WO2020045229A1 - 放射線検出装置 - Google Patents

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WO2020045229A1
WO2020045229A1 PCT/JP2019/032838 JP2019032838W WO2020045229A1 WO 2020045229 A1 WO2020045229 A1 WO 2020045229A1 JP 2019032838 W JP2019032838 W JP 2019032838W WO 2020045229 A1 WO2020045229 A1 WO 2020045229A1
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WO
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scintillator
radiation
incident
photodetector
region
Prior art date
Application number
PCT/JP2019/032838
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English (en)
French (fr)
Inventor
井上　正人
尚志郎 猿田
竹中　克郎
Original Assignee
キヤノン株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detection device that detects incident radiation.
  • Patent Document 1 a technique has been proposed in which a radiation detection apparatus is provided with two scintillators to acquire two image signals, and performs an energy subtraction process using the two image signals to acquire an energy subtraction image.
  • Patent Literature 1 a first scintillator and a second scintillator are provided as two scintillators in the order of incident radiation. Then, in Patent Document 1, light generated by the first scintillator is made incident on both the first photodetector and the second photodetector, and light generated by the second scintillator is mainly converted to the second light. And an energy subtraction image is acquired from the image signal obtained by the first photodetector and the image signal obtained by the second photodetector.
  • the energy difference is large in a set of image signals on which the energy subtraction processing is performed.
  • Patent Document 1 the light generated by the first scintillator is made incident on both the first photodetector and the second photodetector, and the light generated by the second scintillator is mainly used.
  • the image signal obtained by the first photodetector is mainly information of the low energy component of the incident radiation
  • the image signal obtained by the second photodetector is the information of the incident radiation.
  • the information from the low energy component to the high energy component is superimposed.
  • the technique described in Patent Document 1 is insufficient from the viewpoint of increasing the energy difference between the image signal obtained by the first photodetector and the image signal obtained by the second photodetector.
  • the technique described in Patent Literature 1 has a problem that it is difficult to obtain a good energy subtraction image.
  • the present invention has been made in view of such a problem, and an object of the present invention is to provide a radiation detection device capable of acquiring a good energy subtraction image.
  • the radiation detection apparatus includes a first scintillator that converts incident radiation into light, and is disposed on a side opposite to an incident side where the radiation enters the first scintillator, and converts the radiation into light.
  • the concentration configuration and the concentration of the activator in the second scintillator are better in the incident side region of the second scintillator located on the incident side where the radiation is incident.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an example of a schematic configuration of a radiation detection system including a radiation detection device according to a first embodiment of the present invention. It is a top view of the radiation detector concerning a 1st embodiment of the present invention. It is a sectional view of a radiation detector concerning a 1st embodiment of the present invention. It is a sectional view of a radiation detector concerning a 2nd embodiment of the present invention. It is a sectional view of a radiation detector concerning a 3rd embodiment of the present invention. It is a sectional view of a radiation detector concerning a 4th embodiment of the present invention. It is a sectional view of a radiation detector concerning a 5th embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a schematic configuration of a radiation detection system 100 including a radiation detection device 110 according to the first embodiment of the present invention.
  • the radiation detection system 100 includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130.
  • the radiation detection device 110 detects the radiation 131 emitted from the radiation generation device 130 and transmitted through the subject H to be inspected under the control of the control device 120 (more specifically, the control / processing unit 121). It is a device to do.
  • the control device 120 is a device that performs overall control of the operation of the radiation detection system 100 and performs various processes.
  • the control device 120 includes a control / processing unit 121, an input unit 122, and a display unit 123.
  • the control / processing unit 121 is communicably connected to the radiation detection device 110 and the radiation generation device 130.
  • the control / processing unit 121 controls the radiation detection device 110 and the radiation generation device 130 based on information input from the input unit 122, for example.
  • the control / processing unit 121 performs various processing such as arithmetic processing on various information (including various signals and data) obtained by the radiation detection apparatus 110 based on information input from the input unit 122, for example.
  • the input unit 122 inputs various information to the control / processing unit 121.
  • the display unit 123 displays various types of information based on the control of the control / processing unit 121.
  • the radiation generator 130 is a device that generates the radiation 131 based on the control of the control device 120 (more specifically, the control / processing unit 121).
  • FIG. 2 is a plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a plan view of the radiation detection apparatus 110 in FIG. 1, for example, viewed from a side on which the radiation 131 is incident (or a side opposite to the side on which the radiation 131 is incident).
  • the radiation detection apparatus 110 includes a photodetector 113 including a photoelectric conversion element unit 114, a signal wiring unit 115, and a control wiring unit 116.
  • the photodetector 113 has a photoelectric conversion element unit 114 provided at an interface of a glass substrate, for example.
  • the photoelectric conversion element unit 114 is formed by arranging a plurality of photoelectric conversion elements for converting light generated by a scintillator (not shown in FIG. 2) into an electric signal, arranged two-dimensionally (for example, in a matrix).
  • the signal wiring section 115 is a wiring section for transferring an electric signal from the photodetector 113 (more specifically, the photoelectric conversion element section 114) to the outside.
  • the control wiring unit 116 is a wiring unit for controlling the photodetector 113 (more specifically, the photoelectric conversion element unit 114) from the control device 120 shown in FIG. 1, for example.
  • FIG. 3 is a sectional view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment shown in FIG. 3 will be described as “radiation detection apparatus 110-1”.
  • the same components as those shown in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detecting apparatus 110-1 includes a first scintillator 111, a second scintillator 112, a first photodetector 113-1 and a second photodetector 113-2, and a first scintillator 111-2. It is configured to include a photoelectric conversion element section 114-1 and a second photoelectric conversion element section 114-2, and a signal processing section 117. Although not shown in FIG. 3, the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected to the first photodetector 113-1 and the second photodetector 113-2, respectively. Can be taken.
  • the first scintillator 111 and the first photoelectric conversion element unit are arranged in the order of incidence of radiation (X-rays) 131 indicated by arrows.
  • the first photoelectric conversion element unit 114-1 is formed on the incident surface 101 on which the radiation (X-ray) 131 is incident in the first photodetector 113-1.
  • the first scintillator 111 is arranged at a predetermined position on the incident surface 101 of the vessel 113-1. Further, the second photoelectric conversion element 114-2 is formed on the incident surface 102 of the second photodetector 113-2 where the radiation (X-ray) 131 is incident. The second scintillator 112 is arranged at a predetermined position on the -2 incidence surface 102.
  • the first scintillator 111 converts the incident radiation (X-ray) 131 into light.
  • the first scintillator 111 includes, for example, columnar crystals mainly composed of cesium iodide (hereinafter, referred to as “CsI”) which is an alkali halide, and the columnar crystals include radiation (X-rays).
  • CsI cesium iodide
  • Tl thallium
  • the concentration of the activator Tl is such that the opposite side region 111b located on the opposite side to the incident side of the first scintillator 111 where the radiation (X-ray) 131 is incident is closer to the incident side.
  • the first density configuration is lower than that of the incident side region 111a located at.
  • the first scintillator 111 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident region 111a than in the opposite region 111b.
  • the energy distribution of the radiation (X-ray) 131 incident on the radiation detection apparatus 110-1 is roughly classified into three regions of a low energy component, a medium energy component, and a high energy component. I do.
  • the transmittance becomes higher as the radiation (X-ray) 131 of the high energy component becomes higher. Therefore, first, the radiation (X-ray) 131 is incident on the incident side region 111a. Is absorbed, and is converted into light by the activator Tl in the incident side region 111a. Then, the light generated in the incident side region 111a passes through the opposite side region 111b and is incident on the first photodetector 113-1.
  • the incident light is electrically transmitted to the first photoelectric conversion element unit 114-1 by the first photoelectric conversion element unit 114-1. Converted to a signal.
  • the radiation (X-ray) 131 of the medium energy component and the high energy component of the energy distribution of the radiation (X-ray) 131 mainly enters the opposite side region 111b. Then, in the opposite region 111b, a part of the medium energy component of the incident radiation (X-ray) 131 is absorbed, and this is converted into light by the activator Tl in the opposite region 111b. Then, the light generated in the opposite side region 111b enters the first photodetector 113-1 and the incident light is converted into an electric signal by the first photoelectric conversion element unit 114-1.
  • the second scintillator 112 is arranged on the side opposite to the incident side of the first scintillator 111 on which the radiation (X-ray) 131 is incident, and converts the incident radiation (X-ray) 131 into light. As described above, mainly a part of the medium energy component and the radiation (X-ray) 131 of the high energy component are incident on the second scintillator 112.
  • the second scintillator 112 includes, for example, columnar crystals mainly composed of alkali halide CsI or the like, and the columnar crystals are activated to convert radiation (X-ray) 131 into visible light. It contains the agent Tl.
  • the concentration of the activator Tl is such that the incident side region 112b located on the incident side of the second scintillator 112 on which the radiation (X-ray) 131 is incident is on the opposite side to the incident side. Is lower than the second region 112a.
  • the second scintillator 112 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 112a than in the incident region 112b.
  • the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed in the incident side region 112b, and this is applied to the incident side region 112b. It is converted into light by the active agent Tl. Then, the light generated in the incident side area 112b passes through the opposite side area 112a and is incident on the second photodetector 113-2, and the incident light is electrically converted by the second photoelectric conversion element unit 114-2. Converted to a signal.
  • the high-energy component radiation (X-ray) 131 transmitted through the incident side region 112b mainly enters the opposite side region 112a.
  • the incident high-energy component radiation (X-ray) 131 is absorbed in the opposite region 112a, and is converted into light by the activator Tl in the opposite region 112a. Then, the light generated in the opposite side region 112a is incident on the second photodetector 113-2, and the incident light is converted into an electric signal by the second photoelectric conversion element 114-2.
  • the first photodetector 113-1 the light amount A of the light converted in the incident side region 111 a based on the low energy component of the radiation (X-ray) 131 and the light amount A converted based on the medium energy component of the radiation (X-ray) 131
  • the light amount B of the light converted in the side region 111b is converted into an electric signal in accordance with the light amount B, thereby obtaining a first image signal (first electric signal).
  • the first scintillator 111 has a configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident side region 111a than in the opposite side region 111b.
  • the light amount A and the light amount B have a relationship of A> B, and as a result, the information amount of the low energy component is larger than the information amount of the medium energy component.
  • the light amount B becomes smaller as the concentration of the activator Tl in the opposite side region 111b is smaller than the concentration of the activator Tl in the incident side region 111a.
  • the second photodetector 113-2 the light amount C of the light converted in the incident side area 112b based on the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 and the light amount C converted based on the high energy component of the radiation (X-ray) 131
  • the light amount D of the light converted in the side region 112a is converted into an electric signal together with the light amount D to obtain a second image signal (second electric signal).
  • the second scintillator 112 has a configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 112a than in the incident region 112b.
  • the light amount C and the light amount D have a relationship of D> C, and as a result, the information amount of the high energy component is larger than the information amount of the medium energy component.
