JP2004125757A

JP2004125757A - Radiation detector and radiation imaging apparatus

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Publication number: JP2004125757A
Application number: JP2002294303A
Authority: JP
Inventors: Kazuma Yokoi; 横井　一磨; Hiroshi Kitaguchi; 北口　博司; Kazutoshi Tsuchiya; 土屋　一俊; Kikuo Umegaki; 梅垣　菊男; Kensuke Amamiya; 雨宮　健介; Yuichiro Ueno; 上野　雄一郎; Norifumi Yanagida; 柳田　憲史; Shinichi Kojima; 小嶋　進一
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2002-10-07
Filing date: 2002-10-07
Publication date: 2004-04-22
Anticipated expiration: 2022-10-07
Also published as: JP3976259B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation imaging apparatus with a high detection efficiency and less measurement circuits. SOLUTION: The radiation detector 1A is composed of a semiconductor element which generates charge by being irradiated with radiation, a plurality of electrodes 12x which are formed like bands on one surface of the element, and a plurality of electrodes 12y which are formed on the other surface opposite to the electrodes 12x in a direction orthogonal to the electrodes 12x. In the radiation detector 1A, a plurality of the semiconductor elements are laminated, and overlapping portions of the electrodes are connected through electric resistors or delay lines. COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、半導体放射線検出器に関し、特に二次元、三次元の撮像装置に用いて好適な放射線検出器及び放射線撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図１４は、従来によるガンマカメラの構成を示す。ガンマカメラの主流は現在でもＮａＩシンチレータ２０１を用いたものである。放射線（γ線）は、多数枚のコリメータ２０６によって制限された角度でシンチレータ２０１に入射しシンチレーション光を発する。この光はライトガイド２０２をはさみ、光電子増倍管２０３に到達して電気信号となる。電気信号は、計測回路固定ボード２０５に取り付けられた計測回路２０４で整形され出力コネクタ２０７から外部のデータ収集系へと送られる。なお、これらシンチレータ２０１、ライトガイド２０２、光電子増倍管２０３、計測回路２０４、計測回路固定ボード２０５等は全体が遮光シールドケース２０８に収納され、外部の放射線以外の電磁波を遮断している。
【０００３】
一般にシンチレータ２０１を用いたガンマカメラでは、１枚の大きな結晶の後に大きな光電子増倍管を置く構造としているため、位置分解能は１０ｍｍ程度のレベルに留まる。また、シンチレータ２０１は放射線から可視光、可視光から電子と多段階の変換を経て検出を行うため、エネルギ分解能が非常に悪いという問題点を持つ。
【０００４】
また、シンチレータ２０１以外の放射線撮像装置として、クロスストリップ型放射線検出器が知られている。このクロスストリップ型放射線検出器における検出情報の読出方法（クロスストリップ型読出方法）としては、互いに直交して延びる複数のＸ軸ストリップ電極と複数のＹ軸ストリップ電極を用い、放射線の入射位置をＸ軸検出位置、Ｙ軸検出位置として得た後に、同時計測によって二次元入射位置情報を得るものである。
【０００５】
従って、例えばｎ×ｎ個の画素数のときには個別に読出を行う場合のチャンネル数がそのまま画素数と同じ（ｎ×ｎ個）となるのに対し、クロスストリップ型読出方法を用いれば、読出チャンネル数はわずか２ｎ個に留まり読出電極数を小さく抑えることができる（例えば非特許文献１参照）。具体的には、例えば一辺の画素数が２００個の場合には、通常２００×２００＝４０，０００個の読出チャンネルが必要であるが、クロスストリップ型読出方法の場合、２×２００個の読出チャンネルですむ。つまり、クロスストリップ型読出方法にした場合、読出チャンネル数（回路数）は、２×２００／（２００×２００）＝１／１００となり、大幅に削減することが可能となる。
【０００６】
【非特許文献１】
放射線計測ハンドブック第３版、ｐ．５５９
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の単層からなる半導体素子を用いたクロスストリップ型放射線検出器では、電荷収集可能な距離に制限されて半導体素子の厚み（素子厚）を増すことができず、検出効率は低く抑えられていた。つまり、クロスストリップ型読出方法を適用した従来のクロスストリップ型放射線検出器では、エネルギの低いＸ線は検出できても、エネルギの高いγ線の検出においては、γ線が半導体素子を突き抜けて（透過して）しまうため、検出効率の向上を図ることができないという課題があった。
【０００８】
また、このような従来のクロスストリップ型放射線検出器では、半導体素子に対する放射線入射位置をＸ軸検出位置、Ｙ軸検出位置として得ることにより、二次元入射位置情報を得ることはできるものの、半導体素子に対する深さ方向（厚さ方向）の放射線入射位置、即ち三次元入射位置情報を得ることができず、検出器の精度を十分に高められないという問題がある。
【０００９】
そこで、本発明は、高いエネルギを有するγ線等の検出効率を高めることのできる半導体検出素子を備える放射線撮像装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決した本発明は、放射線撮像装置であるクロスストリップ型放射線検出器についてエネルギ分解能を低下させずに厚さを増し、検出効率を高める方法として検出器を積層する構成とした。さらに、検出器を積層する際に、位置を同じくする電極の読出を一括して行うことで、読出回路数を増加させることなく或いは読出回路数（チャンネル数）増加を抑制して、検出効率を増大させることが可能となる。その他の解決手段については、次の発明の実施形態で明らかにする。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。まず、放射線撮像装置としてのクロスストリップ型放射線検出器（以下「検出器」という）の動作原理を説明し、その後、各実施形態を説明する。
【００１２】
≪動作原理≫
最初に検出器の動作原理を単層の検出器を例に挙げ、図面を参照して説明する。図２は検出器の動作原理（単層）を説明する模式図であり、（ａ）は検出器の側面、（ｂ）は同平面、（ｃ）は同底面、（ｄ）は検出位置特定の原理を示す。
【００１３】
この図２に示す検出器１０は、側面視して判るように、半導体素子１１の一方の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘを設け、他方の面にはＹ軸ストリップ電極１２ｙを設けた構成（単層の構成）をしている。平面視及び底面視して判るように、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ、Ｙ軸ストリップ電極１２ｙは、それぞれ細長い電極（帯状電極）が、ほぼ等しい間隔をおいて平行に並んだ構造になっており、並ぶ方向（配向方向）は、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘとＹ軸ストリップ電極１２ｙとが直交する方向になっている。このように各ストリップ電極１２同士をそれぞれ適宜隙間をもって配置しているのは、隣り合うストリップ電極１２同士の絶縁を図るためである。また、このように絶縁を図ったＸ軸ストリップ電極１２ｘとＹ軸ストリップ電極１２ｙを直交する方向に配置するのは、γ線（放射線）の入射位置Ｐｏ情報を検出するためである。
