JP3815468B2 - Radiation detector, radiation detection element, and radiation imaging apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、Ｘ線，γ線等の放射線の検出，撮像にかかり、特に高エネルギーのγ線を検出する放射線検出器，放射線検出素子及び放射線撮像装置に関するものである。 The present invention relates to detection and imaging of radiation such as X-rays and γ-rays, and more particularly to a radiation detector, a radiation detection element, and a radiation imaging apparatus that detect high-energy γ-rays.
医療用Ｘ線を例に取れば、放射線撮像装置は、フィルム方式に始まり、イメージングプレート，フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）と、解像度・分解能ともに優れたものが開発されてきた。検出素子には、放射線と反応して発光するシンチレータと光を電荷に変える光電子増倍管やフォトダイオードを組み合わせたシンチレーション検出器や、放射線と反応して発生した電荷を直接収集する半導体検出器等の固体素子が用いられてきている。例えば、シンチレーション検出器が多く用いられているＦＰＤは、従来のＸ線撮像フィルムと同様に、透過Ｘ線を撮像できる大面積撮像装置であり、一枚もしくは複数枚から成る大面積の検出素子基板にＴＦＴ技術等を用いて、素子内で検出したＸ線信号の読み出しを行うものである。フラットパネルと名の付くように、検出素子は非常に薄く、検出器自体は板状である。 Taking medical X-rays as an example, a radiation imaging apparatus has been developed starting with a film system, and having an imaging plate and a flat panel detector (FPD), which have excellent resolution and resolution. Detection elements include scintillators that combine scintillators that emit light in response to radiation and photomultiplier tubes and photodiodes that convert light into charges, semiconductor detectors that directly collect charges generated in response to radiation, etc. The solid element has been used. For example, an FPD in which scintillation detectors are often used is a large-area imaging device capable of imaging transmitted X-rays, like a conventional X-ray imaging film. In addition, an X-ray signal detected in the element is read using a TFT technique or the like. As the name flat panel, the detection element is very thin and the detector itself is plate-shaped.
一方、体内に投与された薬剤線源から放射されるγ線を撮像するガンマカメラ（放射線検出器）では、用いられるγ線は、Ｘ線に比較してエネルギーが高いため、そのままでは著しく感度が低下してしまう。すなわち、Ｘ線撮像装置で用いている検出素子の厚みではγ線の反応確率は低く、γ線がそのまま検出素子を通過してしまうからである。そのため、検出素子内での反応確率を上げて感度を向上させるため、検出素子にγ線入射方向の厚みを要する。つまり、検出素子自体が方向性を持つことになる。したがって、このような方向性を持つ検出器に対して、γ線は入射方向を規定しなければ位置分解能を得ることができない。 On the other hand, in a gamma camera (radiation detector) that captures γ-rays emitted from a drug radiation source administered into the body, γ-rays used have higher energy than X-rays. It will decline. That is, the reaction probability of γ rays is low at the thickness of the detection element used in the X-ray imaging apparatus, and the γ rays pass through the detection element as they are. Therefore, in order to improve the sensitivity by increasing the reaction probability in the detection element, the detection element needs to have a thickness in the γ-ray incident direction. That is, the detection element itself has directionality. Therefore, with respect to a detector having such a directivity, the position resolution cannot be obtained unless the incident direction of the γ rays is defined.
一般に、γ線の入射方向性を規定するために、検出器前面にはコリメータと呼ばれるスリット、もしくは多孔の厚い金属板を配置する（例えば非特許文献１参照）。図２５に、非特許文献１に記載されている従来のガンマカメラの構成を示す。ガンマカメラの主流は現在でもＮａＩシンチレータを用いたものであり、この図２５のガンマカメラも同様のシンチレータ３１を用いている。放射線は、コリメータ４１ｅによって制限された角度でシンチレータ３１に入射してシンチレーション光を発する。この光はライトガイド３２を挟み、光電子増倍管３３に到達して電気信号となる。電気信号は計測回路固定ボード３５に取り付けられた計測回路３４で整形され、出力コネクタ４６ｅから外部のデータ収集系へと送られる。全体を遮光シールドケース４７ｅに収め、外部の放射線以外の電磁波を遮断している。
In general, in order to define the incident directionality of γ rays, a slit called a collimator or a porous thick metal plate is disposed on the front surface of the detector (see, for example, Non-Patent Document 1). FIG. 25 shows a configuration of a conventional gamma camera described in Non-Patent
一般に、図２５のようなシンチレータ３１を用いたガンマカメラでは、一枚の大きなシンチレータ３１の結晶の後に、大きな光電子増倍管３３を置く構造となるため、位置分解能は１０mm程度に留まる。またシンチレータ３１を用いた場合、放射線から可視光へ、可視光から電子へと多段階の変換を経て放射線の検出を行うため、エネルギー分解能が悪いという問題点を持つ。そのため、現在ではシンチレータ３１に代わり、放射線を直接電気信号に変換する半導体検出素子を備えた放射線検出装置（放射線撮像装置）８が開発されてきている（例えば非特許文献２参照）。図２６に示す従来のガンマカメラ（半導体検出器）は、半導体素子７７は、それぞれ電極（アノード７８、カソード７９）を備えている。各電極７８，７９により半導体素子７７は、アノード７８を格子状に配置した構成をしている（非特許文献１参照）。なお、符号４１ｅはコリメータ、符号４４′は半導体素子搭載兼ＡＳＩＣ実装ボード、符号４５ｃは特定用途向けのＩＣであるＡＳＩＣ
（Application Specific Integrated Circuit)、符号４６ｃは検出信号を出力する出力コネクタ、符号４７ｃは可視光や電磁波を遮断する遮光シールドケースである。
In general, the gamma camera using the
(Application Specific Integrated Circuit), 46c is an output connector that outputs a detection signal, and 47c is a light shielding shield case that blocks visible light and electromagnetic waves.
