JPH0868863A - 放射線検出器 - Google Patents
放射線検出器Info
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- JPH0868863A JPH0868863A JP6228952A JP22895294A JPH0868863A JP H0868863 A JPH0868863 A JP H0868863A JP 6228952 A JP6228952 A JP 6228952A JP 22895294 A JP22895294 A JP 22895294A JP H0868863 A JPH0868863 A JP H0868863A
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- signal processing
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- scintillator
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 簡単な構成でデータ取得速度を高める放射線
検出器を提供する。 【構成】 各シンチレータ１からの光は、各光ファイバ
２でＣＣＤ３の感光部３ａの各画素に導かれ、電気信号
に光電変換され、蓄積部３ｂを転送されて蓄積される。
蓄積部３に蓄積された電荷は出力レジスタ３ｃから出力
され、信号処理回路５に与えられ、Ａ／Ｄ変換を含む信
号処理が行われる。信号処理回路５から出力されるディ
ジタルデータはコンピュータ６に与えられ、所定のデー
タ処理が行われる。
検出器を提供する。 【構成】 各シンチレータ１からの光は、各光ファイバ
２でＣＣＤ３の感光部３ａの各画素に導かれ、電気信号
に光電変換され、蓄積部３ｂを転送されて蓄積される。
蓄積部３に蓄積された電荷は出力レジスタ３ｃから出力
され、信号処理回路５に与えられ、Ａ／Ｄ変換を含む信
号処理が行われる。信号処理回路５から出力されるディ
ジタルデータはコンピュータ６に与えられ、所定のデー
タ処理が行われる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、Ｘ線ＣＴ装置やガン
マカメラ回転型シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＴＣ）
装置、ポジトロン放射トモグラフィ（ＰＥＴ）装置等に
用いられる放射線検出器に関する。
マカメラ回転型シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＴＣ）
装置、ポジトロン放射トモグラフィ（ＰＥＴ）装置等に
用いられる放射線検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のこの種の放射線検出器は、例え
ば、複数個のシンチレータ（蛍光体素子）と、各シンチ
レータに接続され、各シンチレータからの光を電気信号
に光電変換するフォトダイオード（光電変換素子）と、
各フォトダイオードからの電気信号（アナログ信号）に
対してＡ／Ｄ（アナログtoディジタル）変換を含む信号
処理を行う信号処理回路とを備えて構成されている。
ば、複数個のシンチレータ（蛍光体素子）と、各シンチ
レータに接続され、各シンチレータからの光を電気信号
に光電変換するフォトダイオード（光電変換素子）と、
各フォトダイオードからの電気信号（アナログ信号）に
対してＡ／Ｄ（アナログtoディジタル）変換を含む信号
処理を行う信号処理回路とを備えて構成されている。
【０００３】各シンチレータに入射した放射線は各シン
チレータで発光し、それぞれの光は各フォトダイオード
で電気信号に変換され、信号処理回路で増幅等が行われ
最終的にディジタルデータに変換されて出力される。ま
た、従来装置の信号処理回路は、一般的に、各フォトダ
イオードからの電気信号をシリアルに処理するように構
成されている。
チレータで発光し、それぞれの光は各フォトダイオード
で電気信号に変換され、信号処理回路で増幅等が行われ
最終的にディジタルデータに変換されて出力される。ま
た、従来装置の信号処理回路は、一般的に、各フォトダ
イオードからの電気信号をシリアルに処理するように構
成されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな構成を有する従来例の場合には、次のような問題が
ある。医療分野におけるＸ線ＣＴ装置等の画像撮像装置
では、患者の体動や心臓の動き等に基づくモーションア
ーティファクトを防ぐために、放射線の計測（データ取
得）の速度を高めることが望まれている。しかしなが
ら、従来例に係る放射線検出器を用いた場合、１回のデ
ータ取得において、取得された全データをディジタルデ
ータに変換し出力するまで、次のデータ取得が行えな
い。このとき、従来装置のように、信号処理回路がシリ
アル処理するように構成されていた場合、信号処理回路
における処理に長時間を要するので、データ取得速度の
短縮を図るのが難しいという問題がある。
うな構成を有する従来例の場合には、次のような問題が
