WO2007113898A1 - 放射線検出器 - Google Patents

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Hiromichi Tonami
Junichi Ohi
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Shimadzu Corporation
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    • H01L31/0272—Selenium or tellurium

Definitions

  • the present invention is an apparatus for detecting a radiation (gamma ray) emitted from a radioisotope (RI) administered to a subject and accumulated in a site of interest, and obtaining a tomographic image of the RI distribution of the site of interest.
  • a radiation detector used in a medical diagnostic apparatus such as a PET (Positron Emission Tomography) apparatus or a SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) apparatus.
  • This type of radiation detector is composed of a scintillator that emits light upon incidence of gamma rays emitted from a subject, and a photomultiplier tube that converts the light emitted from the scintillator into a pulsed electric signal.
  • a scintillator and a photomultiplier tube have conventionally been in a one-to-one correspondence.
  • the number of scintillators is smaller than the number of scintillators.
  • the photomultiplier tubes are combined, and the output specific force of these photomultiplier tubes is determined to determine the incident position of the gamma rays to improve the resolution. (For example, refer to Patent Document 1).
  • FIG. 4 is a cross-sectional view (front view) in the X direction when the conventional radiation detector 50 is viewed from the Y direction.
  • a cross-sectional view (side view) in the Y direction when the radiation detector 50 is viewed from the X direction has the same shape as FIG.
  • the radiation detector 50 is partitioned by appropriately sandwiching the light reflecting material 13, and includes a scintillator array 12 in which a total of 36 scintillators 11, six in the X direction and six in the Y direction, are arranged in close contact with each other.
  • the light guide 14 is optically coupled to the scintillator array 12 and is optically coupled to the light guide 14 and a light guide 14 embedded with a lattice frame in which a light reflecting material 15 is combined to define a plurality of small sections.
  • photomultiplier tubes 201, 202, 203, and 204 Inorganic crystals such as W04 are used.
  • the scintillator 11 for example, Bi4Ge3012 (BGO), Gd2Si05: Ce (GSO), Lu2Si05: Ce (LSO), LuYSi05: Ce (LYSO), LaBr3: Ce, LaC13: Ce, Nal, CsI: Na, BaF2 , CsF ⁇ Pb Inorganic crystals such as W04 are used.
  • the position and length of the light reflector 15 are set so that + P4) changes at a constant rate according to the position of each scintillator.
  • the light reflecting material 13 between the scintillators 11 and the light reflecting material 15 of the light guide 14 are preferably a multilayer film of acid and titanium based mainly on a polyester film. It is used as a light reflecting element because of its very high reflection efficiency, but strictly speaking, a transmissive component is generated depending on the incident angle of light. The shape and arrangement of the light reflecting material 15 are determined.
  • the scintillator array 12 is bonded to the light guide 14 with a coupling adhesive to form a coupling adhesive layer 16, and the light guide 14 is also bonded to the photomultiplier tubes 201 to 204 with a coupling adhesive.
  • the coupling adhesive layer 17 is formed by bonding.
  • the outer peripheral surface where each scintillator 11 is not opposed excludes the optical coupling surface with the photomultiplier tubes 201 to 204 side. Covered with bright light reflector. In this case, PTFE tape is mainly used as the light reflecting material.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of the position calculation circuit of the radiation detector.
  • the position calculation circuit is composed of adders 21, 22, 23 and 24 and position discriminating circuits 25 and 26.