ところで、ガンマカメラ等においてもＦＰＤと同様に撮像面積の大面積化は必須となってきている。大面積化に伴い、多数の検出素子が必要となる。これら多数の検出素子は、シンチレーション検出器では大きな一枚の素子基板に隣接・設置された光電子増倍管もしくはフォトダイオード、半導体検出器では図２６（ｂ）のような電極４８，４９のパターン配線により素子として分離される。また、γ線の散乱成分を除くためにγ線はパルスカウンティングにより強度情報を取得する。このため、前置増幅器，波形整形回路，ピークデテクト回路等が各素子に必要であり、大面積では膨大な数の回路となるため、これらの回路はＡＳＩＣ４５ｃを用いることで省スペース化が図られている。 By the way, in a gamma camera or the like, it is indispensable to increase the imaging area similarly to the FPD. As the area increases, a large number of detection elements are required. A large number of these detection elements are photomultiplier tubes or photodiodes adjacent to and installed on a single large element substrate in a scintillation detector, and pattern wiring of electrodes 48 and 49 as shown in FIG. 26B in a semiconductor detector. Is separated as an element. In addition, in order to remove the scattered component of γ rays, the γ rays acquire intensity information by pulse counting. For this reason, a preamplifier, a waveform shaping circuit, a peak detection circuit, and the like are required for each element. Since a large number of circuits are required in a large area, these circuits can save space by using the ASIC 45c. Yes.
しかしながら、図２６に示すような従来の半導体検出器では、コリメータ４１ｅを用いても、図１４に示すように、検出素子７７（シンチレータ３１）で散乱したγ線が隣接するセルに入射し影響を及ぼす。このような散乱線検出（図１４のγ1′ 参照）は、位置分解能の低下を招く。この現象による不都合を避けるために、放射線検出器では入射γ線
（γ0 ）のエネルギーにより、入射位置を識別する。すなわち、γ線源１６ｄから発するγ線のエネルギー付近の反応信号（ΔＥ00）を弁別して選択的に検出するため、さらに、感度が低下する。つまり、元々の感度の低さと、コリメータ４１ｅによる入射γ線の減少、エネルギーの弁別により放射線検出器の感度は著しく低いものとなる。この感度の低下を補うために、位置分解能を犠牲にしてコリメータ４１ｅの孔径を大きくして入射線量を大きくしているが、コリメータ４１ｅの壁厚は高エネルギーγ線の検出ほど厚くしなければならない。このことにより、さらに位置分解能が悪くなる。
However, in the conventional semiconductor detector as shown in FIG. 26, even if the
本発明の目的は、放射線検出器や放射線撮像装置の感度を向上させ、信号出力電極と共通電位を供給した導電性遮蔽体との電界の影響の小さい、素子分離型の実用的な放射線検出器を実現することにある。 An object of the present invention is to improve the sensitivity of a radiation detector or a radiation imaging apparatus, and to reduce the influence of an electric field between a signal output electrode and a conductive shield supplied with a common potential, and to provide a practical element-separated radiation detector. Is to realize.
上記目的を達成する本発明は、放射線を遮蔽し複数の貫通孔を有する格子状の導電性遮蔽体と、各々の前記貫通孔内にそれぞれ配置された放射線検出素子と、前記放射線検出素子が着脱自在に取り付けられる素子保持手段とを備え、前記放射線検出素子は、第１電極と、前記第１電極の周囲を取り囲んで前記第１電極と接触し、放射線が入射される半導体素子と、前記半導体素子の外側の側面に設けられた第２電極とを備え、前記第１電極の一部が、前記半導体素子の前記第２電極が設けられていない端面から突出しており、前記第１電極が前記素子保持手段に設けられた電気接続部に接続され、前記第２電極が前記導電性遮蔽体に接続され、前記第１電極が放射線検出信号を出力する信号出力電極であり、前記導電性遮蔽体を介して前記各放射線検出素子の側面の前記第２電極に共通電位を供給することを特徴とする放射線検出器である。 The present invention that achieves the above object includes a grid-like conductive shield that shields radiation and has a plurality of through holes, a radiation detection element disposed in each of the through holes, and the radiation detection element is attached and detached. Element holding means that can be freely attached, the radiation detecting element surrounding the periphery of the first electrode, contacting the first electrode, and receiving the radiation, and the semiconductor A second electrode provided on an outer side surface of the element, wherein a part of the first electrode protrudes from an end surface of the semiconductor element where the second electrode is not provided, and the first electrode is Connected to an electrical connection provided in an element holding means, the second electrode is connected to the conductive shield, the first electrode is a signal output electrode for outputting a radiation detection signal, and the conductive shield Each through A radiation detector and supplying a common potential to the second electrode side of ray detecting elements.
