレ一タ素子 1およびシンチレータ素子 1に対応して配置された光電子増倍管 5においてそれぞれ行われるものである。このため、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、各シンチレータ素子 1に対して入射する γ線の量、ひいては複数のシンチレータ素子 1が配置された領域における Ί線の空間分布状態を検出することが可能である。従って、本実施の形態 1にかかる放射線検出器を P E T— C T装置または P E T装置に利用した場合には、検出された γ線の空間分布状態に基づいた Ρ Ε Τ画像の形成が可能となり、悪性腫瘍等の病変の検出機能に優れた画像を形成することができる。

次に、本実施の形態 1にかかる放射線検出器において、第 5図おょぴ第 6図に示すように共通のシンチレータ素子 1を用いて X線検出動作および γ線検出動作を行う利点について説明する。本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、第 1放射線たる y線と第 2放射線たる X線の双方を受線するシンチレータ素子 1を複数備えた構成を有し、かかる複数のシンチレータ素子 1のそれぞれによって y線および X線の双方が受線される構成を有する。従って、本実施の形態 1にかかる放射線検出器によつて取得される γ線の空間分布状態と X線の空間分布状態との間には、相対的な位置ずれが本来的に生じないこととなる。

このことは、本実施の形態 1にかかる放射線検出器を Ρ Ε Τ— C Τ装置に使用した場合に特に有利な効果を発揮する。すなわち、 P E T画像は、検出した γ線の空間分布状態に基づいて画像が生成され、 C T画像は、検出した X線の空間分布状態に基づいて画像が生成される。従って、画像生成の基礎となるそれぞれの放射線の空間分布状態に関して本来的に位置ずれの発生を防止する本実施の形態 1にかかる放射線検出器を用いることによって、？£丁ー。丁装置で生成される Ρ Ε Τ画像と C Τ画像との間には位置ずれが発生することを防止することが可能である。このため、本実施の形態 1にかかる放射線検出器を P E T— C T装置に使用した場合、 P E T画像と C T画像との間で位置あわせを行う機構を省略した装置を実現することが可能である。

また、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、複数の放射線を受線する機構として共通のシンチレータ素子 1を用いることとしたため、放射線検出の製造コストを低減することが可能という利点を有する。すなわち、受線する放射線ごとに受線機構を備えた放射線検出器と比較して、本実施の形態 1にかかる放射線検出器は、受線機構の共用化によつて部品数を低減することが可能となり、従来の放射線検出器と比較して製造コストの低減が可能となる。

さらに、本実施の形態 1にかかる放射線検出器において、光電子増倍管 5をシンチレータ素子 1に対して受線方向下流に配置し、フォトダイオードアレイ 4 ( フォトダイオード素子 8 ) をシンチレータ素子 1に対して受線方向側面に配置したことによる利点について説明する。上述した位置あわせの観点からは、第 1光電変換手段たる光電子増倍管 5の位置と、第 2光電変換手段たるフォトダイォード素子 8の位置は、シンチレータ素子 1によって得られた変換光が受光可能であれば、任意の場所とすることが可能である。従って、放射線検出器の構成としては、例えば光電子増倍管 5をシンチレータ素子 1の側面に配置し、フォトダイォ一ド素子 8をシンチレータ素子 1に対して受線方向下流に配置することとしても良い。

しかしながら、光電子増倍管 5については、光電子を効率よく集束させるためには陰極 1 2と集束電極 1 3との間に所定間隔を設ける必要があり、また、電子増倍部 1 4は複数の電極によつて形成され、各電極によつて順次増幅作用を行う構成を有することから、電子増倍部 1 4を形成するためには所定の空間が必要となる。このため、光電子増倍管 5は受光面と垂直方向の厚みがある程度以上のものとなるという構造上の問題がある。

一方で、フォトダイォード素子 8は、受光面と垂直な方向に関して半導体材料の積層構造によつて形成されるものであって、半導体材料によつて形成される各層の膜厚はせいぜい数 m程度の微小なものとなる。従って、フォトダイオードアレイ 4は基板の厚みを含めても、せいぜい数百 μ ιη程度以下の厚みとすることが可能であって、シンチレータ素子 1の受線方向側面上に配置しても、隣接するシンチレータ素子 1間に生じる隙間を少なくすることができる。還元すれば、光電子増倍管 5ではなくフォトダイォードアレイ 4をシンチレータ素子 1の受線方向側面に配置する構成とすることで、シンチレータ素子 1を高密度に配置することが可能となり、その結果として、高い空間分解能を有する放射線検出器を実現することが可能である。

