JPS62124484A - Radiation detector - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、放射線を光に変換するシンチレータ素子と光
を電流に変換するフォトダイオードとが一体化された放
射線検出器に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Technical Field of the Invention] The present invention relates to a radiation detector in which a scintillator element that converts radiation into light and a photodiode that converts light into electric current are integrated.
放射線、例えばＸ線を利用した通常のＸ線撮影で得られ
る画像は、三次元物体の二次元フィルムへの投影像であ
るため、画像の濃淡はｘｉｓビームが通過した厚さ方向
のすべての情報が重ねられたものとなるので、厚さ方向
に病症が重なり合っている場合には正確な診断が困難と
なる。この欠点を除くために、現在広くコンピュータ断
層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と称する）が用いられ
ている。このＸ ′ｆｒｆＡＣＴ装置は、患者の診断位
置の断面に直角に多方向からＸ線ビームを通過させて多
数の一次元計測値を得、これを基にコンピュータによっ
て二次元のＸ′ｇＡ断層像（身体の輪切り像）を求める
ものである。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生するＸ線管、
患者の身体内を通過したＸ線量を検出するＸ線検出器お
よび画像演算装置から構成されている。これらのうち特
にＸ線検出器の性能は重要であり、空間分解能を高める
ため例えばｌ１以下の密な間隔で並べた多数の平衡仮電
極（−例として５１２素子分）を、Ｘｅガスを封入した
容器内に配置する構造がとられている。このＸ線検出器
は、身体内を通過してきたＸ′ｇＡＬｔに応じてＸｅガ
スの電離電流が変化するので、この電流を測定してＸ線
量を検出するようにしている。Images obtained by normal X-ray photography using radiation, such as X-rays, are images of a three-dimensional object projected onto a two-dimensional film, so the shading of the image is based on all the information in the thickness direction through which the XIS beam passes. Since the images are superimposed, accurate diagnosis becomes difficult if the diseases overlap in the thickness direction. In order to eliminate this drawback, computed tomography apparatuses (hereinafter referred to as X-ray CT apparatuses) are currently widely used. This X'frfACT device passes an X-ray beam from multiple directions perpendicular to the cross section of the patient's diagnostic position to obtain a large number of one-dimensional measurement values.Based on this, a computer generates a two-dimensional X'gA tomogram ( It seeks a cross-sectional image of the body. An X-ray CT device includes an X-ray tube that generates X-rays,
It consists of an X-ray detector that detects the amount of X-rays that have passed through the patient's body and an image processing device. Among these, the performance of the X-ray detector is particularly important, and in order to improve the spatial resolution, a large number of balanced temporary electrodes (for example, 512 elements) arranged at close intervals of less than l1 are filled with Xe gas. The structure is such that it is placed inside a container. In this X-ray detector, since the ionization current of Xe gas changes depending on the X'gALt that has passed through the body, the X-ray amount is detected by measuring this current.
しかし、このような電離電流測定方式によるＸ線検出器
には次のような問題点がある。However, the X-ray detector using such an ionization current measurement method has the following problems.
■ Ｘ線の吸収効率が悪い。■Poor X-ray absorption efficiency.
■ 平行板電極に高電圧が加わっており、しかも電極が
振動するので、マイクロフォニソク雑音が発生する。■ High voltage is applied to the parallel plate electrodes, and since the electrodes vibrate, microphonic noise is generated.
■ Ｘｅガスを高圧で封入する容器が必要なので、寸法
が大きく重量も大となるため高価となる。- Since a container is required to seal the Xe gas under high pressure, it is large in size and heavy, and therefore expensive.
■ 容器に多数の平行板電極が完全に組み立られるまで
動作の良否がわからず、１つの電極でも不良があれば分
解して改めて組み立て作業が必要となる。■ It is not possible to determine whether the container is functioning properly until a large number of parallel plate electrodes are completely assembled in the container, and if even one electrode is defective, it is necessary to disassemble and reassemble the container.
このため上記方式に代えて固体方式によるＸ線検出器を
採用して、問題点を解決することが図られている。この
固体方式のＸ線検出器は、Ｘ線を光に変換するシンチレ
ータ素子と、その光をさらに電流に変換するフォトダイ
オードとによって構成され、画素子が一体化された種々
の構造が考慮されている。For this reason, efforts are being made to solve the problem by adopting a solid-state type X-ray detector instead of the above-mentioned type. This solid-state X-ray detector consists of a scintillator element that converts X-rays into light and a photodiode that further converts the light into electric current, and various structures with integrated pixel elements have been considered. There is.