更に、好ましくは、放射線検出素子を着脱可能に保持する保持部を複数備えると共に、放射線検出素子のアノードとカソードを電気的に接続する電気接続部を備えた素子保持手段（例えば検出器モジュールボード）を有する構成とした。また、素子保持手段と集積回路（ＡＳＩＣ）が実装された集積回路保持手段（例えばＡＳＩＣモジュールボード）を分離可能に接続する構成とした。また、半導体検出素子を同軸形状（棒状のアノードの周囲（外周）に半導体素子を配置しさらにその半導体素子の周囲（外周）にカソードを配置した形状）もしくは積層構造とした。また、放射線検出素子の間に放射線の遮蔽体を配置する構成とした。これらにより、放射線に対する位置分解能を高めることができる。 Further, preferably, an element holding means (for example, a detector module board) provided with a plurality of holding parts for detachably holding the radiation detection element and having an electrical connection part for electrically connecting the anode and the cathode of the radiation detection element. It was set as the structure which has. Further, the element holding means and the integrated circuit holding means (for example, ASIC module board) on which the integrated circuit (ASIC) is mounted are connected in a separable manner. In addition, the semiconductor detection element has a coaxial shape (a shape in which a semiconductor element is arranged around the rod-shaped anode (outer circumference) and a cathode is arranged around the semiconductor element (outer circumference)) or a laminated structure. In addition, a radiation shield is disposed between the radiation detection elements. As a result, the position resolution with respect to radiation can be increased.
本発明によれば、放射線検出器における感度を向上させ、信号出力電極と共通電位を供給した導電性遮蔽体との電界の影響の小さい、素子分離型の実用的な放射線検出器を実現できる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the sensitivity in a radiation detector can be improved , and the element isolation type practical radiation detector with a small influence of the electric field of the signal output electrode and the conductive shield supplied with the common potential can be realized.
以下、本発明の実施形態（第１〜第３実施形態）を、図面を参照して詳細に説明する。なお、第１実施形態は、放射線検出器及び放射線撮像装置における部品等の取付構造及び接続構造に関する。また、第２実施形態は、放射線検出器におけるコリメータの小型化及び省略化に関する。また、第３実施形態は、放射線検出器における検出素子（放射線検出素子）の構造に関する。 Hereinafter, embodiments (first to third embodiments) of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The first embodiment relates to an attachment structure and a connection structure for components in a radiation detector and a radiation imaging apparatus. The second embodiment also relates to miniaturization and omission of the collimator in the radiation detector. The third embodiment relates to the structure of a detection element (radiation detection element) in the radiation detector.
（第１実施形態）
取付構造・接続構造により、放射線検出器の保守性等を向上する第１実施形態について、図１，図２を参照して説明する。
(First embodiment)
1st Embodiment which improves the maintainability etc. of a radiation detector by an attachment structure and a connection structure is described with reference to FIG. 1, FIG.
〔ガンマカメラ撮像装置（放射線撮像装置）〕
ガンマカメラ撮像装置は核医学診断装置の一種で、体内に取り込まれた放射性医薬品が、体内に蓄積または沈着して放出するγ線を体外から計測し、その蓄積度等から診断を補助するものである。例えば 131Ｉをヨウ化ナトリウムの形で人体に投与し、甲状腺への集積を体外から計測し、甲状腺の機能の検査を行う。
[Gamma Camera Imaging Device (Radiation Imaging Device)]
A gamma camera imaging device is a type of nuclear medicine diagnostic device that measures the gamma rays that are accumulated or deposited in the body and released from the body, and assists diagnosis from the degree of accumulation. is there. For example, 131 I is administered to the human body in the form of sodium iodide, the accumulation in the thyroid gland is measured from outside the body, and the function of the thyroid gland is examined.