  • the output P1 of the photomultiplier tube 201 and the output P3 of the photomultiplier tube 203 are input to the adder 21 and the photomultiplier
  • the output P2 of the doubler 202 and the output P4 of the photomultiplier 204 are input to the adder 22.
  • the addition outputs (P1 + P3) and (P2 + P4) of both adders 21 and 22 are input to the position discriminating circuit 25, and the incident position of the gamma ray in the X direction is obtained based on both addition outputs.
  • the output P1 of the photomultiplier tube 201 and the output P2 of the photomultiplier tube 202 are input to the adder 23 and photomultiplier
  • the output P3 of the tube 203 and the output P4 of the photomultiplier tube 204 are input to the adder 24.
  • the addition outputs (P1 + P2) and (P3 + P4) of both calorific calculators 23 and 24 are input to the position discriminating circuit 26, and the incident position of the gamma ray in the Y direction is obtained based on both addition outputs.
  • the calculated value (P1 + P2 + P3 + P4) indicates the energy for the event, and is displayed as an energy spectrum as shown in FIG.
  • the result calculated as described above is represented as a position coding map as shown in FIG. 7 according to the position of the gamma ray incident on the scintillator, and each position discrimination information is shown.
  • scintillator arrays each made of a material with different emission decay times are stacked in multiple stages (see, for example, Non-Patent Document 1), and each scintillator array is arranged with a half-pitch shift (for example, Various methods for improving the spatial resolution by realizing a block detector having DOI (depth of interaction) information have been proposed, such as Non-Patent Document 2).
  • DOI depth of interaction
  • a photomultiplier tube is used as a light receiving element for scintillating hawk light.
  • avalanche chef diodes 301 to 304 are used.
  • a semiconductor light-receiving element called “S” is used. This is because signal amplification is performed by applying a high electric field in the silicon depletion layer and using it in an avalanche state. It is.
  • the signal amplification of avalanche photodiodes is about 50 to 100 times smaller than 105 to 106 times that of photomultiplier tubes, but it can be put to practical use by using a low-noise amplifier or in a low-temperature environment. It has become.
  • avalanche is generated in the thin silicon depletion layer, the size of the light receiving element is very thin compared to the photomultiplier tube, and there is a place restriction on the detector in the PET device. Is extremely effective.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-354343
  • Non-patent literature 1 S. Yamamoto and H. Isnibashi, A GSO depth of interaction detector f or PET, IEEE Trans. Nucl. Sci "45: 1078—1082, 1998.
  • Non-Patent Document 2 H. Liu, T. Omura. M. Watanabe, et al., Development of a depth of in teraction detector for g— rays, Nucl. Instr. Meth., Physics Research A 459: 182 —190,
  • a photomultiplier tube is used as a light receiving element for light from the scintillator, but its size is much larger than that of the scintillator array! If there is a place restriction on the detector in the PET device, it becomes extremely problematic. In addition, a large number of electrodes and dynodes are arranged in a complicated manner in the photomultiplier tube, which is a disadvantageous configuration to realize at low cost.
  • the radiation detector shown in FIG. 8 uses an avalanche photodiode as a light receiving element for light from the scintillator, and its size is very thin and structurally simple, so it is compact.
  • the signal amplification degree is about 50 to 100 times smaller than 105 to 106 times that of photomultiplier tubes, so an expensive low-noise amplifier is required.
  • LaBr3: Ce and LaC13: Ce which have attracted attention recently, have emission wavelengths of 300 to 400nm in the low wavelength region, and the quantum efficiency of avalanche photodiodes in this wavelength region. Is 40 to 60% and is inefficient! Means for solving the problem