ある。医療分野におけるＸ線ＣＴ装置等の画像撮像装置
では、患者の体動や心臓の動き等に基づくモーションア
ーティファクトを防ぐために、放射線の計測（データ取
得）の速度を高めることが望まれている。しかしなが
ら、従来例に係る放射線検出器を用いた場合、１回のデ
ータ取得において、取得された全データをディジタルデ
ータに変換し出力するまで、次のデータ取得が行えな
い。このとき、従来装置のように、信号処理回路がシリ
アル処理するように構成されていた場合、信号処理回路
における処理に長時間を要するので、データ取得速度の
短縮を図るのが難しいという問題がある。
【０００５】そこで、例えば、各フォトダイオードに対
して、信号処理回路を個別に接続し、各フォトダイオー
ドからの電気信号をパラレルに処理するように構成する
ことも考えられる。このように構成した場合、各フォト
ダイオードからの電気信号に対する信号処理は個別に行
われるので、信号処理に要する時間の短縮が図れ、その
結果、データ取得速度を高めることができる。しかしな
がら、このように構成した場合、複数個の信号処理回路
が必要となり、コスト高を招くとともに、装置が複雑に
なり、また、各信号処理回路の特性を揃える等の対策も
必要になる。
して、信号処理回路を個別に接続し、各フォトダイオー
ドからの電気信号をパラレルに処理するように構成する
ことも考えられる。このように構成した場合、各フォト
ダイオードからの電気信号に対する信号処理は個別に行
われるので、信号処理に要する時間の短縮が図れ、その
結果、データ取得速度を高めることができる。しかしな
がら、このように構成した場合、複数個の信号処理回路
が必要となり、コスト高を招くとともに、装置が複雑に
なり、また、各信号処理回路の特性を揃える等の対策も
必要になる。
【０００６】この発明は、このような事情に鑑みてなさ
れたものであって、簡単な構成でデータ取得速度を高め
ることができる放射線検出器を提供することを目的とす
る。
れたものであって、簡単な構成でデータ取得速度を高め
ることができる放射線検出器を提供することを目的とす
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】この発明は、このような
目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわ
ち、この発明は、放射線により発光する複数個の蛍光体
素子と、前記各蛍光体素子からの光を電気信号に光電変
換する複数個の光電変換素子と、前記各光電変換素子か
ら出力される電気信号（アナログ信号）に対してＡ／Ｄ
（アナログtoディジタル）変換を含む信号処理を行う信
号処理回路とを備えた放射線検出器において、前記各蛍
光体素子からの光を電気信号に光電変換する複数個の画
素からなる感光部と、前記感光部の各画素からの電荷を
転送して蓄積する蓄積部と、前記蓄積部に蓄積された電
荷を出力する出力レジスタとを備えた電荷転送素子で前
記光電変換素子を構成するとともに、前記各蛍光体素子
からの光を前記電荷転送素子の感光部の各画素に導く導
光手段を備えたものである。
目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわ
ち、この発明は、放射線により発光する複数個の蛍光体
素子と、前記各蛍光体素子からの光を電気信号に光電変
換する複数個の光電変換素子と、前記各光電変換素子か
ら出力される電気信号（アナログ信号）に対してＡ／Ｄ
（アナログtoディジタル）変換を含む信号処理を行う信
号処理回路とを備えた放射線検出器において、前記各蛍
光体素子からの光を電気信号に光電変換する複数個の画
素からなる感光部と、前記感光部の各画素からの電荷を
転送して蓄積する蓄積部と、前記蓄積部に蓄積された電
荷を出力する出力レジスタとを備えた電荷転送素子で前
記光電変換素子を構成するとともに、前記各蛍光体素子
からの光を前記電荷転送素子の感光部の各画素に導く導
光手段を備えたものである。
【０００８】
【作用】この発明の作用は次のとおりである。各蛍光体
素子からの光は導光手段を介して、電荷転送素子の感光
部の各画素に導かれ光電変換される。光電変換された電
気信号（電荷）は、蓄積部を転送される間蓄積され、出
力レジスタから出力され、信号処理回路でＡ／Ｄ変換を
含む信号処理が行われる。従って、１回のデータ取得が
終了するまで、そのデータは蓄積部に蓄積させることが
でき、その後、信号処理回路での処理を行うことができ
るので、信号処理回路による処理時間に影響されず、デ
ータ取得を行うことができ、データ取得速度を高めるこ
とができる。
素子からの光は導光手段を介して、電荷転送素子の感光
部の各画素に導かれ光電変換される。光電変換された電
気信号（電荷）は、蓄積部を転送される間蓄積され、出
力レジスタから出力され、信号処理回路でＡ／Ｄ変換を
含む信号処理が行われる。従って、１回のデータ取得が
終了するまで、そのデータは蓄積部に蓄積させることが
でき、その後、信号処理回路での処理を行うことができ
るので、信号処理回路による処理時間に影響されず、デ
ータ取得を行うことができ、データ取得速度を高めるこ
とができる。