図１のガンマカメラ撮像装置では、前記のようなＲＩ（Radioisotope）核種を含んだ薬剤を投与された被検体１７ａを寝台１２ａに乗せ、ガンマカメラ筐体１１に設置された被検体１７ａ上部のガンマカメラ１０ａにより、被検体１７ａの患部等に集積した薬剤であるγ線源１６ａから放射される符号１８ａのγ線を撮像する。筐体１１の脇にはガンマカメラ（放射線検出器）１０ａから得られた信号情報を画像化するデータ処理装置（データ収集装置）１３ａ，画像を表示するモニタ１５ａ，入力装置（キーボード）１４ａが設置されている。これらデータ処理系は必ずしも筐体１１の近くにある必要はない。以上が、ガンマカメラ撮像装置の構成である。
In the gamma camera imaging apparatus of FIG. 1, a subject 17a to which a medicine containing an RI (Radioisotope) nuclide as described above is administered is placed on a
〔ガンマカメラ〕
続いて、ガンマカメラ撮像装置に備えられるガンマカメラ１０ａの構成を、図２等を参照して説明する。なお、第１の電極がアノードであるときは第２の電極はカソードであり、第１の電極がカソードであるときは第２の電極はアノードである。以下の実施形態では、アノードが第１の電極に相当し、カソードが第２の電極に相当する。
[Gamma Camera]
Next, the configuration of the
図２に示すガンマカメラ１０ａは、コリメータ４１ａ，γ線を検出する複数の放射線検出素子（以下、検出素子という）７１ａ，この検出素子７１ａが出力下γ線検出信号（放射線検出信号）を処理する回路であるＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）４５ａを含んで構成される。検出素子７１ａは１素子ごとに検出器モジュールボード（素子保持手段，素子保持部材）４２ａに着脱可能に保持されて固定されている。検出器モジュールボード
４２ａの背面には、ＡＳＩＣ４５ａが設置されたＡＳＩＣモジュールボード（集積回路保持手段，集積回路保持部材）４３ａが配置され、検出器モジュールボード４２ａとはコネクタ４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂで接続され、これも着脱可能となっている。ASIC
４５ａはガンマカメラ１０ａの背面にある出力コネクタ４６ａと接続され、ここからデータ収集装置（図示せず）へ取得データが送られる。ちなみに、本実施形態では、アノードで信号の授受を行いカソードで電位の供給を行うようにしているが、その逆で、アノードで電位の供給を行いカソードで信号の授受を行うようにしてもよい。
The
45a is connected to an
これら検出素子７１ａとＡＳＩＣ４５ａを含めた部品は光によるノイズの影響と、電磁的なノイズの影響を避けるために、遮光シールドケース４７ａによって覆われている。ここまでがガンマカメラ１０ａの本体であり、ガンマカメラ１０ａの前面には入射γ線の方向を規定するコリメータ４１ａが設置される。コリメータ４１ａはγ線を大きく減衰させる金属、例えば鉛やタングステンといった放射線遮蔽材でできており、γ線を通過させる複数の細長い穴（放射線通路）１９があいている。コリメータ４１ａは入射γ線のエネルギーによって種類を変え、取り替えて使うため、ガンマカメラ１０ａの本体とは取り外し可能になっている。ちなみに、コリメータ４１ａを含め全体をケースで覆ったものがガンマカメラ１０ａである。
The parts including the
なお、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａの接続は、図３を参照して以下に説明する。
The connection between the
図３に示すように、検出素子７１ａ（同軸電極素子）は、直方体の半導体素子７４，半導体素子７４の外周（側面全面）に導電性のある材料により薄く形成されたカソード７３ａと、半導体素子７４の中央に挿通されたアノード（アノードピン）７２ａを含んで構成される。アノード７２ａは、検出素子７１ａの後端部から突出して挿通されている。以下、検出素子７１ａのγ線入射側を先端部とし、その反対側を後端部として説明する。検出素子７１ａは、放射線と反応して電荷を生成する半導体素子７４を、棒状に形成した第１の電極（アノード７２ａ）の周囲（外周）に配置し、この第１の電極（アノード７２ａ）とは極性の異なる第２の電極（カソード７３ａ）を半導体素子７４の周囲（外周）に層状（膜状）に配置した放射線検出素子に相当する。殊に、検出素子７１ａは、半導体材料などを同軸的に配置した構成を有する同軸素子に相当する。
As shown in FIG. 3, the
図３に示す検出器モジュールボード４２ａは、検出素子７１ａの後端部の所定長を収容して保持する孔部である保持部Ｈが複数設けられている。保持部Ｈは、拡径部と縮径部を有する。検出素子７１ａの後端部が拡径部に保持され、検出素子７１ａの後端部から突出しているアノード（アノードピン）７２ａが縮径部に保持される。各保持部Ｈにおける拡径部内には、検出素子７１ａの後端部と接触部する一対のカソードバネ電極（第２電気接続部）が対向して備えられている。カソードバネ電極５５ａは、検出素子７１ａの保持及び電位の供給の機能を有する。各保持部Ｈの縮径部内には、一対のアノードバネ電極（第１電気接続部）５５ｂが対向して備えられている。アノードバネ電極５５ｂは、検出素子７１ａを、検出器モジュールボード４２ａに対して着脱可能に保持する（取り付ける）。なお、カソードバネ電極５５ａ，アノードバネ電極５５ｂは、それぞれ板バネを円弧状に撓ませてあるので、検出素子７１ａの保持が確実に行われる。また、検出素子７１ａの着脱も容易になる。
The