【００１４】
また、検出器１０のストリップ電極１２ｘ，１２ｙの１つ１つには、それぞれ図示しない読出線（導線）が接続されている。図２の例でいえば、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ、Ｙ軸ストリップ電極１２ｙとも８枚ずつあるので、図示しない読出線は８本ずつ合計１６本接続されている。
【００１５】
この図２の構成において、γ線１７が入射して半導体素子１１と相互作用を及ぼしたとすると、半導体素子１１と相互作用を及ぼした位置に近いストリップ電極１２から電荷の情報（表面信号、裏面信号）が得られる。図２の例では、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘの右から４番目の電極から表面信号が、Ｙ軸ストリップ電極１２ｙの上から３番目の電極から裏面信号が得られる。この信号を重ね合わせると、図２（ｄ）のように、検出器１０（半導体素子１１）のどの位置でγ線１７が半導体素子１１と相互作用を及ぼしたか、つまり検出器１０のどの位置にγ線１７が入射したかを検出することができ、この例ではγ線１７の入射位置Ｐ０が検出される。
【００１６】
≪第１実施形態≫
第１実施形態を、図面を参照して説明する。なお、第１実施形態は、検出器を積層して放射線撮像装置としての積層クロスストリップ型放射線検出器（以下「積層検出器」という）を構成し、放射線検出の感度を増す実施形態である。図１は、第１実施形態の積層検出器の概略構成を示す図である。この図１に示すように、積層検出器１Ａは、単層の検出器１０を複数枚積層した構成をしている。
【００１７】
積層検出器１Ａの各検出器１０を図１中の上から順に第１層，第２層，…と呼ぶと、図１に示すように、積層検出器１Ａの第２層（偶数層）の半導体素子１１は、第１層（奇数層）の半導体素子１１とは上下逆の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘを備え、その面とは反対側の面にＹ軸ストリップ電極１２ｙを備えるように積層される。つまり、隣接する検出器１０のＸ軸ストリップ電極１２ｘ同士、Ｙ軸ストリップ電極１２ｙ同士を密着して積層する構成としている。
【００１８】
このように同じ極性のストリップ電極１２同士を密着させることにより、積層検出器１Ａの高さを低く（厚さを薄く）することができる。また、次の一括読出線１３の接続も容易になる。なお、積層に際しては、放射線（γ線１７）の入射位置を検出するという趣旨から、検出器１０の１つのストリップ電極１２が対向する他の検出器１０の複数のストリップ電極１２に接触しないように位置規制して積層される。
【００１９】
図１に示すように、積層検出器１Ａは、各検出器１０のＸ軸ストリップ電極１２ｘ同士を、Ｘ軸一括読出線１３ｘにより、奥行き方向（γ線１７の入射方向を基準）に一列ずつ接続した構成をしている。換言すると、Ｘ軸一括読出線１３ｘは、一列ずつ並ぶＸ軸ストリップ電極１２ｘを、１列ずつ電気的に接続する複数の導線により構成されている。併せて、積層検出器１Ａは、各検出器１０のＹ軸ストリップ電極１２ｙ同士を、Ｙ軸一括読出線１３ｙにより、奥行き方向に一列ずつ接続した構成をしている。換言すると、Ｙ軸一括読出線１３ｙは、奥行き方向に一列に並ぶＹ軸ストリップ電極１２ｙを、１列ずつ電気的に接続する複数の導線により構成されている。
【００２０】
一括読出回路１４（Ｘ軸一括読出回路１４ｘ、Ｙ軸一括読出回路１４ｙ）は、電荷の信号を電圧のパルスに変換する回路であり、例えば電荷敏感型増幅器などが適用される。高圧電源１５（Ｘ軸ストリップ用高圧電源１５ｘ、Ｙ軸ストリップ用高圧電源１５ｙ）は、積層検出器１Ａの作動を行うための電源であり、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ及びＹ軸ストリップ電極１２ｙは、それぞれ電荷収集に必要な電位に保たれる。ちなみに、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ又はＹ軸ストリップ電極１２ｙのうち、片方はグラウンドに接続するだけでもよい。
【００２１】
なお、符号１６は、データ集積装置であり、画像処理装置等に収集したデータを送信する。また、符号Ｂは保持基板であり、積層された各検出器１０等を保持する役割を有する。また、符号１８は、積層検出器１Ａを覆う遮光・電磁シールドであり、このシールド１８により積層検出器１Ａは、放射線以外の光や電磁波を遮断される。
【００２２】
以上説明した第１実施形態の積層検出器１Ａを、図面を参照して説明する（図１を参照）。
【００２３】
図１に示す半導体素子１１は、γ線１７と相互作用を起こす元素で構成されているが、γ線１７のように放射線のエネルギが高いと、相互作用を起こす前に半導体素子１１を突き抜けて透過してしまう確率が高い。しかし、この第１実施形態の積層検出器１Ａは、複数の検出器１０（半導体素子１１）が積層され、半導体素子１１の厚みとしては充分な厚さを有している。このため、入射したγ線１７は、積層されたうちのいずれかの検出器１０の半導体素子１１と相互作用を起こすので、そのまま透過してゆく放射線を少なくすることができる。
【００２４】
また、γ線１７が半導体素子１１と相互作用を起こした場合に電荷（正孔／電子）が生じるが、本実施形態の積層検出器１Ａは、検出器１０における電極間距離（Ｘ軸ストリップ電極１２ｘとＹ軸ストリップ電極１２ｙの間の距離）が短いため、生じた電荷を適切に捉えることができる。すなわち、１枚の半導体素子１１をそのまま厚くするのでは、電極間距離、換言すると電荷収集距離が大きくなりエネルギ分解能の低下の原因となるが、本実施形態のように、１枚の電極間距離を小さくした状態で半導体素子１１（検出器１０）を積層する構成にすれば、エネルギ分解能、検出効率が共に高い検出器１Ａ（積層検出器１Ａ）を提供することができる。
【００２５】
ちなみに、１枚（単層）の検出器１０の検出効率をｅとすると、厚さを積層によってｎ枚（検出器ｎ層）に増すことで、検出効率を１−（１−ｅ）^ｎに増加させることができる。すなわち、１枚の検出器１０の検出効率ｅが５％のとき、５枚積層では２３％となり、検出効率を４倍以上に増大させることができる。
【００２６】
しかも、同じＸ位置の信号を一括してＸ軸一括読出線１３ｘによってＸ軸一括読出回路１４ｘで読み出し、同様にＹ軸情報はＹ軸一括読出線１３ｙによってＹ軸一括読出回路１４ｙで読み出すので、読出回路数（計測回路数）を全く増加させることなく、検出器１０の積層を行うことができる。すなわち、ｍ枚積層した検出器１０を個別に読み出すとすれば、読出回路数はｍ倍になるが、この構成によれば（読出方法）によれば読出回路数を全く増加させることなく、検出器１０の積層を行うことが可能となる。ちなみに、ｎ×ｎ画素（チャンネル）×ｍ枚積層した場合と比較して、クロスストリップ型読出方法により読出数はｎ×ｎ画素から２ｎ画素に低減し、さらに一括読出により積層数はｍ倍から１倍に低減するため、読出回路数を２ｎ／（ｎ×ｎ×ｍ）に大幅削減することが可能となる。具体的には、１枚あたり２００×２００画素の検出器を１０枚積層した場合と比較して、クロスストリップ型読出方法を用いた本実施形態による検出器１０では、読出し回路数を２×２００／（２００×２００×１０）＝００に削減することが可能となる。
【００２７】
以上説明したように、この第１実施形態によれば、積層検出器１Ａの読出線を増やすことなく、積層検出器１Ａの検出効率を大幅に増大させることができる。ちなみに、積層検出器１Ａからは、公知の放射線計測回路、データ収集解析装置、及びデータ表示装置を用いて遠隔操作される（この部分の詳細な説明は省略する）。
【００２８】
≪第２実施形態≫
次に、本発明の積層検出器をガンマカメラ装置に適用した第２実施形態を説明する。なお、本実施形態では、第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。
【００２９】
図３はガンマカメラ装置の構成例を示す図である。この図３に示すように、ガンマカメラ装置２は、第１実施形態で説明した積層検出器１Ａを備えるガンマカメラ２１、ガンマカメラ保持部２２、操作パネル２３及びデータ処理装置３を含んで構成される。また、データ処理装置３は、γ線１７の積層検出器１Ａへの入射により発生した検出器１０からの信号が放射線計測回路（図示せず）を通してデータ収集解析装置３Ａに集められる。被検者Ｐはベッド２４によって位置を制御される。この制御は操作パネル２３によって、その場でデータ入出力装置３Ｂによって遠距離から行うことが可能である。データはデータ表示装置３Ｃ及び操作パネル２３によって表示することが可能である。