  • the light amount C becomes smaller as the concentration of the activator Tl in the incident side region 112b is smaller than the concentration of the activator Tl in the opposite side region 112a.
  • FIG. 3 shows an example in which the first scintillator 111 is divided into two regions, an incident region 111a and an opposite region 111b, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area).
  • FIG. 3 illustrates an example in which the second scintillator 112 is divided into two regions, an incident region 112b and an opposite region 112a, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area).
  • incident side incident side area
  • X-ray radiation
  • opposite side reflective side area
  • the signal processing unit 117 is connected to the first photodetector 113-1 and the second photodetector 113-2, for example, via the signal wiring unit 115 connected thereto. And an image signal which is an electric signal from each of the second photodetectors 113-2. Then, the signal processing unit 117 converts the first image signal (first electric signal) acquired from the first photodetector 113-1 and the second image signal acquired from the second photodetector 113-2. Various signal processing is performed on the (second electric signal). Specifically, in the present embodiment, the signal processing unit 117 performs the energy subtraction process using one set of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processes. , And obtain an energy subtraction image.
  • the substance of the subject in the energy subtraction image can be classified. That is, the larger the difference between the energy component of the radiation (X-ray) 131 converted to light by the first scintillator 111 and the energy component of the radiation (X-ray) 131 converted to light by the second scintillator 112, the better.
  • Energy subtraction image can be obtained, and the substance of the subject can be separated.
  • the second scintillator 112 is configured such that part of the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 and the high energy component are absorbed by CsI, and only the high energy component is converted into light by the activator Tl. For example, a set of image signals having a large energy difference for an energy subtraction image can be obtained.
  • the signal processing unit 117 is provided as one configuration of the radiation detecting apparatus 110-1, but the present invention is not limited to this mode.
  • the signal processing unit 117 is provided inside the control / processing unit 121 shown in FIG. 1 is also applicable to the present invention.
  • the opposite side region 111b of the first scintillator 111 and the incident side region 112b of the second scintillator 112 do not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero).
  • a mode in which the region is set may be adopted. In this aspect, a set of image signals having a larger energy difference can be acquired, so that a better energy subtraction image can be acquired.
  • the first scintillator 111 has a lower concentration of the activator Tl in the opposite region 111b than in the incident region 111a. It has a first density configuration. Further, the radiation detector 110-1 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl in the second scintillator 112 is lower in the incident side region 112b than in the opposite side region 112a. According to such a configuration, generation of light based on the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 incident on the first scintillator 111 and the second scintillator 112 can be suppressed. As a result, a set of image signals having a large energy difference can be obtained as image signals (electric signals) obtained by the first photodetector 113-1 and the second photodetector 113-2. Energy subtraction image can be obtained.
  • the first scintillator 111 includes the first scintillator 111 in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident region 111a than in the opposite region 111b. It has a density configuration.
  • the second scintillator 112 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 112a than in the incident region 112b. According to this configuration, in the first scintillator 111 and the second scintillator 112, the generation of light based on the low energy component and the high energy component with respect to the medium energy component of the incident radiation (X-ray) 131 is increased, respectively. Can be done. As a result, a set of image signals having a large energy difference can be obtained as image signals (electric signals) obtained by the first photodetector 113-1 and the second photodetector 113-2. Energy subtraction image can be obtained.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the second embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the second embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130, as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the second embodiment is similar to the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of the radiation detection apparatus 110 according to the second embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the second embodiment shown in FIG. 4 will be described as “radiation detection apparatus 110-2”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detection device 110-2 includes a first scintillator 211, a second scintillator 212, a first photodetector 213-1 and a second photodetector 213-2, and It is configured to include a photoelectric conversion element section 214-1 and a second photoelectric conversion element section 214-2, and a signal processing section 217.
  • the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected to the first photodetector 213-1 and the second photodetector 213-2, respectively. Can be taken.
  • the first scintillator 211 and the first photoelectric conversion element unit are arranged in the order of incidence of radiation (X-ray) 131 indicated by arrows.
  • a first photodetector 213-1 including and including a second photodetector 212-1, a second photodetector 213-2 including a second photoelectric conversion element unit 214-2, and a second scintillator 212 are arranged.
  • the first photoelectric conversion element unit 214-1 is formed on the incident surface 201 of the first photodetector 213-1 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • the first scintillator 211 is arranged at a predetermined position.
  • the second photoelectric conversion element portion 214-2 is formed on the opposite surface 202 of the second photodetector 213-2 opposite to the surface on which the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • a second scintillator 212 is arranged at a predetermined position.
  • the first scintillator 211 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the opposite region 211b than in the incident region 211a. Has become. In other words, the first scintillator 211 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident region 211a than in the opposite region 211b.
  • the second scintillator 212 has, similarly to the second scintillator 112 in the first embodiment, a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the incident side region 212b than in the opposite side region 212a. Has become. In other words, the second scintillator 212 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 212a than in the incident region 212b.
  • the low energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed in the incident side region 211a. Is converted into light by the activator Tl in the incident side region 211a. Then, the light generated in the incident side area 211a passes through the opposite side area 211b and is incident on the first photodetector 213-1. The incident light is electrically transmitted to the first photoelectric conversion element unit 214-1. Converted to a signal.
  • the radiation (X-ray) 131 of the medium energy component and the high energy component of the energy distribution of the radiation (X-ray) 131 mainly enters the opposite region 211b. Then, in the opposite region 211b, a part of the medium energy component of the incident radiation (X-ray) 131 is absorbed and converted into light by the activator Tl in the opposite region 211b. Then, the light generated in the opposite area 211b enters the first photodetector 213-1, and the incident light is converted into an electric signal by the first photoelectric conversion element unit 214-1.
  • the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed in the incident side region 212b, and this is applied to the incident side region 212b. It is converted into light by the active agent Tl. Then, the light generated in the incident side region 212b is incident on the second photodetector 213-2, and the incident light is converted into an electric signal by the second photoelectric conversion element 214-2.
  • the high-energy component radiation (X-ray) 131 transmitted through the incident side region 212b mainly enters the opposite side region 212a.
  • the incident high-energy component radiation (X-ray) 131 is absorbed in the opposite region 212a, and is converted into light by the activator Tl in the opposite region 212a. Then, the light generated in the opposite region 212a is incident on the second photodetector 213-2, and the incident light is converted into an electric signal by the second photoelectric conversion element 214-2.
  • FIG. 4 shows an example in which the first scintillator 211 is divided into two regions, an incident region 211a and an opposite region 211b, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area). Can also be applied to the present embodiment, and the same effect as the mode shown in FIG. 4 can be obtained.
  • FIG. 4 shows an example in which the second scintillator 212 is divided into two regions, an incident region 212b and an opposite region 212a, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area).
  • incident side incident side area
  • reflective side area opposite side
  • the signal processing unit 217 is connected to the first photodetector 213-1 and the second photodetector 213-2 via the signal wiring unit 115, for example. And an image signal which is an electric signal from each of the second photodetector 213-2. Then, the signal processing unit 217 converts the first image signal (first electric signal) acquired from the first photodetector 213-1 and the second image signal acquired from the second photodetector 213-2. Various signal processing is performed on the (second electric signal). Specifically, in the present embodiment, the signal processing unit 217 performs the energy subtraction process using one set of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processes. , And obtain an energy subtraction image.
  • the signal processing unit 217 is provided as one configuration of the radiation detection apparatus 110-2, but the present invention is not limited to this mode.
  • a mode in which the signal processing unit 217 is provided inside the control / processing unit 121 shown in FIG. 1 is also applicable to the present invention.
  • the opposite side region 211b of the first scintillator 211 and the incident side region 212b of the second scintillator 212 do not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero).
  • a mode in which the region is set may be adopted. In this aspect, a set of image signals having a larger energy difference can be acquired, so that a better energy subtraction image can be acquired.
  • the first scintillator 211 has the above-described first concentration configuration
  • the second scintillator 212 has the above-described first concentration configuration. 2 density configuration. According to such a configuration, a set of image signals having a large energy difference can be obtained as image signals (electric signals) obtained by the first photodetector 213-1 and the second photodetector 213-2. Therefore, a good energy subtraction image can be obtained.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the third embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the third embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130 as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection device 110 according to the third embodiment is similar to the plan view of the radiation detection device 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of the radiation detection apparatus 110 according to the third embodiment of the present invention.
  • the radiation detection device 110 according to the third embodiment shown in FIG. 5 will be described as “radiation detection device 110-3”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detection device 110-3 includes a first scintillator 311, a second scintillator 312, a first photodetector 313-1, a second photodetector 313-2, and a first scintillator 311-2. It is configured to include a photoelectric conversion element section 314-1 and a second photoelectric conversion element section 314-2, and a signal processing section 317. Although not shown in FIG. 5, the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected to the first photodetector 313-1 and the second photodetector 313-2, respectively. Can be taken.
  • the radiation detection apparatus 110-3 includes a first photoelectric conversion element unit 314-1 in the order of incidence of radiation (X-ray) 131 indicated by an arrow.
  • the second photodetector 313-2 including the first photodetector 313-1, the first scintillator 311, the second scintillator 312, and the second photoelectric conversion element 314-2 is arranged.
  • the first photoelectric conversion element portion 314-1 is formed on the opposite surface 301 of the first photodetector 313-1 opposite to the surface on which the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • a first scintillator 311 is arranged at a predetermined position.
  • the second photoelectric conversion element portion 314-2 is formed on the incident surface 302 of the second photodetector 313-2 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • Two scintillators 312 are arranged at predetermined positions.
  • the first scintillator 311 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the opposite region 311b than in the incident region 311a. Has become. In other words, the first scintillator 311 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident side region 311a than in the opposite side region 311b.
  • the second scintillator 312 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the incident side region 312b than in the opposite side region 312a, similarly to the second scintillator 112 in the first embodiment. Has become.
  • the second scintillator 312 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite side region 312a than in the incident side region 312b.
  • the radiation (X-ray) 131 enters the first scintillator 311 via the first photodetector 313-1
  • the low energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed in the incident side region 311a, and The light is converted into light by the activator Tl in the region 311a.
  • the light generated in the incident side region 311a is incident on the first photodetector 313-1, and the incident light is converted into an electric signal by the first photoelectric conversion element 314-1.
  • the radiation (X-ray) 131 of a medium energy component and a high energy component mainly enters the opposite side region 311b.
  • the opposite side region 311b a part of the medium energy component of the incident radiation (X-ray) 131 is absorbed, and is converted into light by the activator Tl in the opposite side region 311b. Then, the light generated in the opposite side region 311b enters the first photodetector 313-1, and the incident light is converted into an electric signal by the first photoelectric conversion element unit 314-1.
  • the second scintillator 312 When the above-mentioned radiation (X-ray) 131 is incident on the second scintillator 312, first, in the incident side region 312b, a medium energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed, and this is applied to the incident side region 312b. It is converted into light by the active agent Tl. Then, the light generated in the incident side area 312b passes through the opposite side area 312a and is incident on the second photodetector 313-2, and the incident light is electrically transmitted by the second photoelectric conversion element unit 314-2. Converted to a signal. The high-energy component radiation (X-ray) 131 transmitted through the incident side region 312b mainly enters the opposite side region 312a.
