JPWO2007113898A1 - 放射線検出器 - Google Patents
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Abstract
【課題】薄型で高感度な放射線検出器を提供する。【解決手段】シンチレータからの光の受光素子として、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜により光電変換を行ない、フィールドエミッションアレイとよばれる多数の電子ビーム放出源から常時電子ビームを放出することにより信号を読み出している。その大きさは非常に薄型で構造的にシンプルなためコンパクトかつ低コストに構成できる。また信号増幅度は１０００倍程度であり、高価な低ノイズアンプや専用の温度調整機構は不要であり、３００〜４００ｎｍの波長に対して十分な量子効率を持つ。
Description
この発明は、被検体に投与されて関心部位に蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）から放出された放射線（ガンマ線）を検出し、関心部位のＲＩ分布の断層像を得るための装置、例えばＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置やＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置などの医用診断装置に用いられる放射線検出器に関する。
この種の放射線検出器は、被検体から放出されたガンマ線を入射して発光するシンチレータと、前記シンチレータの発光をパルス状の電気信号に変換する光電子増倍管とから構成されている。このような放射線検出器については、従来ではシンチレータと光電子増倍管とが一対一に対応するものがあったが、近年では複数のシンチレータに対して、その個数よりも少ない個数の光電子増倍管を結合し、これらの光電子増倍管の出力比からガンマ線の入射位置を決定するという方式を採用し、分解能を高めるようにしている。（例えば特許文献１参照）。
図４は従来の放射線検出器５０をＹ方向からみたＸ方向の断面図（正面図）である。等方ボクセル検出器の場合、放射線検出器５０をＸ方向からみたＹ方向の断面図（側面図）も図４と同じ形状となる。放射線検出器５０は、光反射材１３が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に６個、Ｙ方向に６個の合計３６個のシンチレータ１１を２次元的に密着配置したシンチレータアレイ１２と、このシンチレータアレイ１２に光学的に結合されかつ光反射材１５が組み合わされた格子枠体が埋設され多数の小区画が画定されているライトガイド１４とこのライトガイド１４に光学的に結合される４個の光電子増倍管２０１、２０２、２０３、２０４とから構成されている。尚本図８では光電子増倍管２０１と光電子増倍管２０２のみが図示されている。ここでシンチレータ１１としては、例えばＢｉ４Ｇｅ３０１２（ＢＧＯ）、Ｇｄ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＧＳＯ）、Ｌｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＳＯ）、ＬｕＹＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）、ＬａＢｒ３：Ｃｅ、ＬａＣｌ３：Ｃｅ、ＮａＩ、ＣｓＩ：Ｎａ、ＢａＦ２、ＣｓＦ、ＰｂＷＯ４などの無機結晶が用いられる。
Ｘ方向に配列された６個のシンチレータ１１の何れか一個にガンマ線が入射すると可視光に変換される。この光は光学的に結合されるライトガイド１４を通して光電子増倍管２０１〜２０４へ導かれるが、その際、Ｘ方向に配列された光電子増倍管２０１（２０３）と光電子増倍管２０２（２０４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド１４における各々の光反射材１５の位置と長さおよび角度が調整されている。
より具体的には光電子増倍管２０１の出力をＰ１、光電子増倍管２０２の出力をＰ２、光電子増倍管２０３の出力をＰ３、光電子増倍管２０４の出力をＰ４とすると、Ｘ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ３）−（Ｐ２＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が各シンチレータ１１の位置に応じて一定の割合で変化するよう光反射材１４の位置と長さが設定されている。
一方、Ｙ方向に配列された６個のシンチレータの場合も同様に、光学的に結合されるライトガイド１４を通して光電子増倍管２０１〜２０４へ光が導かれる。すなわちＹ方向に配列された光電子増倍管２０１（２０２）と光電子増倍管２０３（２０４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド１４における各々の光反射材１５の位置と長さが設定され、また傾斜の場合は角度が調整されている。
