JP2010127900A - Detector for x-ray ct - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に用いられるＸ線を検出するＸ線ＣＴ用検出器に関する。 The present invention relates to a detector for X-ray CT that detects X-rays used in an X-ray CT apparatus.
Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）装置は、Ｘ線源、Ｘ線ＣＴ用検出器、およびこれらを回転させる回転機構などを内蔵している。Ｘ線源は、被検体に対し、様々な方向からＸ線を曝射する。Ｘ線ＣＴ用検出器は、被検体を挟んでＸ線源に対向する位置に設けられ、被検体を透過してきたＸ線を検出し、電気信号に変換する。この電気信号は、Ｘ線の強度を反映するものであり、電気信号に基づいて断層画像が再構成され、表示装置に表示される。 An X-ray CT (Computed Tomography) apparatus incorporates an X-ray source, an X-ray CT detector, a rotating mechanism for rotating these, and the like. The X-ray source emits X-rays from various directions to the subject. The X-ray CT detector is provided at a position facing the X-ray source across the subject, detects X-rays transmitted through the subject, and converts them into electrical signals. This electrical signal reflects the intensity of the X-ray, and a tomographic image is reconstructed based on the electrical signal and displayed on the display device.
例えば、図３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線を曝射するＸ線源２と、このＸ線源２からのＸ線を検出するＸ線ＣＴ用検出器３が、スライス方向（被検体の体軸方向）とほぼ垂直な平面内を回転運動し、データを収集する。１周期（１８０°程度あるいは３６０°程度）の回転で、回転平面内の断層画像が１枚再構成され、表示される。
For example, as shown in FIG. 3, in the
図４は、従来例のＸ線ＣＴ用検出器３の構成例を示す図である。
FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration example of a conventional
図４に示すように、Ｘ線ＣＴ用検出器３の１つのチャンネルは、シンチレータ３ａ、およびフォトダイオード３ｂから構成されている。シンチレータ３ａの下面には、光を透過する性質を有する光学接着剤３ｃを介してフォトダイオード３ｂが接着される。フォトダイオード３ｂは、プリント配線板（Printed Circuit Board；ＰＣＢ）３ｄの上面に接合される。シンチレータ３ａは、Ｘ線源２からのＸ線を吸収して発光する。発光した光は、光学接着剤３ｃを透過してフォトダイオード３ｂに入射する。フォトダイオード３ｂは、受光した光を電気信号に変換する。この電気信号に基づいて、図示せぬ画像処理部において断層画像が再構成され、再構成された断層画像が表示装置に表示される。
As shown in FIG. 4, one channel of the
Ｘ線ＣＴ用検出器３は、スライス方向に沿って並列された複数の検出素子列（図示せず）を有している。検出素子列のそれぞれは、スライス方向に略直交するチャンネル方向に一列に配列された複数の検出素子を有する。従来、フォトダイオード３ｂの受光感度には、チャンネル間でバラツキがあり、感度のバラツキが、結果的に、画像に現れる人体情報以外の２次元的障害陰影などの擬似画像である、いわゆるアーチファクトを発生させてしまうことになる。
The
そこで、例えば、特許文献１には、チャンネル間での感度のバラツキを抑えるようにする技術が提案されている。特許文献１に記載の技術では、シンチレータの端の部分で発生した光を全て検出するようにフォトダイオードの形成を工夫することで、感度のバラツキを抑えるようにすることができる。
Ｘ線ＣＴ用検出器は、フォトダイオードの感度のバラツキを抑えるだけでなく、Ｘ線の検出性能を向上させることも求められている。 X-ray CT detectors are required not only to suppress variations in sensitivity of photodiodes but also to improve X-ray detection performance.
図５は、Ｘ線ＣＴ用検出器３を構成するシンチレータ３ａの発光スペクトル、およびフォトダイオード３ｂの分光感度を示す分布図である。縦軸は、感度を表し、横軸は、波長（ｎｍ）を表している。曲線Ｌ１は、シンチレータ３ａの発光スペクトルの分布曲線であり、曲線Ｌ２は、フォトダイオード３ｂの分光感度の分布曲線である。
FIG. 5 is a distribution diagram showing the emission spectrum of the scintillator 3a constituting the
図５に示すように、シンチレータ３ａは、３００乃至６００ｎｍ付近で発光している。一方、フォトダイオード３ｂは、８００乃至９００ｎｍ付近が分光感度のピークである。 As shown in FIG. 5, the scintillator 3a emits light in the vicinity of 300 to 600 nm. On the other hand, the photodiode 3b has a spectral sensitivity peak around 800 to 900 nm.