しかし、このような固体方式によるＸ線検出器において
も次のような問題点がある。However, such a solid-state type X-ray detector also has the following problems.
■ シンチレータ素子表面に凹凸部が存在していると、
この上に形成するフォトダイオードの徒歩留りが低下す
る。■ If there are irregularities on the surface of the scintillator element,
The walking capacity of the photodiode formed thereon is reduced.
■ 凹凸部は鏡面研摩によって除去可能であるが、製造
工程が追加されるのでコスト高となる。■ Irregularities can be removed by mirror polishing, but this requires an additional manufacturing process, which increases costs.
■ シンチレータ素子の基体材料の種類によっては鏡面
研摩の適用が不可能となる。例えば基体材料として、硫
酸化ガドリニウム
（ＧｄｚＯｚＳ：Ｐｒ）のような螢光体粉末をＨＩＰ法
（ｌｌｏｔ ｌ５ｏｓｔａｔｉｃ Ｐｒ、ｅｓｓｉｎｇ
：熱間静水圧加圧法）により焼結して得られた多結晶
体を用いた場合には、単結晶体として換算した充填密度
が完全に１００％とならないので、鏡面研摩すると表面
に凹みが発生する。■ Mirror polishing may not be applicable depending on the type of substrate material of the scintillator element. For example, a phosphor powder such as gadolinium sulfate (GdzOzS:Pr) is used as a substrate material by HIP method (lot l5ostatic Pr, essing).
When using a polycrystal obtained by sintering using a hot isostatic pressing method, the packing density calculated as a single crystal is not completely 100%, so mirror polishing may cause dents on the surface. Occur.
本発明は、シンチレータ素子上にこの表面を平坦化する
酸化物非晶質膜を形成し、その表面に存在する凹凸部の
影響をなくすようにした放射線検出器を提供することを
目的とするものである。An object of the present invention is to provide a radiation detector in which an oxide amorphous film is formed on a scintillator element to flatten the surface of the scintillator element, thereby eliminating the influence of unevenness existing on the surface. It is.
〔発明の１既要〕
上記目的を達成するための本発明は、放射線を光に変換
するシンチレータ素子と、光を電′流に変換するフォト
ダイオードとが一体化された放射線検出器であって、シ
ンチレータ素子上にアルコキシド材料から成る平坦な酸
化物非晶質膜を形成し、この酸化物非晶質膜上にアモル
ファスシリコンフォトダイオードを形成したことを特徴
とするものである。[1 Summary of the Invention] To achieve the above object, the present invention is a radiation detector in which a scintillator element that converts radiation into light and a photodiode that converts light into electric current are integrated. , a flat oxide amorphous film made of an alkoxide material is formed on a scintillator element, and an amorphous silicon photodiode is formed on this oxide amorphous film.
第１図は本発明実施例による放射線検出器を示す断面図
である。１は例えば硫酸化ガドリニウＪ、（Ｇｄ２０□
Ｓ ： Ｐｒ）のような多結晶体から成るシンチレータ
素子、２はこのシンチレータ素子１の表面に形成された
透明で平坦な酸化物非晶質膜、３は酸化インジウム錫膜
、４はアモルファスシリコン膜、５は金属電極である。FIG. 1 is a sectional view showing a radiation detector according to an embodiment of the present invention. 1 is, for example, sulfated gadolinium J, (Gd20□
2 is a transparent and flat oxide amorphous film formed on the surface of the scintillator element 1, 3 is an indium tin oxide film, and 4 is an amorphous silicon film. , 5 are metal electrodes.
上記酸化物非晶質膜２は次のような方法によって形成さ
れる。The oxide amorphous film 2 is formed by the following method.