  • the radiation detector according to claim 1 provided by the present invention includes a scintillator array that converts radiation into light, and is installed on a surface opposite to the radiation incident direction of the scintillator array.
  • a vacuum-enclosed vacuum envelope, a transparent electrode disposed in the vacuum envelope, an amorphous selenium-powered avalanche multiplication film formed on the transparent electrode and sandwiched between blocking layers, and the avalanche multiplication In a radiation detector that is installed opposite to the membrane and also has a plurality of forces, the electron beam is always emitted from all the field emission chips of the field emission array, and the signal is read out in the pulse count mode.
  • the radiation detector according to claim 2 is the radiation detector according to claim 1, wherein a laser for adjusting the sharing of light is provided between the scintillator array and the light receiving element. It is characterized by installing a light guide.
  • photoelectric conversion is performed by an avalanche multiplication film made of amorphous selenium as a light receiving element of light from a scintillator, and a signal is emitted by an electron beam of many electron beam emission sources called a field emission array. Reading out.
  • the avalanche multiplication film and field emission array are placed in a vacuum-sealed vacuum envelope.
  • the avalanche multiplication film with amorphous selenium power has a signal amplification of about 1,000 times.
  • the quantum efficiency of the avalanche multiplication film in the wavelength range of 300 to 400 nm is 70%, which is much higher than that of a photomultiplier tube. Efficiency is good.
  • FIG. 1 shows a cross-sectional view in the X direction of a radiation detector of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the radiation detector according to the present invention viewed from the top surface.
  • FIG. 3 shows a detailed cross-sectional view of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 4 A cross-sectional view of a conventional radiation detector in the X direction is shown.
  • FIG. 5 shows an example of the position calculation circuit of the radiation detector of the present invention and the conventional radiation detector.
  • FIG. 6 The energy spectrum of the radiation detector of the present invention and the conventional radiation detector is shown.
  • FIG. 7 shows a position coding map of the radiation detector of the present invention and the conventional radiation detector.
  • FIG. 8 A cross-sectional view of a conventional radiation detector in the X direction is shown.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view in the X direction when the radiation detector 10 of the present invention is viewed from the Y direction. Since the present embodiment shows the case of an isotropic Botacell detector, a cross-sectional view (side view) in the Y direction, in which the radiation detector 10 is viewed in the X direction, also has the same shape as FIG.
  • the line detector 10 is partitioned by appropriately sandwiching a light reflecting material 13, and a scintillator group 12 in which a total of 36 scintillators 11, six in the X direction and six in the Y direction, are arranged closely in a two-dimensional manner.
  • the light guide 14 optically coupled to the scintillator group 12 and the light frame 14 combined with the light reflecting material 15 is embedded, and a plurality of small sections are defined, and the light guide 14 and the light guide 14 are optically coupled. It is composed of four light receiving elements 101, 102, 103 and 104 to be coupled. Here, the light receiving elements 101 to 104 are all the same. In FIG. 1, only the light receiving element 101 and the light receiving element 102 are shown.
