JP2001208854A - 放射線検出器及び医用画像診断装置 - Google Patents
放射線検出器及び医用画像診断装置Info
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Landscapes
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置の放射
線検出器において、放射線の吸収率および発光効率が高
く、かつ素子間のばらつきが少ない放射線検出器を提供
する。 【解決手段】 放射線により発光する蛍光体素子１と、
前記蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子２と
を備えた放射線検出器において、前記蛍光体素子１は、
発光効率の高いセラミックシンチレータ１ａと、光透過
率の高いセラミックシンチレータ１ｂを交互に積層した
多層構造のものを用いる。
線検出器において、放射線の吸収率および発光効率が高
く、かつ素子間のばらつきが少ない放射線検出器を提供
する。 【解決手段】 放射線により発光する蛍光体素子１と、
前記蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子２と
を備えた放射線検出器において、前記蛍光体素子１は、
発光効率の高いセラミックシンチレータ１ａと、光透過
率の高いセラミックシンチレータ１ｂを交互に積層した
多層構造のものを用いる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はＸ線、γ線などを検
出する放射線検出器、特にＸ線投影装置、Ｘ線ＣＴ装置
などの医用画像診断装置に好適な放射線検出器に関す
る。また本発明は前記放射線検出器を用いた医用画像診
断装置に関する。
出する放射線検出器、特にＸ線投影装置、Ｘ線ＣＴ装置
などの医用画像診断装置に好適な放射線検出器に関す
る。また本発明は前記放射線検出器を用いた医用画像診
断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、Ｘ線ＣＴ装置などの医用画像診断
装置に用いる放射線検出器としては、BGO（ゲルマニウ
ム酸ビスマス）単結晶シンチレータと光電子増倍管を組
合せたもの、CdWO4またはCsI:Tlなどの単結晶シンチレ
ータとフォトダイオードを組合せたものが用いられてき
た。
装置に用いる放射線検出器としては、BGO（ゲルマニウ
ム酸ビスマス）単結晶シンチレータと光電子増倍管を組
合せたもの、CdWO4またはCsI:Tlなどの単結晶シンチレ
ータとフォトダイオードを組合せたものが用いられてき
た。
【０００３】また、放射線検出器のシンチレータ材料と
しては、希土類酸化物系蛍光体（特公昭63-59436号、特
開平3-50991号）や希土類酸硫化物系蛍光体（特公昭60-
4856号）を用いたセラミックシンチレータなども実用化
されている。
しては、希土類酸化物系蛍光体（特公昭63-59436号、特
開平3-50991号）や希土類酸硫化物系蛍光体（特公昭60-
4856号）を用いたセラミックシンチレータなども実用化
されている。
【０００４】Ｘ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置に用
いる放射線検出器に要求される重要な要素の１つは、放
射線に対する感度が高いことである。しかし、希土類酸
硫化物系蛍光体は、一般に放射線による発光効率は高い
が光透過率が低いため、放射線を十分に吸収させるため
にその厚さを厚くすると、シンチレータ内での発光がフ
ォトダイオードなどの光電変換素子まで到達できないと
いう欠点がある。そのため、希土類酸硫化物系蛍光体を
用いた放射線検出器では、放射線感度および吸収率をあ
る程度犠牲にし、放射線の吸収率を95％程度として使用
している。
いる放射線検出器に要求される重要な要素の１つは、放
射線に対する感度が高いことである。しかし、希土類酸
硫化物系蛍光体は、一般に放射線による発光効率は高い
が光透過率が低いため、放射線を十分に吸収させるため
にその厚さを厚くすると、シンチレータ内での発光がフ
ォトダイオードなどの光電変換素子まで到達できないと
いう欠点がある。そのため、希土類酸硫化物系蛍光体を
用いた放射線検出器では、放射線感度および吸収率をあ
る程度犠牲にし、放射線の吸収率を95％程度として使用
している。
【０００５】一方、CdWO4などの単結晶シンチレータ
は、光透過率が高いため、放射線を充分に吸収させるた
めにその厚さを厚くしても、シンチレータ内での発光を
光電変換素子まで到達させることができる。しかし、発
光効率は希土類酸硫化物系蛍光体の1/2〜1/3程度と低い
という問題がある。両者の欠点を補うものとして、上記
単結晶シンチレータとセラミックシンチレータとを組合
せた放射線検出器が提案されている（特開平10-160852
号、特開平11-84013号）。
は、光透過率が高いため、放射線を充分に吸収させるた