シンチレータ素子１の表面にアルコキシド（アルラコー
ト）溶液として例えば珪酸エチルの縮合体（ＳｔｓＯａ
（ＯＣｚｌｌｓ） Ｉ□）を塗布する。続いて乾燥した
後徐々に焼成処理する。これによってシンチレータ素子
１表面には透明で平坦な酸化膜非晶質膜２が形成される
。この酸化非晶質膜２の屈接率ｎは焼成温度ｔに依存し
た値が得られ、第２図のような特性が得られる。上記ア
ルコキシドは、アルコールを示す一般式ＲＯＨ（Ｒ：ア
ルキル基。For example, a condensate of ethyl silicate (StsOa
Apply (OCzlls) I□). Then, after drying, it is gradually fired. As a result, a transparent and flat oxide amorphous film 2 is formed on the surface of the scintillator element 1. The refractive index n of this oxidized amorphous film 2 has a value that depends on the firing temperature t, and the characteristics shown in FIG. 2 are obtained. The above alkoxide has the general formula ROH (R: alkyl group) representing alcohol.
Ｃ，Ｈ２１，。Ｉ）の水酸基（ＯＨ）のうち水素（１−
（）を金属（Ｍ）で置換した化合物であり、一般式ＲＯ
Ｍで示される。アルコキシド溶液としては上記珪酸エチ
ルの他に、チタン・インプロポキシド、アルミニウム・
イソプロポキシドなどを用いることができる。C, H21,. Among the hydroxyl groups (OH) of I), hydrogen (1-
It is a compound in which () is substituted with a metal (M), and the general formula is RO
Denoted by M. In addition to the above-mentioned ethyl silicate, examples of alkoxide solutions include titanium impropoxide, aluminum
Isopropoxide and the like can be used.
このような構成によれば、シンチレータ素子１の表面に
凹凸部が存在していても、この凹凸部上には平坦な酸化
物非晶質膜２が形成されるので、凹凸部の影響はなくな
る。According to such a configuration, even if there are uneven portions on the surface of the scintillator element 1, the flat oxide amorphous film 2 is formed on the uneven portions, so that the influence of the uneven portions is eliminated. .
次に本実施例の放射線検出器の作用を説明する。Next, the operation of the radiation detector of this embodiment will be explained.
Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から患者に向けて出射されたＸ線
は、患者の身体を通過してシンチレータ素子１に入射す
る。この入射されたＸ線量は患者に依存したｘ、ｔｂ’
ｉ吸収量を示している。シンチレータ素子１は吸収した
Ｘ線をその量に応じた光に変換し、透明な酸化物非晶質
膜２および酸化インジウム錫膜３を介してアモルファス
シリコン膜４に出射する。アモルファスシリコン膜４は
フォトダイオードを構成しているので、入射された光を
その量に応じた電流に変換し、金属電極５から外部回路
にこの電流を出力する。これによって、金属電極５から
はシンチレータ素子１に入射されたＸ線量に応じた電流
が得られる。X-rays emitted toward the patient from the X-ray tube of the X-ray CT apparatus pass through the patient's body and enter the scintillator element 1 . The incident X-ray dose depends on the patient x, tb'
i indicates absorption amount. The scintillator element 1 converts the absorbed X-rays into light according to the amount thereof, and emits the light to the amorphous silicon film 4 via the transparent amorphous oxide film 2 and the indium tin oxide film 3. Since the amorphous silicon film 4 constitutes a photodiode, it converts the incident light into a current corresponding to the amount of light, and outputs this current from the metal electrode 5 to an external circuit. Thereby, a current corresponding to the amount of X-rays incident on the scintillator element 1 is obtained from the metal electrode 5.
本実施例の構造によれば、シンチレータ素子１には透明
で平坦な酸化物非晶質膜２が設けられているので、凹凸
部が存在していてもその影響は受けないのでフォトダイ
オードの歩留りを向上させることができる。また、鏡面
研摩が不要なので基体材料として多結晶体を単結晶体と
同様に用いることができる。According to the structure of this embodiment, since the scintillator element 1 is provided with the transparent and flat oxide amorphous film 2, even if there are uneven parts, it is not affected by the presence of the uneven parts, so that the yield of the photodiode can be improved. can be improved. Furthermore, since mirror polishing is not required, polycrystalline materials can be used as the base material in the same way as single crystalline materials.
酸化物非晶質膜２を設けてもその屈曲率を最適値に選ぶ
ことにより、シンチレータ素子１で変換された光の反射
損失を最小に抑えることができるので、何ら問題は生じ
ない。Even if the oxide amorphous film 2 is provided, no problem occurs because the reflection loss of the light converted by the scintillator element 1 can be minimized by selecting its curvature to an optimum value.