【００３０】
ガンマカメラ２１は、積層検出器１Ａを要部とし、積層検出器１Ａの下部（底部）に積層検出器１Ａに入射するγ線１７の入射方向を規制するパラレルコリメータＣＭ（以下、コリメータＣＭという）を備えている。ガンマカメラ保持部２２は、ガンマカメラ２１とベッド２４に横になっている被検者Ｐの位置を調整する役割などを有する。操作パネル２３は、データ処理装置３と同様の機能を有し、ガンマカメラ装置２の傍で操作できるようになっている。ベッド２４は、被検者Ｐを載せる台であり、体軸方向の位置調整などを行うことができる。データ処理装置３は、ガンマカメラ２から得られた情報に基づいて、ＰＥＴ画像のような機能画像を表示などする。
【００３１】
このガンマカメラ２は、被検者Ｐに放射性薬剤を投与して、被検者Ｐの体内における薬の集積部Ｃからγ線１７を発生するようにして撮影を行う。特定の集積部Ｃから等方的に発生したγ線１７のうち、積層検出器１Ａに向かうγ線１７は、コリメータＣＭにより入射方向が規制される。コリメータＣＭを通過したγ線１７は積層検出器１Ａに入射する。そして、１枚１枚の半導体素子１１（図１、図２参照）としては厚みがないが、全体として厚みがある半導体素子層を備える積層検出器１Ａにより、γ線１７が検出される。
【００３２】
検出したγ線１７は、入射位置が特定され該特定された情報に基づいて、データ処理装置３により機能画像等を画面表示する。なお、機能画像は、医師等の読影に供される。
【００３３】
このガンマカメラ２１によれば、放射線（γ線１７）の検出効率を向上することができるので、例えば被検者Ｐに投与する放射性薬剤の量を少なくすることができる。また、ガンマカメラ２１による撮影時間を短縮することができる。よって、被検者Ｐの負担を軽減することができる。また、放射性薬剤の投与量や撮影時間を同じにすれば、より情報量の多い機能画像を得ることができる。
【００３４】
≪第３実施形態≫
本発明の第３実施形態を、図４及び図５を参照して説明する。なお、本実施形態では第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。
【００３５】
図４は放射線撮像装置としての三次元積層クロスストリップ型放射線検出器１Ｂ（以下、積層検出器１Ｂという）の構成を示す。半導体素子１１は片側の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘを持ち、反対側の面とは反対側の面にＹ軸ストリップ電極１２ｙを持つ。第二層の半導体素子は第一層とは上下逆の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘを、その面とは反対側の面にＹ軸ストリップ電極１２ｙを持つ。このように、交互にＸＹを入れ替えた電極構造を持つ半導体素子１１を重ねることで同じ電位の電極を近くし、稠密な積層を可能としている。同じＸ位置の信号はＸ軸一括読出線１３ｘに引き出されるが、信号は複数の電荷分割用抵抗３１，３１，…によって分配され、Ｘ軸上面側読出回路３２とＸ軸下面側読出回路３３の近い側に大きい割合で読み出される。
【００３６】
同様にＹ軸情報はＹ軸一括読出線１３ｙに引き出され、各電荷分割抵抗３１によってＹ軸上側読出回路３４とＹ軸下側読出回路３５に分配された信号によって得る。半導体素子１１は積層され、保持基板３６によって固定される。積層検出器１Ｂは遮光・電磁シールド３７によって囲まれることで放射線以外の電磁波の影響を防ぐことができる。Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ及びＹ軸ストリップ電極１２ｙはそれぞれＸ軸ストリップ用高圧電源３８、Ｙ軸ストリップ用高圧電源３９を用いて電荷収集に必要な電位に保たれる。γ線１７は半導体素子１１に対して相互作用を起こし、信号を発生させ、その信号はデータ収集解析装置４０に集められる。
【００３７】
図５は第３実施形態における電荷分割法の原理を示す説明図である。複数の半導体素子１１のそれぞれに形成された電極１２を一括読出線１３で接続し、各電極間には各電荷分割用抵抗３１を挿入する。抵抗３１の具体的な値は一般に数１００ｋΩ程度だが信号の早さを重要とするような用途では低い抵抗値を用いる。理論的には配線のもとから放射線計測回路（図示せず）までを結線する電線自体の抵抗値と同程度にまで下げることができる。
【００３８】
一括読出線１３の両端には一側読出回路６１と他側読出回路６２を接続し、それぞれをデータ収集解析装置４０につなぐ。γ線１７が、ある半導体素子１１に入ったとき、信号電荷Ｑ_０は両端への抵抗値の比で分配される。
【００３９】
即ち、信号源となる前記半導体素子１１から一側読出回路６１までの抵抗値をＲ_Ｌ、他側読出回路６２までの抵抗値をＲ_Ｒとすると、一側読出回路６１に現れる信号電荷Ｑ_Ｌは、図５の場合、抵抗３１が７本直列接続されている途中の右から２本と左から５本を結合させた点からそれぞれの抵抗３１を介して読出回路６１，６２へ分配されるので、
Ｑ_Ｌ＝Ｑ_０×Ｒ_Ｒ／（Ｒ_Ｌ＋Ｒ_Ｒ）
となり、他側読出回路６２に現れる信号電荷Ｑ_Ｒは
Ｑ_Ｒ＝Ｑ_０×Ｒ_Ｌ／（Ｒ_Ｌ＋Ｒ_Ｒ）
となる。この関係を用いれば一側と他側の読出回路６１，６２で同時に検出した信号電荷量の比から下式のように入射位置を求めることができる。
Ｘ＝Ｑ_Ｒ／（Ｑ_Ｌ＋Ｑ_Ｒ）
そして、同時計測の判定及び信号電荷量の位置情報への換算はデータ収集解析装置４０によって行う。
【００４０】
≪第４実施形態≫
本発明の第４実施形態を、図６及び図７を参照して説明する。なお、本実施形態では第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。また、図６は検出器の積層方法と厚さ方向位置分解能の関係を示し、（ａ）は、本実施形態（ｂ）に対する比較例で、図４、図５と同様の電極方向交互型の積層検出器を示す。
【００４１】
図６（ａ）において、半導体素子１１は片側の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘを有し、その面とは反対側の面にＹ軸ストリップ電極１２ｙを有する。また、第二層の半導体素子１１には第一層の半導体素子１１とは上下逆の面にＸ軸ストリップ電極１２ｘが設けられ、その面とは反対側の面にはＹ軸ストリップ電極１２ｙが設けられている。
【００４２】
ここで、１個の半導体素子１１と両面の２個の電極１２ｘ，１２ｙの厚さを足した値をｄとすると、第１層目のＸ軸ストリップ電極１２ｘから第２層目のＹ軸ストリップ電極１２ｘまでの距離は２ｄとなる。この場合の利点は、対向する電極１２ｘ，１２ｘ（１２ｙ，１２ｙ）同士の電位差がないことから稠密な積層が可能となり、電極１２ｘ，１２ｘ（１２ｙ，１２ｙ）同士を直接接触させれば固定が非常に容易となることである。さらに、この積層構造は製作工程を大幅に低減でき、実用的で低コスト製品を実現できる。
【００４３】
これに対し、図６（ｂ）は本発明の第４実施形態の原理を示し、本実施形態の特徴は、半導体素子１１の上側に電極１２ｘ、下側に電極１２ｙとなるように電極向きを統一したものである。隣り合う半導体素子の電極向きを統一したものである。図６（ｂ）は、対向するＸ軸ストリップ電極１２ｘとＹ軸ストリップ電極１２ｙとの電位が異なるため電極１２ｘ，１２ｙ同士を非接触の状態に保持せざるを得ず、半導体素子１１，１１同士の間隔は図６（ａ）の場合よりも大きくなる。しかし、本実施形態では、図６（ｂ）に示すように、Ｘ軸ストリップ電極１２ｘ同士の間隔ｄ_０を半導体素子１１と両面の２個の電極１２ｘ，１２ｙの厚さを足した値をｄとして２ｄ以下（ｄ_０＜２ｄ）にできるため、半導体素子１１をより稠密に積層することが可能となり、γ線と半導体素子１１との相互作用の深さ方向位置分解能を上げることが可能である。
【００４４】
図７は第４実施形態において、半導体１１の上側に電極１２ｘ、下側に電極１２ｙとなるように電極向きを統一した状態で積層する実装方法を示したものである。クロスストリップ電極付半導体素子１１同士を非接触で積層するために、Ｘ軸読出兼素子保持部７１、及びＹ軸読出兼素子保持部７２によって半導体素子１１の端部（側面）に取り付けられ、ストリップ電極１２ｘ，１２ｙからの信号の読出を行う。
【００４５】
Ｘ軸読出兼素子保持部７１は、それぞれＸ軸一括読出兼積層保持部７３に接続され、積層された各半導体素子１１の保持と各Ｘ軸読出兼保持部７１からの信号の読出の両方を行う。Ｙ軸読出兼素子保持部７２も、それぞれＹ軸一括読出兼積層保持部７４に接続され、積層された各半導体素子１１の保持とＹ軸一括読出兼積層保持部７４信号からの読出の両方を行う。そして、これら読み出された信号はデータ収集解析装置等に集められる。