すなわち、Ｙ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ２）−（Ｐ３＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が各シンチレータの位置に応じて一定の割合で変化するよう光反射材１５の位置と長さが設定されている。
ここで各シンチレータ１１間における光反射材１３及びライトガイド１４の光反射材１５は、主としてポリエステルフィルムを基材とした酸化ケイ素と酸化チタニウムの多層膜フィルムがよく用いられ、その反射効率が非常に高いため光の反射素子として用いられているが厳密には光の入射角度によっては透過成分が発生しており、それをも計算に入れて光反射材１３及び光反射材１５の形状及び配置が決定されている。
なお、シンチレータアレイ１２はライトガイド１４とカップリング接着剤にて接着されカップリング接着剤層１６を形成し、ライトガイド１４も光電子増倍管２０１〜２０４とカップリング接着剤にて接着されカップリング接着剤層１７を形成している。また各シンチレータ１１が対向していない外周表面は、光電子増倍管２０１〜２０４側との光学結合面を除き光反射材で覆われている。この場合の光反射材としては主にＰＴＦＥテープが用いられる。
図５は、放射線検出器の位置演算回路の構成を示すブロック図である。位置演算回路は、加算器２１、２２、２３、２４と位置弁別回路２５、２６とから構成されている。図５に示すように、ガンマ線のＸ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管２０１の出力Ｐ１と光電子増倍管２０３の出力Ｐ３とが加算器２１に入力されるとともに、光電子増倍管２０２の出力Ｐ２と光電子増倍管２０４の出力Ｐ４とが加算器２２に入力される。両加算器２１、２２の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ３）と（Ｐ２＋Ｐ４）とが位置弁別回路２５へ入力され、両加算出力に基づきガンマ線のＸ方向の入射位置が求められる。
同様に、ガンマ線のＹ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管２０１の出力Ｐ１と光電子増倍管２０２の出力Ｐ２とが加算器２３に入力されるとともに、光電子増倍管２０３の出力Ｐ３と光電子増倍管２０４の出力Ｐ４とが加算器２４に入力される。両加算器２３、２４の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ２）と（Ｐ３＋Ｐ４）とが位置弁別回路２６へ入力され、両加算出力に基づきガンマ線のＹ方向の入射位置が求められる。
さらに計算値（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）はそのイベントに対するエネルギーを示しており、図６に示すようなエネルギースペクトルとして表示される。
以上のように計算された結果はシンチレータに入射したガンマ線の位置に従って図７に示すような位置コーディングマップとして表され、各々の位置弁別情報が示される。
一方、それぞれ発光減衰時間が異なった材質で構成したシンチレータアレイを多段に積奏したもの（例えば非特許文献１参照）や、さらに各シンチレータアレイを半ピッチずらせて配置したもの（例えば非特許文献２参照）など、DOI（depth of interaction）情報を持ったブロック検出器を実現することにより空間分解能を向上させる方法が種々提案されている。
これら従来例では何れもシンチレータからの光の受光素子として光電子増倍管が用いられているが、図８に示す放射線検出器６０ように近年はアバランシェフォトダイオード３０１〜３０４と呼ばれる半導体受光素子が使用されることもある。これはシリコン空乏層内で高い電界を印加してアバランシェ状態で使用することにより信号増幅を行なっている。アバランシェフォトダイオードの信号増幅度は50倍〜100倍程度であり、光電子増倍管の105〜106倍と比べ小さいが、低ノイズアンプを使用したり、低温環境で使用したりすることにより実用となっている。また、薄いシリコン空乏層内でアバランシェを発生させているため、受光素子として大きさは光電子増倍管と比べ非常に薄型となっておりＰＥＴ装置内の検出器に場所的な制約がある場合は極めて有効である。
S. Yamamoto and H. Ishibashi, A GSO depth of interaction detector for PET, IEEE Trans. Nucl. Sci., 45:1078-1082, 1998.
H. Liu, T. Omura. M. Watanabe, et al., Development of a depth of interaction detector for g-rays, Nucl. Instr. Meth., Physics Research A 459:182-190, 2001.