(実施の形態 2 )

次に、実施の形態 2にかかる放射線検出器について説明する。本実施の形態 2 にかかる放射線検出器は、実施の形態 1と同様にシンチレータ素子が複数配置されると共に、各シンチレータ素子に対して放射線受線方向下流に光電子増倍管が配置され、放射線受線方向側面にフォトダイオード素子が配置された構成を有する。一方で、本実施の形態 2にかかる放射線検出器は、フォトダイオード素子において得られた電気信号を受線方向下流に設けた端子を介して出力するのではなく、フォトダイォード素子の配列方向延長上に配置した端子を介して出力する構成を有する。なお、以下の説明において特に言及しない点については実施の形態 1と同様のものとし、特に対応する構成要素については実施の形態 1と同様の名称'符号を付すものとする。

第 7図は、本実施の形態 2にかかる放射線検出器の構成を示す模式図である。第 7図に示すように、実施の形態 1と同様にシンチレータ素子 1およぴセパレータ 2を備えたシンチレータアレイ 3が複数配置され、各シンチレータ素子 1に対応して受線方向下流に光電子增倍管 5が配置され、光電子増倍管 5の下部には回路基板 1 6が配置されている。

一方、シンチレータ素子 1に対して放射線受線方向側面上には、フォトダイォ一ドアレイ 1 7が配置され、フォトダイオードアレイ 1 7におけるフォトダイォード素子の配列方向延長上には、フォトダイオードアレイ 1 7に備わる配線構造と電気的に接続された配線基板 1 8が配置された構成を有する。このように、本実施の形態 2にかかる放射線検出器は、シンチレータ素子 1と光電子増倍管 5については実施の形態 1と同様の構成を有する一方、フォトダイォードアレイ 1 7 カゝら出力される電気信号の取り出し位置が実施の形態 1と異なる構成を有する。第 8図は、実施の形態 2にかかる放射線検出器において、シンチレータアレイ 3とフォトダイォードアレイ 1 7および配線基板 1 8との位置関係等について示す模式図である。第 8図に示すように、本実施の形態 2にかかる放射線検出器では、フォトダイォードアレイ 1 7内に備わるフォトダイォード素子 8は実施の形態 1と同様の構成を有するものの、フォトダイオード素子 8において得られる電気信号を出力する出力配線 1 9が、フォトダイオード素子 8から放射線受線方向下流にー且延伸した後、フォトダイオードアレイ 1 7上におけるフォトダイォード素子 8の配列方向（第 8図において横方向）に延伸し、配列方向端部に設けられた端子 2 0と電気的に接続された構成を有する。なお、かかる端子 2 0と外部回路とを直接接続する構成としても良いが、本実施の形態 2では、フォトダイォ一ドアレイ 1 7に対して、配列方向延長上にさらに配線基板 1 8を備える構成を採用し、端子 2 0と、配線基板 1 8上に形成された入力端子 2 1との間をボンデイングワイヤによって電気的に接続し、配線基板 1 8上に形成された配線 2 2および出力端子 2 3を介して外部に出力する構成を採用している。

本実施の形態 2においても個々のシンチレータ素子 1に対して光電子增倍管 5 おょぴフォトダイォード素子 8がそれぞれ配置された構成を有する点は同様であつて、これらを備えることによってシンチレータ素子 1の共有されることによつて生じる利点は実施の形態 1と同様に享受することが可能である。さらに、本実施の形態 2にかかる放射線検出器は、フォトダイオード素子 8の配列方向（第 8 図における横方向）に出力される構成を採用したことによる利点が存在する。すなわち、実施の形態 1では、フォトダイオード素子 8によって得られた電気信号は、配線 9および端子 1 0を介して回路基板 6上に形成された配線構造に対して出力され、かかる配線構造を介して外部に出力される構成が採用されていた。カゝかる構成を採用した場合には、回路基板 6の表面上に形成された配線構造と、回路基板 6の表面と垂直に配置されたフォトダイォードアレイ 4の表面上に配置された端子 1 0との間を電気的に接続する必要があるため、ワイヤボンディング等によって電気的接続を確保する場合、電気的接続を確保するためにある程度の領域が必要であり、その分だけ放射線検出器のサイズが大型化することとなる。また、端子 1 0と回路基板 6上の配線構造とが互いに垂直に位置することにより、外部からの物理的衝撃に対して電気的に断線するおそれも存在することとなる。このため、本実施の形態 2にかかる放射線検出器では、フォトダイオード素子 8によつて得られた電気信号を回路基板 6上の配線構造を介して外部に出力するのではなく、別系統で出力することとしている。ここで、本実施の形態 2においても端子 2 0は配線基板 1 8上の入力端子 2 1とワイヤボンディングを介して電気的に接続される構成を採用しているが、フォトダイオードアレイ 1 7と配線基板 1 8とは互いに平行に配置された構成を有する。このため、本実施の形態 2にかかる放射線検出器では、ワイヤボンディングに必要な空間領域が少なく済むと共に、外部からの物理的衝撃に対しても容易に電気的断線が生じることのない構成を実現することが可能である。また、フォトダイオード素子 8によってえら得た電気信号を出力するために回路基板 6上に配線構造を設ける必要が無くなるため、回路基板 6上における配線構造の本数を減らすことが可能となるという利点あ有する。