めにその厚さを厚くしても、シンチレータ内での発光を
光電変換素子まで到達させることができる。しかし、発
光効率は希土類酸硫化物系蛍光体の1/2〜1/3程度と低い
という問題がある。両者の欠点を補うものとして、上記
単結晶シンチレータとセラミックシンチレータとを組合
せた放射線検出器が提案されている（特開平10-160852
号、特開平11-84013号）。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかし単結晶シンチレ
ータは、製造工程で素子間に特性のばらつきが生じると
いう問題がある。このため単結晶シンチレータとセラミ
ックシンチレータを組合せて用いた放射線検出器も単結
晶シンチレータの特性ばらつきに起因する性能のばらつ
きを有している。
ータは、製造工程で素子間に特性のばらつきが生じると
いう問題がある。このため単結晶シンチレータとセラミ
ックシンチレータを組合せて用いた放射線検出器も単結
晶シンチレータの特性ばらつきに起因する性能のばらつ
きを有している。
【０００７】そこで本発明は、放射線の吸収率及び発光
効率が高く、かつ素子間のばらつきが少ない放射線検出
器を提供することを目的とする。また本発明は、このよ
うな優れた特性の放射線検出器を備え、高画質な医用画
像診断装置を提供することを目的とする。
効率が高く、かつ素子間のばらつきが少ない放射線検出
器を提供することを目的とする。また本発明は、このよ
うな優れた特性の放射線検出器を備え、高画質な医用画
像診断装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
本発明者らは、特性の異なる２種のセラミックシンチレ
ータを用いることによって、単結晶シンチレータを組合
せた場合と同様に放射線の吸収率及び発光効率が高く、
しかもばらつきのない放射線検出器を構成できることを
見出し本発明に至ったものである。
本発明者らは、特性の異なる２種のセラミックシンチレ
ータを用いることによって、単結晶シンチレータを組合
せた場合と同様に放射線の吸収率及び発光効率が高く、
しかもばらつきのない放射線検出器を構成できることを
見出し本発明に至ったものである。
【０００９】即ち、本発明の放射線検出器は、放射線に
より発光する蛍光体素子と、前記蛍光体素子による発光
を検出する光電変換素子とを備えた放射線検出器におい
て、前記蛍光体素子は、発光効率及び光透過率の異なる
少なくとも２種のセラミックシンチレータを交互に積層
した多層構造を有することを特徴とする。
より発光する蛍光体素子と、前記蛍光体素子による発光
を検出する光電変換素子とを備えた放射線検出器におい
て、前記蛍光体素子は、発光効率及び光透過率の異なる
少なくとも２種のセラミックシンチレータを交互に積層
した多層構造を有することを特徴とする。
【００１０】一方のセラミックシンチレータとして発光
効率が高いものを用いるとともに他方のセラミックシン
チレータとして光透過率の高いものを用いることによ
り、放射線吸収率を低下させることなく、高い効率で発
光させ且つ光電変換素子に到達させることができ、放射
線検出器の放射線検出能を向上することができる。しか
も両方ともセラミックシンチレータを用いているので素
子のばらつきに起因する性能のばらつきのない検出器と
することができる。
効率が高いものを用いるとともに他方のセラミックシン
チレータとして光透過率の高いものを用いることによ
り、放射線吸収率を低下させることなく、高い効率で発
光させ且つ光電変換素子に到達させることができ、放射
線検出器の放射線検出能を向上することができる。しか
も両方ともセラミックシンチレータを用いているので素
子のばらつきに起因する性能のばらつきのない検出器と
することができる。
【００１１】また本発明の医用画像診断装置は、放射線
源と、この放射線源に対向して配置された放射線検出器
と、放射線検出器で検出された放射線の強度に基づき前
記被検体の投影画像又は断層像を画像再構成する画像再
構成手段とを備えた医用画像診断装置において、放射線
検出器として上述した２種のセラミックシンチレータを
組合せて用いた放射線検出器を用いたことを特徴とす
る。放射線検出器を構成する各検出素子間の検出性能の
ばらつきがないので、精度のよい画像を得ることができ
る。
源と、この放射線源に対向して配置された放射線検出器
と、放射線検出器で検出された放射線の強度に基づき前
記被検体の投影画像又は断層像を画像再構成する画像再
構成手段とを備えた医用画像診断装置において、放射線
検出器として上述した２種のセラミックシンチレータを
組合せて用いた放射線検出器を用いたことを特徴とす
る。放射線検出器を構成する各検出素子間の検出性能の
ばらつきがないので、精度のよい画像を得ることができ
る。
【００１２】
【発明の実施の形態】本発明の放射線検出器の第一の実
施形態を、図１を用いて説明する。図１は、本発明の放
射線検出器の断面を示したものであり、この放射線検出
器は、光電変換素子２を複数備えたアレイ基板３と、各
光電変換素子２上に配置された蛍光体素子１と、蛍光体