【００４６】
≪第５実施形態≫
本発明の第５実施形態を図８を参照して説明する。なお、本実施形態では第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。図８は半導体素子に対するγ線の相互作用深さ位置情報を放射線撮像装置であるガンマカメラ装置（図３参照）に適用する方法を示したものである。図８において、γ線８１，８２，８３，８４，８５は、例えば４枚のコリメータＣＭ間で形成される隙間Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３内を通過するものとする。また、検出器８６，８７，８８，８９はコリメータＣＭに対して最も接近した位置から順にそれぞれ配置されるものとする。
【００４７】
ここで、コリメータＣＭに対して最も接近した位置に配置される検出器８６は、γ線８１〜８５のうち隙間Ｓ２を通過するγ線８３に対してのみほぼ完全に感度をもつ。しかし、図８中に示す死角９０，９１，９２，９３（図中にハッチングで示した部分）のように、検出器８６〜８９は、コリメータＣＭから離れるに従って、隙間Ｓ２を通過するγ線８３以外に、隙間Ｓ１，Ｓ３を通過してくるγ線８１，８５に対しても検出器８６，８７，８８，８９の順で次第に感度が高くなる。
【００４８】
以上のことから、各層（各検出器）からの信号の重み付けとなる重み係数を、コリメータＣＭに最も近い方から順にＷ１，Ｗ２，Ｗ３，Ｗ４…Ｗｉとし、隙間Ｓ１，Ｓ３からのγ線８１，８５の死角となる各層の体積をＶ１，Ｖ２，Ｖ３，Ｖ４…Ｖｉとすると、Ｗｉ∝Ｖｉの関係が成り立つ。即ち、検出器がコリメータＣＭから離れるに従って重み係数Ｗｉも次第に減少するように設定する。これはコリメータＣＭ間の隙間Ｓ２を通過するγ線８３に対する検出器の位置分解能が検出器８６，８７，８８，８９の順で悪くなることを意味する。
【００４９】
そこで、本実施形態でも、前記第３実施形態（図４参照）と同様の方式で深さ位置情報を得れば、前記のように深さ方向で信号の重み付けを行うことでコリメータＣＭから遠いほど悪くなる検出器の分解能の補正・改善を行うことができる。この方式により、後記するＳＰＥＣＴ装置の性能向上に大きく寄与する。
【００５０】
第９図は前記した半導体素子に対するγ線の相互作用深さ位置情報が検出可能な積層検出器を用いた放射線撮像装置であるシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置を示す。積層検出器１０１は被検者Ｐを取り囲み設置される。そして、被検者Ｐに投与されたラジオアイソトープ薬剤は集積部Ｃに集まりγ線１７を放出する。積層検出器１０１と被験者Ｐの間にはコリメータＣＭが設置され、積層検出器１０１からの視野角を制限する。
【００５１】
このγ線１７の積層検出器１０１への入射により発生した検出器１０１からの信号は放射線計測回路１０２を通してデータ収集解析装置１０３に集められる。積層検出器１０１、コリメータＣＭ、放射線計測回路１０２等は遮光・電磁シールド１０４内に収めることで放射線以外の電磁波の影響を遮断している。遮光・電磁シールド１０４は、コリメータＣＭの交換、取り外しの際には開閉することができる。
【００５２】
また、遮光・電磁シールド１０４をカメラヘッド部としてカメラ回転支持台１０５に設置し、被検者Ｐとの距離と角度を制御する。同時に被検者Ｐは可動ベッド１０６によって位置を制御される。これらの制御は操作パネル１０７によって、その場でデータ入出力装置１０８によって遠距離から行うことが可能である。データはデータ表示装置１０９及び操作パネル１０７によって表示することが可能である。
【００５３】
このように構成される本実施形態においては、ＳＰＥＣＴ装置に積層検出器１０１を用いることで読出回路数の大幅な削減と、相互作用深さ位置情報による位置分解能の補正が可能となる。
【００５４】
≪第６実施形態≫
本発明の第６実施形態を図１０及び図１１を参照して説明する。なお、本実施形態では第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。図１０は、積層検出器を用いた放射線撮像装置であるＰＥＴ装置（ポジトロンエミッショントモグラフィ装置）を示す。積層検出器１１１は被検者Ｐを取り囲み複数設置される。被検者Ｐに投与されたラジオアイソトープ薬剤は集積部Ｃに集まりγ線１１２を放出する。積層検出器１１１と被験者Ｐの間にはコリメータは設置されず、１８０度対向に飛ぶγ線の両方を放射線計測回路１１３、計測回路制御系１１４、データ収集解析装置１１５、操作パネル１１８、データ入出力装置１１９及びデータ表示装置１２０等からなる同時計測処理装置を用いて同時に計測することで放射方向を定める。
【００５５】
なお、ＰＥＴ用ラジオアイソトープ薬剤は被検者Ｐの集積部Ｃ（例えば被検者Ｐのガン細胞の部分）に集まる特性があり、この集積部Ｃに集まった薬剤は陽子ｅ^＋を放出する。そして、この陽子ｅ^＋は直ちに通常の電子ｅ⁻と反応して対消滅する。このとき、集積部Ｃからは２つのγ線が１８０度反対方向に放出され、この２つのγ線を同時計測する。
【００５６】
γ線１１２の入射により発生した信号は放射線計測回路１１３、及び計測回路制御系１１４を通してデータ収集解析装置１１５に集められる（同時計測処理装置により公知の手法により同時計測処理される）。積層検出器１１１、放射線計測回路１１３等は遮光・電磁シールド１１６内に収めることでγ線１１２以外の電磁波の影響を遮断している。
【００５７】
被検者Ｐは可動ベッド１１７によって位置を制御される。これらの制御は操作パネル１１８によって、その場でデータ入出力装置１１９によって遠距離から行うことが可能である。データはデータ表示装置及び操作パネル１１８によって表示することが可能である。
【００５８】
ＰＥＴ装置では検出器に対するγ線の深さ情報は前記ＳＰＥＣＴ装置以上に直接的に位置分解能の向上につながる。ＤＯＩ（Ｄｅｐｔｈ　ｏｆ　ｉｎｔｅｒａｃｔ：相互作用深さ位置情報）が得られれば、斜めから入射したγ線に対して検出器外周を結ぶ線と検出器内周側を結ぶ線で大きな差がでるがこれを見分けることができるためである。
【００５９】
図１１は３Ｄ−ＰＥＴ装置を示す外観図で、（ａ）は、ＤＯＩが得られない従来の検出器１０（図２参照）をＰＥＴ装置に適用した場合の具体例、（ｂ）は、（ａ）中の矢示Ｉ−Ｉ方向からみた断面図である。（ｃ）は、ＤＯＩが得られる本実施形態による検出器１３１を３Ｄ−ＰＥＴ装置に適用した場合の具体例を示し、（ｄ）は、（ｃ）中の矢示ＩＩ−ＩＩ方向からみた断面図である。
【００６０】
図１１（ａ）、（ｂ）に示すように、従来では、検出器１０が単層なため、検出器１０に対するγ線のＤＯＩを得ることができず、薬剤の集積部Ｃの検出幅ｄ１が比較的大きくなり、検出器１０による集積部Ｃの検出位置の精度が低下していた。
【００６１】
これに対し、図１１（ｃ）、（ｄ）に示すように、本実施形態では、検出器１３１を積層していると共に検出器１４３において前記第３実施形態と同様の電荷分割法（図示せず）を用いることにより、検出器１３１に対するγ線のＤＯＩを得ることができる。従って、薬剤の集積部Ｃの検出幅ｄ２を従来に比較して縮小（ｄ２＜ｄ１）でき、検出器１３１による集積部Ｃの検出位置の精度を向上することができる。このように、本実施形態によれば３Ｄ−ＰＥＴ装置に積層検出器１１１を用いることで読出回路数の大幅な削減と、ＤＯＩによる位置分解能を大幅に向上することができる。
【００６２】
≪第７実施形態≫
本発明の第７実施形態を図１２を参照して説明する。なお、本実施形態では第１実施形態と共通する部分については、同じ符号を付けて説明を省略する。図１２は、単層検出器と積層検出器を組み合わせて用いた放射線撮像装置であるコンプトンカメラ装置の概略図を示す。
【００６３】
図１２に示すように、コンプトンカメラ装置１４１は、単層からなる第１の検出器１４２と、積層された多層からなる第２の検出器１４３とによって構成されている。そして、入射γ線１４４は単層からなる第１の検出器１４２を通過するときに、エネルギＥ１を有する電子とエネルギＥ２を有する散乱γ線１４４´とが散乱角θをもって散乱する。また、何らかの方法でエネルギＥ２を知ることができれば、散乱角θが求められると共に、この散乱角θと散乱γ線１４４´の飛行方向を知ることにより、入射γ線の線源位置の情報が得られることが分かっている（参考文献：コンプトンカメラによるガンマ線イメージング　放射線Ｖｏｌ．２５，Ｎｏ１（１９９９））。なお、散乱γ線１４４´の散乱角θの分布は後記数１で与えられることが分かっている。
【００６４】
【数１】