  • the incident high-energy component radiation (X-ray) 131 is absorbed, and is converted into light by the activator Tl in the opposite region 312a.
  • the light generated in the opposite side region 312a is incident on the second photodetector 313-2, and the incident light is converted into an electric signal by the second photoelectric conversion element unit 314-2.
  • FIG. 5 shows an example in which the first scintillator 311 is divided into two regions, an incident region 311a and an opposite region 311b, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incidence side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflection side area).
  • FIG. 5 illustrates an example in which the second scintillator 312 is divided into two regions, an incident side region 312b and an opposite side region 312a, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area).
  • incident side incident side area
  • X-ray radiation
  • opposite side reflective side area
  • the signal processing unit 317 is connected to the first photodetector 313-1 and the second photodetector 313-2 via the signal wiring unit 115, for example, and the first photodetector 313-1. And an image signal which is an electric signal from each of the second photodetectors 313-2. Then, the signal processing unit 317 converts the first image signal (first electric signal) acquired from the first photodetector 313-1 and the second image signal acquired from the second photodetector 313-2. Various signal processing is performed on the (second electric signal). Specifically, in the present embodiment, the signal processing unit 317 performs an energy subtraction process using one set of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processes. , And obtain an energy subtraction image.
  • the signal processing unit 317 is provided as one configuration of the radiation detection apparatus 110-3, but the present invention is not limited to this mode.
  • the signal processing unit 317 is provided inside the control / processing unit 121 shown in FIG. 1 is also applicable to the present invention.
  • the opposite side region 311b of the first scintillator 311 and the incident side region 312b of the second scintillator 312 do not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero).
  • a mode in which the region is set may be adopted. In this aspect, a set of image signals having a larger energy difference can be acquired, so that a better energy subtraction image can be acquired.
  • the first scintillator 311 has the above-described first concentration configuration
  • the second scintillator 312 has the above-described first concentration configuration. 2 density configuration. According to such a configuration, a set of image signals having a large energy difference can be obtained as image signals (electric signals) obtained by the first photodetector 313-1 and the second photodetector 313-2. Therefore, a good energy subtraction image can be obtained.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the fourth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the fourth embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130, as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection device 110 according to the fourth embodiment is similar to the plan view of the radiation detection device 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 6 is a sectional view of a radiation detecting apparatus 110 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the fourth embodiment shown in FIG. 6 will be described as “radiation detection apparatus 110-4”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detecting apparatus 110-4 includes a first scintillator 411, a second scintillator 412, a first photodetector 413-1, a second photodetector 413-2, and a first scintillator 413-2. It is configured to include a photoelectric conversion element section 414-1 and a second photoelectric conversion element section 414-2, and a signal processing section 417. Although not shown in FIG. 6, the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected to the first photodetector 413-1 and the second photodetector 413-2, respectively. Can be taken.
  • the first scintillator 411 and the first photoelectric conversion element unit are arranged in the order of incidence of radiation (X-ray) 131 indicated by arrows.
  • a first photodetector 413-1 including and comprising 414-1, a second scintillator 412, and a second photodetector 413-2 including and comprising a second photoelectric conversion element unit 414-2 are arranged.
  • the first photoelectric conversion element portion 414-1 is formed on the incident surface 401 of the first photodetector 413-1 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • a first scintillator 411 is arranged at a predetermined position.
  • the second photoelectric conversion element portion 414-2 is formed on the incident surface 402 of the second photodetector 413-2 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • Two scintillators 412 are arranged at predetermined positions.
  • the first scintillator 411 has a substantially uniform concentration of the activator Tl in the entire region in the thickness direction corresponding to the incident direction of the radiation (X-ray) 131 indicated by the arrow. That is, the first scintillator 411 does not have the above-described first concentration configuration.
  • the second scintillator 412 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the incident side region 412b than in the opposite side region 412a. Has become. In other words, the second scintillator 412 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 412a than in the incident region 412b.
  • FIG. 6 shows an example in which the second scintillator 412 is divided into two regions, an incident side region 412b and an opposite side region 412a, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incidence side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflection side area). Can also be applied to the present embodiment, and the same effect as in the mode shown in FIG. 6 can be obtained.
  • a mode in which the incident side region 412b of the second scintillator 412 does not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero) may be adopted.
  • the concentration of the activator Tl of the first scintillator 411 is substantially the same as the concentration of the activator Tl in the region 412a on the opposite side of the second scintillator 412 (the concentration of the activator Tl of the second scintillator 412). (The density is higher than that of the incident side region 412b).
  • the fourth embodiment is different from the above-described first to third embodiments in that the concentration of the activator Tl in the first scintillator 411 is almost uniformly distributed over the entire region in the thickness direction. It is. For this reason, the first scintillator 411 absorbs a wider range of energy components of the radiation (X-ray) 131 and converts it into light than the first scintillator in the above-described first to third embodiments. .
  • the signal processing unit 417 is connected to the first photodetector 413-1 and the second photodetector 413-2, for example, via the signal wiring unit 115, and the first photodetector 413-1. And an image signal which is an electric signal from each of the second photodetector 413-2. Then, the signal processing unit 317 converts the first image signal (first electric signal) acquired from the first photodetector 413-1 and the second image signal acquired from the second photodetector 413-2. Various signal processing is performed on the (second electric signal). Specifically, in the present embodiment, the signal processing unit 417 performs an energy subtraction process using one set of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processes. , And obtain an energy subtraction image.
  • the first image signal acquired from the first photodetector 413-1 is supplied from the first photodetector in the above-described first to third embodiments by the configuration of the first scintillator 411. It is possible to acquire a general captured image signal having a larger amount of information than the acquired first image signal.
  • the signal processing unit 417 is provided as one configuration of the radiation detecting apparatus 110-4, but the present invention is not limited to this mode.
  • a mode in which the signal processing unit 417 is provided inside the control / processing unit 121 shown in FIG. 1 is also applicable to the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110-4 in addition to obtaining a good energy subtraction image, it is also possible to obtain a general captured image.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the fifth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the fifth embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130 as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the fifth embodiment is similar to the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 7 is a sectional view of a radiation detecting apparatus 110 according to the fifth embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the fifth embodiment shown in FIG. 7 will be described as “radiation detection apparatus 110-5”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detecting apparatus 110-5 includes a first scintillator 511, a second scintillator 512, a first photodetector 513-1, a second photodetector 513-2, and a first scintillator 513-2. It is configured to include a photoelectric conversion element unit 514-1 and a second photoelectric conversion element unit 514-2, a signal processing unit 517, and a K-end filter 518. Although not shown in FIG. 7, the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected to the first photodetector 513-1 and the second photodetector 513-2, respectively. Can be taken.
  • the first scintillator 511 and the first photoelectric conversion element unit are arranged in the order of incidence of radiation (X-ray) 131 indicated by arrows.
  • First photodetector 513-1 including and including 514-1, K-end filter 518, second scintillator 512, and second photodetector including and configuring second photoelectric conversion element unit 514-2 513-2 are arranged.
  • the first photoelectric conversion element portion 514-1 is formed on the incident surface 501 of the first photodetector 513-1 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • a first scintillator 511 is arranged at a predetermined position.
  • the second photoelectric conversion element portion 514-2 is formed on the incident surface 502 of the second photodetector 513-2 where the radiation (X-ray) 131 is incident.
  • Two scintillators 512 are arranged at predetermined positions.
  • the first scintillator 511 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the opposite side region 511b than in the incident side region 511a. Has become. In other words, the first scintillator 511 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident region 511a than in the opposite region 511b.
  • the second scintillator 512 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the incident region 512b than in the opposite region 512a, similarly to the second scintillator 112 in the first embodiment. Has become. In other words, the second scintillator 512 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 512a than in the incident region 512b.
  • FIG. 7 illustrates an example in which the first scintillator 511 is divided into two regions, an incident region 511a and an opposite region 511b, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incidence side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflection side area). Can also be applied to the present embodiment, and the same effect as in the mode shown in FIG. 7 can be obtained.
  • FIG. 7 illustrates an example in which the first scintillator 511 is divided into two regions, an incident region 511a and an opposite region 511b, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incidence side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflection side area). can also be applied to the present embodiment, and the same effect as in the mode shown in FIG. 7 can be obtained.
  • the opposite side region 511b of the first scintillator 511 and the incident side region 512b of the second scintillator 512 do not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero).
  • a mode in which the region is set may be adopted.
  • the signal processing unit 517 is connected to, for example, the first photodetector 513-1 and the second photodetector 513-2 via the signal wiring unit 115, and the first photodetector 513-1. And an image signal which is an electric signal from each of the second photodetectors 513-2. Then, the signal processing unit 517 converts the first image signal (first electric signal) acquired from the first photodetector 413-1 and the second image signal acquired from the second photodetector 413-2. Various signal processing is performed on the (second electric signal). Specifically, in the present embodiment, the signal processing unit 517 performs the energy subtraction processing using one set of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processing. , And obtain an energy subtraction image.
  • the signal processing unit 517 is provided as one configuration of the radiation detection apparatus 110-5, but the present invention is not limited to this mode.
  • a mode in which the signal processing unit 517 is provided inside the control / processing unit 121 shown in FIG. 1 is also applicable to the present invention.
  • the difference from the first embodiment described above is that between the first scintillator 511 and the second scintillator 512, a medium energy component of the radiation (X-ray) 131 is absorbed.
  • a K-end filter 518 is further provided. That is, the K-end filter 518 absorbs the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 which is assumed to be absorbed by the opposite side region 511b of the first scintillator 511 and the incident side region 512b of the second scintillator 512. It is a filter to do.
  • the K-end filter 518 for example, a metal plate can be used.
  • the weight when a metal plate is applied as the K-end filter 518, the weight may be bulky.
  • the opposite side region 511b of the first scintillator 511 and the incident side region 512b of the second scintillator 512 are also used. Since the medium energy component of the radiation (X-ray) 131 can be absorbed, the thickness of the K-edge filter 518 can be reduced.
  • the K-end filter 518 is provided between the first scintillator 511 and the second scintillator 512. According to such a configuration, a set of image signals having a larger energy difference can be acquired than in the case of the radiation detection apparatus 110-1 according to the first embodiment, so that a better energy subtraction image is acquired. be able to.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the sixth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the sixth embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130, as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the sixth embodiment is the same as the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 8 is a sectional view of a radiation detecting apparatus 110 according to the sixth embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the sixth embodiment shown in FIG. 8 will be described as “radiation detection apparatus 110-6”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detection device 110-6 includes a first scintillator 611, a second scintillator 612, a photodetector 613, a photoelectric conversion element unit 614, and a signal processing unit 617. ing.
  • the photodetector 613 may take a form in which the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected.
  • the radiation detecting apparatus 110-6 includes a first scintillator 611 and a photoelectric conversion element 614 in the order of incidence of radiation (X-rays) 131 indicated by arrows.