しかしながら、上述した従来例の放射線検出器では次のような問題点を有している。
図４に示した放射線検出器ではシンチレータからの光の受光素子として光電子増倍管が用いられているが、その大きさはシンチレータアレイに比べても非常に大きいものとなっておりＰＥＴ装置内の検出器に場所的な制約がある場合は極めて問題となる。また光電子増倍管内には多数の電極やダイノードなど複雑に配置されており低コストで実現するには不利な構成となっている。
一方、図８に示した放射線検出器ではシンチレータからの光の受光素子としてアバランシェフォトダイオードが用いられており、その大きさは非常に薄型で構造的にシンプルなためコンパクトに構成できる利点はあるが、信号増幅度は50倍〜100倍程度であり、光電子増倍管の105〜106倍と比べ小さいため、高価な低ノイズアンプを要する、専用の温度調整機構により低温環境下で使用させなければならないなどという問題がある。また、最近注目されている高性能な高発光で高速シンチレータであるＬａＢｒ３：ＣｅやＬａＣｌ３：Ｃｅの発光波長は３００〜４００ｎｍで低波長領域ものであり、この波長域でのアバランシェフォトダイオードの量子効率は４０〜６０％であり効率が悪いという問題ある。
上記課題を解決するために本発明が提供する請求項１に記載の放射線検出器は、放射線を光変換するシンチレータアレイと、該シンチレータアレイの放射線入射方向とは反対の面に設置され、真空封じされた真空外囲器と該真空外囲器内に設置された透明電極と該透明電極の上に形成され阻止層で挟まれたアモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜と該アバランシェ増倍膜に対向して設置され複数のフィールドエミッションチップを有するフィールドエミッションアレイとを有する受光素子と、から構成される放射線検出器において、前記フィールドエミッションアレイの全ての前記フィールドエミッションチップから常時電子ビームを放出し、パルスカウントモードで信号を読み出すことを特徴とする。
また、請求項２に記載の放射線検出器は、請求項１に記載の放射線検出器であって、前記シンチレータアレイと前記受光素子との間に、光のシェアリング調整のためのライトガイドを設置することを特徴とする。
すなわち、シンチレータからの光の受光素子として、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜により光電変換を行ない、フィールドエミッションアレイとよばれる多数の電子ビーム放出源からの電子ビームにより信号を読み出している。アバランシェ増倍膜とフィールドエミッションアレイは真空封じされた真空外囲器内に配置されている。また、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜では信号増幅度は１０００倍程度である。さらにＬａＢｒ３：ＣｅやＬａＣｌ３：Ｃｅを使用したとしても３００〜４００ｎｍの波長域でのアバランシェ増倍膜の量子効率は７０％であり、光電子増倍管やアバランシェフォトダイオードに比較して非常に効率が良い。
上述のように、本願発明によれば、光電子増倍管を用いる場合に比べ、非常に薄型で構造的にシンプルにすることができる。また光電子増倍管のように多数の電極は不要で単純な構造であるため低コストで実現できる。
また、アバランシェフォトダイオードを用いる場合に比べ、高価な低ノイズアンプや、低温動作のための専用の温度調整機構を必要としない。
さらに、非常に高感度な放射線検出器を提供できる。
また、アバランシェフォトダイオードを用いる場合に比べ、高価な低ノイズアンプや、低温動作のための専用の温度調整機構を必要としない。
さらに、非常に高感度な放射線検出器を提供できる。