【００６５】
本実施形態では、検出器１４２の電極数及び検出器１４３の各層の電極数をそれぞれ２ｎ個とし、更に検出器１４３において電荷分割法（第３実施形態参照）を用いることにより、検出器１４３に対する散乱γ線１４４´の反応位置の三次元位置情報を得ることができ、高精度なコンプトンカメラ装置１４１を提供することができる。このコンプトンカメラによれば、検出器１４３を回転させることなく、線源の三次元位置情報を得ることができる。ちなみに、Ｆｉｒｓｔ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒたる第１の検出器１４２はγ線散乱光子を透過させる必要があるため、積層にはしない。このため、５１１ｋｅｖのような高エネルギのγ線では、コンプトン散乱光子に残るエネルギ割合が高く、すなわち透過力が高く、Ｓｅｃｏｎｄ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒたる検出器１４３の検出効率が重要になる。従って、本実施形態のように、Ｓｅｃｏｎｄ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒに積層２ｎ型の検出器１４３を適用する効果は大きい。
【００６６】
なお、各実施の形態では、放射線撮像装置をガンマカメラ装置、ＳＰＥＣＴ装置、ＰＥＴ装置、コンプトンカメラ装置等に適用する場合を例に挙げて説明した。しかし、この他に、放射線撮像装置をコーデットアパーチャ（参考文献：ＩＥＥＥＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ　ＯＮ　ＮＵＣＬＢＡＲ　ＳＣＩＢＮＣＥ，ＶＯＬ．４８．ＮＯ．６，ＤＥＣＥＭＢＥＲ　２００１）に適用する構成としてもよい。
ここで、図１３はコーデットアパーチャのパターンの一例（引用文献：ｈｔｔｐ：／／ｌｈｅａｗｗｗ．ｇｓｆｃ．ｎａｓａ．ｇｏｖ／ｄｏｃｓ／ｃａｉ／ｃｏｄｅｄ＃ｍａｒｔ．ｈｔｍｌ）を示している。このコーデットアパーチャの後方に、例えば前記第７実施形態で述べた多層からなる検出器１４３を設置することにより、つまり、検出器側を三次元検出器にすることで、コーデットアパーチャのコリメータ孔に対して新しい角度にあるピクセル群を提供することができ、これにより、コーデットアパーチャ及び検出器１４３を線源の回りを回転させることなく、線源の三次元位置情報を得ることができる。また、通常のコーデッドアパーチャよりも高分解能・高感度の計測を可能にすることができる。
【００６７】
なお、以上説明した本発明は、放射線を照射することにより電荷を生成する半導体素子と、その素子の片面に帯状に形成された複数の電極と、対向する面でその電極と直行方向に形成された複数の電極において、半導体素子を複数枚積層する構造を特徴とした放射線撮像装置に相当する。
また、放射線を照射することにより電荷を生成する半導体素子と、その素子の片面に帯状に形成された複数の電極と、対向する面でその電極と直行方向に形成された複数の電極において、半導体素子を複数枚積層し、重なる部分の電極を一括して読み出す構造を特徴とした放射線撮像装置に相当する。
また、放射線を照射することにより電荷を生成する半導体素子と、その素子の片面に帯状に形成された複数の電極と、対向する面でその電極と直行方向に形成された複数の電極において、半導体素子を複数枚積層し、重なる部分の電極を電気抵抗（抵抗手段）を介することにより接続する構造を特徴とした放射線撮像装置に相当する。
また、放射線を照射することにより電荷を生成する半導体素子と、その素子の片面に帯状に形成された複数の電極と、対向する面でその電極と直行方向に形成された複数の電極において、半導体素子を複数枚積層し、重なる部分の電極を遅延線（遅延手段）を介することにより接続する構造を特徴とした放射線撮像装置に相当する。
【００６８】
なお、放射線検出器は、シングルフォトンエミッションＣＴ装置、ポジトロンエミッショントモグラフィ装置、コンプトンカメラ、コーデッドアパーチャを備えた放射線撮像装置に使用される。
【００６９】
【発明の効果】
本発明によれば、放射線撮像装置であるクロスストリップ読出型半導体素子の積層により、電荷収集においては１枚ずつの厚さ、検出効率については積層した分の厚さを持つ、高性能な放射線撮像装置となる。また、重なる電極の読出を一括して行うことで読出回路数についてもクロスストリップ型におけるｎ×ｎ個から２ｎ個への削減のみならず、厚さ方向へのｍ倍の回路数増大を抑えることができ、読出回路数を２ｎ／（ｎ×ｎ×ｍ）に大幅削減することが可能となる。更に電荷分割読出を深さ方向に行うことで反応位置の三次元情報を得る検出器を製作することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態による積層検出器の概略構成を示す斜視図である。
【図２】単層の検出器の動作原理を説明する模式図であり、（ａ）は検出器の側面、（ｂ）は同平面、（ｃ）は同底面、（ｄ）は検出位置特定の原理を示す説明図である。
【図３】本発明の第２実施形態によるガンマカメラ装置の構成例を示す斜視図である。
【図４】本発明の第３実施形態による積層検出器の概略構成を示す斜視図である。
【図５】第３実施形態における電荷分割法の原理を示す説明図である。
【図６】本発明の第４実施形態における検出器の積層方法と厚さ方向位置分解能の関係を示し、（ａ）は、本実施形態に対する比較例による積層検出器の原理を示す斜視図、（ｂ）は本実施形態による積層検出器の原理を示す斜視図である。
【図７】第４実施形態による積層検出器の具体例を示す斜視図である。
【図８】本発明の第５実施形態による半導体素子に対するγ線の相互作用深さ位置情報をガンマカメラに適用する方法を示した説明図である。
【図９】第５実施形態による積層クロスストリップ型放射線検出器を用いたＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【図１０】本発明の第６実施形態による積層クロスストリップ型放射線検出器を用いたＰＥＴ装置の構成図である。
【図１１】（ａ）は従来の検出器を３Ｄ−ＰＥＴ装置に適用した場合の概略図、（ｂ）は、（ａ）中の矢示Ｉ−Ｉ方向からみた概略図である。（ｃ）は、第６実施形態による検出器を３Ｄ−ＰＥＴ装置に適用した場合の概略図、（ｄ）は、（ｃ）中の矢示ＩＩ−ＩＩ方向からみた概略図である。
【図１２】第７実施形態によるコンプトンカメラ装置を示す概略図である。
【図１３】コーデットアパーチャの二次元パターン例を示す平面図である。
【図１４】従来技術によるガンマカメラを示す構成図である。
【符号の説明】
１Ａ，１０１，１１１　積層クロスストリップ型放射線検出器
１Ｂ　三次元積層クロスストリップ型放射線検出器
２　ガンマカメラ装置
３　データ処理装置
１０，８６，８７，８８，８９，１４２，１４３　検出器
１１　半導体素子
１２ｘ　Ｘ軸ストリップ電極
１２ｙ　Ｙ軸ストリップ電極
１６　データ集積装置
１７，８１，８２，８３，８４，８５，１１２，１４４　γ線
１８，３７，１１６　遮光・電磁シールド
２１　ガンマカメラ
２２　ガンマカメラ保持部
２３，１０７，１１８　操作パネル
２４　ベッド
３１　電荷分割用抵抗
３６　保持基板
４０，１０３，１１５　データ収集解析装置
７１　Ｘ軸読出兼素子保持部
７２　Ｙ軸読出兼素子保持部
１０６　可動ベッド
１４１　コンプトンカメラ装置（放射線撮像装置）[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a semiconductor radiation detector, and more particularly to a radiation detector and a radiation imaging device suitable for use in a two-dimensional or three-dimensional imaging device.
[0002]
[Prior art]
FIG. 14 shows a configuration of a conventional gamma camera. The mainstream gamma camera still uses the NaI scintillator 201. Radiation (γ-rays) enters the scintillator 201 at an angle limited by the number of collimators 206 and emits scintillation light. This light sandwiches the light guide 202, reaches the photomultiplier tube 203, and becomes an electric signal. The electric signal is shaped by the measurement circuit 204 attached to the measurement circuit fixing board 205 and sent from the output connector 207 to an external data collection system. The whole of the scintillator 201, light guide 202, photomultiplier tube 203, measuring circuit 204, measuring circuit fixing board 205, and the like are housed in a light-shielding shield case 208 to block electromagnetic waves other than external radiation.
[0003]
In general, a gamma camera using the scintillator 201 has a structure in which a large photomultiplier tube is placed after one large crystal, so that the positional resolution remains at a level of about 10 mm. In addition, the scintillator 201 has a problem that the energy resolution is extremely poor because the scintillator 201 performs detection through multi-stage conversion from radiation to visible light and from visible light to electrons.
[0004]
As a radiation imaging apparatus other than the scintillator 201, a cross-strip radiation detector is known. As a method of reading detection information (cross-strip type reading method) in this cross-strip type radiation detector, a plurality of X-axis strip electrodes and a plurality of Y-axis strip electrodes extending perpendicular to each other are used, and the incident position of radiation is set to X. After obtaining the axis detection position and the Y-axis detection position, two-dimensional incident position information is obtained by simultaneous measurement.
[0005]
Therefore, for example, when the number of pixels is n × n, the number of channels when reading is performed individually becomes the same as the number of pixels (n × n). The number is limited to only 2n and the number of readout electrodes can be reduced (for example, see Non-Patent Document 1). Specifically, for example, when the number of pixels on one side is 200, usually 200 × 200 = 40,000 read channels are required. In the case of the cross-strip read method, 2 × 200 read channels are normally used. You only need a channel. That is, in the case of the cross-strip read method, the number of read channels (the number of circuits) is 2 × 200 / (200 × 200) = 1/100, which can be greatly reduced.
[0006]
[Non-patent document 1]
Radiation Measurement Handbook, 3rd Edition, p. 559
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
However, in a conventional cross-strip type radiation detector using a semiconductor element having a single layer, the thickness (element thickness) of the semiconductor element cannot be increased due to the limitation of the distance over which the charge can be collected, and the detection efficiency is kept low. Had been. That is, in the conventional cross-strip radiation detector to which the cross-strip readout method is applied, even if X-rays with low energy can be detected, in detection of γ-rays with high energy, γ-rays penetrate the semiconductor element ( However, there is a problem that the detection efficiency cannot be improved.
[0008]
In such a conventional cross-strip type radiation detector, two-dimensional incident position information can be obtained by obtaining the radiation incident position on the semiconductor element as the X-axis detection position and the Y-axis detection position. However, there is a problem that the radiation incident position in the depth direction (thickness direction), that is, three-dimensional incident position information cannot be obtained, and the accuracy of the detector cannot be sufficiently improved.
[0009]
Therefore, an object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus including a semiconductor detection element that can increase the detection efficiency of γ-rays or the like having high energy.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
The present invention that has solved the above-described problems has a configuration in which a cross-strip type radiation detector that is a radiation imaging apparatus is stacked as a method of increasing the thickness without lowering the energy resolution and increasing the detection efficiency. Further, when stacking the detectors, the reading of the electrodes at the same position is collectively performed, so that the number of read circuits is not increased or the number of read circuits (the number of channels) is suppressed, and the detection efficiency is reduced. It is possible to increase. Other solutions will be clarified in the following embodiments of the invention.
[0011]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. First, the operation principle of a cross-strip radiation detector (hereinafter, referred to as a “detector”) as a radiation imaging apparatus will be described, and then each embodiment will be described.
[0012]
≪Operating principle≫
First, the principle of operation of the detector will be described with reference to the drawings, taking a single-layer detector as an example. 2A and 2B are schematic diagrams illustrating the principle of operation (single layer) of the detector. FIG. 2A is a side view of the detector, FIG. 2B is the same plane, FIG. 2C is the same bottom, and FIG. The principle of is shown.
[0013]
The detector 10 shown in FIG. 2 has a configuration in which an X-axis strip electrode 12x is provided on one surface of a semiconductor element 11 and a Y-axis strip electrode 12y is provided on the other surface, as can be seen from a side view. Layer configuration). As can be seen from a plan view and a bottom view, the X-axis strip electrode 12x and the Y-axis strip electrode 12y have a structure in which elongated electrodes (strip electrodes) are arranged in parallel at substantially equal intervals. The direction (orientation direction) is such that the X-axis strip electrode 12x and the Y-axis strip electrode 12y are orthogonal to each other. The reason why the respective strip electrodes 12 are arranged with appropriate gaps is to insulate the adjacent strip electrodes 12 from each other. The reason why the insulated X-axis strip electrode 12x and Y-axis strip electrode 12y are arranged in a direction orthogonal to each other is to detect information on the incident position Po of γ-rays (radiation).
[0014]
Further, a reading line (conductor) (not shown) is connected to each of the