素子１を覆う反射材４とを備えている。
施形態を、図１を用いて説明する。図１は、本発明の放
射線検出器の断面を示したものであり、この放射線検出
器は、光電変換素子２を複数備えたアレイ基板３と、各
光電変換素子２上に配置された蛍光体素子１と、蛍光体
素子１を覆う反射材４とを備えている。
【００１３】各蛍光体素子１は、それぞれ発光効率及び
光透過率の異なる２種類のセラミックシンチレータ１
ａ、１ｂとからなり、これら２種類のセラミックシンチ
レータをＸ線照射方向（図中、Ｚ方向）に交互に積層し
た構造を有している。
光透過率の異なる２種類のセラミックシンチレータ１
ａ、１ｂとからなり、これら２種類のセラミックシンチ
レータをＸ線照射方向（図中、Ｚ方向）に交互に積層し
た構造を有している。
【００１４】２種類のセラミックシンチレータの一方１
ａは、発光効率の高いシンチレータからなり、他方１ｂ
は光透過率の高いシンチレータからなる。ここで発光効
率の高いとは、具体的には通常放射線検出器に用いられ
ているCdWO4より発光効率が高いことを意味し、好適に
はCdWO4の１．４倍以上の発光効率を持つシンチレータ
が用いられる。このようなシンチレータとして、例えば
Gd2O2S：Re（Reは、Pr、Eu、Tbのいずれか一種以上）な
どの希土類酸硫化物蛍光体を挙げることができる。
ａは、発光効率の高いシンチレータからなり、他方１ｂ
は光透過率の高いシンチレータからなる。ここで発光効
率の高いとは、具体的には通常放射線検出器に用いられ
ているCdWO4より発光効率が高いことを意味し、好適に
はCdWO4の１．４倍以上の発光効率を持つシンチレータ
が用いられる。このようなシンチレータとして、例えば
Gd2O2S：Re（Reは、Pr、Eu、Tbのいずれか一種以上）な
どの希土類酸硫化物蛍光体を挙げることができる。
【００１５】また光透過率の高いセラミックシンチレー
タ１ｂとしては、好適には可視光領域における光吸収係
数μ0.7mm-1以下のものを用いる。ここで、μは光吸収
をＩ(d)＝Ｉ0e-μd（dは吸収体の厚さ）と表わしたとき
の吸収係数μである。このようなセラミックシンチレー
タとしてGd3(Al,Ga)5O12:Ceや(Y,Gd)2O3:Euなどの希土
類酸化物蛍光体を挙げることができる。希土類酸化物蛍
光体は、希土類酸硫化物蛍光体に比べ発光効率は劣る
が、立方晶系とすることができるため単結晶に劣らない
透明性を有する。
タ１ｂとしては、好適には可視光領域における光吸収係
数μ0.7mm-1以下のものを用いる。ここで、μは光吸収
をＩ(d)＝Ｉ0e-μd（dは吸収体の厚さ）と表わしたとき
の吸収係数μである。このようなセラミックシンチレー
タとしてGd3(Al,Ga)5O12:Ceや(Y,Gd)2O3:Euなどの希土
類酸化物蛍光体を挙げることができる。希土類酸化物蛍
光体は、希土類酸硫化物蛍光体に比べ発光効率は劣る
が、立方晶系とすることができるため単結晶に劣らない
透明性を有する。
【００１６】これらセラミックシンチレータ１ａ、１ｂ
を、光学用エポキシ系接着剤等の光学接着剤によって接
着することにより、１つの蛍光体素子を形成する。光学
接着剤としては、可視光および放射線を吸収せず、かつ
接着剤の上下の材料の屈折率の中間の屈折率を持つもの
が望ましい。図では６層からなる多層構造のものを示し
たが、層数はこれ以上であってもこれ以下であってもよ
い。特に２層又は３層のときに高い効果が得られる。ま
た積層の順序は、Ｘ線が入射される面が発光効率の高い
セラミックシンチレータであることが望ましい。
を、光学用エポキシ系接着剤等の光学接着剤によって接
着することにより、１つの蛍光体素子を形成する。光学
接着剤としては、可視光および放射線を吸収せず、かつ
接着剤の上下の材料の屈折率の中間の屈折率を持つもの
が望ましい。図では６層からなる多層構造のものを示し
たが、層数はこれ以上であってもこれ以下であってもよ
い。特に２層又は３層のときに高い効果が得られる。ま
た積層の順序は、Ｘ線が入射される面が発光効率の高い
セラミックシンチレータであることが望ましい。
【００１７】またセラミックシンチレータの厚さ１ａ、
１ｂは特に限定されず、多層構造の層数によっても異な
るが、通常０．３mm〜２．０mm程度である。また２種類
のシンチレータは同じ厚さでも異なっていてもよいが、
発光効率の高いシンチレータの厚さをｄ１、光透過率の
高いシンチレータの厚さをｄ２とするとき、ｄ１≦ｄ２
であることが好ましい。
１ｂは特に限定されず、多層構造の層数によっても異な
るが、通常０．３mm〜２．０mm程度である。また２種類
のシンチレータは同じ厚さでも異なっていてもよいが、
発光効率の高いシンチレータの厚さをｄ１、光透過率の
高いシンチレータの厚さをｄ２とするとき、ｄ１≦ｄ２
であることが好ましい。
【００１８】光電変換素子２としては、フォトダイオー
ド、PINフォトダイオード、アバランシェフォトダイオ
ードなど一般に放射線検出器に用いられる可視光を電気
信号に変換する素子を使用することができる。特にその