なお、この実施形態でのカソードバネ電極５５ａ及びアノードバネ電極５５ｂは、検出素子７１ａに設けてもよい。ちなみに、前記した検出器モジュールボード４２ａは、放射線を検出する検出素子７１ａを、両バネ電極５５ａ，５５ｂを介して着脱可能に保持する保持部Ｈを前面に複数配置して備えると共に、保持部Ｈに保持される検出素子７１ａのアノード７２ａとカソード７３ａを電気的に接続する電気接続部（保持部Ｈ）を複数配置して備えた構成に相当する。また、この実施形態でのガンマカメラ１０ａは、請求項の「放射線検出器」に相当する。また、この実施形態の検出器モジュールボード４２ａは、素子保持ボードでもある。また、この実施形態の保持部Ｈは、電気接続部にも相当する。
Note that the
図３に示すように、検出器モジュールボード４２ａにはコネクタ４８ａ，４８ｂが、
ＡＳＩＣモジュールボード４３ａにはコネクタ４９ａ，４９ｂがそれぞれ備えられている。コネクタ４８ａとコネクタ４９ａは互いに嵌合される。コネクタ４８ｂとコネクタ49ｂも互いに嵌合される。図３では、コネクタ４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂの構成を明確にするために、コネクタ４８ａとコネクタ４９ａを、コネクタ４８ｂとコネクタ４９ｂとを離して図示している。しかしながら、前述したように、コネクタ４８ａとコネクタ49ａが、コネクタ４８ｂとコネクタ４９ｂがそれぞれ嵌合されている。これらのコネクタの嵌合により、検出器モジュールボード４２ａがＡＳＩＣモジュールボード４３ａに取り付けられ、両ボードに設けられた配線が接続される。
As shown in FIG. 3,
The
なお、コネクタ４８ａは、各検出素子７１ａのアノード７２ａと接触する各アノードバネ電極５５ｂに一対一で電気的に接続された信号伝達ピン４８ａｐを備える。各信号伝達ピン４８ａｐは、コネクタ４９ａに備えられる同数の受部４９ａｈに挿入されて信号の授受を行うようになっている。また、コネクタ４８ｂは、各保持部Ｈに設けられたカソードバネ電極５５ａに接続された電位供給ピン４８ｂｐを有する。電位供給ピン４８ｂｐは、コネクタ４９ｂに形成される受部４９ｂｈに挿入されてカソード電位の供給を行うようになっている。これら構造により、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａが確実に接続される。また、接続を解除して取り外すこともできる。
The
次にガンマカメラ１０ａの動作について説明する。
Next, the operation of the
図２，図３に示すように、図面の左からγ線が入射したとする。コリメータ４１ａに到達したγ線は、細長い穴１９以外ではコリメータ４１ａを構成する材質により減衰してしまうため、検出素子７１ａに到達できない。したがって、その細長い穴１９を通って検出素子７１ａに到達して、検出素子７１ａ内で検出されたγ線は入射方向が規定される。このため、γ線が放出された位置を同定できる。検出素子７１ａは、γ線の入射によって半導体素子７４内に生成される電子及び正孔をアノード７２ａとカソード７３ａの２つの電極に収集することで、γ線の入射を検出する。また、電子及び正孔の収集量に応じた電荷量から入射γ線のエネルギーも同定できる。
As shown in FIGS. 2 and 3, it is assumed that γ rays are incident from the left of the drawings. Since the γ rays that have reached the
その電荷量を有するγ線検出信号は、検出素子７１ａのアノード７２ａから出力され、アノードバネ電極５５ｂ，信号伝達ピン４８ａｐ及び受部４９ａｈを介してＡＳＩＣ45ａに伝えられる。ＡＳＩＣ４５ａは各検出素子７１ａから出力されたγ線検出信号を処理し、得られた情報を画像化するデータ処理装置１３ａに出力する。高圧電源(図示せず)からの高電圧は、受部４９ｂｈ及び電位供給ピン４８ｂｈを介して各カソードバネ電極５５ａに伝えられ、各検出素子７１ａのカソード７３ａに印加される。検出素子７１ａでの信号の検出動作については、後述する素子の実施形態で詳しく述べる。
The γ-ray detection signal having the charge amount is output from the
比較のために従来例について図２６を用いて以下に説明する。 For comparison, a conventional example will be described below with reference to FIG.
図２６（ａ）に示す従来のガンマカメラでは、検出素子７７は一つの大きな基板であり、図２６（ｂ）に示すように電極７８のパターンによってピクセルとしていた。また、検出素子７７はＡＳＩＣ４５ｃが実装された基板４４′にはんだバンプ等により完全に固定されていた（その他の部分は図２等を参照した説明と同じである）。
In the conventional gamma camera shown in FIG. 26A, the
このような構成のため、従来のガンマカメラでは、１つの撮像ピクセルが壊れると、基板４４′、ひいては接続されたＡＳＩＣ４５ｃごと、つまりガンマカメラごと交換しなければならず、非常に高額な保守コストが要求された。また、ＡＳＩＣ４５ｃと接続した後に不良素子（不良なピクセル）が発見されても、交換ができなかった。特に半導体検出器においては、全素子７７にわたる信頼性はまだ充分ではなく、このことは大面積の撮像装置を実用化する上で大きな障害となっていた。
With such a configuration, in the case of a conventional gamma camera, if one imaging pixel is broken, the
本実施形態では、このような保守性を考慮し、検出素子は個別に着脱可能な構造とし、１つの検出素子が壊れても、検出素子単位で交換できるようになっている。 In the present embodiment, in consideration of such maintainability, the detection elements are individually detachable so that even if one detection element is broken, it can be replaced in units of detection elements.