(実施の形態 3 )

次に、実施の形態 3にかかる放射線検出器について説明する。本実施の形態 3 にかかる放射線検出器は、実施の形態 1、 2と同様に光電子增倍管をシンチレ一タ素子に対して受線方向下流に配置する一方で、フォトダイオード素子についてはシンチレータ素子に対して受線方向上流に配置した構成を採用している。なお、実施の形態 2と同様に、以下の説明において特に言及しない点については実施の形態 1、 2と同様のものとし、特に対応する構成要素については実施の形態 1、 2と同様の名称 ·符号を付すものとする。

第 9図は、本実施の形態 3にかかる放射線検出器の全体構成について示す模式図である。第 9図に示すように、本実施の形態 3にかかる放射線検出器は、 2次元行列状に配置されたシンチレータ素子 1およぴ隣接するシンチレータ素子 1間に配置されたセパレータ 2によって形成される 2次元シンチレータアレイ 2 5と、シンチレータ素子 1に対応して、シンチレータ素子 1に対して受線方向下流に複数配置された光電子増倍管 5と、光電子増倍管 5を固定し、光電子増倍管 5から出力される電気信号を外部に出力するための配線構造を備えた回路基板 2 6とを備える。

さらに、本実施の形態 3にかかる放射線検出器は、 2次元シンチレータアレイ 2 5に対して、受線方向上流にシンチレータ素子 1に対応したフォトダイォード素子 2 7の 1次元配列構造を備えた複数のフォトダイオードアレイ 2 8と、フォトダイオードアレイ 2 8を保持するアレイ保持基板 2 9とを備えた構成を有する。第 1 0図は、本実施の形態 3にかかる放射線検出器において、アレイ保持基板 2 9およびフォトダイオードアレイ 2 8の構成について示す模式図である。第 1 0図に示すように、アレイ保持基板 2 9は、 2次元シンチレータアレイ 2 5との接触面上にフォトダイォードアレイ 2 8を嵌め込むための溝部 3 0が形成された構造を有すると共に、フォトダイオード素子 2 7から出力される電気信号を入力するために、フォトダイオード素子 2 7に対応して第 1パッド 3 1およびスルーホール 3 3を配置した構成を有する。

一方、溝部 3 0に嵌め込まれるフォトダイオードアレイ 2 8は、シンチレータ素子 1の配置に応じて 1次元アレイ状に配置され、 2次元シンチレータアレイ 2 5と接触する面上に受光面を有するフォトダイオード素子 2 7を備えると共に、各フォトダイオード素子 2 7に対応して電気信号出力のための第 2パッド 3 2を備えた構成を有する。

第 1 1図は、アレイ保持基板 2 9と、アレイ保持基板 2 9に形成された溝部 3 0に嵌め込まれたフォトダイォードアレイ 2 8との電気的接続関係について示す模式図である。第 1 1図に示すように、溝部 3 0は、嵌め込まれたフォトダイォ一ドアレイ 2 8の表面とアレイ保持基板 2 9の表面とが同一平面を形成する深さとなるよう形成されている。