  • the configured photodetector 613 and second scintillator 612 are arranged.
  • the photoelectric conversion element portion 614 is formed on the incident surface 601 where the radiation (X-ray) 131 is incident on the photodetector 613, and the first scintillator 611 is located at a predetermined position on the incident surface 601.
  • a second scintillator 612 is arranged at a predetermined position on an opposite surface 602 of the photodetector 613 opposite to the incident surface 601.
  • the first scintillator 611 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the opposite region 611b than in the incident region 611a. Has become. In other words, the first scintillator 611 has a first concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the incident region 611a than in the opposite region 611b.
  • the second scintillator 612 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is lower in the incident side region 612b than in the opposite side region 612a, similarly to the second scintillator 112 in the first embodiment. Has become.
  • the second scintillator 612 has a second concentration configuration in which the concentration of the activator Tl is higher in the opposite region 612a than in the incident region 612b.
  • FIG. 8 illustrates an example in which the first scintillator 611 is divided into two regions, an incident region 611a and an opposite region 611b, but the present embodiment is not limited to this.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area). Can also be applied to the present embodiment, and the same effect as in the mode shown in FIG. 8 can be obtained.
  • FIG. 8 illustrates an example in which the first scintillator 611 is divided into two regions, an incident region 611a and an opposite region 611b, but the present embodiment is not limited to this.
  • the concentration of the activator Tl is continuously changed from high to low from the incident side (incident side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflective side area).
  • the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the concentration of the activator Tl is continuously changed from low to high from the incident side (incidence side area) of the radiation (X-ray) 131 to the opposite side (reflection side area). can also be applied to the present embodiment, and the same effect as in the mode shown in FIG. 7 can be obtained.
  • the opposite side region 611b of the first scintillator 611 and the incident side region 612b of the second scintillator 612 do not include the activator Tl (that is, the concentration of the activator Tl is zero).
  • a mode in which the region is set may be adopted.
  • the light from the two scintillators is converted into an electric signal by each of the two photodetectors.
  • the first to second scintillators 611 and 612 are disposed on the incident surface 601 and the opposite surface 602 of one photodetector 613, respectively. This is different from the fifth embodiment.
  • one photodetector 613 converts the light generated by the first scintillator 611 into an electric signal and converts the light generated by the second scintillator 612 into a second electric signal. Take the form to do.
  • the photoelectric conversion element unit 614 of the photodetector 613 includes a second light that converts both light generated by the first scintillator 611 and light generated by the second scintillator 612 into an electric signal.
  • One photoelectric conversion element and a second photoelectric conversion element that converts only light generated by the second scintillator 612 into an electric signal are provided.
  • the above-described first photoelectric conversion element converts the light generated by the first scintillator 611 into an electric signal, and the radiation (X-ray) 131 transmitted through the photodetector 613 is converted by the second scintillator 612 into light. This light is also converted into an electric signal when converted into an electric signal.
  • a light-blocking layer can be provided on the second scintillator 612 side of the photoelectric conversion element portion 614. By arranging this light-shielding layer, light from the second scintillator 612 can be shielded, and only low-energy components of the radiation (X-ray) 131 can be detected.
  • a light-shielding layer that shields light and transmits radiation (X-rays) 131 is disposed on the element surface. Since the light-shielding layer shields light from the first scintillator 611, the above-described second photoelectric conversion element does not detect light from the first scintillator 611.
  • the radiation (X-ray) 131 transmitted through the light-shielding layer is converted into light by the second scintillator 612, and light enters from the back surface of the above-mentioned second photoelectric conversion element, and the second photoelectric conversion is performed. It is converted into an electric signal by the element.
  • the first scintillator 611 converts a low energy component of the radiation (X-ray) 131 into light, and the light detector 613 converts the light into an electric signal (first image signal).
  • the second scintillator 612 converts a high energy component of the radiation (X-ray) 131 into light, and the light detector 613 converts the light into an electric signal (second image signal).
  • the signal processing unit 617 performs energy subtraction processing using one set of image signals of the above-described first image signal and second image signal as one of the signal processing, and acquires an energy subtraction image. .
  • the first image signal and the second image signal described above can be acquired by one photodetector 613, and thus the first embodiment described above is used.
  • the weight of the device can be reduced.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the seventh embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the seventh embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130 as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection device 110 according to the seventh embodiment is the same as the plan view of the radiation detection device 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 9 is a sectional view of a radiation detecting apparatus 110 according to the seventh embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the seventh embodiment shown in FIG. 9 will be described as “radiation detection apparatus 110-7”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detection apparatus 110-7 includes a first scintillator 711, a second scintillator 712, a photodetector 713, a photoelectric conversion element unit 714, and a signal processing unit 717. ing.
  • the photodetector 713 may take a form in which the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected.
  • the first scintillator 711, the second scintillator 712, the photodetector 713, the photoelectric conversion element unit 714, and the signal processing unit 717 shown in FIG. 9 are respectively the first scintillator 611 and the second scintillator 612 shown in FIG. , The photodetector 613, the photoelectric conversion element unit 614, and the signal processing unit 617.
  • the incident surface 701 and the opposite surface 702 of the photodetector 713 shown in FIG. 9 correspond to the incident surface 601 and the opposite surface 602 of the photodetector 613 shown in FIG. 8, respectively.
  • the seventh embodiment is different from the above-described sixth embodiment in that a concave portion 703 is formed on an opposite surface 702 of a photodetector 713 as shown in FIG. Is that the scintillator 712 is disposed.
  • the distance between the photoelectric conversion element unit 714 and the second scintillator 712 is shorter than in the case of the above-described sixth embodiment, so that the light from the second scintillator 712 is diffused.
  • the light enters the photoelectric conversion element portion 714 in a small number of situations. This makes it possible to acquire an image with a higher resolution than in the case of the above-described sixth embodiment.
  • the weight of the device can be reduced by the amount of the recess 703.
  • the second scintillator 712 is formed so as to be embedded in the recess 703, the overall thickness of the device can be reduced.
  • the schematic configuration of the radiation detection system according to the eighth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation detection system 100 according to the first embodiment shown in FIG. That is, the radiation detection system 100 according to the eighth embodiment includes a radiation detection device 110, a control device 120, and a radiation generation device 130, as shown in FIG.
  • the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the eighth embodiment is similar to the plan view of the radiation detection apparatus 110 according to the first embodiment shown in FIG.
  • FIG. 10 is a sectional view of a radiation detecting apparatus 110 according to the eighth embodiment of the present invention.
  • the radiation detection apparatus 110 according to the eighth embodiment shown in FIG. 10 will be described as “radiation detection apparatus 110-8”.
  • X-rays can be applied as the radiation 131 shown in FIG.
  • the radiation detection apparatus 110-8 includes a first scintillator 811, a second scintillator 812, a photodetector 813, a photoelectric conversion element unit 814, and a signal processing unit 817. ing.
  • the photodetector 813 may take a form in which the signal wiring unit 115 and the control wiring unit 116 shown in FIG. 2 are connected.
  • the first scintillator 811, the second scintillator 812, the photodetector 813, the photoelectric conversion element unit 814, and the signal processing unit 817 shown in FIG. 10 are respectively the first scintillator 711 and the second scintillator 712 shown in FIG. , A photodetector 713, a photoelectric conversion element unit 714, and a signal processing unit 717.
  • the incident surface 801, the opposite surface 802, and the concave portion 803 of the photodetector 813 illustrated in FIG. 10 correspond to the incident surface 701, the opposite surface 702, and the concave portion 703 of the photodetector 713 illustrated in FIG. 9, respectively.
  • the first scintillator 811 has a thickness corresponding to the incident direction of the radiation (X-ray) 131 indicated by an arrow.
  • the concentration of the activator Tl is substantially uniform in all regions in the direction. That is, the first scintillator 811 has the same configuration as the first scintillator 411 shown in FIG. Therefore, the first scintillator 811 absorbs the energy component of the radiation (X-ray) 131 over a wide range and converts it into light.
  • the first image signal acquired from the photodetector 813 based on the light generated by the first scintillator 811 includes a general image having a larger amount of information than the first image signal in the above-described seventh embodiment.
  • a captured image signal can be obtained.
  • the radiation detecting apparatus 110-8 in addition to being able to acquire a good energy subtraction image, it is also possible to acquire a general photographed image.
  • the form in which the first scintillator is applied is shown as a form of the scintillator in which the concentration of the activator Tl is distributed almost uniformly in the entire region in the thickness direction. It is not limited to this mode. That is, the first scintillator is provided with the above-described first concentration configuration, and the second scintillator may have a form in which the concentration of the activator Tl is substantially uniformly distributed in the entire region in the thickness direction with respect to the second scintillator. It is applicable to the present invention.

