JP4178402B2

JP4178402B2 - 放射線検出器

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Publication number: JP4178402B2
Application number: JP2003425156A
Authority: JP
Inventors: 隆司山田; 重典関根; 敏一簗田; 元己大鹿
Original assignee: Nihon Kessho Koogaku Co Ltd
Current assignee: Nihon Kessho Koogaku Co Ltd
Priority date: 2003-12-22
Filing date: 2003-12-22
Publication date: 2008-11-12
Anticipated expiration: 2023-12-22
Also published as: EP1698911B1; WO2005062073A1; US7138632B2; EP1698911A4; JP2005181201A; EP1698911A1; US20060076497A1

Description

本発明は、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に関するものである。

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 Emission Tomography：以下、「ＰＥＴ装置」と称する）が注目されている。ＰＥＴ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・陽電子対消滅に伴っ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、ＰＥＴ装置は、例えば、放射性同位元素を擬似ブドウ糖に結合させたＦＤＧを被検体内に注入し、ＦＤＧ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から、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。ＦＤＧ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から、ＦＤＧ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、ＰＥＴ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ＰＥＴ装置の検出感度はきわめて高く、従来用いられてきたＣＴ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、ＰＥＴ装置はその構造上空間分解能がＣＴ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、ＰＥＴ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、ＰＥＴ装置によっ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ＰＥＴ−ＣＴ装置は、微小な病変につい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、特許文献１参照。）。

特表２００３−５０１６６６号公報

しかしながら、従来のＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ装置および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、ＰＥＴ装置およびＣＴ装置はそれぞれ異なるメカニズムによっ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、か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γ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ＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置あわせの必要性を解消するためには、ＰＥＴ装置および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。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、請求項１にかかる放射線検出器は、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、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。

この請求項１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、請求項２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、請求項３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、請求項４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。

また、請求項５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イオード素子１次元状に配列したフォトダイオードアレイを備えたことを特徴とする。

また、請求項６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。

また、請求項７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、前記フォトダイオ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、請求項８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、請求項９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。

本発明にかかる放射線検出器は、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できるという効果を奏する。従って、例えば本発明をＰＥＴ−ＣＴ装置の放射線受線機構として利用した場合、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間で位置あわせ処理を行うことなく、正確な位置あわせが施された画像を生成することが可能である。

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放射線および第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。図１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。図１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（図１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増倍管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放射線および第２放射線として、それぞれγ線および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オード素子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、ＬＳＯ（Ｌｕ₂ＳｉＯ₅）を用いることが好ましいが、ＣｓＩやＮａＩでも良く、その他にもＢＧＯ（Ｂｉ₄Ｇｅ₃Ｏ₁₂）、ＢａＦ₂、ＧＳＯ（Ｇｄ₂ＳｉＯ₅）や、各種セラミックシンチレー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、隣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よび光変換処理によっ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。図２−１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、図２−２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。図２−１に示すように、フォトダイオードアレイ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、図２−２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オード素子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１０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１０を介して外部に出力される。

光電子増倍管５は、シンチレータ素子１の作用によりγ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、ＰＥＴ−ＣＴ装置の放射線受線機構としての利用を想定しており、ＰＥＴ−ＣＴ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って得られる光の強度も微小なものとなり、通常の光電変換機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。

図３は、光電子増倍管５の具体的構成を示す模式図である。なお図３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。図３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１１の近傍に陰極１２が配置され、陰極１２に対して変換光入射方向の下流に集束電極１３、電子増倍部１４および陽極１５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ル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１００％の割合で入射させる構成を有している。

陰極１２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１２は所定の電位を与えられており、陰極１２に対して光り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ー等に対応した電子が生成され、陰極１２から放出される。陰極１２はかかる光電変換機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１１の近傍に配置されている。

集束電極１３は、陰極１２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ＰＥＴ−ＣＴ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γ線の強度は微弱であり、陰極１２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１３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１３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１２の作用によって得られた電子は負の電位を有することから、集束電極１３が負電位に保持されることによって、集束電極１３の表面を避けるよう運動する。このため、陰極１２の作用によって得られた電子は、集束電極１３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１４に入射することとなる。