１１…シンチレータ１２…シンチレータアレイ１３…光反射材１４…ライトガイド１５…光反射材１６…カップリング接着剤層１７…カップリング接着剤層２１…透明ガラス面板２２…透明電極２３…正孔注入阻止層２４…アバランシェ増倍膜２５…電子注入阻止層２６…フィールドエミッションチップ２７…フィールドエミッションアレイ２８…共通ゲート電極２９…メッシュ電極３０…電子ビーム３１…真空外囲器３２…共通ゲート電極バイアス３３…メッシュ電極バイアス３４…バイアス３５…アンプ４０…アノード４１…カソード５０…光電子増倍管を用いた従来の放射線検出器６０…アバランシェフォトダイオードを用いた従来の放射線検出器７１，７２，７３，７４…加算器７５，７６…位置弁別回路１０１，１０２，１０３，１０４…本発明の受光素子２０１，２０２，２０３，２０４…光電子増倍管３０１，３０２，３０３，３０４…アバランシェフォトダイオード
（実施例） 以下、本発明の放射線検出器の実施例の構成を図面に示し、実施例に従って詳細に説明する。図１は本発明の放射線検出器１０をＹ方向からみたＸ方向の断面図である。本実施例では等方ボクセル検出器の場合を示しているので、放射線検出器１０をＸ方向からみたＹ方向の断面図（側面図）も図１と同じ形状となる。放射線検出器１０は、光反射材１３が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に６個、Ｙ方向に６個の合計３６個のシンチレータ１１を２次元的に密着配置したシンチレータ群１２と、このシンチレータ群１２に光学的に結合されかつ光反射材１５が組み合わされた格子枠体が埋設され多数の小区画が画定されているライトガイド１４とこのライトガイド１４に光学的に結合される４個の受光素子１０１、１０２、１０３、１０４とから構成されている。ここで受光素子１０１〜１０４はすべて同じものである。尚本図1では受光素子１０１と受光素子１０２のみが図示されている。 ここでシンチレータ１１としては、例えばＢｉ４Ｇｅ３０１２（ＢＧＯ）、Ｇｄ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＧＳＯ）、Ｌｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＳＯ）、ＬｕＹＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）、ＬａＢｒ３：Ｃｅ、ＬａＣｌ３：Ｃｅ、ＮａＩ、ＣｓＩ：Ｎａ、ＢａＦ２、ＣｓＦ、ＰｂＷＯ４などの無機結晶が用いられる。
Ｘ方向に配列された６個のシンチレータ１１の何れか一個にガンマ線が入射すると可視光に変換される。この光は光学的に結合されるライトガイド１４を通して受光素子１０１〜１０４へ導かれるが、その際、Ｘ方向に配列された受光素子１０１（１０３）と光電子増倍管１０２（１０４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド１４における各々の光反射材１５の位置と長さおよび角度が調整されている。
図２は図１においてA-A断面の図であり、本発明の受光素子１０１、１０２、１０３、１０４を上面からみた図である。さらに図３は受光素子１０１（１０２、１０３、１０４も同じであるが代表して１０１のみを示している）を詳細に示したものである。図３において、アノード４０側は透明ガラス面板２１と該透明ガラス面板２１上に形成された透明電極２２と、該透明電極２２の上に形成された正孔注入阻止層２３、該正孔注入阻止層２３の上に形成されたアモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜２４と、該アバランシェ増倍膜２４の上に形成された電子注入阻止層２５から構成される。一方、カソード４１側は多数のフィールドエミッションチップ２６からなるフィールドエミッションアレイ２７がアノード４０に対向して配置されており、共通ゲート電極２８に共通ゲート電極バイアス３２が印加されることによりすべてのフィールドエミッションチップ２６から常時、電子ビーム３０がアノード４０に向かって放射される。その際、電子ビーム３０はメッシュ電極２９により減速されソフトランディングでアノードに到達する。メッシュ電極２９はメッシュ電極バイアス３３が印加されている。ここでアバランシェ増倍膜２４を含むアノード４０側とフィールドエミッションアレイ２７を含むカソード４１側は真空封じされるため真空外囲器３１で組み上げられている。またアバランシェ増倍膜２４とフィールドエミッションアレイ２７との実際の距離は１ｍｍから２ｍｍ程度であるため、受光素子１０１自身は非常に薄いものとなっている。