【０００９】
【実施例】以下、図面を参照してこの発明の一実施例を
説明する。図１は、この発明の第１実施例に係る放射線
検出器の概略構成を示す図であり、図２は、第１実施例
装置に用いられる電荷転送素子の概略構成を示す模式図
である。なお、この実施例および以下の各変形例や各実
施例では、電荷転送素子としてＣＣＤ（Charge Coupled
Device ）を用いて説明するが、ＢＢＤ（BucketBrigag
e Device）やＰＣＤ（Plasma Coupled Device ）等で
電荷転送素子を構成してもよい。
説明する。図１は、この発明の第１実施例に係る放射線
検出器の概略構成を示す図であり、図２は、第１実施例
装置に用いられる電荷転送素子の概略構成を示す模式図
である。なお、この実施例および以下の各変形例や各実
施例では、電荷転送素子としてＣＣＤ（Charge Coupled
Device ）を用いて説明するが、ＢＢＤ（BucketBrigag
e Device）やＰＣＤ（Plasma Coupled Device ）等で
電荷転送素子を構成してもよい。
【００１０】図１中、符号１は蛍光体素子としてのシン
チレータを示す。このシンチレータ１は、１回のデータ
取得で取得するデータ数（チャネル数：Ｍとする）分が
並設されている。各シンチレータ１に入射した放射線Ｒ
が各シンチレータ１内で発光した光は、導光手段として
の光ファイバ２によってＣＣＤ３の感光部３ａに導かれ
る。
チレータを示す。このシンチレータ１は、１回のデータ
取得で取得するデータ数（チャネル数：Ｍとする）分が
並設されている。各シンチレータ１に入射した放射線Ｒ
が各シンチレータ１内で発光した光は、導光手段として
の光ファイバ２によってＣＣＤ３の感光部３ａに導かれ
る。
【００１１】ＣＣＤ３は、画素が２次元に配列された構
成で、そのうち、先頭の水平１ライン（水平ラインは図
のＸ方向に平行）に感光部３ａが設けられ、最後尾に出
力レジスタ３ｃが設けられ、感光部３ａと出力レジスタ
３ｃとの間に蓄積部３ｂが設けられている。
成で、そのうち、先頭の水平１ライン（水平ラインは図
のＸ方向に平行）に感光部３ａが設けられ、最後尾に出
力レジスタ３ｃが設けられ、感光部３ａと出力レジスタ
３ｃとの間に蓄積部３ｂが設けられている。
【００１２】感光部３ａの水平ラインの画素数Ｌは、シ
ンチレータ１のチャネル数Ｍと同数かそれ以上で構成さ
れている。各画素Ｇでは、各シンチレータ１で発光し、
各光ファイバ２で導かれた光をそれぞれ電気信号に光電
変換する。なお、シンチレータ１の光導出口１ａの面積
と感光部３ａの画素Ｇの面積との違いは、光ファイバ２
で吸収される。すなわち、光ファイバ２の一端（シンチ
レータ１に接続された端部）の光導入口の面積をシンチ
レータ１の光導出口１ａの面積に応じて大きく、他端
（感光部３ａの画素Ｇに接続された端部）の光導出口の
面積を感光部３ａの画素Ｇの面積に応じて小さくして、
光ファイバ２が形成されている。
ンチレータ１のチャネル数Ｍと同数かそれ以上で構成さ
れている。各画素Ｇでは、各シンチレータ１で発光し、
各光ファイバ２で導かれた光をそれぞれ電気信号に光電
変換する。なお、シンチレータ１の光導出口１ａの面積
と感光部３ａの画素Ｇの面積との違いは、光ファイバ２
で吸収される。すなわち、光ファイバ２の一端（シンチ
レータ１に接続された端部）の光導入口の面積をシンチ
レータ１の光導出口１ａの面積に応じて大きく、他端
（感光部３ａの画素Ｇに接続された端部）の光導出口の
面積を感光部３ａの画素Ｇの面積に応じて小さくして、
光ファイバ２が形成されている。
【００１３】感光部３ａの各画素Ｇで光電変換された電
気信号（電荷）は、それぞれ垂直ライン（垂直ラインは
図のＹ方向に平行）に沿って、蓄積部３ｂの各画素Ｇを
順に転送（図２の矢印で示すように転送）され、出力レ
ジスタ３ｃから出力される。すなわち、感光部３ａの各
画素Ｇからの電荷は、蓄積部３ｂにアナログデータで保
存することができる。
気信号（電荷）は、それぞれ垂直ライン（垂直ラインは
図のＹ方向に平行）に沿って、蓄積部３ｂの各画素Ｇを
順に転送（図２の矢印で示すように転送）され、出力レ
ジスタ３ｃから出力される。すなわち、感光部３ａの各
画素Ｇからの電荷は、蓄積部３ｂにアナログデータで保
存することができる。
【００１４】蓄積部３ｂにおける電荷の蓄積状態、例え
ば、転送速度等は、電荷蓄積制御部４によって後述する
ように制御される。
ば、転送速度等は、電荷蓄積制御部４によって後述する
ように制御される。
【００１５】なお、ＣＣＤ３は、光ファイバ２から感光
部３ａに与えられる光以外では感度を持たないように、
蓄積部３ｂ等はアルミニウムなどが表面に蒸着されてい
る。また、蓄積部３ｂの垂直ラインの画素数はＮで構成
されている。
部３ａに与えられる光以外では感度を持たないように、
蓄積部３ｂ等はアルミニウムなどが表面に蒸着されてい
る。また、蓄積部３ｂの垂直ラインの画素数はＮで構成
されている。
【００１６】出力レジスタ３ｃから出力された電荷は、
信号処理回路５に与えられ、信号の増幅等が行われ、最
終的にＡ／Ｄ変換されて、計測された放射線量に応じた
