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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