例えば、１０cm角のモジュールボードに１０００ｃｈ（チャンネル）の分離型素子（３mm角素子）を入れる条件では、従来は数十個の素子（ピクセル）が破損したら、カメラモジュール（基板４４′）を交換することとしていた。これに対し、本実施形態では１個１個検出素子７１ａを交換できるので、約１／３０のコスト低減になる。また、従来の技術では、手間とコストの関係から、少しぐらいの素子破損はそのまま使いつづけるため、鮮明な画像を得ることができないケースが多かった。これに対し、本実施形態のガンマカメラ１０ａでは、わずかなメンテナンスで鮮明な画像を得ることができる。
For example, under the condition that a 1000 ch (channel) separation type element (3 mm square element) is put in a 10 cm square module board, the camera module (
また、本実施形態では従来技術と異なり、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａが分離可能な構成になっている。このように構成することで、信頼性の高いＡＳＩＣ４５ａと充分な信頼性を確保することのできない検出素子７１ａを事後的に分離することができ、製作及び保守に関する自由度を上げることができる。また、従来は検出素子７７と基板４４′の接続にバンプ接続を用いたが、本実施形態ではバンプ接続が不要であるので、バンプ接続の際に生じる熱の影響を回避することができる。
In the present embodiment, unlike the conventional technique, the
さらに、本実施形態では、同じＡＳＩＣ４５ａを用いて撮像することとしても、撮像に使用するγ線のエネルギーレベルによって、それに見合った検出素子７１ａに変更することができる。例えば、半導体検出器ではＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）素子やＣＺＴと呼ばれる素子が、検出性能が高いが、低エネルギーでの撮像が主であれば、ＣｄＴｅよりも安価なＧａＡｓ（ヒ化ガリウム）素子を用いたガンマカメラを購入し、必要に応じて、高エネルギーでも対応できるＣｄＴｅ素子モジュール（検出器モジュールボード４２ａ）を購入し、モジュールボード４２ａだけ交換すればよい。つまり、検出素子７１ａが取り付けられた検出器モジュールボード４２ａ、或いは検出素子７１ａだけを別に準備して交換すればよい。よって、新たにガンマカメラ１０ａをもう一台買う必要はない。また、医療Ｘ線レベルの低エネルギー領域では、さらに安価なＳｉ素子を、検出素子７１ａとして用いることもできる。
Furthermore, in this embodiment, even if it images using the
また、図２，図３のようなパラレルコリメータ４１ａだけでなく、穴１９の配置が放射状になっており、小部位の拡大撮像を行うコンバージングコリメータ４１ｄ（図４に示すガンマカメラ１０ｂ参照）や、カメラ面積よりも大きな範囲を縮小撮像するダイバージングコリメータに対応した素子配置を持った検出器モジュールボード４２ａを接続する等、１つのＡＳＩＣモジュールボード４３ａで、使用目的にあった検出素子７１ａ（検出器モジュールボード４２ａ）やコリメータ４１ａ，４１ｄを選択することも可能となる。このような撮像は、検出素子内に各ピクセルに対応した区切りを設けない、一枚の基板での検出素子による撮像では困難である。すなわち、高エネルギーγ線の検出では素子に厚み
（奥行き）が必要であり、検出体積が方向性を持っているからである。本実施形態では、ピクセルごとに仕切られており、撮像部位のγ線入射方向に検出素子７１ａの軸方向が揃っているので、高エネルギーγ線での撮像も可能である。
In addition to the
このように撮像形態のバリエーションが増えることで、従来の単純な等倍平面像に加えてガンマカメラ１０の撮像用途を拡大することができる。
As the number of variations in the imaging mode increases in this way, it is possible to expand the imaging application of the
このように、第１実施形態では保守性の向上，保守コストの低減，製作，保守面での信頼性確保、応用範囲の拡大等の利点が得られる。 As described above, in the first embodiment, advantages such as improvement in maintainability, reduction in maintenance cost, production, ensuring reliability in maintenance, and expansion of application range can be obtained.
なお、図２等では、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａを分離可能にした構成を示したが、図５のガンマカメラ１０ｃの模式的断面図において符号４４で示すように、両者を一体にして、分離できないようにしてもよい。ちなみに、図５の構成では、検出素子７１ａは、１つ１つ分離可能になっている。
In FIG. 2 and the like, the configuration in which the
また、検出素子７１ａを保持する保持部Ｈの、検出器モジュールボード４２ａにおける配置は、例えば碁盤の目のような格子状にすることができる。また、例えば検出素子７１ａが断面六角形の場合は、保持部Ｈの配置をハニカム状にすることができる。
In addition, the arrangement of the holding unit H that holds the
（第２実施形態）
次に、コリメータの省略化（小型化）による装置自体の軽量化，小型化、並び感度向上を達成できる第２実施形態のガンマカメラ撮像装置について、図６等を参照して説明する。
(Second Embodiment)
Next, a gamma camera imaging apparatus according to a second embodiment that can achieve weight reduction, size reduction, and improvement in sensitivity due to omission (miniaturization) of the collimator will be described with reference to FIG.