電子増倍部１４は、入射した電子の量を増加させるためのものである。具体的には、電子増倍部１４は複数の電極によって形成されており、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１４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１４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１４は、入射する電子を増幅した状態で陽極１５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増倍管５では、電子増倍部１４における増幅効率は一定であることとする。

陽極１５は、電子増倍部１４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１５は、図１〜図３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γ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、まず図４を参照してＸ線の検出動作について説明し、その後、図５を参照してγ線の検出動作について説明する。

図４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、図４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の作用によっ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、フォトダイオード素子８によって光電変換処理が行われる。光電変換処理によって得られた電気信号は、図４において図示を省略した配線９および端子１０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、かかる工程において、光電子増倍管５は、例えば陰極１２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γ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γ線および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によって光電変換されることはないものとする。

図４に示す動作時において、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の作用によっ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オード素子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、図４に示す動作は、図１に示された多数のシンチレータ素子１および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ＰＥＴ−ＣＴ装置またはＣＴ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ＣＴ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。図５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って得られたγ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１１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１２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１２から放出される。かかる光電子は、集束電極１３の電子集束作用によって高密度化された状態で集束電極１３の中央に設けられた穴部を通過し、電子増倍部１４に入射する。

電子増倍部１４は、電子増幅機能を有することから、電子増倍部１４を通過するに従って電子の量は増幅され、電子増倍部１４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１５に入射されることとなる。陽極１５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から、陽極１５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。

図５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γ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１２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１４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１５から外部に出力されることとなる。

ここで、図５に示す動作は、図１に示すように複数配置されたシンチレータ素子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γ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ＰＥＴ−ＣＴ装置またはＰＥＴ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ＰＥＴ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、図４および図５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γ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γ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って取得される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ＰＥＴ−ＣＴ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、ＰＥＴ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、ＣＴ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、ＰＥＴ−ＣＴ装置で生成されるＰＥＴ画像とＣＴ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ＰＥＴ−ＣＴ装置に使用した場合、ＰＥＴ画像とＣＴ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、放射線検出器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っ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オード素子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、フォトダイオード素子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１２と集束電極１３との間に所定間隔を設ける必要があり、また、電子増倍部１４は複数の電極によって形成され、各電極によっ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１４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、フォトダイオード素子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って形成されるものであって、半導体材料によって形成される各層の膜厚はせいぜい数μｍ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μｍ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オードアレイ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、フォトダイオ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。

図６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。図６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およびセパレータ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増倍管５が配置され、光電子増倍管５の下部には回路基板１６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、フォトダイオードアレイ１７が配置され、フォトダイオードアレイ１７におけるフォトダイオ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１７に備わる配線構造と電気的に接続された配線基板１８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、フォトダイオードアレイ１７か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。

図７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とフォトダイオードアレイ１７および配線基板１８との位置関係等について示す模式図である。図７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、フォトダイオードアレイ１７内に備わるフォトダイオード素子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１９が、フォトダイオード素子８から放射線受線方向下流に一旦延伸した後、フォトダイオードアレイ１７上におけるフォトダイオード素子８の配列方向（図７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２０と電気的に接続された構成を有する。なお、かかる端子２０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、フォトダイオードアレイ１７に対して、配列方向延長上にさらに配線基板１８を備える構成を採用し、端子２０と、配線基板１８上に形成された入力端子２１との間をボンディングワイヤによって電気的に接続し、配線基板１８上に形成された配線２２および出力端子２３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に対して光電子増倍管５およびフォトダイオード素子８がそれぞれ配置された構成を有する点は同様であって、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っ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（図７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１０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。か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オードアレイ４の表面上に配置された端子１０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１０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によっ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２０は配線基板１８上の入力端子２１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１７と配線基板１８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も有する。

（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と同様に光電子増倍管をシンチレー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。

図８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。図８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および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２５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２６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２５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オード素子２７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２８と、フォトダイオードアレイ２８を保持するアレイ保持基板２９とを備えた構成を有する。

図９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２９およびフォトダイオードアレイ２８の構成について示す模式図である。図９に示すように、アレイ保持基板２９は、２次元シンチレータアレイ２５との接触面上にフォトダイオードアレイ２８を嵌め込むための溝部３０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２７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２７に対応して第１パッド３１およびスルーホール３３を配置した構成を有する。