この屈接率の望ましい範囲はアモルファスシリコンフォ
トダイオードの屈接率よりも大きく、シンチレータ素子
の屈接率よりも小さい範囲で選ばれる。The desirable range of this refractive index is selected to be greater than the refractive index of the amorphous silicon photodiode and smaller than the refractive index of the scintillator element.
他の実施例として、酸化タングステンカドミニウム（Ｃ
ｄＷＯ４）の単結晶体を用いてシンチレータ素子１を構
成した場合にも同様な作用・効果を得ることができる。As another example, tungsten cadmium oxide (C
Similar actions and effects can be obtained when the scintillator element 1 is constructed using a single crystal of dWO4).
以上の各実施例で用いた基体材料の表面状態を（１）ス
ライスしたまま、（２）鏡面研摩した状態、および（３
）本発明を適用した状態、の３状態に設定しそれぞれの
表面にフォトダイオードを形成したところ、次の表のよ
うな結果が得られた。The surface conditions of the base material used in each of the above examples were (1) as-sliced, (2) mirror-polished, and (3)
) When the present invention was applied and photodiodes were formed on each surface, the results shown in the following table were obtained.
この表から明らかなように、本発明を適用した場合には
フォトダイオードの歩留りを大幅に向上させることがで
きる。As is clear from this table, when the present invention is applied, the yield of photodiodes can be significantly improved.
本発明によれば、シンチレータ素子表面に凹凸部が存在
していてもこの影響を受けないので、フォトダイオード
の歩留りを向上させることができ、また多結晶体をシン
チレータ素子の基体材料として適用することができる。According to the present invention, even if there are irregularities on the surface of the scintillator element, it is not affected by this, so the yield of photodiodes can be improved, and polycrystalline materials can be used as the base material of the scintillator element. I can do it.
第１図は本発明実施例による放射線検出器を示す断面図
、第２図は放射線検出器に用いられる酸化物非晶質膜の
屈接率を示す特性である。
１：シンチレータ素子、２：酸化物非晶質膜、３二酸化
インジウム錫膜、４：アモルファスシリコン膜、５：金
属電極。FIG. 1 is a sectional view showing a radiation detector according to an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a characteristic showing the refractive index of an oxide amorphous film used in the radiation detector. 1: scintillator element, 2: oxide amorphous film, 3: indium tin dioxide film, 4: amorphous silicon film, 5: metal electrode.
Claims (2)
電流に変換するフォトダイオードとが一体化された放射
線検出器であって、 シンチレータ素子上にアルコキシド材料から成る平坦な
酸化物非晶質膜を形成し、この酸化物非晶質膜上にアモ
ルファスシリコンフォトダイオードを形成したことを特
徴とする放射線検出器。(1) A radiation detector in which a scintillator element that converts radiation into light and a photodiode that converts light into electric current are integrated, and a flat oxide amorphous film made of an alkoxide material is placed on the scintillator element. A radiation detector characterized in that an amorphous silicon photodiode is formed on the amorphous oxide film.
シリコンフォトダイオードの屈接率よりも大きく、シン
チレータ素子の屈接率よりも小さい範囲で選ばれるもの
である特許請求の範囲第１項記載の放射線検出器。(2) The refractive index of the flat oxide amorphous film is selected within a range that is greater than the refractive index of the amorphous silicon photodiode and smaller than the refractive index of the scintillator element. The radiation detector according to item 1.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60264138A JPS62124484A (en) | 1985-11-25 | 1985-11-25 | Radiation detector |
Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| JP60264138A JPS62124484A (en) | 1985-11-25 | 1985-11-25 | Radiation detector |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62124484A true JPS62124484A (en) | 1987-06-05 |
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ID=17398983
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60264138A Pending JPS62124484A (en) | 1985-11-25 | 1985-11-25 | Radiation detector |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62124484A (en) |
Cited By (5)
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| JPH01134290A (en) * | 1987-11-19 | 1989-05-26 | Hitachi Ltd | Radiation detecting element |
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-
1985
- 1985-11-25 JP JP60264138A patent/JPS62124484A/en active Pending
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