ディジタルデータがコンピュータ６に与えられる。コン
ピュータ６では、そのデータに基づき所定のデータ処理
を行う。
信号処理回路５に与えられ、信号の増幅等が行われ、最
終的にＡ／Ｄ変換されて、計測された放射線量に応じた
ディジタルデータがコンピュータ６に与えられる。コン
ピュータ６では、そのデータに基づき所定のデータ処理
を行う。
【００１７】この実施例に係る放射線検出器が、例え
ば、Ｘ線ＣＴ装置に用いられた場合、Ｘ線管とこの放射
線検出器（Ｘ線検出器）とが対向配置された状態で、患
者の体軸回りで回転され、患者の周方向からのＸ線の透
過データがこの放射線検出器で検出され、検出された周
方向からのＸ線透過データに基づき、コンピュータ６で
Ｘ線断層画像が再構成される。
ば、Ｘ線ＣＴ装置に用いられた場合、Ｘ線管とこの放射
線検出器（Ｘ線検出器）とが対向配置された状態で、患
者の体軸回りで回転され、患者の周方向からのＸ線の透
過データがこの放射線検出器で検出され、検出された周
方向からのＸ線透過データに基づき、コンピュータ６で
Ｘ線断層画像が再構成される。
【００１８】ところで、この種のＸ線ＣＴ装置では、患
者の体軸回りに放射線検出器等を１周する間に、Ｓ（例
えば、８００〜１０００）ビューのデータ取得を行い、
１ビューのデータ取得で、シンチレータ１のチャネル数
（Ｍ）分のデータを取得する。すなわち、放射線検出器
等が（３６０／Ｓ）°回転されるたびに、１ビュー分の
Ｍ個のデータが取得され、１周の間にＭ×Ｓ個のデータ
が取得される。
者の体軸回りに放射線検出器等を１周する間に、Ｓ（例
えば、８００〜１０００）ビューのデータ取得を行い、
１ビューのデータ取得で、シンチレータ１のチャネル数
（Ｍ）分のデータを取得する。すなわち、放射線検出器
等が（３６０／Ｓ）°回転されるたびに、１ビュー分の
Ｍ個のデータが取得され、１周の間にＭ×Ｓ個のデータ
が取得される。
【００１９】上述の場合において、この実施例装置のＣ
ＣＤ３の蓄積部３ｂの垂直ラインに蓄積できるデータ数
（Ｎ）を、上記ビュー数Ｓと同じかそれ以上にすれば、
蓄積部３ｂに、１周当たりのビュー数（Ｓ）×チャネル
数（Ｍ）分のデータを蓄積することができる。
ＣＤ３の蓄積部３ｂの垂直ラインに蓄積できるデータ数
（Ｎ）を、上記ビュー数Ｓと同じかそれ以上にすれば、
蓄積部３ｂに、１周当たりのビュー数（Ｓ）×チャネル
数（Ｍ）分のデータを蓄積することができる。
【００２０】また、電荷蓄積制御部４では、蓄積部３ｂ
の電荷の転送を制御するパルスを、１ビューのデータ取
得タイミング（例えば、１周１秒でデータ所得するので
あれば、１／Ｓ秒ごと）で出力し、そのパルスに従っ
て、電荷の転送を行うようにすれば、１ビュー分のデー
タ取得ごとに、取得されたデータは順次蓄積部３ｂに蓄
積されていき、１周で取得されたデータは全てＣＣＤ３
の蓄積部３ｂに保存することができる。従って、１周分
のデータ取得の間、信号処理回路５による信号処理を行
う必要がないので、信号処理回路５における処理時間に
影響されず、データ取得速度（あるビューのデータ取得
から次のビューのデータ取得までの時間）を速くするこ
とが可能となる。
の電荷の転送を制御するパルスを、１ビューのデータ取
得タイミング（例えば、１周１秒でデータ所得するので
あれば、１／Ｓ秒ごと）で出力し、そのパルスに従っ
て、電荷の転送を行うようにすれば、１ビュー分のデー
タ取得ごとに、取得されたデータは順次蓄積部３ｂに蓄
積されていき、１周で取得されたデータは全てＣＣＤ３
の蓄積部３ｂに保存することができる。従って、１周分
のデータ取得の間、信号処理回路５による信号処理を行
う必要がないので、信号処理回路５における処理時間に
影響されず、データ取得速度（あるビューのデータ取得
から次のビューのデータ取得までの時間）を速くするこ
とが可能となる。
【００２１】なお、上述の実施例では、１個のＣＣＤ３
の水平ラインの画素数Ｌをシンチレータ１のチャネル数
（Ｍ）以上にしたが、水平ラインの画素数Ｌがシンチレ
ータ１のチャネル数（Ｍ）未満のＣＣＤ３を複数個組み
合わせて、水平ラインの画素数Ｌの合計がシンチレータ
１のチャネル数（Ｍ）と同数かそれ以上になるように光
電変換素子を構成してもよい。
の水平ラインの画素数Ｌをシンチレータ１のチャネル数
（Ｍ）以上にしたが、水平ラインの画素数Ｌがシンチレ
ータ１のチャネル数（Ｍ）未満のＣＣＤ３を複数個組み
合わせて、水平ラインの画素数Ｌの合計がシンチレータ
１のチャネル数（Ｍ）と同数かそれ以上になるように光
電変換素子を構成してもよい。
【００２２】また、上述では、放射線検出器をＸ線ＣＴ
装置に用いた場合を例に織り説明したが、ガンマカメラ
を患者の体軸回りで回転させ、患者から放出されるγ線
を計測して、断層画像を再構成するガンマカメラ回転型
ＳＰＥＣＴ装置や、ＰＥＴ装置等に、この発明に係る放
射線検出器を用いても、同様にデータ取得速度を高める
ことができる。
装置に用いた場合を例に織り説明したが、ガンマカメラ
を患者の体軸回りで回転させ、患者から放出されるγ線
を計測して、断層画像を再構成するガンマカメラ回転型
ＳＰＥＣＴ装置や、ＰＥＴ装置等に、この発明に係る放
射線検出器を用いても、同様にデータ取得速度を高める