ここで、９００ｎｍ付近の波長の光を受光したときにフォトダイオード３ｂから出力される電気信号の出力レベルを１００％とすると、シンチレータ３ａの発光スペクトルのピークの波長と同じ４５０ｎｍ付近の波長の光を受光したときにフォトダイオード３ｂから出力される電気信号の出力レベルは５０％程度になる。つまり、シンチレータ３ａの発光スペクトルの波長が低いために、フォトダイオード３ｂが出力する電気信号の出力レベルも低くなり、検出性能が低くなる。 Here, assuming that the output level of the electric signal output from the photodiode 3b when receiving light having a wavelength near 900 nm is 100%, light having a wavelength near 450 nm, which is the same as the peak wavelength of the emission spectrum of the scintillator 3a, is used. When the light is received, the output level of the electric signal output from the photodiode 3b is about 50%. That is, since the wavelength of the emission spectrum of the scintillator 3a is low, the output level of the electric signal output from the photodiode 3b is also low, and the detection performance is low.
本発明はこのような点に鑑みてなされたものであり、その目的は、Ｘ線の検出性能が高いＸ線ＣＴ用検出器を提供することである。 The present invention has been made in view of these points, and an object thereof is to provide an X-ray CT detector having high X-ray detection performance.
本発明の実施の形態に係る特徴は、Ｘ線を吸収して発光するシンチレータ、およびシンチレータが発光した光を電気信号に変換するフォトダイオードを有するＸ線ＣＴ用検出器において、シンチレータとフォトダイオードとの間に、シンチレータが発光した光をフォトダイオードの高感度領域の波長の光に変換する波長変換材を設けたことである。 According to an embodiment of the present invention, there is provided a scintillator that absorbs X-rays and emits light, and an X-ray CT detector that includes a photodiode that converts light emitted from the scintillator into an electrical signal. In the meantime, a wavelength conversion material for converting light emitted by the scintillator into light having a wavelength in the high sensitivity region of the photodiode is provided.
本発明によれば、フォトダイオードからの電気信号の出力レベルを向上させることができ、Ｘ線の検出性能を向上させることができる。 According to the present invention, the output level of an electric signal from a photodiode can be improved, and the X-ray detection performance can be improved.
以下、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ用検出器１０について図面を参照して説明する。なお、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置の外観構成は、図３に示した従来例と同じであり、従来例との相違点は、Ｘ線ＣＴ用検出器３に代えてＸ線ＣＴ用検出器１０が用いられている点である。
Hereinafter, an
図１は、本発明を適用したＸ線ＣＴ用検出器１０の１つのチャンネルの構成例を示す概略図である。本発明の実施の形態におけるＸ線ＣＴ用検出器１０は、シンチレータ１０ａとフォトダイオード１０ｂとを有し、シンチレータ１０ａとフォトダイオード１０ｂとの間に波長変換材１０ｅが設けられている。フォトダイオード１０ｂは、プリント配線基板１０ｄの上面に接合されている。
FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration example of one channel of an
シンチレータ１０ａは、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）などのハロゲン化合物や、ガドリニウム硫酸化合物（ＧＯＳ）などの酸化物系化合物である高輝度蛍光物質を用いて構成される。シンチレータ１０ａは、Ｘ線を吸収して発光する。
The
フォトダイオード１０ｂは、プリント配線板１０ｄと接する側にｎ形半導体（ＳｉやＧｅ）が形成され、そのｎ形半導体の上にｐ形半導体が形成された構造を有する。このような構造に対して逆バイアスをかけると、電子はｎ形側電極に、正孔はｐ形側電極にそれぞれ引き寄せられ、両者間に空乏層ができる。空乏層ができた状態でシンチレータ１０ａからの光が入射すると、光励起により電子と正孔の対が空乏層中に発生し、このうち電子はｎ形側電極に、正孔はｐ形側電極に向かうため、ドリフト電流となって外部に取り出せるようになっている。フォトダイオード１０ｂは、このようにして、シンチレータ１０ａが発光した光を電気信号に変換する。
The photodiode 10b has a structure in which an n-type semiconductor (Si or Ge) is formed on the side in contact with the printed
波長変換材１０ｅは、例えば、太陽電池の効率化を目的として研究されている光波長変換フィルムが用いられ、シンチレータ１０ａが発光した光をフォトダイオード１０ｂの高感度領域の波長の光に変換する。波長変換材１０ｅは、シンチレータ１０ａとフォトダイオード１０ｂとの間に挟まれ、例えば、これらのシンチレータ１０ａとフォトダイオード１０ｂとに対して光を透過する性質を有する光学接着剤１０ｃで接着されるか、ねじ等で機械的に押えて固定される。光学接着剤１０ｃは光を透過する性質を有するため、この光学接着剤１０ｃがシンチレータ１０ａと波長変換材１０ｅとの間、および、波長変換材１０ｅとフォトダイオード１０ｂとの間に存在しても、シンチレータ１０ａからフォトダイオード１０ｂに至る光の透過が妨げらることはない。また、ねじ等を用いて機械的に押えた場合にも、シンチレータ１０ａからフォトダイオード１０ｂに至る光の透過は妨げられない。なお、ねじの取付位置は、シンチレータ１０ａの隅部分とすることが好適である。
As the wavelength conversion material 10e, for example, an optical wavelength conversion film studied for the purpose of improving the efficiency of solar cells is used, and converts the light emitted from the
波長変換材１０ｅの材料には、フィルム状の材料の他に、蛍光色素のような有機材料を接着剤に混ぜたもの、または、有機ＥＬ(Electroluminescence)などがある。有機ＥＬは、有機物でできた発光層を陽極と陰極で挟み、それぞれの電極から＋(正孔)と−(電子)を注入して発光層を励起させることにより発光層が光るものである。そして、発光した光を外部に透すために、陽極か陰極のどちらかの素材には透明な素材が使用される。 The material of the wavelength conversion material 10e includes, in addition to a film-like material, an organic material such as a fluorescent dye mixed with an adhesive, or an organic EL (Electroluminescence). In organic EL, a light emitting layer made of an organic material is sandwiched between an anode and a cathode, and + (holes) and-(electrons) are injected from the respective electrodes to excite the light emitting layer, so that the light emitting layer emits light. In order to transmit the emitted light to the outside, a transparent material is used for either the anode or the cathode.