図６に示す第２実施形態のガンマカメラ１０ｄの大きな特徴は、第１実施形態のようなコリメータ４１ａ（図２等参照）を省略化した（不要とした）ことである。ガンマカメラ１０ｄは、貫通穴である複数の保持部Ｈ１を構成する格子状の遮蔽体５０ｂを有し、それらの保持部Ｈ１内にそれぞれの検出素子７１ａを嵌め込んで保持している。つまり、検出素子７１ａの周囲（先端面と後端面を除く）をすべて遮蔽体５０ｂで囲んでいる。遮蔽体５０ｂは導電性の放射線遮蔽材で作られる。
A major feature of the gamma camera 10d of the second embodiment shown in FIG. 6 is that the
また、このように遮蔽体５０ｂにより検出素子７１ａを保持する構成にしたことに関連して、導電性のある遮蔽体５０ｂを介してカソード電位を各検出素子７１ａに供給することとした。検出器モジュールボード４２ｂは、前述した検出器モジュールボード４２ａから、カソードバネ電極５５ａ及び保持部Ｈの拡径部を取り除いている。検出器モジュールボード４２ｂの保持部Ｈはアノードバネ電極５５ｂを設けた縮径部を有する。保持部Ｈの数は検出素子７１ａの数と同じである。アノード７２ａがアノードバネ電極５５ｂと接触している。電位供給ピン４８ｂｐは遮蔽体５０ｂに接続されている。なお、他の構成要素、すなわち、ＡＳＩＣモジュールボード４３ａ，コネクタ４８ａ，４８ｂ,４９ａ,４９ｂ，ＡＳＩＣ４５ａ、出力コネクタ４６ａは、第１実施形態と同じであるので説明を省略する。ちなみに、この第２実施形態のガンマカメラ１０ｄは、放射線を検出する検出素子
７１ａを複数備える放射線検出器（ガンマカメラ１０ｄ）の、検出素子７１ａ間にγ線を遮蔽する遮蔽材５０ｂを配置した構成等にも相当する。
Further, in connection with the configuration in which the
図７に示すように、格子状の遮蔽体５０ｂの各保持部Ｈ内に検出素子７１ａがそれぞれ配置されている。ここで、各検出素子７１ａは、第１実施形態で述べたように着脱可能にしてあるものでもよいし、着脱可能にしてないものでもよい（以下の説明では着脱可能にしてあるものとする）。
As shown in FIG. 7,
図１１（ａ）に検出素子７１ａを保持する保持構造の１例を示す。遮蔽材５０ｂは保持部Ｈ１の内側にそれぞれ円弧状に撓ませたカソードバネ電極５５ａが設置されている。検出素子７１ａはこのカソードバネ電極５５ａにより着脱可能に固定される。ここで用いている検出素子７１ａは、第１実施形態と同様に同軸電極素子であり、中心軸と側面全面の２つの電極を持っている。このうち、外側（側面全面）の電極はカソード７３ａである。電位供給ピン４８ｂｐより遮蔽体５０ｂにカソード電位を供給することで、各カソードバネ電極５５ａに接触した全検出素子７１ａに同じ電位が配されるようになっている。検出素子７１ａは、第１実施形態と同様に、同軸型のアノード７２ａを備えたものを用いているが、これの効果等については後述する。
FIG. 11A shows an example of a holding structure for holding the
この構成では、第１実施形態で存在した各検出素子７１ａ間の隙間を遮蔽材５０ｂが有効に使っている。遮蔽体５０ｂの先端部分が第１実施形態でのコリメータ４１ａの役目を果たす。なお、遮蔽体５０ｂは、例えば第１実施形態のコリメータ４１ａを構成する材料と同じ材料によって構成することができる。ちなみに、検出素子７１ａの着脱は、検出素子７１ａと遮蔽体５０ｂの間にある隙間に専用のピンセットを入れることで行えるようになっている。
In this configuration, the shielding
次に第２実施形態での検出動作と利点について、図１４，図１５の従来例との比較を行いながら図１２，図１３を用いて説明する。 Next, the detection operation and advantages of the second embodiment will be described with reference to FIGS. 12 and 13 while comparing with the conventional example of FIGS.
図１４は、検出素子７７（シンチレータ３１）内で検出される主な信号成分を示したもので、図１５は一つの検出素子(ピクセル)内で得られる検出信号のエネルギースペクトルを示したものである。図１４内のコリメータ４１ｅは、図の都合上相当短めに描いてある。実際は図２７のように非常に長いものである。ちなみに、図１４において、符号１６ｄはγ線源（被検体の体内のＲＩ核種）であり、符号１７ｄは被検体であり、符号１８ｄはγ線源１６から放射されたγ線であり、符号７７は検出素子である。一方、図１２，図
１３は第２実施形態で得られる同様の情報を示したものである。
FIG. 14 shows main signal components detected in the detection element 77 (scintillator 31), and FIG. 15 shows the energy spectrum of the detection signal obtained in one detection element (pixel). is there. The
まず、従来例の検出動作を、図１４等を参照して説明する。 First, a conventional detection operation will be described with reference to FIG.