最大感度領域とシンチレータの発光波長とのマッチング
のよいものが好ましい。光電変換素子２は、素子アレイ
基板３上にマトリクス状或いは線状に配列し、図示しな
い検出回路に接続されている。また蛍光体素子１と素子
アレイ基板３とは、上述した光学接着剤によって接着さ
れている。
ド、PINフォトダイオード、アバランシェフォトダイオ
ードなど一般に放射線検出器に用いられる可視光を電気
信号に変換する素子を使用することができる。特にその
最大感度領域とシンチレータの発光波長とのマッチング
のよいものが好ましい。光電変換素子２は、素子アレイ
基板３上にマトリクス状或いは線状に配列し、図示しな
い検出回路に接続されている。また蛍光体素子１と素子
アレイ基板３とは、上述した光学接着剤によって接着さ
れている。
【００１９】反射材４は、セラミックシンチレータ内で
の発光を反射し、チャンネル間のクロストークを防止す
るもので、TiO2やBaSO4などの粉末やMo板などの光反射
率の高いものを用いる。
の発光を反射し、チャンネル間のクロストークを防止す
るもので、TiO2やBaSO4などの粉末やMo板などの光反射
率の高いものを用いる。
【００２０】次に、本発明の放射線検出器の動作につい
て説明する。図１においてＺ方向より入射した放射線
は、蛍光体素子１により可視光に変換される。蛍光体素
子１は、発光効率はよいが光透過率の劣る希土類酸硫化
物系シンチレータ１ａと光電変換素子２との間に、光透
過率の高いシンチレータ１ｂが介在するため、発光効率
の高い希土類酸硫化物系シンチレータのみで同じ厚さの
蛍光体素子部を構成した場合と比較して、実効的な光透
過率が向上し、発光を効率良く光電変換素子２で検出で
きる。また、光透過率の高いシンチレータ１ｂ自身も放
射線を吸収して発光するため、入射放射線を無駄なく検
出することができ、発光出力を向上させることができ
る。
て説明する。図１においてＺ方向より入射した放射線
は、蛍光体素子１により可視光に変換される。蛍光体素
子１は、発光効率はよいが光透過率の劣る希土類酸硫化
物系シンチレータ１ａと光電変換素子２との間に、光透
過率の高いシンチレータ１ｂが介在するため、発光効率
の高い希土類酸硫化物系シンチレータのみで同じ厚さの
蛍光体素子部を構成した場合と比較して、実効的な光透
過率が向上し、発光を効率良く光電変換素子２で検出で
きる。また、光透過率の高いシンチレータ１ｂ自身も放
射線を吸収して発光するため、入射放射線を無駄なく検
出することができ、発光出力を向上させることができ
る。
【００２１】この構成により、蛍光体素子部１の厚さ
を、入射する放射線全てを吸収できる厚さにすることが
でき、全体として放射線検出器の放射線吸収率および発
光出力を向上させることができる。また、蛍光体素子１
には、全てセラミックシンチレータを用いているので、
単結晶シンチレータを用いた場合のように素子間のばら
つきが生じることを防ぐことが可能となる。
を、入射する放射線全てを吸収できる厚さにすることが
でき、全体として放射線検出器の放射線吸収率および発
光出力を向上させることができる。また、蛍光体素子１
には、全てセラミックシンチレータを用いているので、
単結晶シンチレータを用いた場合のように素子間のばら
つきが生じることを防ぐことが可能となる。
【００２２】尚、以上の説明では、発光効率の高いセラ
ミックシンチレータおよび光透過率の高いセラミックシ
ンチレータとしてそれぞれ１種を用いた場合を説明した
が、それぞれ複数種類のシンチレータを用いて多層積層
構造としても、同様の効果が得られる。
ミックシンチレータおよび光透過率の高いセラミックシ
ンチレータとしてそれぞれ１種を用いた場合を説明した
が、それぞれ複数種類のシンチレータを用いて多層積層
構造としても、同様の効果が得られる。
【００２３】次に、本発明の放射線検出器の第二の実施
形態を図２を用いて説明する。図２は、第二の実施形態
による放射線検出器の断面を示したものであり、この放
射線検出器も、蛍光体素子11、光電変換素子12、素子ア
レイ基板13及び反射材14を備えていることは図１の実施
形態と同様であり、光電変換素子12、素子アレイ基板13
及び反射材14の構成も図１の実施形態と同様であるので
説明を省略する。
形態を図２を用いて説明する。図２は、第二の実施形態
による放射線検出器の断面を示したものであり、この放
射線検出器も、蛍光体素子11、光電変換素子12、素子ア
レイ基板13及び反射材14を備えていることは図１の実施
形態と同様であり、光電変換素子12、素子アレイ基板13
及び反射材14の構成も図１の実施形態と同様であるので
説明を省略する。
【００２４】この実施形態では、蛍光体素子１は、発光
効率の高いセラミックシンチレータ11aと光透過率の高
いセラミックシンチレータ11bとを、Ｘ線の照射方向
（Ｚ方向）と直交する方向（Ｙ方向）に積層した構造を
有している。層数は図示するように４層でもよいが、そ
れに限定されない。
効率の高いセラミックシンチレータ11aと光透過率の高