図２は、Ｘ線ＣＴ用検出器１０を構成するシンチレータ１０ａと波長変換材１０ｅの発光スペクトル、およびフォトダイオード１０ｂの分光感度を示す分布図である。縦軸は、感度を表し、横軸は、波長（ｎｍ）を表している。曲線Ｌ１は、シンチレータ１０ａの発光スペクトルの分布曲線であり、曲線Ｌ２は、フォトダイオード１０ｂの分光感度の分布曲線であり、曲線Ｌ３は、波長変換材１０ｅにより波長が変換された発光スペクトルの分布曲線である。
FIG. 2 is a distribution diagram showing the emission spectra of the
図２に示すように、波長変換材１０ｅは、外部からの光を６００乃至９００ｎｍ付近の波長の光に変換している。シンチレータ１０ａが発光する光は、波長変換材１０ｅに入射すると、６００乃至９００ｎｍの長波長側の光に変換される。図２に示すように、波長変換材１０ｅを透過する光のピークの波長は７５０ｎｍ付近である。９００ｎｍ付近の波長の光を受光したときにフォトダイオード１０ｂから出力される電気信号の出力レベルを１００％とすると、波長変換材１０ｅで波長変換された７５０ｎｍ付近の波長の光を受光したときにフォトダイオード１０ｂから出力される電気信号の出力レベルは７５％程度になる。
As shown in FIG. 2, the wavelength conversion material 10e converts light from the outside into light having a wavelength in the vicinity of 600 to 900 nm. The light emitted from the
つまり、シンチレータ１０ａの発光スペクトルの波長は低いが、シンチレータ１０ａが発光した光がフォトダイオード１０ｂに到達するまでの間に、波長変換材１０ｅにより長波長側の光に変換されることで、フォトダイオード１０ｂから出力される電気信号の出力レベルが向上する。
That is, although the wavelength of the emission spectrum of the
このように、Ｘ線ＣＴ用検出器１０を構成するシンチレータ１０ａとフォトダイオード１０ｂの間に、シンチレータ１０ａが発光した光を、フォトダイオード１０ｂの高感度領域の波長の光に変換することができる波長変換材１０ｅを挟むことにより、フォトダイオード１０ｂからの電気信号の出力レベルを向上させることができる。
In this way, the wavelength at which the light emitted by the
なおこの発明は、上記実施の形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化したり、上記実施の形態に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせることにより種々の発明を形成できる。例えば、実施の形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施の形態に亘る構成要素を適宜組み合わせても良い。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and in the implementation stage, the constituent elements may be modified and embodied without departing from the scope of the invention, or a plurality of configurations disclosed in the above-described embodiment may be used. Various inventions can be formed by appropriately combining the elements. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, you may combine the component covering different embodiment suitably.
１０ Ｘ線ＣＴ用検出器
１０ａ シンチレータ
１０ｂ フォトダイオード
１０ｃ 光学接着剤
１０ｅ 波長変換材
10
Claims (3)
前記シンチレータと前記フォトダイオードとの間に、前記シンチレータが発光した光を前記フォトダイオードの高感度領域の波長の光に変換する波長変換材を設けたことを特徴とするＸ線ＣＴ用検出器。 In a scintillator that absorbs X-rays and emits light, and a detector for X-ray CT having a photodiode that converts light emitted from the scintillator into an electrical signal,
A detector for X-ray CT, wherein a wavelength conversion material for converting light emitted from the scintillator into light having a wavelength in a high sensitivity region of the photodiode is provided between the scintillator and the photodiode.
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|---|---|---|---|
| JP2008306463A JP2010127900A (en) | 2008-12-01 | 2008-12-01 | Detector for x-ray ct |
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9433391B2 (en) | 2014-09-17 | 2016-09-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Scintillator and radiation detection device |
-
2008
- 2008-12-01 JP JP2008306463A patent/JP2010127900A/en not_active Withdrawn
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