  • the scintillator 11 for example, Bi4Ge3012 (BGO), Gd2Si05: Ce (GSO), Lu2Si05: Ce (LSO), LuYSi 05: Ce (LYSO), LaBr3: Ce ⁇ LaC13: Ce, Nal, CsI: Na ⁇ Inorganic crystals such as BaF2 and CsF ⁇ PbW04 are used.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG. 1, and is a view of the light receiving elements 101, 102, 103, 104 of the present invention as viewed from above.
  • FIG. 3 shows the light receiving element 101 (102, 103, 104 are the same, but only 101 is representatively shown) in detail.
  • the anode 40 side is a transparent glass face plate 21, a transparent electrode 22 formed on the transparent glass face plate 21, a hole injection blocking layer 23 formed on the transparent electrode 22, and the hole injection.
  • the avalanche multiplication film 24 also has an amorphous selenium force formed on the blocking layer 23 and an electron injection blocking layer 25 formed on the avalanche multiplication film 24.
  • a field emission array 27 composed of a large number of field emission chips 26 is arranged to face the anode 40, and all of them are applied by applying a common gate electrode bias 32 to the common gate electrode 28.
  • the electron beam 30 is always emitted from the field emission chip 26 toward the anode 40.
  • the electron beam 30 is decelerated by the mesh electrode 29 and reaches the anode by soft landing.
  • the mesh electrode 29 is applied with a mesh electrode bias 33.
  • the anode including the avalanche multiplication film 24 40 is vacuum sealed and assembled in a vacuum envelope 31! /. Further, since the actual distance between the avalanche multiplication film 24 and the field emission array 27 is about 1 mm to 2 mm, the light receiving element 101 itself is very thin.
  • the light when a gamma ray is incident on any one of the scintillators 11, the light is converted into visible light, and this light is guided to the light receiving elements 101 to 104 through the light guide 14 optically coupled. Then, the light passes through the transparent glass face plate 21 and the transparent electrode 22 in each light receiving element, reaches the avalanche multiplication film 24 having an amorphous selenium force, and generates electron-hole pairs by photoelectric conversion.
  • a bias 34 is applied to the avalanche multiplication film 24, and signal amplification is performed in the process in which holes move in the film to the anode 40 side force and force sword 41 side, and the amplified holes are transferred to the avalanche multiplication film 24. 24 Appears opposite the field emission array 27 on the surface. Since the electron beam 30 is always emitted from the field emission array 27, the amplified holes are immediately scanned and read out by the amplifier 35.
  • the signal amplification can be about 1000 times and gamma rays can be detected with extremely high sensitivity. It becomes possible to do.
  • the avalanche multiplication film 24 and the field emission array 27 are arranged in the vacuum envelope 31 which is vacuum-sealed, and the size thereof is very thin. Since it is structurally simple, it can be made more compact than when a photomultiplier tube is used. Therefore, it is very effective when there is a place restriction on the detector in the PET device. In addition, a large number of electrodes such as a photomultiplier tube are not required and a simple structure can be realized at a low cost.
  • the avalanche multiplication film made of amorphous selenium has a signal amplification rate of about 1000 times and is very sensitive, so it is a low-noise amplifier that is expensive, such as an avalanche photodiode, and low temperature for low-noise noise. Does not require an operating temperature adjustment mechanism.
  • the quantum efficiency of the avalanche multiplication film in the wavelength range of 300 to 400 nm is 70%. Compared to photomultiplier tubes and avalanche photodiodes It is possible to make full use of scintillator performance that is much more efficient than the industrial applicability
  • the present invention is suitable for medical and industrial radiation imaging apparatuses.