いセラミックシンチレータ11bとを、Ｘ線の照射方向
（Ｚ方向）と直交する方向（Ｙ方向）に積層した構造を
有している。層数は図示するように４層でもよいが、そ
れに限定されない。
【００２５】本実施形態においてもセラミックシンチレ
ータ11aとセラミックシンチレータ11bの厚さは特に限定
されないが、通常０．３mm〜２．０mm程度である。また
２種類のシンチレータは同じ厚さでも異なっていてもよ
いが、発光効率の高いシンチレータの厚さをｄ11、光透
過率の高いシンチレータの厚さをｄ12とするとき、ｄ11
≦ｄ12であることが好ましい。
ータ11aとセラミックシンチレータ11bの厚さは特に限定
されないが、通常０．３mm〜２．０mm程度である。また
２種類のシンチレータは同じ厚さでも異なっていてもよ
いが、発光効率の高いシンチレータの厚さをｄ11、光透
過率の高いシンチレータの厚さをｄ12とするとき、ｄ11
≦ｄ12であることが好ましい。
【００２６】本実施形態の放射線検出器の動作も第１の
実施形態の放射線検出器と同様であるが、この場合、光
透過率の高いセラミックシンチレータ11bは、それ自体
放射線照射によって発光するとともに、発光効率の高い
セラミックシンチレータ11aで生じた光の導光板として
機能し、効果的に光を光電変換素子12に導くことができ
る。
実施形態の放射線検出器と同様であるが、この場合、光
透過率の高いセラミックシンチレータ11bは、それ自体
放射線照射によって発光するとともに、発光効率の高い
セラミックシンチレータ11aで生じた光の導光板として
機能し、効果的に光を光電変換素子12に導くことができ
る。
【００２７】次に本発明の上述した放射線検出器を利用
した医用画像診断装置について説明する。図３は、本発
明が適用されるＸ線ＣＴ装置の概略を示す図で、この装
置はスキャナガントリ部30と画像再構成部40とを備え、
スキャナガントリ部30には、被検体が搬入される開口部
34を備えた回転円板31と、この回転円板31に搭載された
Ｘ線管32と、Ｘ線管32に取り付けられ、Ｘ線束の放射方
向を制御するコリメータ33と、Ｘ線管33と対向して回転
円板31に搭載されたＸ線検出器35と、Ｘ線検出器35で検
出されたＸ線を所定の信号に変換する検出器回路36と、
回転円板31の回転及びＸ線束の幅を制御するスキャン制
御回路37とが備えられている。
した医用画像診断装置について説明する。図３は、本発
明が適用されるＸ線ＣＴ装置の概略を示す図で、この装
置はスキャナガントリ部30と画像再構成部40とを備え、
スキャナガントリ部30には、被検体が搬入される開口部
34を備えた回転円板31と、この回転円板31に搭載された
Ｘ線管32と、Ｘ線管32に取り付けられ、Ｘ線束の放射方
向を制御するコリメータ33と、Ｘ線管33と対向して回転
円板31に搭載されたＸ線検出器35と、Ｘ線検出器35で検
出されたＸ線を所定の信号に変換する検出器回路36と、
回転円板31の回転及びＸ線束の幅を制御するスキャン制
御回路37とが備えられている。
【００２８】画像再構成部40は、被検者氏名、検査日
時、検査条件などを入力する入力装置41と、検出器回路
36から送出される計測データＳ1を演算処理してＣＴ画
像再構成を行う画像演算回路42と、画像演算回路42で作
成されたＣＴ画像に、入力装置41から入力された被検者
氏名、検査日時、検査条件などの情報を付加する画像情
報付加部43と、画像情報を付加されたＣＴ画像信号Ｓ2
の表示ゲインを調整してディスプレイモニター45へ出力
するディスプレイ回路44とを備えている。
時、検査条件などを入力する入力装置41と、検出器回路
36から送出される計測データＳ1を演算処理してＣＴ画
像再構成を行う画像演算回路42と、画像演算回路42で作
成されたＣＴ画像に、入力装置41から入力された被検者
氏名、検査日時、検査条件などの情報を付加する画像情
報付加部43と、画像情報を付加されたＣＴ画像信号Ｓ2
の表示ゲインを調整してディスプレイモニター45へ出力
するディスプレイ回路44とを備えている。
【００２９】このＸ線ＣＴ装置では、スキャンガントリ
部30の開口部34に、設置された寝台（図示せず）に被検
者を寝かせた状態で、Ｘ線管32からＸ線が照射される。
このＸ線はコリメータ33により指向性を得、Ｘ線検出器
35により検出される。この際、回転円板31を被検者の周
りに回転させることにより、Ｘ線を照射する方向を変え
ながら、Ｘ線を検出する。フルスキャンの場合には、回
転円板の１回転（３６０度）を１スキャンとする、１ス
キャン分の測定データから１断面の画像を再構成する。
画像再構成部40で作成された断層像はディスプレイモニ
ター45に表示される。
部30の開口部34に、設置された寝台（図示せず）に被検
者を寝かせた状態で、Ｘ線管32からＸ線が照射される。
このＸ線はコリメータ33により指向性を得、Ｘ線検出器
35により検出される。この際、回転円板31を被検者の周
りに回転させることにより、Ｘ線を照射する方向を変え
ながら、Ｘ線を検出する。フルスキャンの場合には、回