この結果、フォトダイオードアレイ 2 8表面上に、個々のフォトダイオード素子 2 7に対応して設けられた第 2パッド 3 2とァレイ保持基板 2 9の表面上に形成された第 1パッド 3 1とは、同一平面を成することとなり、両者はワイヤボンデイング 3 4を介して電気的に接続される構成を有する。そして、第 1パッド 3 1は、アレイ保持基板 2 9を貫通して形成されたスルーホール 3 3を介してァレイ保持基板 2 9の上面に設けられた配線構造 3 5と電気的に接続された構成を有する。従って、本実施の形態 3では、フォトダイオード素子 2 7から出力された電気信号は、第 2パッド 3 2、ワイヤボンディング 3 4、第 1パッド 3 1およぴスルーホール 3 3を介して、配線構造 3 5から外部に出力されることとなる。このように、本実施の形態 3にかかる放射線検出器は、フォトダイォードアレィ 2 8およびアレイ保持基板 2 9力、シンチレータ素子 1に対して受線方向上流に配置された構成を有する。フォトダイォードアレイ 2 8およぴァレイ保持基板 2 9は、シリコン基板等を母材として形成されており、またフォトダイオードァレイ 2 8上に形成されるフォトダイォード素子 2 7は、放射線を直接光電変換する機能を有さない。

従って、フォトダイオードアレイ 2 8およびアレイ保持基板 2 9をシンチレ一タ素子 1に対して受線方向上流に配置した構成を採用した場合であつ'ても、入射する放射線はフォトダイォードアレイ 2 8等によって遮られることなくシンチレータ素子 1に対して入射することが可能である。このため、受線方向上流にフォトダイオードアレイ 2 8等を配置した構成であっても、実施の形態 1、 2と同様の利点を享受することが可能である。また、フォトダイオード素子 2 7をシンチレータ素子 1に対して受線方向上流に配置する構成を採用することで、隣接するシンチレータ素子 1の間にフォトダイォードアレイを配置する必要が無くなり、その分だけシンチレータ素子 1を高密度に配置することが可能となるという利点あ有する。

なお、本実施の形態 3では、シンチレータアレイに関してはシンチレータ素子 1を 2次元行列状に配列した構成を有するものの、フォトダイォード素子 2 7に関しては、 1次元状に配列したフォトダイォードアレイ 2 8を複数配置した構成を採用している。ここで、単に同一基板上に 2次元行列状にフォトダイオード素子を形成する構成としても良いが、歩留まり等の理由に基づき、本実施の形態 3 では、 1次元行列状のフォトダイォードアレイを複数配置した構成を採用している。

すなわち、単一基板上にフォトダイオード素子を 2次元行列状に形成した 2次元フォトダイオードアレイを使用した場合には、基板上に形成されるフォトダイオード素子の個数が非常に多くなる。このため、多数のフォトダイオード素子のうち一つでも不具合が生じた場合には、別の 2次元フォトダイオードアレイと交換せざるを得ず、製造歩留まりが低下するという問題を有する。このため、本実施の形態 3では 1次元状のフォトダイォードアレイ 2 8を複数設けることにより、フォトダイオード素子 2 7に不具合が生じた場合であっても、 .多数存在するフォトダイオードアレイ 2 8の中で、故障したフォトダイオード素子 2 7を備えるもののみを交換することで足りることとし、製造歩留まりの低下を抑制してレ、る。また、フォトダイオード素子 2 7から出力される電気信号に関して、ス /レーホール 3 3を介して外部に出力する構成を採用したことによる利点も存在する。上記したように、本実施の形態 3にかかる放射線検出器では、シンチレータ素子 1 に対して受線方向上流にフォトダイォード素子 2 7を配置した構成を採用したこと力ら、実施の形態 1、 2の場合と異なり、フォトダイオード素子 2 7は、すべて同一平面上に配置されることとなる。

かかる構成を採用した場合に実施の形態 1、 2と同様に出力用の配線構造をフォトダイオード素子 2 7の受光面と同一平面上に形成した場合、面上に形成されるフォトダイオード素子 2 7の個数が飛躍的に増加することに対応して配線構造の本数も増加することとなり、フォトダイオード素子 2 7の受光面の占有面積が相対的に低下し、 X線の検出感度が低下することとなる。

本実施の形態 3ではかかる事態を避けるために、フォトダイオード素子 2 7の受光面と同一面上に出力用の配線構造を形成するのではなく、スルーホール 3 3 を介して受光面と異なる面上に配線構造を形成することとしている。従って、多数のフォトダイオード素子 2 7を同一面上に配置した場合であっても、フォトダィォード素子 2 7の受光面積の低下を抑制することが可能であって、高感度の X 線検出を行うことができるという利点を有する。