strip electrodes

12x and 12y of the detector 10. In the example shown in FIG. 2, since there are eight X-axis strip electrodes 12x and eight Y-axis strip electrodes 12y, a total of 16 read lines (not shown) are connected.
[0015]
In the configuration of FIG. 2, if the γ-ray 17 is incident and interacts with the semiconductor element 11, charge information (front surface signal, back surface signal) from the strip electrode 12 near the position where the γ-ray 17 interacts with the semiconductor element 11. ) Is obtained. In the example of FIG. 2, a surface signal is obtained from the fourth electrode from the right of the X-axis strip electrode 12x, and a back surface signal is obtained from the third electrode from the top of the Y-axis strip electrode 12y. When this signal is superimposed, as shown in FIG. 2D, at which position of the detector 10 (semiconductor element 11) the γ-ray 17 interacted with the semiconductor element 11, that is, at which position of the detector 10 It is possible to detect whether the γ-ray 17 has entered, and in this example, the incident position P0 of the γ-ray 17 is detected.
[0016]
<< 1st Embodiment >>
The first embodiment will be described with reference to the drawings. Note that the first embodiment is an embodiment in which a detector is stacked to form a stacked cross-strip type radiation detector (hereinafter, referred to as a “stacked detector”) as a radiation imaging apparatus to increase the sensitivity of radiation detection. FIG. 1 is a diagram illustrating a schematic configuration of the stacked detector according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the stacked detector 1A has a configuration in which a plurality of single-layer detectors 10 are stacked.
[0017]
Each of the detectors 10 of the stacked detector 1A is called a first layer, a second layer,... In order from the top in FIG. 1, and as shown in FIG. The semiconductor element 11 is stacked so that the X-axis strip electrode 12x is provided on the surface of the first layer (odd layer) opposite to the semiconductor element 11 upside down, and the Y-axis strip electrode 12y is provided on the surface opposite to that surface. Is done. That is, the X-axis strip electrodes 12x and the Y-axis strip electrodes 12y of the adjacent detectors 10 are closely stacked.
[0018]
Thus, by bringing the strip electrodes 12 of the same polarity into close contact with each other, the height (thickness) of the stacked detector 1A can be reduced. Further, connection of the next batch read line 13 is also facilitated. At the time of lamination, in order to detect the incident position of the radiation (γ-ray 17), one strip electrode 12 of the detector 10 should not be in contact with a plurality of strip electrodes 12 of the other detector 10 facing the same. Lamination is performed with the position regulated.
[0019]
As shown in FIG. 1, the stacked detector 1 A connects the X-axis strip electrodes 12 x of each of the detectors 10 one by one in the depth direction (with reference to the incident direction of the γ-ray 17) by the X-axis batch readout line 13 x. It has a configuration that is. In other words, the X-axis batch readout line 13x is composed of a plurality of conductors that electrically connect the X-axis strip electrodes 12x arranged in rows one by one. In addition, the stacked detector 1A has a configuration in which the Y-axis strip electrodes 12y of the respective detectors 10 are connected one by one in the depth direction by Y-axis batch readout lines 13y. In other words, the Y-axis batch readout line 13y is composed of a plurality of conductors that electrically connect the Y-axis strip electrodes 12y arranged in a line in the depth direction, one by one.
[0020]
The collective readout circuit 14 (X-axis collective readout circuit 14x, Y-axis collective readout circuit 14y) is a circuit that converts a charge signal into a voltage pulse, and for example, a charge-sensitive amplifier or the like is applied. The high-voltage power supply 15 (the high-voltage power supply 15x for the X-axis strip and the high-voltage power supply 15y for the Y-axis strip) is a power supply for operating the stacked detector 1A, and the X-axis strip electrode 12x and the Y-axis strip electrode 12y respectively The potential required for charge collection is maintained. Incidentally, one of the X-axis strip electrode 12x and the Y-axis strip electrode 12y may be simply connected to the ground.
[0021]
Reference numeral 16 denotes a data accumulation device, which transmits collected data to an image processing device or the like. Reference numeral B denotes a holding substrate, which has a role of holding the stacked detectors 10 and the like. Reference numeral 18 denotes a light-shielding / electromagnetic shield that covers the stacked detector 1A. The shield 18 shields the stacked detector 1A from light and electromagnetic waves other than radiation.
[0022]
The stacked detector 1A according to the first embodiment described above will be described with reference to the drawings (see FIG. 1).
[0023]
Although the semiconductor element 11 shown in FIG. 1 is composed of an element that interacts with the γ-ray 17, if the radiation energy is high like the γ-ray 17, the semiconductor element 11 penetrates through the semiconductor element 11 before the interaction. High probability of transmission. However, in the stacked detector 1A of the first embodiment, a plurality of detectors 10 (semiconductor elements 11) are stacked, and the semiconductor element 11 has a sufficient thickness. For this reason, the incident γ-rays 17 interact with the semiconductor element 11 of one of the stacked detectors 10, so that it is possible to reduce the amount of radiation that is transmitted as it is.
[0024]
When the γ-ray 17 interacts with the semiconductor element 11, charges (holes / electrons) are generated. However, the stacked detector 1 A according to the present embodiment has a distance between electrodes (X-axis strip electrode) in the detector 10. Since the distance between 12x and the Y-axis strip electrode 12y) is short, the generated charges can be properly captured. That is, if the thickness of one semiconductor element 11 is increased as it is, the distance between the electrodes, in other words, the charge collection distance increases, which causes a decrease in the energy resolution. By stacking the semiconductor elements 11 (detectors 10) in a state where is reduced, it is possible to provide a detector 1A (stacked detector 1A) having high energy resolution and high detection efficiency.
[0025]
Incidentally, assuming that the detection efficiency of one (single-layer) detector 10 is e, the detection efficiency is 1- (1-e) by increasing the thickness to n (detector n-layer) by lamination. ⁿ Can be increased. That is, when the detection efficiency e of one detector 10 is 5%, the detection efficiency is 23% in the case of five stacked layers, and the detection efficiency can be increased four times or more.
[0026]
In addition, the signals at the same X position are collectively read by the X-axis batch readout circuit 14x by the X-axis batch readout line 13x, and similarly, the Y-axis information is read by the Y-axis batch readout circuit 14y by the Y-axis batch readout line 13y. The detectors 10 can be stacked without increasing the number of readout circuits (the number of measurement circuits) at all. That is, if the m stacked detectors 10 are individually read, the number of read circuits is increased by a factor of m. However, according to this configuration (read method), the number of read circuits can be increased without any increase in the number of read circuits. The stacking of the containers 10 can be performed. By the way, compared with the case of stacking n × n pixels (channels) × m sheets, the number of readouts is reduced from n × n pixels to 2n pixels by the cross-strip readout method, and the number of stacks is increased from m times by batch readout. Since the number of readout circuits is reduced by one time, the number of readout circuits can be significantly reduced to 2n / (n × n × m). Specifically, in comparison with the case where ten detectors each having 200 × 200 pixels are stacked, the number of readout circuits is 2 × 200 in the detector 10 according to the present embodiment using the cross-strip readout method. / (200 × 200 × 10) = 00.
[0027]
As described above, according to the first embodiment, the detection efficiency of the stacked detector 1A can be significantly increased without increasing the number of readout lines of the stacked detector 1A. Incidentally, the stack detector 1A is remotely operated using a known radiation measurement circuit, data collection / analysis device, and data display device (detailed description of this portion is omitted).
[0028]
<< 2nd Embodiment >>
Next, a second embodiment in which the stacked detector of the present invention is applied to a gamma camera device will be described. Note that, in the present embodiment, portions common to the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
[0029]
FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration example of a gamma camera device. As shown in FIG. 3, the gamma camera device 2 includes a gamma camera 21, a gamma camera holding unit 22, an operation panel 23, and a data processing device 3 including the stacked detector 1A described in the first embodiment. You. In the data processing device 3, a signal from the detector 10 generated by the incidence of the γ-ray 17 on the stacked detector 1A is collected by the data collection and analysis device 3A through a radiation measurement circuit (not shown). The position of the subject P is controlled by the bed 24. This control can be performed from a long distance by the data input / output device 3B on the spot by the operation panel 23. The data can be displayed by the data display device 3C and the operation panel 23.
[0030]
The gamma camera 21 includes the stacked detector 1A as a main part, and a parallel collimator CM (hereinafter, referred to as a collimator CM) that regulates the incident direction of the γ-ray 17 incident on the stacked detector 1A below (the bottom of) the stacked detector 1A. It has. The gamma camera holding unit 22 has a role of adjusting the position of the subject P lying on the gamma camera 21 and the bed 24 and the like. The operation panel 23 has the same functions as the data processing device 3 and can be operated near the gamma camera device 2. The bed 24 is a table on which the subject P is placed, and can perform position adjustment in the body axis direction and the like. The data processing device 3 displays a functional image such as a PET image on the basis of information obtained from the gamma camera 2.
[0031]
The gamma camera 2 administers a radiopharmaceutical to the subject P, and performs imaging by generating γ-rays 17 from the drug accumulation portion C in the body of the subject P. Of the γ-rays 17 isotropically generated from the specific accumulation unit C, the incidence direction of the γ-rays 17 toward the stacked detector 1A is regulated by the collimator CM. The γ-ray 17 that has passed through the collimator CM enters the stacked detector 1A. The γ-rays 17 are detected by the stacked detector 1 A including the semiconductor element layer which has no thickness as a single semiconductor element 11 (see FIGS. 1 and 2) but has a thickness as a whole.
[0032]
The detected position of the detected γ-ray 17 is specified, and a functional image or the like is displayed on the screen by the data processing device 3 based on the specified information. The functional image is used for interpretation by a doctor or the like.
[0033]
According to the gamma camera 21, since the detection efficiency of radiation (γ-rays 17) can be improved, for example, the amount of radiopharmaceutical to be administered to the subject P can be reduced. Further, the photographing time by the gamma camera 21 can be reduced. Therefore, the burden on the subject P can be reduced. If the dose of the radiopharmaceutical and the imaging time are the same, a functional image with a larger amount of information can be obtained.
[0034]
<< 3rd Embodiment >>
A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Note that, in the present embodiment, the same reference numerals are given to portions common to the first embodiment, and description thereof will be omitted.
[0035]
FIG. 4 shows a configuration of a three-dimensional laminated cross-strip type radiation detector 1B (hereinafter, referred to as a laminated detector 1B) as a radiation imaging apparatus. The semiconductor element 11 has an X-axis strip electrode 12x on one surface and a Y-axis strip electrode 12y on a surface opposite to the opposite surface. The semiconductor element of the second layer has an X-axis strip electrode 12x on a surface opposite to the first layer and a Y-axis strip electrode 12y on a surface opposite to that surface. As described above, by stacking the semiconductor elements 11 having an electrode structure in which XY are alternately exchanged, electrodes having the same potential are brought close to each other, and dense stacking is enabled. The signal at the same X position is drawn out to the X-axis batch readout line 13x, but the signal is distributed by a plurality of

charge dividing resistors

31, 31,. The data is read out at a large ratio on the near side.
[0036]
Similarly, the Y-axis information is drawn out to the Y-axis batch readout line 13y, and is obtained by signals distributed to the Y-axis upper readout circuit 34 and the Y-axis lower readout circuit 35 by the respective charge dividing resistors 31. The semiconductor elements 11 are stacked and fixed by the holding substrate 36. Since the stacked detector 1B is surrounded by the light-shielding / electromagnetic shield 37, the influence of electromagnetic waves other than radiation can be prevented. The X-axis strip electrode 12x and the Y-axis strip electrode 12y are maintained at potentials required for charge collection by using the X-axis strip high voltage power supply 38 and the Y-axis strip high voltage power supply 39, respectively. The γ-rays 17 interact with the semiconductor element 11 to generate a signal, and the signal is collected by the data collection / analysis device 40.
[0037]
FIG. 5 is an explanatory diagram showing the principle of the charge division method in the third embodiment. The electrodes 12 formed on each of the plurality of semiconductor elements 11 are connected by the collective readout line 13, and each charge dividing resistor 31 is inserted between the electrodes. The specific value of the resistor 31 is generally about several 100 kΩ, but a low resistance value is used in applications where the speed of a signal is important. Theoretically, the resistance can be reduced to about the same as the resistance value of the electric wire itself that connects from the wiring to the radiation measurement circuit (not shown).
[0038]
One-side read circuit 61 and the other-side read circuit 62 are connected to both ends of the collective read line 13, and each is connected to the data collection / analysis device 40. When the γ-ray 17 enters a certain semiconductor element 11, the signal charge Q ₀ Is distributed by the ratio of resistance values to both ends.
[0039]
That is, the resistance from the semiconductor element 11 serving as a signal source to the one-side readout circuit 61 is represented by R _L And the resistance value up to the other side read circuit 62 is R _R Then, the signal charge Q appearing in the one-side read circuit 61 _L In the case of FIG. 5, the point where two resistors 31 are connected in series and five from the left in the middle of seven resistors 31 connected in series is distributed to the

readout circuits

61 and 62 via the respective resistors 31. So
Q _L = Q ₀ × R _R / (R _L + R _R )
And the signal charge Q appearing in the other side read circuit 62 _R Is
Q _R = Q ₀ × R _L / (R _L + R _R )
It becomes. Using this relationship, the incident position can be obtained from the ratio of the signal charge amounts detected simultaneously by the read