一方、溝部３０に嵌め込まれるフォトダイオードアレイ２８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２５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２７を備えると共に、各フォトダイオード素子２７に対応して電気信号出力のための第２パッド３２を備えた構成を有する。

図１０は、アレイ保持基板２９と、アレイ保持基板２９に形成された溝部３０に嵌め込まれたフォトダイオードアレイ２８との電気的接続関係について示す模式図である。図１０に示すように、溝部３０は、嵌め込まれたフォトダイオードアレイ２８の表面とアレイ保持基板２９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２８表面上に、個々のフォトダイオード素子２７に対応して設けられた第２パッド３２とアレイ保持基板２９の表面上に形成された第１パッド３１とは、同一平面を形成することとなり、両者はワイヤボンディング３４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３１は、アレイ保持基板２９を貫通して形成されたスルーホール３３を介してアレイ保持基板２９の上面に設けられた配線構造３５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２７から出力された電気信号は、第２パッド３２、ワイヤボンディング３４、第１パッド３１およびスルーホール３３を介して、配線構造３５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、フォトダイオードアレイ２８およびアレイ保持基板２９が、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。フォトダイオードアレイ２８およびアレイ保持基板２９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アレイ２８上に形成されるフォトダイオード素子２７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２８およびアレイ保持基板２９をシンチレータ素子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っても、入射する放射線はフォトダイオードアレイ２８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２８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２７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の間にフォトダイオ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も有する。

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、フォトダイオード素子２７に関しては、１次元状に配列したフォトダイオードアレイ２８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オ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オードアレイ２８を複数設けることにより、フォトダイオード素子２７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２８の中で、故障したフォトダイオード素子２７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いる。

また、フォトダイオード素子２７から出力される電気信号に関して、スルーホール３３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オード素子２７を配置した構成を採用したことから、実施の形態１、２の場合と異なり、フォトダイオード素子２７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２７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２７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２７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２７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３３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２７を同一面上に配置した場合であっても、フォトダイオード素子２７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γ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い。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いを利用することによっ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いて画像形成が行われることから、異なる放射線につい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って、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、フォトダイオード素子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。

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る。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る。フォトダイオ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る。光電子増倍管の構成を示す模式図である。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る。実施の形態１にかかる放射線検出器によるγ線検出動作について説明するための模式図である。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る。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オードアレイの構成を示す模式図である。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。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オードアレイの全体構成について示す模式図である。フォトダイオードアレイに備わるフォ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。

符号の説明

１シンチレータ素子
２セパレータ
３シンチレータアレイ
４フォトダイオードアレイ
５光電子増倍管
６回路基板
８フォトダイオード素子
９配線
１０端子
１１接触面
１２陰極
１３集束電極
１４電子増倍部
１５陽極
１６回路基板
１７フォトダイオードアレイ
１８配線基板
１９出力配線
２０端子
２１入力端子
２２配線
２３出力端子
２５２次元シンチレータアレイ
２６回路基板
２７フォトダイオード素子
２８フォトダイオードアレイ
２９アレイ保持基板
３０溝部
３１第１パッド
３２第２パッド
３３スルーホール
３４ワイヤボンディング
３５配線構造

Claims

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、
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２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、
前記複数の光変換手段を構成する各１つの光変換手段に、前記複数の第１光電変換手段を構成する各１つの光電変換手段および前記複数の第２光電変換手段を構成する各１つの光電変換手段の２種の光電変換手段がそれぞれ対応して取り付けられていることを特徴とする放射線検出器。
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項１に記載の放射線検出器。
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項１または２に記載の放射線検出器。
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項１〜３のいずれか一つに記載の放射線検出器。
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オード素子１次元状に配列したフォトダイオードアレイを備えたことを特徴とする請求項４に記載の放射線検出器。
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配線構造を備えたことを特徴とする請求項５に記載の放射線検出器。
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、前記フォトダイオ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項５に記載の放射線検出器。
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請求項５〜７のいずれか一つに記載の放射線検出器。
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項１〜３のいずれか一つに記載の放射線検出器。