ことができる。
【００２３】次に、この発明の第２実施例装置の構成を
図３を参照して説明する。図３は、第２実施例装置のＣ
ＣＤの概略構成を示す図である。この第２実施例では、
ＣＣＤ３の蓄積部３ｂを複数個のブロックに分け、それ
ぞれ独立に駆動できるように構成したものであり、その
他の構成は第１実施例と同様であるので、その他の構成
の詳述および図示は省略する。
図３を参照して説明する。図３は、第２実施例装置のＣ
ＣＤの概略構成を示す図である。この第２実施例では、
ＣＣＤ３の蓄積部３ｂを複数個のブロックに分け、それ
ぞれ独立に駆動できるように構成したものであり、その
他の構成は第１実施例と同様であるので、その他の構成
の詳述および図示は省略する。
【００２４】図３では、蓄積部３ｂを３ブロックに分け
ている。各ブロックα、β、γにおける電荷の転送は、
例えば、各ブロックα、β、γの電極を独立に構成し、
各ブロックα、β、γの転送を指示するパルスを電荷蓄
積制御部４から個別に出力することにより、それぞれ独
立に行えるように構成している。また、各ブロックα、
β、γ、間の電荷の転送も行なえるように構成されてい
る。
ている。各ブロックα、β、γにおける電荷の転送は、
例えば、各ブロックα、β、γの電極を独立に構成し、
各ブロックα、β、γの転送を指示するパルスを電荷蓄
積制御部４から個別に出力することにより、それぞれ独
立に行えるように構成している。また、各ブロックα、
β、γ、間の電荷の転送も行なえるように構成されてい
る。
【００２５】このような構成のＣＣＤ３では、例えば、
次のように各ブロックα、β、γにおける電荷の転送
（蓄積）を制御することにより、信号処理回路５の処理
速度の２倍の速度でデータ取得したとき、１周当たりの
取得データ数の４／３倍のデータ数を連続的に取得する
ことができる。
次のように各ブロックα、β、γにおける電荷の転送
（蓄積）を制御することにより、信号処理回路５の処理
速度の２倍の速度でデータ取得したとき、１周当たりの
取得データ数の４／３倍のデータ数を連続的に取得する
ことができる。
【００２６】これを図４を参照して説明する。なお、図
４では、電荷が蓄積された領域を斜線で示している。ま
ず、取得したデータを第１のブロックαに蓄積し、図４
（ａ）に示すように、第１のブロックαが満杯になる
と、その蓄積データを図４（ｂ）に示すように、第３の
ブロックγに高速で転送し、空になった第１のブロック
αに次の取得データを蓄積しつつ、第３のブロックγに
蓄積されたデータを、信号処理回路５の処理速度で信号
処理回路５に出力する。このとき、データ取得速度は、
信号処理速度の２倍であるので、図４（ｃ）に示すよう
に、第１のブロックαが再び満杯になったとき、第３の
ブロックγには、蓄積したデータ数の半分がまだ蓄積さ
れている。そして、図４（ｃ）の状態で、第１のブロッ
クαの蓄積データを図４（ｄ）に示すように、第２のブ
ロックβに高速で転送し、空になった第１のブロックα
に次の取得データを蓄積しつつ、第３のブロックγの残
りのデータを信号処理回路５に出力する。そして、図４
（ｅ）に示すように、第３のブロックγに最初に蓄積さ
れたデータを全て信号処理回路５に出力し終わったと
き、第１のブロックαは再び満杯となっている。この図
４（ｅ）の状態で、図４（ｆ）に示すように、第２のブ
ロックβの蓄積データを第３のブロックγに高速で転送
し、第１のブロックαの蓄積データを空になった第２の
ブロックβに高速で転送する。なお、時間を短縮するた
めに、第２のブロックβから第３のブロックγへのデー
タ転送と、第１のブロックαから第２のブロックβへの
データ転送とを同時に行ってもよい。これにより、第１
のブロックαは空になるので、ここに、次の取得データ
を蓄積することができる。そして、第１のブロックαが
再び満杯になったときには、図４（ｇ）に示すように、
第３のブロックγの蓄積データは、半分しか信号処理回
路５に出力されていないので、これ以上のデータの蓄積
は行えない。
４では、電荷が蓄積された領域を斜線で示している。ま
ず、取得したデータを第１のブロックαに蓄積し、図４
（ａ）に示すように、第１のブロックαが満杯になる
と、その蓄積データを図４（ｂ）に示すように、第３の
ブロックγに高速で転送し、空になった第１のブロック
αに次の取得データを蓄積しつつ、第３のブロックγに
蓄積されたデータを、信号処理回路５の処理速度で信号
処理回路５に出力する。このとき、データ取得速度は、
信号処理速度の２倍であるので、図４（ｃ）に示すよう
に、第１のブロックαが再び満杯になったとき、第３の
ブロックγには、蓄積したデータ数の半分がまだ蓄積さ
れている。そして、図４（ｃ）の状態で、第１のブロッ
クαの蓄積データを図４（ｄ）に示すように、第２のブ
ロックβに高速で転送し、空になった第１のブロックα
に次の取得データを蓄積しつつ、第３のブロックγの残
りのデータを信号処理回路５に出力する。そして、図４
（ｅ）に示すように、第３のブロックγに最初に蓄積さ
れたデータを全て信号処理回路５に出力し終わったと
き、第１のブロックαは再び満杯となっている。この図