circuits

61 and 62 on one side and the other side as in the following equation.
X = Q _R / (Q _L + Q _R )
The determination of the simultaneous measurement and the conversion of the signal charge amount into the position information are performed by the data collection / analysis device 40.
[0040]
<< 4th Embodiment >>
A fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Note that, in the present embodiment, the same reference numerals are given to portions common to the first embodiment, and description thereof will be omitted. 6A and 6B show the relationship between the stacking method of the detector and the position resolution in the thickness direction. FIG. 6A is a comparative example with respect to the embodiment (b), and has the same electrode direction alternating type as FIGS. 3 shows a stacked detector.
[0041]
In FIG. 6A, the semiconductor element 11 has an X-axis strip electrode 12x on one surface, and has a Y-axis strip electrode 12y on a surface opposite to that surface. The second-layer semiconductor element 11 is provided with an X-axis strip electrode 12x on a surface that is upside down from the first-layer semiconductor element 11, and a Y-axis strip electrode 12y on a surface opposite to that surface. Is provided.
[0042]
Here, assuming that a value obtained by adding the thickness of one semiconductor element 11 and two

electrodes

12x and 12y on both surfaces is d, the X-axis strip electrode 12x of the first layer to the Y-axis strip of the second layer The distance to the electrode 12x is 2d. The advantage in this case is that since there is no potential difference between the opposing

electrodes

12x, 12x (12y, 12y), dense lamination is possible, and if the

electrodes

12x, 12x (12y, 12y) are brought into direct contact, fixing is extremely difficult. It will be easier. Further, this laminated structure can greatly reduce the number of manufacturing steps, and can realize a practical and low-cost product.
[0043]
On the other hand, FIG. 6B shows the principle of the fourth embodiment of the present invention. The feature of this embodiment is that the electrode orientation is such that the electrode 12x is on the upper side of the semiconductor element 11 and the electrode 12y is on the lower side. It is unified. The electrode directions of adjacent semiconductor elements are unified. In FIG. 6B, since the potentials of the opposed X-axis strip electrode 12x and Y-axis strip electrode 12y are different, the

electrodes

12x and 12y have to be kept in a non-contact state. Are larger than in the case of FIG. However, in the present embodiment, as shown in FIG. 6B, the distance d between the X-axis strip electrodes 12x is ₀ Is 2d or less (d is a value obtained by adding the thickness of the semiconductor element 11 and the two

electrodes

12x and 12y on both surfaces to d). ₀ <2d), the semiconductor elements 11 can be stacked more densely, and the positional resolution in the depth direction of the interaction between the γ-rays and the semiconductor element 11 can be increased.
[0044]
FIG. 7 shows a mounting method according to the fourth embodiment in which the electrodes are stacked in a state where the electrodes are unified so that the electrode 12x is located above the semiconductor 11 and the electrode 12y is located below the semiconductor 11. In order to stack the semiconductor elements 11 with cross-strip electrodes in a non-contact manner, they are attached to the end (side surface) of the semiconductor element 11 by an X-axis readout / element holding section 71 and a Y-axis readout / element holding section 72. A signal is read from the

electrodes

12x and 12y.
[0045]
The X-axis read-out and holding unit 71 is connected to the X-axis batch read-out and stacking-holding unit 73, and performs both holding of the stacked semiconductor elements 11 and reading of signals from each X-axis read-out and holding unit 71. Do. The Y-axis readout / element holding section 72 is also connected to the Y-axis collective readout / stacking holding section 74, respectively, and performs both holding of the stacked semiconductor elements 11 and reading from the Y-axis batch reading / stacking holding section 74 signal. Do. These read signals are collected by a data collection and analysis device or the like.
[0046]
<< 5th Embodiment >>
A fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. Note that, in the present embodiment, the same reference numerals are given to portions common to the first embodiment, and description thereof will be omitted. FIG. 8 shows a method of applying the interaction depth position information of γ rays to a semiconductor element to a gamma camera device (see FIG. 3) which is a radiation imaging device. In FIG. 8,

γ rays

81, 82, 83, 84, 85 pass through gaps S1, S2, S3 formed between, for example, four collimators CM. The

detectors

86, 87, 88, and 89 are respectively arranged in order from the position closest to the collimator CM.
[0047]
Here, the detector 86 arranged at the position closest to the collimator CM has almost complete sensitivity only to the γ-ray 83 passing through the gap S2 among the γ-rays 81 to 85. However, the detectors 86 to 89, like the

blind spots

90, 91, 92, and 93 (hatched portions in FIG. 8) shown in FIG. In addition, the

detectors

86, 87, 88, and 89 gradually increase the sensitivity to γ-

rays

81 and 85 passing through the gaps S 1 and S 3.
[0048]
From the above, the weighting factors for weighting the signals from each layer (each detector) are W1, W2, W3, W4... Wi in order from the closest to the collimator CM, and the γ-rays 81 from the gaps S1, S3 , 85, the volume of each layer becomes V1, V2, V3, V4... Vi, the relationship Wi∝Vi holds. That is, the weight coefficient Wi is set so as to gradually decrease as the detector moves away from the collimator CM. This means that the position resolution of the detector with respect to the γ-ray 83 passing through the gap S2 between the collimators CM deteriorates in the order of the

detectors

86, 87, 88, and 89.
[0049]
Therefore, in the present embodiment, if depth position information is obtained in the same manner as in the third embodiment (see FIG. 4), the signal is weighted in the depth direction as described above, so that the distance from the collimator CM is increased. It is possible to correct and improve the resolution of the detector, which becomes worse. This method greatly contributes to improving the performance of a SPECT apparatus described later.
[0050]
FIG. 9 shows a single photon emission CT (SPECT) apparatus which is a radiation imaging apparatus using a stacked detector capable of detecting the depth information of the interaction depth of γ rays with the semiconductor element. The stacked detector 101 is installed so as to surround the subject P. Then, the radioisotope drug administered to the subject P gathers at the accumulation part C and emits γ-rays 17. A collimator CM is provided between the stacked detector 101 and the subject P to limit the viewing angle from the stacked detector 101.
[0051]
A signal from the detector 101 generated by the incidence of the γ-ray 17 on the stacked detector 101 is collected by the data collection and analysis device 103 through the radiation measurement circuit 102. The stacked detector 101, the collimator CM, the radiation measurement circuit 102, and the like are shielded in a light-shielding / electromagnetic shield 104 to block the influence of electromagnetic waves other than radiation. The light shielding / electromagnetic shield 104 can be opened and closed when the collimator CM is replaced or removed.
[0052]
In addition, the light shielding / electromagnetic shield 104 is installed on the camera rotation support base 105 as a camera head, and controls the distance and angle with the subject P. At the same time, the position of the subject P is controlled by the movable bed 106. These controls can be performed from a long distance by the data input / output device 108 on the spot by the operation panel 107. The data can be displayed by the data display device 109 and the operation panel 107.
[0053]
In the present embodiment configured as described above, by using the stacked detector 101 in the SPECT apparatus, it is possible to greatly reduce the number of readout circuits and correct the position resolution based on the interaction depth position information.
[0054]
<< 6th Embodiment >>
A sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Note that, in the present embodiment, the same reference numerals are given to portions common to the first embodiment, and description thereof will be omitted. FIG. 10 shows a PET apparatus (positron emission tomography apparatus) which is a radiation imaging apparatus using a stacked detector. A plurality of stacked detectors 111 surround the subject P and are installed. The radioisotope drug administered to the subject P gathers at the accumulation part C and emits γ-rays 112. No collimator is installed between the stacked detector 111 and the subject P, and both of the γ-rays that fly 180 ° opposingly emit radiation measurement circuit 113, measurement circuit control system 114, data collection / analysis device 115, operation panel 118, data input The radiation direction is determined by performing simultaneous measurement using a simultaneous measurement processing device including the output device 119 and the data display device 120.
[0055]
Note that the radioisotope drug for PET has a property of being collected in an accumulation part C of the subject P (for example, a cancer cell portion of the subject P), and the medicine collected in the accumulation part C is proton e. ⁺ Release. And this proton e ⁺ Is an ordinary electronic e ⁻ Reacts with and disappears. At this time, two γ-rays are emitted from the accumulating unit C in directions opposite to each other by 180 degrees, and the two γ-rays are measured simultaneously.
[0056]
A signal generated by the incidence of the γ-ray 112 is collected by the data collection / analysis device 115 through the radiation measurement circuit 113 and the measurement circuit control system 114 (simultaneous measurement processing is performed by a simultaneous measurement processing device by a known method). The stacked detector 111, the radiation measurement circuit 113, and the like are shielded in the light-shielding / electromagnetic shield 116 to block the influence of electromagnetic waves other than the γ-ray 112.
[0057]
The position of the subject P is controlled by the movable bed 117. These controls can be performed from a long distance by the data input / output device 119 on the spot by the operation panel 118. The data can be displayed by the data display device and the operation panel 118.
[0058]
In the PET apparatus, the depth information of the γ-rays with respect to the detector directly leads to the improvement of the positional resolution as compared with the SPECT apparatus. If DOI (Depth of Interact: Interaction Depth Position Information) is obtained, there is a large difference between the line connecting the detector outer circumference and the line connecting the detector inner circumference to the obliquely incident γ-ray. This is because they can be distinguished.
[0059]
11A and 11B are external views showing a 3D-PET apparatus. FIG. 11A is a specific example in which a conventional detector 10 (see FIG. 2) that cannot obtain a DOI is applied to a PET apparatus, and FIG. It is sectional drawing seen from the arrow II direction in a). (C) shows a specific example in which the detector 131 according to the present embodiment for obtaining a DOI is applied to a 3D-PET apparatus, and (d) is a cross section viewed from the direction of arrows II-II in (c). FIG.
[0060]
As shown in FIGS. 11A and 11B, conventionally, since the detector 10 has a single layer, a DOI of γ rays with respect to the detector 10 cannot be obtained, and the detection width d1 of the drug accumulation part C is not obtained. Has become relatively large, and the accuracy of the detection position of the accumulation unit C by the detector 10 has been reduced.
[0061]
On the other hand, as shown in FIGS. 11C and 11D, in the present embodiment, the detectors 131 are stacked and the detector 143 has the same charge division method (illustrated in the third embodiment) as in the third embodiment. By using (3), the DOI of γ-rays for the detector 131 can be obtained. Therefore, the detection width d2 of the drug accumulating portion C can be reduced (d2 <d1) as compared with the related art, and the accuracy of the detection position of the accumulating portion C by the detector 131 can be improved. As described above, according to the present embodiment, by using the stacked detector 111 in the 3D-PET apparatus, the number of readout circuits can be significantly reduced, and the positional resolution by DOI can be greatly improved.
[0062]
<< 7th Embodiment >>
A seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. Note that, in the present embodiment, the same reference numerals are given to portions common to the first embodiment, and description thereof will be omitted. FIG. 12 is a schematic diagram of a Compton camera device which is a radiation imaging device using a combination of a single-layer detector and a stacked detector.
[0063]
As shown in FIG. 12, the Compton camera device 141 includes a first detector 142 having a single layer and a second detector 143 having a multilayer structure. Then, when the incident γ-ray 144 passes through the first detector 142 formed of a single layer, the electron having the energy E1 and the scattered γ-ray 144 ′ having the energy E2 are scattered at the scattering angle θ. If the energy E2 can be obtained by any method, the scattering angle θ can be obtained, and by knowing the scattering angle θ and the flight direction of the scattered γ-rays 144 ′, information on the source position of the incident γ-ray can be obtained. (Reference: gamma ray imaging by Compton camera Radiation Vol. 25, No. 1 (1999)). It is known that the distribution of the scattering angle θ of the scattered γ-rays 144 ′ is given by Equation 1 below.
[0064]
(Equation 1)