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Abstract

良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することが可能な放射線検出装置を提供する。第１のシンチレータと、第１のシンチレータに対して放射線が入射する入射側とは反対側に配置された第２のシンチレータと、第１のシンチレータ及び第２のシンチレータで発生した光を電気信号に変換する光検出器とを有し、第１のシンチレータにおける付活剤の濃度が、反対側領域の方が入射側領域よりも低い第１の濃度構成、及び、第２のシンチレータにおける付活剤の濃度が、入射側領域の方が反対側領域よりも低い第２の濃度構成のうち、少なくとも１つの濃度構成を備える。

Description

放射線検出装置
　本発明は、入射した放射線を検出する放射線検出装置に関するものである。
　従来から、放射線検出装置において、２つのシンチレータを設けて２つの画像信号を取得し、この２つの画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行ってエネルギーサブトラクション画像を取得する技術が提案されている（例えば、特許文献１）。
　具体的に、特許文献１では、２つのシンチレータとして、放射線の入射方向の順に、第１のシンチレータと第２のシンチレータを設けている。そして、特許文献１では、第１のシンチレータで発生した光を第１の光検出器及び第２の光検出器の両方に入射させ、また、第２のシンチレータで発生した光を主に第２の光検出器に入射させ、第１の光検出器で得られた画像信号と第２の光検出器で得られた画像信号からエネルギーサブトラクション画像を取得するようにしている。
特開２０１２－１６８０１０号公報
　一般に、良好なエネルギーサブトラクション画像を得るためには、エネルギーサブトラクション処理を行う１組の画像信号において、エネルギー差がより大きいことが望ましい。
　上述したように、特許文献１では、第１のシンチレータで発生した光を第１の光検出器及び第２の光検出器の両方に入射させ、また、第２のシンチレータで発生した光を主に第２の光検出器に入射させている。このため、特許文献１では、第１の光検出器で得られる画像信号は、主として入射した放射線の低エネルギー成分の情報であり、第２の光検出器で得られる画像信号は、入射した放射線の低エネルギー成分から高エネルギー成分までの情報が重畳したものとなる。この点、特許文献１に記載の技術は、第１の光検出器で得られる画像信号と第２の光検出器で得られる画像信号とのエネルギー差を大きくするという観点では不十分である。その結果、特許文献１に記載の技術は、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することは困難であるという問題があった。
　本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することが可能な放射線検出装置を提供することを目的とする。
　本発明の放射線検出装置は、入射した放射線を光に変換する第１のシンチレータと、前記第１のシンチレータに対して前記放射線が入射する入射側とは反対側に配置され、前記放射線を光に変換する第２のシンチレータと、前記第１のシンチレータで発生した光および前記第２のシンチレータで発生した光を電気信号に変換する、少なくとも１つの光検出器と、を有し、前記第１のシンチレータにおける付活剤の濃度が、当該第１のシンチレータにおいて前記放射線が入射する入射側とは反対側に位置する反対側領域の方が当該入射側に位置する入射側領域よりも低い第１の濃度構成、および、前記第２のシンチレータにおける付活剤の濃度が、当該第２のシンチレータにおいて前記放射線が入射する入射側に位置する入射側領域の方が当該入射側とは反対側に位置する反対側領域よりも低い第２の濃度構成のうち、少なくとも１つの濃度構成を備える。
　本発明のさらなる特徴が、添付の図面を参照して以下の例示的な実施形態の説明から明らかになる。
本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置を含む放射線検出システムの概略構成の一例を示す図である。 本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置の平面図である。 本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第２の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第３の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第４の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第５の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第６の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第７の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。 本発明の第８の実施形態に係る放射線検出装置の断面図である。
　以下に、図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（実施形態）について説明する。
（第１の実施形態）
　まず、本発明の第１の実施形態について説明する。
　図１は、本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０を含む放射線検出システム１００の概略構成の一例を示す図である。図１に示すように、放射線検出システム１００は、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。
　放射線検出装置１１０は、制御装置１２０（より詳細には、制御・処理部１２１）の制御に基づいて、放射線発生装置１３０から出射され、検査対象である被検者Ｈを透過した放射線１３１を検出する装置である。
　制御装置１２０は、放射線検出システム１００の動作を統括的に制御するとともに、各種の処理を行う装置である。この制御装置１２０は、制御・処理部１２１、入力部１２２、及び、表示部１２３を有して構成されている。ここで、制御・処理部１２１は、図１に示すように、放射線検出装置１１０及び放射線発生装置１３０と通信可能に接続されている。制御・処理部１２１は、例えば入力部１２２から入力された情報に基づいて、放射線検出装置１１０や放射線発生装置１３０の制御を行う。また、制御・処理部１２１は、例えば入力部１２２から入力された情報に基づいて、放射線検出装置１１０で得られた各種の情報（各種の信号やデータを含む）に対して演算処理等の各種の処理を行って、被検者Ｈの診断に係る各種の情報を取得する。入力部１２２は、制御・処理部１２１に対して各種の情報を入力する。表示部１２３は、制御・処理部１２１の制御に基づいて、各種の情報を表示する。
　放射線発生装置１３０は、制御装置１２０（より詳細には、制御・処理部１２１）の制御に基づいて、放射線１３１を発生させる装置である。
　図２は、本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図である。この図２は、例えば図１において放射線検出装置１１０を放射線１３１が入射する側（或いは放射線１３１が入射する側とは反対側）から見た平面図である。この図２に示すように、放射線検出装置１１０は、光電変換素子部１１４を含み構成された光検出器１１３、信号配線部１１５、及び、制御配線部１１６を有して構成されている。
　光検出器１１３は、例えばガラス基板の界面に光電変換素子部１１４が設けられている。光電変換素子部１１４は、図２では不図示のシンチレータで発生した光を電気信号に変換する複数の光電変換素子が２次元状（例えば行列状）に配置されて形成されている。信号配線部１１５は、光検出器１１３（より詳細には、光電変換素子部１１４）からの電気信号を外部に転送するための配線部である。制御配線部１１６は、例えば図１に示す制御装置１２０から光検出器１１３（より詳細には、光電変換素子部１１４）を制御するための配線部である。
　図３は、本発明の第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図３に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－１」として説明する。この図３において、図２に示す構成と同様の構成については同じ符号を付している。また、図３では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－１は、図３に示すように、第１のシンチレータ１１１、第２のシンチレータ１１２、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２、第１の光電変換素子部１１４－１及び第２の光電変換素子部１１４－２、並びに、信号処理部１１７を有して構成されている。なお、図３では不図示であるが、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２には、それぞれ、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０－１では、図３に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１のシンチレータ１１１、第１の光電変換素子部１１４－１を含み構成された第１の光検出器１１３－１、第２のシンチレータ１１２、第２の光電変換素子部１１４－２を含み構成された第２の光検出器１１３－２が配置されている。具体的に、第１の光電変換素子部１１４－１は、第１の光検出器１１３－１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面１０１に形成されており、この第１の光検出器１１３－１の入射面１０１には、第１のシンチレータ１１１が所定の位置に配置されている。また、第２の光電変換素子部１１４－２は、第２の光検出器１１３－２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面１０２に形成されており、この第２の光検出器１１３－２の入射面１０２には、第２のシンチレータ１１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ１１１は、入射した放射線（Ｘ線）１３１を光に変換する。この第１のシンチレータ１１１は、例えば、アルカリハライドである沃化セシウム（以下、「ＣｓＩ」と記載する）等を主剤とする柱状結晶を含み構成されており、この柱状結晶には放射線（Ｘ線）１３１を可視光に変換するための付活剤であるタリウム（以下、「Ｔｌ」と記載する）を含有している。第１のシンチレータ１１１は、この付活剤Ｔｌの濃度が、第１のシンチレータ１１１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射側とは反対側に位置する反対側領域１１１ｂの方が当該入射側に位置する入射側領域１１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。言い換えれば、第１のシンチレータ１１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域１１１ａの方が反対側領域１１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。
　ここで、本実施形態では、放射線検出装置１１０－１に入射する放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー分布を、低エネルギー成分、中エネルギー成分及び高エネルギー成分の３つの領域に大まかに分類して説明を行う。第１のシンチレータ１１１に放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１になるほど透過率が高くなることから、まず、入射側領域１１１ａでは、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分が吸収され、これが入射側領域１１１ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域１１１ａで発生した光が反対側領域１１１ｂを透過して第１の光検出器１１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部１１４－１で電気信号に変換される。また、反対側領域１１１ｂには、放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー分布のうち、主として、中エネルギー成分及び高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域１１１ｂでは、この入射した放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分の一部が吸収され、これが反対側領域１１１ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域１１１ｂで発生した光が第１の光検出器１１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部１１４－１で電気信号に変換される。
　そして、第１のシンチレータ１１１の反対側領域１１１ｂを透過した中エネルギー成分の一部と高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１は、第１の光検出器１１３－１を透過して第２のシンチレータ１１２に入射することになる。
　第２のシンチレータ１１２は、第１のシンチレータ１１１に対して放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射側とは反対側に配置されており、入射した放射線（Ｘ線）１３１を光に変換する。この第２のシンチレータ１１２には、上述したように、主として、中エネルギー成分の一部と高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。この第２のシンチレータ１１２は、例えば、アルカリハライドであるＣｓＩ等を主剤とする柱状結晶を含み構成されており、この柱状結晶には放射線（Ｘ線）１３１を可視光に変換するための付活剤であるＴｌを含有している。第２のシンチレータ１１２は、この付活剤Ｔｌの濃度が、第２のシンチレータ１１２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射側に位置する入射側領域１１２ｂの方が当該入射側とは反対側に位置する反対側領域１１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ１１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域１１２ａの方が入射側領域１１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　第２のシンチレータ１１２に上述した放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、まず、入射側領域１１２ｂでは、当該放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分が吸収され、これが入射側領域１１２ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域１１２ｂで発生した光が反対側領域１１２ａを透過して第２の光検出器１１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部１１４－２で電気信号に変換される。また、反対側領域１１２ａには、主として、入射側領域１１２ｂを透過した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域１１２ａでは、この入射した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が吸収され、これが反対側領域１１２ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域１１２ａで発生した光が第２の光検出器１１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部１１４－２で電気信号に変換される。
　ここで、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２について説明する。
　第１の光検出器１１３－１では、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分に基づき入射側領域１１１ａで変換された光の光量Ａと、放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分に基づき反対側領域１１１ｂで変換された光の光量Ｂとをあわせて電気信号に変換し、第１の画像信号（第１の電気信号）を得ることになる。本実施形態では、上述したように、第１のシンチレータ１１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域１１１ａの方が反対側領域１１１ｂよりも高い濃度構成となっている。そのため、光量Ａと光量Ｂは、Ａ＞Ｂの関係にあり、その結果、低エネルギー成分の情報量が中エネルギー成分の情報量よりも多い関係にある。この際、入射側領域１１１ａの付活剤Ｔｌの濃度と比較して反対側領域１１１ｂの付活剤Ｔｌの濃度が小さければ小さいほど、光量Ｂは小さくなる。
　第２の光検出器１１３－２では、放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分に基づき入射側領域１１２ｂで変換された光の光量Ｃと、放射線（Ｘ線）１３１の高エネルギー成分に基づき反対側領域１１２ａで変換された光の光量Ｄとをあわせて電気信号に変換し、第２の画像信号（第２の電気信号）を得ることになる。本実施形態では、上述したように、第２のシンチレータ１１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域１１２ａの方が入射側領域１１２ｂよりも高い濃度構成となっている。そのため、光量Ｃと光量Ｄは、Ｄ＞Ｃの関係にあり、その結果、高エネルギー成分の情報量が中エネルギー成分の情報量よりも多い関係にある。この際、反対側領域１１２ａの付活剤Ｔｌの濃度と比較して入射側領域１１２ｂの付活剤Ｔｌの濃度が小さければ小さいほど、光量Ｃは小さくなる。