４（ｅ）の状態で、図４（ｆ）に示すように、第２のブ
ロックβの蓄積データを第３のブロックγに高速で転送
し、第１のブロックαの蓄積データを空になった第２の
ブロックβに高速で転送する。なお、時間を短縮するた
めに、第２のブロックβから第３のブロックγへのデー
タ転送と、第１のブロックαから第２のブロックβへの
データ転送とを同時に行ってもよい。これにより、第１
のブロックαは空になるので、ここに、次の取得データ
を蓄積することができる。そして、第１のブロックαが
再び満杯になったときには、図４（ｇ）に示すように、
第３のブロックγの蓄積データは、半分しか信号処理回
路５に出力されていないので、これ以上のデータの蓄積
は行えない。
【００２７】このようにデータの蓄積を行うと、第１〜
第３のブロックα、β、γに蓄積されたデータと、デー
タの蓄積の間に信号処理された１ブロック分のデータと
を加えたデータ数分のデータ取得を行うことができる。
このことは、換言すれば、蓄積部３ｂに１周当たりに取
得するデータ数の３／４倍のデータを蓄積、すなわち、
各ブロックα、β、γに１周当たりに取得するデータ数
の１／４倍のデータを蓄積できればよいことになり、第
１実施例に比べて、ＣＣＤ３の蓄積部３ｂの垂直ライン
の画素数Ｎを少なくすることが可能となる。
第３のブロックα、β、γに蓄積されたデータと、デー
タの蓄積の間に信号処理された１ブロック分のデータと
を加えたデータ数分のデータ取得を行うことができる。
このことは、換言すれば、蓄積部３ｂに１周当たりに取
得するデータ数の３／４倍のデータを蓄積、すなわち、
各ブロックα、β、γに１周当たりに取得するデータ数
の１／４倍のデータを蓄積できればよいことになり、第
１実施例に比べて、ＣＣＤ３の蓄積部３ｂの垂直ライン
の画素数Ｎを少なくすることが可能となる。
【００２８】なお、上述の説明では、ＣＣＤ３の蓄積部
３ｂを３ブロックに分けた場合を例に採ったが、ブロッ
ク数は使用条件等に応じて任意に決めることができる。
３ｂを３ブロックに分けた場合を例に採ったが、ブロッ
ク数は使用条件等に応じて任意に決めることができる。
【００２９】次に、この発明の第３実施例装置の構成を
図５を参照して説明する。図５は、第３実施例装置のＣ
ＣＤの概略構成を示す図である。この第３実施例では、
ＣＣＤ３の感光部３ａを水平ライン２ラインで構成し、
出力レジスタ３ｃを２個設け、各感光部３ａと各出力レ
ジスタ３ｃとの間にそれぞれ蓄積部３ｂを設け、感光部
３ａ、蓄積部３ｂ、出力レジスタ３ｃを２組設けるよう
に構成したものであり、その他の構成は第１実施例と同
様であるので、その他の構成の詳述および図示は省略す
る。
図５を参照して説明する。図５は、第３実施例装置のＣ
ＣＤの概略構成を示す図である。この第３実施例では、
ＣＣＤ３の感光部３ａを水平ライン２ラインで構成し、
出力レジスタ３ｃを２個設け、各感光部３ａと各出力レ
ジスタ３ｃとの間にそれぞれ蓄積部３ｂを設け、感光部
３ａ、蓄積部３ｂ、出力レジスタ３ｃを２組設けるよう
に構成したものであり、その他の構成は第１実施例と同
様であるので、その他の構成の詳述および図示は省略す
る。
【００３０】この第３実施例では、水平ラインの画素数
Ｌをシンチレータ１のチャネル数（Ｍ）の１／２と同数
かそれ以上で構成し、シンチレータ１のチャネルを半分
に分けて、シンチレータ１のチャネルの１／２からの光
をそれぞれの感光部３ａに導光し、感光部３ａ、蓄積部
３ｂ、出力レジスタ３ｃの各組で、シンチレータ１のチ
ャネル数の１／２ずつの取得データを蓄積する。なお、
図中の矢印は電荷の転送方向を示す。
Ｌをシンチレータ１のチャネル数（Ｍ）の１／２と同数
かそれ以上で構成し、シンチレータ１のチャネルを半分
に分けて、シンチレータ１のチャネルの１／２からの光
をそれぞれの感光部３ａに導光し、感光部３ａ、蓄積部
３ｂ、出力レジスタ３ｃの各組で、シンチレータ１のチ
ャネル数の１／２ずつの取得データを蓄積する。なお、
図中の矢印は電荷の転送方向を示す。
【００３１】なお、この第３実施例においても、水平ラ
インの画素数Ｌがシンチレータ１のチャネル数（Ｍ）の
１／２未満で、２組の各感光部３ａ、蓄積部３ｂ、出力
レジスタ３ｃを備えたＣＣＤ３を複数個組み合わせて、
水平ラインの画素数Ｌの合計がシンチレータ１のチャネ
ル数（Ｍ）の１／２と同数かそれ以上になるように構成
してもよい。
インの画素数Ｌがシンチレータ１のチャネル数（Ｍ）の
１／２未満で、２組の各感光部３ａ、蓄積部３ｂ、出力
レジスタ３ｃを備えたＣＣＤ３を複数個組み合わせて、
水平ラインの画素数Ｌの合計がシンチレータ１のチャネ
ル数（Ｍ）の１／２と同数かそれ以上になるように構成
してもよい。
【００３２】また、第３実施例の各蓄積部３ｂを第２実
施例のようにブロック分けして構成してもよい。
施例のようにブロック分けして構成してもよい。
【００３３】なお、上述した各実施例において、垂直ラ
インを多くすれば、取得するデータの数は１周分に限ら
ず、数周分のデータを取得することが可能となり、例え
ば、ヘリカルスキャン等にも適用することができる。
インを多くすれば、取得するデータの数は１周分に限ら
ず、数周分のデータを取得することが可能となり、例え