転円板の１回転（３６０度）を１スキャンとする、１ス
キャン分の測定データから１断面の画像を再構成する。
画像再構成部40で作成された断層像はディスプレイモニ
ター45に表示される。
【００３０】ここでＸ線検出器35は、シンチレータとフ
ォトダイオードとを組合せたシンチレータ素子を多数
（例えば９６０個）円弧状に配列したもので、個々のシ
ンチレータは図１又は図２に示すように２種のセラミッ
クシンチレータを積層した構造を有している。
ォトダイオードとを組合せたシンチレータ素子を多数
（例えば９６０個）円弧状に配列したもので、個々のシ
ンチレータは図１又は図２に示すように２種のセラミッ
クシンチレータを積層した構造を有している。
【００３１】このような構成において、断層像の撮影の
際には、Ｘ線管32からはファンビーム状のＸ線が連続し
て照射され、Ｘ線管は約１秒〜４秒間に１回転する。こ
の間に被検体を透過してきたＸ線が検出器35に入射され
ると、検出器35の各素子は入射したＸ線量に比例する電
荷量を発生し、これを検出器回路36側で読取る。この検
出回路36で検出された計測データにコンボリューショ
ン、バックプロジェクション等の演算を施し、Ｘ線が照
射された断面の断層像を作成する。
際には、Ｘ線管32からはファンビーム状のＸ線が連続し
て照射され、Ｘ線管は約１秒〜４秒間に１回転する。こ
の間に被検体を透過してきたＸ線が検出器35に入射され
ると、検出器35の各素子は入射したＸ線量に比例する電
荷量を発生し、これを検出器回路36側で読取る。この検
出回路36で検出された計測データにコンボリューショ
ン、バックプロジェクション等の演算を施し、Ｘ線が照
射された断面の断層像を作成する。
【００３２】このような構成のＸ線ＣＴでは、検出器35
は応答性がよいことに加え、検出効率が高く、特に素子
間のバラツキがないことが要求される。本発明のＸ線Ｃ
Ｔ装置では高い発光効率と高い光透過性を備え、しかも
素子毎のばらつきが少ない検出器を用いているので高画
質のＣＴ画像を得ることができる。
は応答性がよいことに加え、検出効率が高く、特に素子
間のバラツキがないことが要求される。本発明のＸ線Ｃ
Ｔ装置では高い発光効率と高い光透過性を備え、しかも
素子毎のばらつきが少ない検出器を用いているので高画
質のＣＴ画像を得ることができる。
【００３３】尚、図ではＸ線管を用いたＸ線ＣＴ装置に
ついて説明したが、Ｘ線源としてはＸ線管のみならずＸ
線をビーム走査するビーム方式のＸ線装置であってもよ
い。また本発明の放射線検出器は、Ｘ線ＣＴ装置のみな
らずＸ線投影装置など一般に放射線の検出を必要とする
装置に採用することができる。
ついて説明したが、Ｘ線源としてはＸ線管のみならずＸ
線をビーム走査するビーム方式のＸ線装置であってもよ
い。また本発明の放射線検出器は、Ｘ線ＣＴ装置のみな
らずＸ線投影装置など一般に放射線の検出を必要とする
装置に採用することができる。
【００３４】以下、本発明の放射線検出器の実施例をさ
らに説明する。 実施例１ 発光効率の高い蛍光体として、厚さ0.40mmのGd2O2S:Pr
セラミックシンチレータを用い、光透過率の高い蛍光体
として、厚さ1.94mmのGd3Al3Ga2O12:Ceセラミックシン
チレータを用い、これらを放射線入射方向に二層積層し
た構造の蛍光体素子を作製した。この蛍光体素子をシリ
コンフォトダイオードに接着し、Ｘ線（Ｘ線管電圧120
ｋＶ、管電流100ｍＡ）を照射したときのＸ線吸収率お
よび出力を測定した。結果を表１に示す。尚、Ｘ線検出
出力は、CdWO4単結晶シンチレータの出力を１としたと
きの相対出力で表した。
らに説明する。 実施例１ 発光効率の高い蛍光体として、厚さ0.40mmのGd2O2S:Pr
セラミックシンチレータを用い、光透過率の高い蛍光体
として、厚さ1.94mmのGd3Al3Ga2O12:Ceセラミックシン
チレータを用い、これらを放射線入射方向に二層積層し
た構造の蛍光体素子を作製した。この蛍光体素子をシリ
コンフォトダイオードに接着し、Ｘ線（Ｘ線管電圧120
ｋＶ、管電流100ｍＡ）を照射したときのＸ線吸収率お
よび出力を測定した。結果を表１に示す。尚、Ｘ線検出
出力は、CdWO4単結晶シンチレータの出力を１としたと
きの相対出力で表した。
【００３５】比較例１ 蛍光体としてGd2O2S:Prセラミックシンチレータ（高発
光効率シンチレータ）のみを用い、その厚さが実施例１
と同じ放射線吸収率（99％）となるようにして（厚さ1.
62mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出器を作製
した。このＸ線検出器についても、実施例１と同様に出
力を測定した。その結果を表１に示す。
光効率シンチレータ）のみを用い、その厚さが実施例１
と同じ放射線吸収率（99％）となるようにして（厚さ1.
62mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出器を作製
した。このＸ線検出器についても、実施例１と同様に出
力を測定した。その結果を表１に示す。