以上、実施の形態 1〜3に渡って本発明について説明したが、本発明は上記のものに限定されず、当業者であれば様々な実施例、変形例および応用例に想到することが可能である。例えば、第 1放射線として y線を検出し、第 2放射線として中性子線を受線する光変換手段を備えた放射線検出器を形成しても良レヽ。近年、被破壊検査の分野で、 γ線および中性子線の透過特性の違レヽを利用することによつて内部構造に関する画像データを取得する検査装置が提案されており、かかる検査装置に本発明の放射線検出器を使用することが可能となるためである。このような検査装置では、 γ線の空間分布状態および中性子線の空間分布状態に基づレ、て画像形成が行われることから、異なる放射線にっレ、て得られる空間分布状態について相対的な位置ずれが生じることのない放射線検出器を使用することによつて、正確な被破壊検査を行うことが可能である。

また、シンチレータ素子 1によって得られた光に対して光電変換処理を行う機構としては、フォトダイオード素子 8、光電子増倍管 5以外に例えば光抵抗等を用いることが可能である。本発明においては、第 1光電変換手段および第 2光電変換手段の具体的構成については、シンチレータ素子 1の光変換処理によって得られる光の波長、強度等に応じて任意に選択することが可能であって、フォトダィオード素子 8等に限定して解釈する必要はない。同様に、光変換手段についても、上記のシンチレータ素子 1のみならず、入射する 2種以上の放射線に対して光変換処理を施すことが可能な構成であれば、任意のものを用いることが可能である。産業上の利用可能性

以上のように、本発明にかかる放射線検出器は、例えば、 P E T装置単体による被検体内の撮像のみならず、 P E T装置と C T装置とを組み合わせて、同一被検体の撮像を同時に行う P E T— C T装置に適している。

Claims

1 . 第 1放射線およぴ該第 1放射線と異なる第 2放射線の空間分布状態を検出する放射線検出器であって、

入射した前記第 1放射線を第 1波長の光に変換し、前記第 2放射線を第 2波長の光に変換する複数の光変換手段と、

前記複数の光変換手段の相互請間に配置され、前記第 1放射線、前記第 2放射線および前記光変換手段によつて得ら求れた光の通過を遮蔽する遮蔽手段と、

2

1の

前記複数の光変換手段にそれぞれ対応して配置され、前記光変換手段によって変換された前記第 1波長の光の強度に応じた電気信号を出力する複数の第 1光電変換手段と、面前記複数の光変換手段にそれぞれ対応して配置され、前記光変換手段によって変換された前記第 1波長の光の強度に応じた電気信号を出力する複数の第 2光電変換手段と、

を備えたことを特徴とする放射線検出器。

2 . 前記第 1放射線は、 γ線であって、

前記第 1光電変換手段は、光電子増倍管を備えることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の放射線検出器。

3 . 前記第 2放射線は、 X線であって、

前記第 2光電変換手段は、フォトダイオード素子を備えることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の放射線検出器。

4. 前記第 1光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に配置され、

前記第 2光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向側面上に配置されることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の放射線検出器。

5 . 前記光変換手段は、シンチレータ素子を 1次元状に配列したシンチレータアレイを備え、

前記第²光電変換手段は、前記シンチレータアレイに対して、前記第 1放射線および前記第 2放射線の進行方向側面上に、前記シンチレータ素子に対応してフォトダイォード素子 1次元状に配列したフォトダイォードアレイを備えたことを特徴とする請求の範囲第 4項に記載の放射線検出器。

6 . 前記フォドダイオードアレイは、前記フォトダイオード素子から前記第 1 放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に延伸した配線構造を備えたことを特徴とする請求の範囲第 5項に記載の放射線検出器。

7 . 前記フォトダイオードアレイは、前記フォトダイオード素子から前記第 1 放射線および前記第 2放射線の進行方向下流に延伸した後、前記フォトダイォード素子の配列方向にさらに延伸した配線構造を備えたことを特徴とする請求の範囲第 5項に記載の放射線検出器。

8 . 前記シンチレータァレイおよぴ前記フォトダイォードアレイは、前記シンチレータ素子の配列方向と直角方向に複数配列されていることを特徴とする請求の範囲第 5項に記載の放射線検出器。

9 . 前記第 1光電変換手段は、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線およぴ前記第 2放射線の入射方向下流に配置され、

前記第 2光電変換手段は、前記第 1放射線および前記第 2放射線を透過する部材によって形成され、前記光変換手段に対して、前記第 1放射線および前記第 2 放射線の入射方向上流に配置されることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の放射線検出器。