ば、ヘリカルスキャン等にも適用することができる。
【００３４】また、光電変換素子の構成は、感光部と蓄
積部と出力レジスタとを備えていれば、上述した第１な
いし第３実施例以外の構成で実現してもよい。
積部と出力レジスタとを備えていれば、上述した第１な
いし第３実施例以外の構成で実現してもよい。
【００３５】さらに、上記した各実施例やその変形例で
は、シンチレータ１と導光手段とを別個に構成したが、
例えば、蛍光体素子としての機能と導光手段としての機
能とを備えたシンチレーションファイバで、蛍光体素子
と導光手段とを構成してもよい。このシンチレーション
ファイバは、ファイバの素材に蛍光体素子を含めて構成
されたもので、シンチレーションファイバに入射した放
射線は、シンチレーションファイバ内で発光し、その光
が、シンチレーションファイバ内を導光され、ＣＣＤ３
の感光部３ａに導かれる。また、このシンチレーション
ファイバは、図１の光ファイバ２と同様の形状に構成す
る。このように構成によれば、シンチレータ１と導光手
段とを別個に設ける必要がなく、装置構成が簡単にな
る。
は、シンチレータ１と導光手段とを別個に構成したが、
例えば、蛍光体素子としての機能と導光手段としての機
能とを備えたシンチレーションファイバで、蛍光体素子
と導光手段とを構成してもよい。このシンチレーション
ファイバは、ファイバの素材に蛍光体素子を含めて構成
されたもので、シンチレーションファイバに入射した放
射線は、シンチレーションファイバ内で発光し、その光
が、シンチレーションファイバ内を導光され、ＣＣＤ３
の感光部３ａに導かれる。また、このシンチレーション
ファイバは、図１の光ファイバ２と同様の形状に構成す
る。このように構成によれば、シンチレータ１と導光手
段とを別個に設ける必要がなく、装置構成が簡単にな
る。
【００３６】なお、従来例に係る放射線検出器では、図
６（ａ）に示すように、各フォトダイオード１０が、各
シンチレータ１に接続されているので、各フォトダイオ
ード１０は、各シンチレータ１の並びに応じてＸ方向に
広がることになり、各フォトダイオード１０の温度管理
を要する領域Ａ１が広範になるが、この発明によれば、
図６（ｂ）に示すように、各フォトダイオード１０に変
えてＣＣＤ３のみを温度管理すればよいので、温度管理
を要する領域Ａ２が小さくなるという効果もある。
６（ａ）に示すように、各フォトダイオード１０が、各
シンチレータ１に接続されているので、各フォトダイオ
ード１０は、各シンチレータ１の並びに応じてＸ方向に
広がることになり、各フォトダイオード１０の温度管理
を要する領域Ａ１が広範になるが、この発明によれば、
図６（ｂ）に示すように、各フォトダイオード１０に変
えてＣＣＤ３のみを温度管理すればよいので、温度管理
を要する領域Ａ２が小さくなるという効果もある。
【００３７】
【発明の効果】以上の説明から明らかなように、この発
明によれば、アナログデータを蓄積できる電荷転送素子
で光電変換素子を構成し、取得したデータを信号処理回
路の処理前に保存できるように構成したので、信号処理
回路における処理時間に影響されず、データ取得を連続
的に行うことができ、データ取得速度を高めることがで
きる。また、複数個の信号処理回路を備える必要がない
ので、構成が簡単になるし、コスト高を招くこともな
い。さらに、従来例に比べて、温度管理を要する領域を
小さくできる。
明によれば、アナログデータを蓄積できる電荷転送素子
で光電変換素子を構成し、取得したデータを信号処理回
路の処理前に保存できるように構成したので、信号処理
回路における処理時間に影響されず、データ取得を連続
的に行うことができ、データ取得速度を高めることがで
きる。また、複数個の信号処理回路を備える必要がない
ので、構成が簡単になるし、コスト高を招くこともな
い。さらに、従来例に比べて、温度管理を要する領域を
小さくできる。
【図１】この発明の第１実施例に係る放射線検出器の概
略構成を示す図である。
略構成を示す図である。
【図２】第１実施例装置に用いられる電荷転送素子の概
略構成を示す模式図である。
略構成を示す模式図である。
【図３】第２実施例装置のＣＣＤの概略構成を示す図で
ある。
ある。
【図４】第２実施例装置のＣＣＤの蓄積部への電荷の蓄
積手順を説明するための図である。
積手順を説明するための図である。
【図５】第３実施例装置のＣＣＤの概略構成を示す図で
ある。
ある。
【図６】温度管理を要する領域について、この発明と従
来例とを比較説明するための図である。
来例とを比較説明するための図である。
１ … シンチレータ ２ … 光ファイバ ３ … ＣＣＤ ３ａ … 感光部 ３ｂ … 蓄積部 ３ｃ … 出力レジスタ ４ … 電荷蓄積制御部 ５ … 信号処理回路 ６ … コンピュータ
Claims (1)
- 【請求項１】 放射線により発光する複数個の蛍光体素
子と、前記各蛍光体素子からの光を電気信号に光電変換
する複数個の光電変換素子と、前記各光電変換素子から
出力される電気信号（アナログ信号）に対してＡ／Ｄ
（アナログtoディジタル）変換を含む信号処理を行う信
号処理回路とを備えた放射線検出器において、前記各蛍