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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

明 細 書
放射線検出器
技術分野
[0001] 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 P hoton 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。
背景技術
[0002] 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、従来ではシンチレ一 タと光電子増倍管とが一対一に対応するものがあつたが、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 増倍管の出力比力 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 、る。（例えば特許文献 1参照)。
[0003] 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。
等方ボタセル検出器の場合、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 、る。ここでシンチレータ 11として は、例えば Bi4Ge3012 (BGO)、 Gd2Si05 : Ce (GSO)、 Lu2Si05 : Ce (LSO)、 L uYSi05 : Ce (LYSO)、 LaBr3 : Ce、 LaC13 : Ce、 Nal、 CsI :Na、 BaF2、 CsFゝ Pb W04などの無機結晶が用いられる。
[0004] 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。
[0005] より具体的には光電子増倍管 201の出力を Pl、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) }Z (P1 + P2 + P3 + P4)が各シンチレ一 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。
[0006] 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。
[0007] すなゎち、丫方向の位置を表す計算値{ (?1 + ?2)—（？3 + ?4) }7 (?1 + ?2 + ?3
+ 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。
[0008] 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ィ匕ケィ素と酸ィ匕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。
[0009] 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ツ 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 、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。
[0010] 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。
[0011] 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。両カロ 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。
[0012] 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。
[0013] 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。
[0014] 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。
[0015] これら従来例では何れもシンチレ一タカ の光の受光素子として光電子増倍管が用 いられている力 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オトダイォ 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カロしてアバランシヱ状態で使用することにより信号増幅を行な つている。アバランシェフオ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。
[0016] 特許文献 1：特開 2004— 354343号公報
[0017] 非特千文献 1 : S. Yamamoto and H. Isnibashi, A GSO depth of interaction detector f or PET, IEEE Trans. Nucl. Sci" 45:1078—1082, 1998.
[0018] 非特許文献 2 : H. Liu, T. Omura. M. Watanabe, et al.， Development of a depth of in teraction detector for g— rays, Nucl. Instr. Meth., Physics Research A 459:182—190,
2001.
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0019] 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。
[0020] 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 、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!/、も のとなつており 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。
[0021] 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 ンシェフオ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力 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 LaC13 : 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オトダイオードの量子効率は 40〜60%であり効率が悪!、と!/、う 問題ある。 課題を解決するための手段
[0022] 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 力 なるアバランシェ増倍膜と該ァバランシェ増倍膜に対向して設置され複数のフィ 力も構成される放射線検出器において、前記フィールドェミッションアレイの全ての前 記フィールドェ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。
[0023] 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。
[0024] 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 、、フィールドェミッションアレイとよばれる 多数の電子ビーム放出源力 の電子ビームにより信号を読み出している。アバランシ ヱ増倍膜とフィールドェ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力もなるアバランシェ増倍膜では信号増幅度は 1 000倍程度である。さらに LaBr3： Ceや LaC13： Ceを使用したとしても 300〜400nm の波長域でのァバランシ 増倍膜の量子効率は 70%であり、光電子増倍管ゃァバラ ンシヱフォトダイオードに比較して非常に効率が良い。
発明の効果
[0025] 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、アバランシェフオ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。 図面の簡単な説明
[0026] [図 1]本発明の放射線検出器の X方向の断面図を示す。
[図 2]本発明の放射線検出器の上面カゝら見た断面図を示す。
[図 3]本発明の放射線検出器の詳細な断面図を示す。
[図 4]従来の放射線検出器の X方向の断面図を示す。
[図 5]本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器の位置演算回路の一例を示 す。
[図 6]本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器のエネルギースぺクトルを示 す。
[図 7]本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器の位置コーディングマップを 示す。
[図 8]従来の放射線検出器の X方向の断面図を示す。
符号の説明
[0027] 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 · · 'カツプリング接着剤層 17· · 'カツプリング接着剤層 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 2 6…フィールドェミッションチップ 27…フィールドェミッションアレイ 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 · "力ソード 50· · - 光電子増倍管を用いた従来の放射線検出器 60· ··アバランシェフオトダイオードを用 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· ··ァノ ランシェフオトダイオード
発明を実施するための最良の形態
[0028] (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タ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方向力もみた 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)、 Gd2Si05 : Ce (GSO)、 Lu2Si05 : Ce (LSO)、 LuYSi 05 : Ce (LYSO)、 LaBr3 : Ceゝ LaC13 : Ce、 Nal、 CsI :Naゝ BaF2、 CsFゝ PbW04 などの無機結晶が用いられる。
[0029] 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 10 1〜104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。
[0030] 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、ァノー 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力もなるアバランシェ増倍膜 24と、該ァバランシェ 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、力ソード 41 側は多数のフィールドェミッションチップ 26からなるフィールドェミッションアレイ 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ェミッションチップ 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 2 9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 、る。ここでアバランシェ増倍膜 24を含むアノード 40 側とフィールドェミッションアレイ 27を含む力ソード 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!/、る。またアバランシェ増倍膜 24とフィールドェミッションァ レイ 27との実際の距離は lmm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。
[0031] 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力も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側力も力ソード 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ェミッションアレイ 2 7に対向して現れる。フィールドェミッションアレイ 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。
[0032] この際、アバランシェ増倍膜 24の厚さを 35 μ mとし、バイアス 34の印加電圧を 3500 V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。
[0033] 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とフィールドェミツ シヨンアレイ 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、アバランシェフオトダイオードのように高 価な低ノイズアンプや、低ノイズィ匕のための低温動作温度調整機構を必要としな 、。 その上、高発光で高速の LaBr3： Ceや LaC13： 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オトダイオードに比 較して非常に効率が良ぐ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 産業上の利用可能性
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