　なお、図３では、第１のシンチレータ１１１を入射側領域１１１ａと反対側領域１１１ｂとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第１のシンチレータ１１１において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を高→低へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図３に示す態様と同様の効果を得ることができる。同様に、図３では、第２のシンチレータ１１２を入射側領域１１２ｂと反対側領域１１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ１１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図３に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　信号処理部１１７は、例えば第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２のそれぞれと接続されている信号配線部１１５を介して、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２のそれぞれから電気信号である画像信号を取得する。そして、信号処理部１１７は、第１の光検出器１１３－１から取得した第１の画像信号（第１の電気信号）及び第２の光検出器１１３－２から取得した第２の画像信号（第２の電気信号）に対して、各種の信号処理を行う。具体的に、本実施形態では、信号処理部１１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。このエネルギーサブトラクション画像は、放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー差が大きければ大きいほどエネルギーサブトラクション画像における被写体の物質分別ができる。即ち、第１のシンチレータ１１１で光に変換する放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー成分と、第２のシンチレータ１１２で光に変換する放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー成分との差が大きいほど、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができ、被写体の物質分別ができる。理想的には、第１のシンチレータ１１１では、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分と中エネルギー成分の一部がＣｓＩに吸収され、低エネルギー成分だけが付活剤Ｔｌで光に変換され、また、第２のシンチレータ１１２では、放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分の一部と高エネルギー成分がＣｓＩに吸収され、高エネルギー成分だけが付活剤Ｔｌで光に変換されように構成すれば、エネルギーサブトラクション画像用のエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができる。
　なお、本実施形態においては、放射線検出装置１１０－１の一構成として信号処理部１１７を設ける例を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、信号処理部１１７を図１に示す制御・処理部１２１の内部に設ける形態も、本発明に適用可能である。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ１１１の反対側領域１１１ｂ及び第２のシンチレータ１１２の入射側領域１１２ｂを、付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。この態様では、よりエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、より良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
　以上説明したように、第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０－１では、第１のシンチレータ１１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域１１１ｂの方が入射側領域１１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。さらに、放射線検出装置１１０－１では、第２のシンチレータ１１２における付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域１１２ｂの方が反対側領域１１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。かかる構成によれば、第１のシンチレータ１１１及び第２のシンチレータ１１２において入射した放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分に基づく光の発生を抑制することができる。その結果、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２で得られる画像信号（電気信号）としてエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
　言い換えれば、第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０－１では、第１のシンチレータ１１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域１１１ａの方が反対側領域１１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。さらに、放射線検出装置１１０－１では、第２のシンチレータ１１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域１１２ａの方が入射側領域１１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。かかる構成によれば、第１のシンチレータ１１１及び第２のシンチレータ１１２において、それぞれ、入射した放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分に対して低エネルギー成分及び高エネルギー成分に基づく光の発生を増大させることができる。その結果、第１の光検出器１１３－１及び第２の光検出器１１３－２で得られる画像信号（電気信号）としてエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第２の実施形態の説明では、上述した第１の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第２の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第２の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第２の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図４は、本発明の第２の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図４に示す第２の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－２」として説明する。図４では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－２は、図４に示すように、第１のシンチレータ２１１、第２のシンチレータ２１２、第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２、第１の光電変換素子部２１４－１及び第２の光電変換素子部２１４－２、並びに、信号処理部２１７を有して構成されている。なお、図４では不図示であるが、第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２には、それぞれ、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第２の実施形態に係る放射線検出装置１１０－２では、図４に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１のシンチレータ２１１、第１の光電変換素子部２１４－１を含み構成された第１の光検出器２１３－１、第２の光電変換素子部２１４－２を含み構成された第２の光検出器２１３－２、第２のシンチレータ２１２が配置されている。具体的に、第１の光電変換素子部２１４－１は、第１の光検出器２１３－１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面２０１に形成されており、この入射面２０１には、第１のシンチレータ２１１が所定の位置に配置されている。また、第２の光電変換素子部２１４－２は、第２の光検出器２１３－２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する面とは反対側の反対面２０２に形成されており、この反対面２０２には、第２のシンチレータ２１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ２１１は、第１の実施形態における第１のシンチレータ１１１と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域２１１ｂの方が入射側領域２１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。言い換えれば、第１のシンチレータ２１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域２１１ａの方が反対側領域２１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。
　第２のシンチレータ２１２は、第１の実施形態における第２のシンチレータ１１２と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域２１２ｂの方が反対側領域２１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ２１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域２１２ａの方が入射側領域２１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　第１のシンチレータ２１１に放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、第１の実施形態における第１のシンチレータ１１１と同様に、入射側領域２１１ａでは、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分が吸収され、入射側領域２１１ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域２１１ａで発生した光が反対側領域２１１ｂを透過して第１の光検出器２１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部２１４－１で電気信号に変換される。また、反対側領域２１１ｂには、放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー分布のうち、主として、中エネルギー成分及び高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域２１１ｂでは、この入射した放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分の一部が吸収され、これが反対側領域２１１ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域２１１ｂで発生した光が第１の光検出器２１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部２１４－１で電気信号に変換される。
　そして、第１のシンチレータ２１１の反対側領域２１１ｂを透過した中エネルギー成分の一部と高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１は、第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２を透過して第２のシンチレータ２１２に入射することになる。
　第２のシンチレータ１１２に上述した放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、まず、入射側領域２１２ｂでは、当該放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分が吸収され、これが入射側領域２１２ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域２１２ｂで発生した光が第２の光検出器２１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部２１４－２で電気信号に変換される。また、反対側領域２１２ａには、主として、入射側領域２１２ｂを透過した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域２１２ａでは、この入射した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が吸収され、これが反対側領域２１２ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域２１２ａで発生した光が第２の光検出器２１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部２１４－２で電気信号に変換される。
　なお、図４では、第１のシンチレータ２１１を入射側領域２１１ａと反対側領域２１１ｂとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第１のシンチレータ２１１において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を高→低へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図４に示す態様と同様の効果を得ることができる。同様に、図４では、第２のシンチレータ２１２を入射側領域２１２ｂと反対側領域２１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ２１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図４に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　信号処理部２１７は、例えば第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２のそれぞれと接続されている信号配線部１１５を介して、第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２のそれぞれから電気信号である画像信号を取得する。そして、信号処理部２１７は、第１の光検出器２１３－１から取得した第１の画像信号（第１の電気信号）及び第２の光検出器２１３－２から取得した第２の画像信号（第２の電気信号）に対して、各種の信号処理を行う。具体的に、本実施形態では、信号処理部２１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。
　なお、本実施形態においては、放射線検出装置１１０－２の一構成として信号処理部２１７を設ける例を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、信号処理部２１７を図１に示す制御・処理部１２１の内部に設ける形態も、本発明に適用可能である。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ２１１の反対側領域２１１ｂ及び第２のシンチレータ２１２の入射側領域２１２ｂを、付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。この態様では、よりエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、より良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
　以上説明したように、第２の実施形態に係る放射線検出装置１１０－２では、第１のシンチレータ２１１が上述した第１の濃度構成となっており、さらに、第２のシンチレータ２１２が上述した第２の濃度構成となっている。かかる構成によれば、第１の光検出器２１３－１及び第２の光検出器２１３－２で得られる画像信号（電気信号）としてエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
（第３の実施形態）
　次に、本発明の第３の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第３の実施形態の説明では、上述した第１及び第２の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１及び第２の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第３の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第３の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第３の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図５は、本発明の第３の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図５に示す第３の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－３」として説明する。図５では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－３は、図５に示すように、第１のシンチレータ３１１、第２のシンチレータ３１２、第１の光検出器３１３－１及び第２の光検出器３１３－２、第１の光電変換素子部３１４－１及び第２の光電変換素子部３１４－２、並びに、信号処理部３１７を有して構成されている。なお、図５では不図示であるが、第１の光検出器３１３－１及び第２の光検出器３１３－２には、それぞれ、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第３の実施形態に係る放射線検出装置１１０－３では、図５に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１の光電変換素子部３１４－１を含み構成された第１の光検出器３１３－１、第１のシンチレータ３１１、第２のシンチレータ３１２、第２の光電変換素子部３１４－２を含み構成された第２の光検出器３１３－２が配置されている。具体的に、第１の光電変換素子部３１４－１は、第１の光検出器３１３－１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する面とは反対側の反対面３０１に形成されており、この反対面３０１には、第１のシンチレータ３１１が所定の位置に配置されている。また、第２の光電変換素子部３１４－２は、第２の光検出器３１３－２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面３０２に形成されており、この入射面３０２には、第２のシンチレータ３１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ３１１は、第１の実施形態における第１のシンチレータ１１１と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域３１１ｂの方が入射側領域３１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。言い換えれば、第１のシンチレータ３１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域３１１ａの方が反対側領域３１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。