ここでシンチレータ１１の何れか一個にガンマ線が入射すると可視光に変換され、この光は光学的に結合されるライトガイド１４を通して受光素子１０１〜１０４へ導かれる。そしてこの光はそれぞれの受光素子において透明ガラス面板２１と透明電極２２を透過し、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜２４に達して光電変換により電子-正孔対が発生する。アバランシェ増倍膜２４にはバイアス３４が印加されており、膜内で正孔がアノード４０側からカソード４１側へ移動する過程で信号増幅が行なわれ、増幅された正孔がアバランシェ増倍膜２４表面上にフィールドエミッションアレイ２７に対向して現れる。フィールドエミッションアレイ２７からは常時電子ビーム３０が放射されているため、増幅された正孔は直ちに走査されアンプ３５により読み出される。
この際、アバランシェ増倍膜２４の厚さを３５μｍとし、バイアス３４の印加電圧を３５００Vとしたとき、信号増幅度は１０００倍程度が達成でき非常に高感度にガンマ線を検出することが可能となる。
以上のように本発明の放射線検出器では、アバランシェ増倍膜２４とフィールドエミッションアレイ２７は真空封じされた真空外囲器３１内に配置されており、その大きさは非常に薄型で構造的にシンプルなため光電子増倍管を用いる場合よりもコンパクトに構成できる。そのため、ＰＥＴ装置内の検出器に場所的な制約のある場合非常に有効である。また光電子増倍管のように多数の電極は不要で単純な構造であるため低コストで実現できる。
さらに、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜では信号増幅度は１０００倍程度が達成でき非常に高感度であるため、アバランシェフォトダイオードのように高価な低ノイズアンプや、低ノイズ化のための低温動作温度調整機構を必要としない。その上、高発光で高速のＬａＢｒ３：ＣｅやＬａＣｌ３：Ｃｅなどの高性能シンチレータを使用したとしても、それらの発光波長である３００〜４００ｎｍの波長域でのアバランシェ増倍膜の量子効率は７０％であり、光電子増倍管やアバランシェフォトダイオードに比較して非常に効率が良く、シンチレータの性能を十分に発揮させることが可能である。
さらに、アモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜では信号増幅度は１０００倍程度が達成でき非常に高感度であるため、アバランシェフォトダイオードのように高価な低ノイズアンプや、低ノイズ化のための低温動作温度調整機構を必要としない。その上、高発光で高速のＬａＢｒ３：ＣｅやＬａＣｌ３：Ｃｅなどの高性能シンチレータを使用したとしても、それらの発光波長である３００〜４００ｎｍの波長域でのアバランシェ増倍膜の量子効率は７０％であり、光電子増倍管やアバランシェフォトダイオードに比較して非常に効率が良く、シンチレータの性能を十分に発揮させることが可能である。
以上のように、この発明は、医療用や産業用の放射線撮影装置に適している。
Claims (2)
- 放射線を光変換するシンチレータアレイと、該シンチレータアレイの放射線入射方向とは反対の面に設置され、真空封じされた真空外囲器と該真空外囲器内に設置された透明電極と該透明電極の上に形成され阻止層で挟まれたアモルファスセレニウムからなるアバランシェ増倍膜と該アバランシェ増倍膜に対向して設置され複数のフィールドエミッションチップを有するフィールドエミッションアレイとを有する受光素子と、から構成される放射線検出器において、
前記フィールドエミッションアレイの全ての前記フィールドエミッションチップから常時電子ビームを放出し、パルスカウントモードで信号を読み出すことを特徴とする放射線検出器。 - 前記シンチレータアレイと前記受光素子との間に、光のシェアリング調整のためのライトガイドを設置することを特徴とする請求項1に記載の放射線検出器。
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