請求の範囲
[1] 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 力 なるアバランシェ増倍膜と該ァバランシェ増倍膜に対向して設置され複数のフィ から構成される放射線検出器において、
前記フィールドェミッションアレイの全ての前記フィールドェ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。
[2] 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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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011527087A (ja) * 2008-07-03 2011-10-20 サン−ゴバン セラミックス アンド プラスティクス，インコーポレイティド 検出器用の能動分圧器

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8581254B2 (en) * 2011-09-30 2013-11-12 General Electric Company Photodetector having improved quantum efficiency
PL227661B1 (pl) * 2013-08-30 2018-01-31 Uniwersytet Jagiellonski Sposób wyznaczania parametrów miejsca reakcji kwantu gamma w detektorze scyntylacyjnym tomografu PET i układ do wyznaczania parametrów miejsca reakcji kwantu gamma w detektorze scyntylacyjnym tomografu PET
US9778186B2 (en) * 2014-04-15 2017-10-03 Kla-Tencor Corporation System for electron beam detection
EP3400616B1 (en) * 2016-01-07 2020-12-30 The Research Foundation for The State University of New York Selenium photomultiplier
WO2017143442A1 (en) 2016-02-26 2017-08-31 Thunder Bay Regional Health Research Institute Tileable block detectors for seamless block detector arrays in positron emission mammography
US9910161B1 (en) * 2017-04-27 2018-03-06 Shimadzu Corporation Radiation detector
DE112018007843B4 (de) * 2018-09-21 2024-05-29 Hitachi High-Tech Corporation Mit einem strahl geladener teilchen arbeitende vorrichtung

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06176704A (ja) * 1992-12-02 1994-06-24 Nippon Hoso Kyokai <Nhk> 撮像装置及びその動作方法
JPH08106869A (ja) * 1994-10-03 1996-04-23 Hitachi Ltd 画像素子及びその操作方法
JPH11500263A (ja) * 1995-02-21 1999-01-06 ユニバーシティ・オブ・コネチカット フラットパネル検出器およびイメージセンサ
JPH1187681A (ja) * 1997-09-04 1999-03-30 Shimadzu Corp フラット・パネル形センサ
JP2004103535A (ja) * 2002-09-04 2004-04-02 Takeshi Okano ダイヤモンド冷陰極を用いた長寿命・超高感度フォト・ディテクター及びフォトン・ディテクター

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4749863A (en) * 1984-12-04 1988-06-07 Computer Technology And Imaging, Inc. Two-dimensional photon counting position encoder system and process
US5146296A (en) * 1987-12-03 1992-09-08 Xsirius Photonics, Inc. Devices for detecting and/or imaging single photoelectron
JP3415704B2 (ja) * 1995-05-31 2003-06-09 株式会社島津製作所 放射線検出器
US6552348B2 (en) * 1999-12-14 2003-04-22 Regents Of The University Of California Apparatus and method for breast cancer imaging
JP2004354343A (ja) 2003-05-30 2004-12-16 Shimadzu Corp 放射線検出器

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06176704A (ja) * 1992-12-02 1994-06-24 Nippon Hoso Kyokai <Nhk> 撮像装置及びその動作方法
JPH08106869A (ja) * 1994-10-03 1996-04-23 Hitachi Ltd 画像素子及びその操作方法
JPH11500263A (ja) * 1995-02-21 1999-01-06 ユニバーシティ・オブ・コネチカット フラットパネル検出器およびイメージセンサ
JPH1187681A (ja) * 1997-09-04 1999-03-30 Shimadzu Corp フラット・パネル形センサ
JP2004103535A (ja) * 2002-09-04 2004-04-02 Takeshi Okano ダイヤモンド冷陰極を用いた長寿命・超高感度フォト・ディテクター及びフォトン・ディテクター

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011527087A (ja) * 2008-07-03 2011-10-20 サン−ゴバン セラミックス アンド プラスティクス，インコーポレイティド 検出器用の能動分圧器

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