【００３６】実施例２、３ 発光効率の高い蛍光体素子および光透過率の高い蛍光体
素子として、それぞれ実施例１と同じそれぞれ同じセラ
ミックシンチレータを用い、厚さのみを表１に示すよう
に変えて、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出器を作
製した。これらＸ線検出器についても実施例１と同様に
出力を測定した。結果を表１に示す。
素子として、それぞれ実施例１と同じそれぞれ同じセラ
ミックシンチレータを用い、厚さのみを表１に示すよう
に変えて、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出器を作
製した。これらＸ線検出器についても実施例１と同様に
出力を測定した。結果を表１に示す。
【００３７】比較例２ 蛍光体素子として、比較例１と同様にGd2O2S:Prセラミ
ックシンチレータのみを用い、その厚さが実施例２の蛍
光体素子と同じ放射線吸収率（97％）となるようにして
（厚さ1.24mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出
器を作製した。このＸ線検出器についても、実施例１と
同様に出力を測定した。その結果を表１に示す。
ックシンチレータのみを用い、その厚さが実施例２の蛍
光体素子と同じ放射線吸収率（97％）となるようにして
（厚さ1.24mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出
器を作製した。このＸ線検出器についても、実施例１と
同様に出力を測定した。その結果を表１に示す。
【００３８】比較例３ 蛍光体素子として、比較例１と同様にGd2O2S:Prセラミ
ックシンチレータのみを用い、その厚さが実施例３の蛍
光体素子と同じ放射線吸収率（95％）となるようにして
（厚さ1.06mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出
器を作製した。このＸ線検出器についても、実施例１と
同様に出力を測定した。その結果を表１に示す。
ックシンチレータのみを用い、その厚さが実施例３の蛍
光体素子と同じ放射線吸収率（95％）となるようにして
（厚さ1.06mm）、それ以外は実施例１と同様にＸ線検出
器を作製した。このＸ線検出器についても、実施例１と
同様に出力を測定した。その結果を表１に示す。
【００３９】
【表１】 表１の結果からもわかるように、実施例１のＸ線検出器
は比較例１のＸ線検出器に対し約1.9倍の出力が得られ
た。また実施例２、３においても高発光効率のセラミッ
クシンチレータのみをＸ線検出器に対しそれぞれ1.5
倍、1.4倍の出力が得られた。以上の結果から、高発光
効率のセラミックシンチレータのみを用いた場合には、
その厚さを厚くして放射線吸収率を高めた場合には、出
力が大幅に低下するのに対し、高い光透過率のセラミッ
クシンチレータを組合せることにより厚さの増大に伴う
出力の低下が非常に少ない放射線検出器が得られること
がわかる。
は比較例１のＸ線検出器に対し約1.9倍の出力が得られ
た。また実施例２、３においても高発光効率のセラミッ
クシンチレータのみをＸ線検出器に対しそれぞれ1.5
倍、1.4倍の出力が得られた。以上の結果から、高発光
効率のセラミックシンチレータのみを用いた場合には、
その厚さを厚くして放射線吸収率を高めた場合には、出
力が大幅に低下するのに対し、高い光透過率のセラミッ
クシンチレータを組合せることにより厚さの増大に伴う
出力の低下が非常に少ない放射線検出器が得られること
がわかる。
【００４０】
【発明の効果】本発明によれば、放射線吸収率が高く、
かつ高出力で素子間にばらつきのない放射線検出器を提
供することができる。また、本発明の放射線検出器を用
いることにより、高画質な医用画像診断装置を提供する
ことができる。
かつ高出力で素子間にばらつきのない放射線検出器を提
供することができる。また、本発明の放射線検出器を用
いることにより、高画質な医用画像診断装置を提供する
ことができる。
【図１】本発明の放射線検出器の第１の実施形態を示す
図。
図。
【図２】本発明の放射線検出器の第２の実施形態を示す
図。
図。
【図３】本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成を
示す図。
示す図。
１、11・・・・・・蛍光体素子 １ａ、11a・・・・・・発光効率の高い蛍光体素子 １ｂ、11b・・・・・・光透過率の高い蛍光体素子 ２、12・・・・・・光電変換素子 ３、13・・・・・・素子アレイ基板 ４、14・・・・・・反射材 32・・・・・・Ｘ線源 35・・・・・・Ｘ線検出器 40・・・・・・画像再構成部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 山田 敞馗 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 (72)発明者 古曳 孝明 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内 Ｆターム(参考） 2G088 EE01 EE02 EE27 FF02 FF04 GG10 GG16 GG20 JJ01 JJ04 JJ05 JJ09 LL08 LL15 4C093 AA22 BA03 CA31 EB13 EB17