　第２のシンチレータ３１２は、第１の実施形態における第２のシンチレータ１１２と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域３１２ｂの方が反対側領域３１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ３１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域３１２ａの方が入射側領域３１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　第１の光検出器３１３－１を介して第１のシンチレータ３１１に放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、入射側領域３１１ａでは、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分が吸収され、入射側領域３１１ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域３１１ａで発生した光が第１の光検出器３１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部３１４－１で電気信号に変換される。また、反対側領域３１１ｂには、放射線（Ｘ線）１３１のエネルギー分布のうち、主として、中エネルギー成分及び高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域３１１ｂでは、この入射した放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分の一部が吸収され、これが反対側領域３１１ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域３１１ｂで発生した光が第１の光検出器３１３－１に入射し、この入射した光が第１の光電変換素子部３１４－１で電気信号に変換される。
　そして、第１のシンチレータ３１１の反対側領域３１１ｂを透過した中エネルギー成分の一部と高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１は、第２のシンチレータ３１２に入射することになる。
　第２のシンチレータ３１２に上述した放射線（Ｘ線）１３１が入射すると、まず、入射側領域３１２ｂでは、当該放射線（Ｘ線）１３１のうちの中エネルギー成分が吸収され、これが入射側領域３１２ｂの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この入射側領域３１２ｂで発生した光が反対側領域３１２ａを透過して第２の光検出器３１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部３１４－２で電気信号に変換される。また、反対側領域３１２ａには、主として、入射側領域３１２ｂを透過した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が入射する。そして、反対側領域３１２ａでは、この入射した高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）１３１が吸収され、これが反対側領域３１２ａの付活剤Ｔｌで光に変換される。そして、この反対側領域３１２ａで発生した光が第２の光検出器３１３－２に入射し、この入射した光が第２の光電変換素子部３１４－２で電気信号に変換される。
　なお、図５では、第１のシンチレータ３１１を入射側領域３１１ａと反対側領域３１１ｂとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第１のシンチレータ３１１において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を高→低へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図５に示す態様と同様の効果を得ることができる。同様に、図５では、第２のシンチレータ３１２を入射側領域３１２ｂと反対側領域３１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ３１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図５に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　信号処理部３１７は、例えば第１の光検出器３１３－１及び第２の光検出器３１３－２のそれぞれと接続されている信号配線部１１５を介して、第１の光検出器３１３－１及び第２の光検出器３１３－２のそれぞれから電気信号である画像信号を取得する。そして、信号処理部３１７は、第１の光検出器３１３－１から取得した第１の画像信号（第１の電気信号）及び第２の光検出器３１３－２から取得した第２の画像信号（第２の電気信号）に対して、各種の信号処理を行う。具体的に、本実施形態では、信号処理部３１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。
　なお、本実施形態においては、放射線検出装置１１０－３の一構成として信号処理部３１７を設ける例を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、信号処理部３１７を図１に示す制御・処理部１２１の内部に設ける形態も、本発明に適用可能である。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ３１１の反対側領域３１１ｂ及び第２のシンチレータ３１２の入射側領域３１２ｂを、付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。この態様では、よりエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、より良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
　以上説明したように、第３の実施形態に係る放射線検出装置１１０－３では、第１のシンチレータ３１１が上述した第１の濃度構成となっており、さらに、第２のシンチレータ３１２が上述した第２の濃度構成となっている。かかる構成によれば、第１の光検出器３１３－１及び第２の光検出器３１３－２で得られる画像信号（電気信号）としてエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
（第４の実施形態）
　次に、本発明の第４の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第４の実施形態の説明では、上述した第１～第３の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第３の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第４の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第４の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第４の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図６は、本発明の第４の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図６に示す第４の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－４」として説明する。図６では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－４は、図６に示すように、第１のシンチレータ４１１、第２のシンチレータ４１２、第１の光検出器４１３－１及び第２の光検出器４１３－２、第１の光電変換素子部４１４－１及び第２の光電変換素子部４１４－２、並びに、信号処理部４１７を有して構成されている。なお、図６では不図示であるが、第１の光検出器４１３－１及び第２の光検出器４１３－２には、それぞれ、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第４の実施形態に係る放射線検出装置１１０－４では、図６に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１のシンチレータ４１１、第１の光電変換素子部４１４－１を含み構成された第１の光検出器４１３－１、第２のシンチレータ４１２、第２の光電変換素子部４１４－２を含み構成された第２の光検出器４１３－２が配置されている。具体的に、第１の光電変換素子部４１４－１は、第１の光検出器４１３－１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面４０１に形成されており、この入射面４０１には、第１のシンチレータ４１１が所定の位置に配置されている。また、第２の光電変換素子部４１４－２は、第２の光検出器４１３－２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面４０２に形成されており、この入射面４０２には、第２のシンチレータ４１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ４１１は、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向に相当する厚み方向の全領域において、付活剤Ｔｌの濃度がほぼ一様である。即ち、第１のシンチレータ４１１は、上述した第１の濃度構成を備えていない形態となっている。
　第２のシンチレータ４１２は、第１の実施形態における第２のシンチレータ１１２と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域４１２ｂの方が反対側領域４１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ４１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域４１２ａの方が入射側領域４１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　なお、図６では、第２のシンチレータ４１２を入射側領域４１２ｂと反対側領域４１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ４１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図６に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態においては、第２のシンチレータ４１２の入射側領域４１２ｂを付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ４１１の付活剤Ｔｌの濃度は、第２のシンチレータ４１２の反対側領域４１２ａの付活剤Ｔｌの濃度とほぼ同様の濃度（第２のシンチレータ４１２の入射側領域４１２ｂよりも高い濃度）としている。即ち、本実施形態では、第１のシンチレータ４１１において、付活剤Ｔｌの濃度が高い領域の体積をｆiとし、付活剤Ｔｌの濃度が低い領域の体積をｆOとした際に、ｆi／ｆOをＦとし、また、第２のシンチレータ４１２において、付活剤Ｔｌの濃度が高い領域の体積をｓOとし、付活剤Ｔｌの濃度が低い領域の体積をｓiとした際に、ｓO／ｓiをＳとした場合、Ｆ≧Ｓを満たすことを想定している。なお、ここで説明した領域の体積は、各領域の断面積が等しいとみなせる場合には、各領域の厚みとして扱うことが可能である。
　第４の実施形態において、上述した第１～第３の実施形態との違いは、第１のシンチレータ４１１が厚み方向の全領域において付活剤Ｔｌの濃度がほぼ一様に分布している点である。このため、第１のシンチレータ４１１では、上述した第１～第３の実施形態における第１のシンチレータよりも、放射線（Ｘ線）１３１の広範囲に亘るエネルギー成分を吸収し光に変換することになる。
　信号処理部４１７は、例えば第１の光検出器４１３－１及び第２の光検出器４１３－２のそれぞれと接続されている信号配線部１１５を介して、第１の光検出器４１３－１及び第２の光検出器４１３－２のそれぞれから電気信号である画像信号を取得する。そして、信号処理部３１７は、第１の光検出器４１３－１から取得した第１の画像信号（第１の電気信号）及び第２の光検出器４１３－２から取得した第２の画像信号（第２の電気信号）に対して、各種の信号処理を行う。具体的に、本実施形態では、信号処理部４１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。この際、第１の光検出器４１３－１から取得した第１の画像信号には、第１のシンチレータ４１１の構成により、上述した第１～第３の実施形態における第１の光検出器から取得した第１の画像信号よりも情報量の多い一般撮影画像信号を取得することができる。
　なお、本実施形態においては、放射線検出装置１１０－４の一構成として信号処理部４１７を設ける例を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、信号処理部４１７を図１に示す制御・処理部１２１の内部に設ける形態も、本発明に適用可能である。
　以上説明した第４の実施形態に係る放射線検出装置１１０－４によれば、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得できることに加えて、一般撮影画像も取得することができる。
（第５の実施形態）
　次に、本発明の第５の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第５の実施形態の説明では、上述した第１～第４の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第４の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第５の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第５の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第５の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図７は、本発明の第５の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図７に示す第５の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－５」として説明する。図７では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－５は、図７に示すように、第１のシンチレータ５１１、第２のシンチレータ５１２、第１の光検出器５１３－１及び第２の光検出器５１３－２、第１の光電変換素子部５１４－１及び第２の光電変換素子部５１４－２、信号処理部５１７、並びに、Ｋ端フィルター５１８を有して構成されている。なお、図７では不図示であるが、第１の光検出器５１３－１及び第２の光検出器５１３－２には、それぞれ、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第５の実施形態に係る放射線検出装置１１０－５では、図７に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１のシンチレータ５１１、第１の光電変換素子部５１４－１を含み構成された第１の光検出器５１３－１、Ｋ端フィルター５１８、第２のシンチレータ５１２、第２の光電変換素子部５１４－２を含み構成された第２の光検出器５１３－２が配置されている。具体的に、第１の光電変換素子部５１４－１は、第１の光検出器５１３－１において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面５０１に形成されており、この入射面５０１には、第１のシンチレータ５１１が所定の位置に配置されている。また、第２の光電変換素子部５１４－２は、第２の光検出器５１３－２において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面５０２に形成されており、この入射面５０２には、第２のシンチレータ５１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ５１１は、第１の実施形態における第１のシンチレータ１１１と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域５１１ｂの方が入射側領域５１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。言い換えれば、第１のシンチレータ５１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域５１１ａの方が反対側領域５１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。
　第２のシンチレータ５１２は、第１の実施形態における第２のシンチレータ１１２と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域５１２ｂの方が反対側領域５１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ５１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域５１２ａの方が入射側領域５１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　なお、図７では、第１のシンチレータ５１１を入射側領域５１１ａと反対側領域５１１ｂとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第１のシンチレータ５１１において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を高→低へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図７に示す態様と同様の効果を得ることができる。同様に、図７では、第２のシンチレータ５１２を入射側領域５１２ｂと反対側領域５１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ５１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図７に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ５１１の反対側領域５１１ｂ及び第２のシンチレータ５１２の入射側領域５１２ｂを、付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。
　信号処理部５１７は、例えば第１の光検出器５１３－１及び第２の光検出器５１３－２のそれぞれと接続されている信号配線部１１５を介して、第１の光検出器５１３－１及び第２の光検出器５１３－２のそれぞれから電気信号である画像信号を取得する。そして、信号処理部５１７は、第１の光検出器４１３－１から取得した第１の画像信号（第１の電気信号）及び第２の光検出器４１３－２から取得した第２の画像信号（第２の電気信号）に対して、各種の信号処理を行う。具体的に、本実施形態では、信号処理部５１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。
　なお、本実施形態においては、放射線検出装置１１０－５の一構成として信号処理部５１７を設ける例を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、信号処理部５１７を図１に示す制御・処理部１２１の内部に設ける形態も、本発明に適用可能である。