[0065]
In the present embodiment, the number of electrodes of the detector 142 and the number of electrodes of each layer of the detector 143 are each 2n, and the detector 143 uses a charge division method (refer to the third embodiment). The three-dimensional position information of the reaction position of the scattered γ-ray 144 ′ can be obtained, and the highly accurate Compton camera device 141 can be provided. According to the Compton camera, three-dimensional position information of the radiation source can be obtained without rotating the detector 143. Incidentally, the first detector 142, which is the First Detector, needs to transmit γ-ray scattered photons, and is not stacked. Therefore, in the case of high-energy γ-rays such as 511 keV, the energy ratio remaining in the Compton scattered photons is high, that is, the penetrating power is high, and the detection efficiency of the second detector 143 becomes important. Therefore, the effect of applying the stacked 2n-type detector 143 to the Second Detector as in the present embodiment is great.
[0066]
In each embodiment, a case has been described in which the radiation imaging apparatus is applied to a gamma camera apparatus, a SPECT apparatus, a PET apparatus, a Compton camera apparatus, and the like. However, in addition to the above, a configuration in which the radiation imaging apparatus is applied to a code aperture (reference document: IEEE TRANSACTIONS ON NUCLBAR SCIBANCE, VOL. 48. NO. 6, DECEMBER 2001) may be adopted.
Here, FIG. 13 shows an example of a code aperture pattern (reference: http://www.gsfc.nasa.gov/docs/cai/coded#mart.html). Behind this corded aperture, for example, by installing the detector 143 composed of multiple layers described in the seventh embodiment, that is, by making the detector side a three-dimensional detector, the collimator hole of the corded aperture can be removed. To provide a new set of pixels at a new angle, thereby providing three-dimensional position information of the source without rotating the coded aperture and detector 143 about the source. Further, it is possible to perform measurement with higher resolution and higher sensitivity than a normal coded aperture.
[0067]
Note that the present invention described above has a semiconductor element that generates electric charges by irradiating radiation, a plurality of electrodes formed in a band shape on one surface of the element, and a plurality of electrodes formed in a direction orthogonal to the electrodes on the opposing surface. A plurality of electrodes correspond to a radiation imaging apparatus characterized by a structure in which a plurality of semiconductor elements are stacked.
In addition, a semiconductor element that generates electric charge by irradiating radiation, a plurality of electrodes formed in a band shape on one surface of the element, and a plurality of electrodes formed in a direction orthogonal to the electrode on an opposite surface. This corresponds to a radiation imaging apparatus characterized by a structure in which a plurality of elements are stacked and electrodes in overlapping portions are read out at one time.
In addition, a semiconductor element that generates electric charge by irradiating radiation, a plurality of electrodes formed in a band shape on one surface of the element, and a plurality of electrodes formed in a direction orthogonal to the electrode on an opposite surface. This corresponds to a radiation imaging apparatus having a structure in which a plurality of elements are stacked and electrodes in overlapping portions are connected via an electric resistance (resistance means).
In addition, a semiconductor element that generates electric charge by irradiating radiation, a plurality of electrodes formed in a band shape on one surface of the element, and a plurality of electrodes formed in a direction orthogonal to the electrode on an opposite surface. This corresponds to a radiation imaging apparatus having a structure in which a plurality of elements are stacked and electrodes in overlapping portions are connected via a delay line (delay means).
[0068]
The radiation detector is used in a single photon emission CT apparatus, a positron emission tomography apparatus, a Compton camera, and a radiation imaging apparatus having a coded aperture.
[0069]
【The invention's effect】
According to the present invention, by stacking cross-strip readout semiconductor elements, which are radiation imaging devices, high-performance radiation imaging has a thickness of one sheet for charge collection and a thickness corresponding to the stacked layer for detection efficiency. Device. In addition, by reading the overlapping electrodes at once, the number of read circuits can be reduced not only from n × n in the cross-strip type to 2n, but also the increase in the number of circuits by m times in the thickness direction. And the number of readout circuits can be greatly reduced to 2n / (n × n × m). Further, by performing the charge division readout in the depth direction, a detector for obtaining three-dimensional information of the reaction position can be manufactured.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view showing a schematic configuration of a stacked detector according to a first embodiment of the present invention.
FIGS. 2A and 2B are schematic diagrams illustrating the operation principle of a single-layer detector, where FIG. 2A is a side view of the detector, FIG. 2B is the same plane, FIG. 2C is the same bottom surface, and FIG. FIG. 3 is an explanatory diagram showing the principle of the present invention.
FIG. 3 is a perspective view illustrating a configuration example of a gamma camera device according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a perspective view showing a schematic configuration of a stacked detector according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 5 is an explanatory diagram illustrating the principle of a charge division method according to a third embodiment.
6A and 6B show a relationship between a method of stacking detectors and a position resolution in a thickness direction according to a fourth embodiment of the present invention. FIG. (B) is a perspective view showing the principle of the stacked detector according to the present embodiment.
FIG. 7 is a perspective view showing a specific example of a stacked detector according to a fourth embodiment.
FIG. 8 is an explanatory diagram illustrating a method of applying the interaction depth position information of γ rays to a semiconductor device according to a fifth embodiment of the present invention to a gamma camera.
FIG. 9 is a configuration diagram of a SPECT apparatus using a laminated cross-strip radiation detector according to a fifth embodiment.
FIG. 10 is a configuration diagram of a PET apparatus using a laminated cross-strip radiation detector according to a sixth embodiment of the present invention.
11A is a schematic diagram when a conventional detector is applied to a 3D-PET apparatus, and FIG. 11B is a schematic diagram as viewed from the direction of arrows II in FIG. 11A. (C) is a schematic diagram in the case where the detector according to the sixth embodiment is applied to a 3D-PET apparatus, and (d) is a schematic diagram viewed from the direction of arrows II-II in (c).
FIG. 12 is a schematic diagram showing a Compton camera device according to a seventh embodiment.
FIG. 13 is a plan view showing an example of a two-dimensional pattern of a corded aperture.
FIG. 14 is a configuration diagram illustrating a gamma camera according to the related art.
[Explanation of symbols]
1A, 101,111 Stacked cross-strip radiation detector
1B 3D stacked cross-strip radiation detector
2 Gamma camera device
3 Data processing device
10,86,87,88,89,142,143 Detector
11 Semiconductor element
12x X-axis strip electrode
12y Y-axis strip electrode
16 Data integration device
17, 81, 82, 83, 84, 85, 112, 144 gamma rays
18,37,116 Light shielding / electromagnetic shielding
21 gamma camera
22 Gamma camera holder
23, 107, 118 Operation panel
24 beds
31 Charge splitting resistor
36 holding board
40,103,115 Data collection analyzer
71 X-axis reading and element holding unit
72 Y axis readout and element holding unit
106 movable bed
141 Compton camera device (radiation imaging device)

Claims

A semiconductor element that generates electric charges by irradiating radiation, a plurality of electrodes formed in a band shape on one surface of the element, and a plurality of electrodes formed in a direction opposite to the electrode on a surface opposite to the electrode. A radiation detector provided with a structure in which a plurality of semiconductor elements are stacked and electrodes in overlapping portions are connected via an electric resistance or a delay line.

A radiation imaging apparatus comprising the radiation detector according to claim 1.

The radiation detector according to claim 1, wherein the radiation detector is used for a gamma camera, and the gamma camera is remotely operated using a radiation measurement circuit, a data collection / analysis device, and a data display device.

The radiation detector according to claim 1 is used for a single photon emission CT device, and the single photon emission CT device is remotely operated by using a data collection / analysis device, a data input / output device, and a data display device. Radiation imaging device.

2. A radiation imaging apparatus, wherein the radiation detector according to claim 1 is used in a positron emission tomography apparatus, and the positron emission tomography apparatus is remotely operated by using a simultaneous measurement processing apparatus.

A radiation imaging apparatus, wherein the radiation detector according to claim 1 is used for a Compton camera.

A radiation imaging apparatus, wherein the radiation detector according to claim 1 is used for a coded aperture.