Claims (3)
- 【請求項１】 放射線により発光する蛍光体素子と、前
記蛍光体素子による発光を検出する光電変換素子とを備
えた放射線検出器において、前記蛍光体素子は、発光効
率及び光透過率の異なる少なくとも２種のセラミックシ
ンチレータを交互に積層した多層構造を有することを特
徴とする放射線検出器。 - 【請求項２】 前記２種のセラミックシンチレータの一
方が、希土類酸硫化物からなり、他方が希土類酸化物か
らなることを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。 - 【請求項３】 放射線源と、この放射線源に対向して配
置された放射線検出器と、前記放射線検出器で検出され
た放射線の強度に基づき前記被検体の投影画像又は断層
像を画像再構成する画像再構成手段とを備えた医用画像
診断装置において、 前記放射線検出器として請求項１又は２に記載の放射線
検出器を用いたことを特徴とする医用画像診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000019209A JP2001208854A (ja) | 2000-01-27 | 2000-01-27 | 放射線検出器及び医用画像診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000019209A JP2001208854A (ja) | 2000-01-27 | 2000-01-27 | 放射線検出器及び医用画像診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001208854A true JP2001208854A (ja) | 2001-08-03 |
Family
ID=18545951
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000019209A Pending JP2001208854A (ja) | 2000-01-27 | 2000-01-27 | 放射線検出器及び医用画像診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2001208854A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013024833A (ja) * | 2011-07-26 | 2013-02-04 | Canon Inc | 放射線検出器 |
| KR20130103284A (ko) * | 2012-03-09 | 2013-09-23 | 한국전자통신연구원 | 이온 빔 프로파일러, 이온 빔 필터, 및 이온 빔 필터를 장착한 이온 빔 생성 장치 |
| WO2016046013A3 (en) * | 2014-09-25 | 2016-06-09 | Koninklijke Philips N.V. | Ceramic material for generating light |
-
2000
- 2000-01-27 JP JP2000019209A patent/JP2001208854A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013024833A (ja) * | 2011-07-26 | 2013-02-04 | Canon Inc | 放射線検出器 |
| KR20130103284A (ko) * | 2012-03-09 | 2013-09-23 | 한국전자통신연구원 | 이온 빔 프로파일러, 이온 빔 필터, 및 이온 빔 필터를 장착한 이온 빔 생성 장치 |
| KR101923980B1 (ko) * | 2012-03-09 | 2018-11-30 | 한국전자통신연구원 | 이온 빔 프로파일러, 이온 빔 필터, 및 이온 빔 필터를 장착한 이온 빔 생성 장치 |
| WO2016046013A3 (en) * | 2014-09-25 | 2016-06-09 | Koninklijke Philips N.V. | Ceramic material for generating light |
| US10899672B2 (en) | 2014-09-25 | 2021-01-26 | Koninklijke Philips N.V. | Ceramic material for generating light |
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