　第５の実施形態において、上述した第１の実施形態との違いは、第１のシンチレータ５１１と第２のシンチレータ５１２との間に、放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分を吸収するためのＫ端フィルター５１８を更に有する点である。即ち、Ｋ端フィルター５１８は、第１のシンチレータ５１１の反対側領域５１１ｂ及び第２のシンチレータ５１２の入射側領域５１２ｂで吸収することを想定している放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分を吸収するためのフィルターである。このＫ端フィルター５１８としては、例えば金属板を適用しうる。例えばＫ端フィルター５１８として金属板を適用した場合、重量が嵩張ることが考えられるが、本実施形態では、第１のシンチレータ５１１の反対側領域５１１ｂ及び第２のシンチレータ５１２の入射側領域５１２ｂにおいても放射線（Ｘ線）１３１の中エネルギー成分を吸収できるため、Ｋ端フィルター５１８の厚みを薄くすることができる。
　以上説明したように、第５の実施形態に係る放射線検出装置１１０－５では、第１のシンチレータ５１１と第２のシンチレータ５１２との間に、Ｋ端フィルター５１８を設けている。かかる構成によれば、第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０－１の場合よりも更にエネルギー差の大きい１組の画像信号を取得することができるため、より良好なエネルギーサブトラクション画像を取得することができる。
（第６の実施形態）
　次に、本発明の第６の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第６の実施形態の説明では、上述した第１～第５の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第５の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第６の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第６の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第６の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図８は、本発明の第６の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図８に示す第６の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－６」として説明する。図８では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－６は、図８に示すように、第１のシンチレータ６１１、第２のシンチレータ６１２、光検出器６１３、光電変換素子部６１４、並びに、信号処理部６１７を有して構成されている。なお、図８では不図示であるが、光検出器６１３には、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　第６の実施形態に係る放射線検出装置１１０－６では、図８に示すように、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向の順に、第１のシンチレータ６１１、光電変換素子部６１４を含み構成された光検出器６１３、第２のシンチレータ６１２が配置されている。具体的に、光電変換素子部６１４は、光検出器６１３において放射線（Ｘ線）１３１が入射する入射面６０１に形成されており、この入射面６０１には、第１のシンチレータ６１１が所定の位置に配置されている。また、光検出器６１３において入射面６０１とは反対側の反対面６０２には、第２のシンチレータ６１２が所定の位置に配置されている。
　第１のシンチレータ６１１は、第１の実施形態における第１のシンチレータ１１１と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域６１１ｂの方が入射側領域６１１ａよりも低い第１の濃度構成となっている。言い換えれば、第１のシンチレータ６１１は、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域６１１ａの方が反対側領域６１１ｂよりも高い第１の濃度構成となっている。
　第２のシンチレータ６１２は、第１の実施形態における第２のシンチレータ１１２と同様に、付活剤Ｔｌの濃度が、入射側領域６１２ｂの方が反対側領域６１２ａよりも低い第２の濃度構成となっている。言い換えれば、第２のシンチレータ６１２は、付活剤Ｔｌの濃度が、反対側領域６１２ａの方が入射側領域６１２ｂよりも高い第２の濃度構成となっている。
　なお、図８では、第１のシンチレータ６１１を入射側領域６１１ａと反対側領域６１１ｂとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第１のシンチレータ６１１において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を高→低へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図８に示す態様と同様の効果を得ることができる。同様に、図８では、第２のシンチレータ６１２を入射側領域６１２ｂと反対側領域６１２ａとの２つの領域に分ける例を図示したが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、第２のシンチレータ６１２において、放射線（Ｘ線）１３１の入射側（入射側領域）からその反対側（反射側領域）にかけて付活剤Ｔｌの濃度を低→高へ連続的に変化させる態様も、本実施形態に適用することができ、図７に示す態様と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態においては、第１のシンチレータ６１１の反対側領域６１１ｂ及び第２のシンチレータ６１２の入射側領域６１２ｂを、付活剤Ｔｌを含まない（即ち、付活剤Ｔｌの濃度がゼロ）領域とする態様も、採りうる。
　上述した第１～第５の実施形態では、２つのシンチレータからの光を２つの光検出器のそれぞれで電気信号に変換する形態であった。これに対して、第６の実施形態では、１つの光検出器６１３の入射面６０１及び反対面６０２にそれぞれ第１のシンチレータ６１１及び第２のシンチレータ６１２を配置する点で、上述した第１～第５の実施形態とは異なる。そして、第６の実施形態では、１つの光検出器６１３において、第１のシンチレータ６１１で発生した光を電気信号に変換するとともに第２のシンチレータ６１２で発生した光を第２の電気信号に変換する形態をとる。
　第６の実施形態において、光検出器６１３の光電変換素子部６１４には、第１のシンチレータ６１１で発生した光及び第２のシンチレータ６１２で発生した光の両方の光を電気信号に変換する第１の光電変換素子と、第２のシンチレータ６１２で発生した光のみを電気信号に変換する第２の光電変換素子が配置されている。そして、上述した第１の光電変換素子は、第１のシンチレータ６１１で発生した光を電気信号に変換するとともに、光検出器６１３を透過した放射線（Ｘ線）１３１が第２のシンチレータ６１２で光に変換された際の当該光も電気信号に変換する形態をとる。なお、光電変換素子部６１４の第２のシンチレータ６１２側に、遮光層を配置することも可能である。この遮光層を配置することによって、第２のシンチレータ６１２からの光を遮光することが可能であり、放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分のみを検出することができる。また、上述した第２の光電変換素子は、その素子表面に光を遮光し、放射線（Ｘ線）１３１を透過する遮光層が配置されている。この遮光層は、第１のシンチレータ６１１の光を遮光するため、上述した第２の光電変換素子では、第１のシンチレータ６１１の光を検出しない。そして、この遮光層を透過した放射線（Ｘ線）１３１は、第２のシンチレータ６１２で光に変換され、上述した第２の光電変換素子の素子背面から光が入射し、当該第２の光電変換素子で電気信号に変換されることになる。
　第６の実施形態では、第１のシンチレータ６１１において放射線（Ｘ線）１３１の低エネルギー成分を光に変換し、この光を光検出器６１３で電気信号（第１の画像信号）に変換する。また、第２のシンチレータ６１２において放射線（Ｘ線）１３１の高エネルギー成分を光に変換し、この光を光検出器６１３で電気信号（第２の画像信号）に変換する。そして、信号処理部６１７は、信号処理の１つとして、上述した第１の画像信号と第２の画像信号との１組の画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、エネルギーサブトラクション画像を取得する。
　第６の実施形態に係る放射線検出装置１１０－６では、１つの光検出器６１３で上述した第１の画像信号と第２の画像信号を取得することができるため、上述した第１の実施形態等における効果に加えて、装置の軽量化を達成することができる。
（第７の実施形態）
　次に、本発明の第７の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第７の実施形態の説明では、上述した第１～第６の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第６の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第７の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第７の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第７の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図９は、本発明の第７の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図９に示す第７の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－７」として説明する。図９では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－７は、図９に示すように、第１のシンチレータ７１１、第２のシンチレータ７１２、光検出器７１３、光電変換素子部７１４、並びに、信号処理部７１７を有して構成されている。なお、図９では不図示であるが、光検出器７１３には、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　以下、上述した第６の実施形態と異なる点についてのみ説明を行う。図９に示す第１のシンチレータ７１１、第２のシンチレータ７１２、光検出器７１３、光電変換素子部７１４、信号処理部７１７は、それぞれ、図８に示す第１のシンチレータ６１１、第２のシンチレータ６１２、光検出器６１３、光電変換素子部６１４、信号処理部６１７に対応する。また、図９に示す光検出器７１３の入射面７０１及び反対面７０２は、それぞれ、図８に示す光検出器６１３の入射面６０１及び反対面６０２に対応する。
　この第７の実施形態において、上述した第６の実施形態と異なる点は、図９に示すように、光検出器７１３の反対面７０２に凹部７０３が形成されており、この凹部７０３に第２のシンチレータ７１２を配置している点である。かかる構成によれば、上述した第６の実施形態の場合と比較して、光電変換素子部７１４と第２のシンチレータ７１２との距離が近くなるため、第２のシンチレータ７１２からの光が拡散の少ない状況で光電変換素子部７１４に入射することになる。これにより、上述した第６の実施形態の場合よりも、より解像度の高い画像を取得することができる。また、凹部７０３の分だけ、装置の軽量化も達成できる。さらに、凹部７０３に第２のシンチレータ７１２を埋め込むように形成しているため、装置全体の薄型化も同時に達成できる。
（第８の実施形態）
　次に、本発明の第８の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第８の実施形態の説明では、上述した第１～第７の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第７の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第８の実施形態に係る放射線検出システムの概略構成は、図１に示す第１の実施形態に係る放射線検出システム１００の概略構成と同様である。即ち、第８の実施形態に係る放射線検出システム１００は、図１に示すように、放射線検出装置１１０、制御装置１２０、及び、放射線発生装置１３０を有して構成されている。また、第８の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図は、図２に示す第１の実施形態に係る放射線検出装置１１０の平面図と同様である。
　図１０は、本発明の第８の実施形態に係る放射線検出装置１１０の断面図である。以降の説明においては、この図１０に示す第８の実施形態に係る放射線検出装置１１０を「放射線検出装置１１０－８」として説明する。図１０では、図１に示す放射線１３１としてＸ線を適用しうる。
　放射線検出装置１１０－８は、図１０に示すように、第１のシンチレータ８１１、第２のシンチレータ８１２、光検出器８１３、光電変換素子部８１４、並びに、信号処理部８１７を有して構成されている。なお、図１０では不図示であるが、光検出器８１３には、図２に示す信号配線部１１５と制御配線部１１６が接続される形態を採りうる。
　以下、上述した第７の実施形態と異なる点についてのみ説明を行う。図１０に示す第１のシンチレータ８１１、第２のシンチレータ８１２、光検出器８１３、光電変換素子部８１４、信号処理部８１７は、それぞれ、図９に示す第１のシンチレータ７１１、第２のシンチレータ７１２、光検出器７１３、光電変換素子部７１４、信号処理部７１７に対応する。また、図１０に示す光検出器８１３の入射面８０１、反対面８０２及び凹部８０３は、それぞれ、図９に示す光検出器７１３の入射面７０１、反対面７０２及び凹部７０３に対応する。
　この第８の実施形態において、上述した第７の実施形態と異なる点は、図１０に示すように、第１のシンチレータ８１１は、矢印で示す放射線（Ｘ線）１３１の入射方向に相当する厚み方向の全領域において、付活剤Ｔｌの濃度がほぼ一様である点である。即ち、第１のシンチレータ８１１は、図６に示す第１のシンチレータ４１１と同様の構成となっている。このため、第１のシンチレータ８１１では、放射線（Ｘ線）１３１の広範囲に亘るエネルギー成分を吸収し光に変換することになる。この際、第１のシンチレータ８１１で発生した光に基づき光検出器８１３から取得される第１の画像信号には、上述した第７の実施形態における第１の画像信号よりも情報量の多い一般撮影画像信号を取得することができる。
　以上説明した第８の実施形態に係る放射線検出装置１１０－８によれば、良好なエネルギーサブトラクション画像を取得できることに加えて、一般撮影画像を取得することもできる。
（その他の実施形態）
　上述した図６及び図１０では、厚み方向の全領域において付活剤Ｔｌの濃度がほぼ一様に分布するシンチレータの形態として、第１のシンチレータを適用する形態を示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。即ち、第１のシンチレータについては上述した第１の濃度構成を備え、第２のシンチレータに対して厚み方向の全領域において付活剤Ｔｌの濃度がほぼ一様に分布する形態をとることも、本発明に適用可能である。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１８年８月３１日提出の日本国特許出願特願２０１８－１６２７８３を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てをここに援用する。

Claims (12)

  1. 　入射した放射線を光に変換する第１のシンチレータと、
    　前記第１のシンチレータに対して前記放射線が入射する入射側とは反対側に配置され、前記放射線を光に変換する第２のシンチレータと、
    　前記第１のシンチレータで発生した光および前記第２のシンチレータで発生した光を電気信号に変換する、少なくとも１つの光検出器と、
    を有し、
    　前記第１のシンチレータにおける付活剤の濃度が、当該第１のシンチレータにおいて前記放射線が入射する入射側とは反対側に位置する反対側領域の方が当該入射側に位置する入射側領域よりも低い第１の濃度構成、および、前記第２のシンチレータにおける付活剤の濃度が、当該第２のシンチレータにおいて前記放射線が入射する入射側に位置する入射側領域の方が当該入射側とは反対側に位置する反対側領域よりも低い第２の濃度構成のうち、少なくとも１つの濃度構成を備えることを特徴とする放射線検出装置。
  2. 　前記第１の濃度構成および前記第２の濃度構成を備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出装置。
  3. 　前記第１の濃度構成を備えず、前記第２の濃度構成を備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出装置。
  4. 　前記第１のシンチレータの前記反対側領域および前記第２のシンチレータの前記入射側領域は、前記付活剤を含まないことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  5. 　前記光検出器で得られた、前記第１のシンチレータで発生した光に基づく前記電気信号である第１の電気信号および前記第２のシンチレータで発生した光に基づく前記電気信号である第２の電気信号を用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う信号処理部を更に有することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  6. 　前記光検出器として、前記第１のシンチレータで発生した光を前記電気信号に変換する第１の光検出器と、前記第２のシンチレータで発生した光を前記電気信号に変換する第２の光検出器とを備えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  7. 　前記光検出器として、前記第１のシンチレータで発生した光を前記電気信号に変換するとともに前記第２のシンチレータで発生した光を前記電気信号に変換する１つの光検出器を備えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  8. 　前記第１のシンチレータは、前記１つの光検出器において前記放射線が入射する入射面に設けられ、
    　前記第２のシンチレータは、前記１つの光検出器において前記入射面とは反対側に位置する反対面に形成された凹部に設けられていることを特徴とする請求項７に記載の放射線検出装置。
  9. 　前記第１のシンチレータと前記第２のシンチレータとの間に、前記第１のシンチレータの前記反対側領域および前記第２のシンチレータの前記入射側領域で吸収することを想定している前記放射線のエネルギー成分を吸収するためのフィルターを更に有することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  10. 　前記第１のシンチレータおよび前記第２のシンチレータは、柱状結晶を含み構成されていることを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  11. 　前記第１のシンチレータおよび前記第２のシンチレータは、主剤がＣｓＩであり、前記付活剤がＴｌであることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
  12. 　前記第１のシンチレータにおいて、前記付活剤の濃度が高い領域の体積をｆiとし、前記付活剤の濃度が低い領域の体積をｆOとした際に、ｆi／ｆOをＦとし、前記第２のシンチレータにおいて、前記付活剤の濃度が高い領域の体積をｓOとし、前記付活剤の濃度が低い領域の体積をｓiとした際に、ｓO／ｓiをＳとした場合、Ｆ≧Ｓを満たすことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の放射線検出装置。
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