光体素子からの光を電気信号に光電変換する複数個の画
素からなる感光部と、前記感光部の各画素からの電荷を
転送して蓄積する蓄積部と、前記蓄積部に蓄積された電
荷を出力する出力レジスタとを備えた電荷転送素子で前
記光電変換素子を構成するとともに、前記各蛍光体素子
からの光を前記電荷転送素子の感光部の各画素に導く導
光手段を備えたことを特徴とする放射線検出器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6228952A JPH0868863A (ja) | 1994-08-29 | 1994-08-29 | 放射線検出器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6228952A JPH0868863A (ja) | 1994-08-29 | 1994-08-29 | 放射線検出器 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0868863A true JPH0868863A (ja) | 1996-03-12 |
Family
ID=16884434
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6228952A Pending JPH0868863A (ja) | 1994-08-29 | 1994-08-29 | 放射線検出器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0868863A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009054070A1 (ja) * | 2007-10-26 | 2009-04-30 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器 |
| JP4724811B2 (ja) * | 2007-10-26 | 2011-07-13 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器 |
| CN104849744A (zh) * | 2015-06-24 | 2015-08-19 | 廖小雄 | 一种新型工业和医学图像光电检测装置 |
| CN104898153A (zh) * | 2015-06-24 | 2015-09-09 | 廖小雄 | 一种新型工业和医学图像光电检测平板装置 |
| WO2017217109A1 (ja) * | 2016-06-15 | 2017-12-21 | ソニー株式会社 | 撮像装置及び電子機器 |
| CN117848493A (zh) * | 2024-02-07 | 2024-04-09 | 北京灵汐科技有限公司 | 信号处理装置、传感器芯片、信号处理方法、设备及介质 |
-
1994
- 1994-08-29 JP JP6228952A patent/JPH0868863A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009054070A1 (ja) * | 2007-10-26 | 2009-04-30 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器 |
| WO2009054233A1 (ja) * | 2007-10-26 | 2009-04-30 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器 |
| JP4724811B2 (ja) * | 2007-10-26 | 2011-07-13 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器 |
| US8269183B2 (en) | 2007-10-26 | 2012-09-18 | Shimadzu Corporation | Radiation detector |
| CN104849744A (zh) * | 2015-06-24 | 2015-08-19 | 廖小雄 | 一种新型工业和医学图像光电检测装置 |
| CN104898153A (zh) * | 2015-06-24 | 2015-09-09 | 廖小雄 | 一种新型工业和医学图像光电检测平板装置 |
| WO2017217109A1 (ja) * | 2016-06-15 | 2017-12-21 | ソニー株式会社 | 撮像装置及び電子機器 |
| US10763295B2 (en) | 2016-06-15 | 2020-09-01 | Sony Corporation | Imaging apparatus and electronic device |
| CN117848493A (zh) * | 2024-02-07 | 2024-04-09 | 北京灵汐科技有限公司 | 信号处理装置、传感器芯片、信号处理方法、设备及介质 |
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