被検体１７ｄ内にあるγ線源１６ｄからは、符号１８ｄで示すγ線が放出される。この際、γ線源１６ｄからはγ0（エネルギーＥ0）というγ線のみが放出されるとする。γ線はγ線源１６ｄから等方的に放出されるが、図１４ではコリメータ４１ｅを通過するγ線のみを描いている。コリメータ４１ｅを通過したγ線γ0 （直達γ線）に対しては、検出素子７７（シンチレータ３１）内で光電効果によるエネルギーの全吸収（ΔＥ00）と散乱によるエネルギーの低下（ΔＥ01というエネルギーを放出）が起こる。なお、散乱したγ線γ1のエネルギーＥ1は、元のγ線γ0のエネルギーＥ0よりも小さい（Ｅ1＜Ｅ0）。この散乱γ線γ1 が同一ピクセル内で光電効果により全吸収されたとすればΔＥ11というエネルギーを放出する。ΔＥ11とΔＥ01を合せるとΔＥ00に等しい。γ線γ0及びγ線γ1はコリメータ４１ｅによって入射方向の規定されたγ線である。このように、光電効果によるエネルギーの全吸収（ΔＥ00）の信号を取得すれば、γ線源１６ｄのより正しい位置画像情報が得られる。
From the γ-
しかし、既に説明したように、検出素子７７（シンチレータ３１）内での散乱γ線γ1は、必ずしも散乱を起こしたのと同じピクセル内で吸収されるわけではない。隣接するピクセル（本来コリメータ４１ｅの隣の隙間から入射するγ線γ0 を検出する部分）に飛散し、そこで吸収される散乱線検出という現象がある。散乱線検出により吸収したエネルギーをΔＥ11′とする。また、この他にも被検体１７ｄの体内で散乱したγ線が入射する。つまり、γ線源１６ｄからは一種類のエネルギーのγ線γ0 が放射されているが、実際に検出素子７７（或いはシンチレータ３１の後段側に設けられる光電子増倍管３３（図２５参照））で検出されるγ線光子はこのように異なるエネルギーをもったγ線として認識される。
However, as already described, the scattered γ-ray γ 1 in the detection element 77 (scintillator 31) is not necessarily absorbed in the same pixel that caused the scattering. There is a phenomenon of scattered ray detection that is scattered in adjacent pixels (originally a portion that detects γ rays γ 0 incident from a gap adjacent to the
ある１ピクセルについてこれらエネルギーの異なるγ線の検出カウントをエネルギースペクトルとして表わしたものが図１５である。 FIG. 15 shows the detection count of γ rays having different energies for one pixel as an energy spectrum.
検出器内散乱線（γ1′ ）は、γ線源１６ｄの位置とは無関係に検出され、偽の位置情報を与え、画像の位置分解能を低下させる。γ線源１６ｄの真の位置情報を示している信号は、図中の斜線部の全吸収をしたΔＥ00という信号成分だけである。したがって、通常は検出信号ごとにエネルギー弁別を行い、あるエネルギー閾値Ｅｔ以上の信号を用いて画像の質を向上させることが必要になる。しかし、図１５から判るように、この信号は検出全カウントに比してごくわずかであり、散乱線成分も含んでいる。さらにコリメータ41ｅによる入射γ線γ0 の減少もあるため、位置分解能を向上させようとすると、それに反して非常に感度が低下してしまう。図１６に計測される放射線の成分例を示す。
Intra-detector scattered rays (γ 1 ′) are detected regardless of the position of the γ-
強弱２つの線源１６ｅ，１６ｆが存在する場合（図１６（ａ））には、一例として、図１６（ｂ），（ｂ）に示すような１４０ｋｅＶと５１１ｋｅＶとエネルギーレベルが異なる線源１６ｅ，１６ｆをコリメータ付きの検出器で見た場合の取得画像情報（計測放射線分布例）が得られる。ただし、検出素子はＣｄＴｅを用いている。なお、図１６（ｂ）,（ｃ）の棒グラフは、下から上に、光電吸収（全吸収）した直接γ線、コンプトン散乱を起こした直接γ線であり、一番上が隣接ピクセルからの散乱線である。
When there are two strong and
図１６（ｂ）から判るように、１４０ｋｅＶのγ線では、光電効果がコンプトン散乱よりも確率が高いため、得られた信号はほとんど直接γ線γ0(ΔＥ∞）であり、前記のエネルギー弁別をせずとも十分な画像が得られる。しかし、エネルギーのより高い図１６(ｃ)の５１１ｋｅＶのγ線（ＰＥＴ検診の際に放射されるγ線）では、カウントされるほとんどが散乱イベントもしくは散乱線（γ0（ΔＥ01）、γ1′（ΔＥ11′））である。このため、真の情報を示すγ0(ΔＥ00）成分のみを使ったのでは感度が図１６（ｂ）に比べて著しく低く、大きなＳ／Ｎ比が取れず良好な画質を得ることは難しい。Ｓ／Ｎ比を上げるためには、撮像時間を長くして検出カウント数を増やさなければならず、被検体１７ｅたる患者への負担が大きくなるので好ましくない。 As can be seen from FIG. 16B, with 140 keV γ-rays, the photoelectric effect has a higher probability than Compton scattering, so the obtained signal is almost directly γ-ray γ 0 (ΔE ∞ ), and the above-described energy discrimination A sufficient image can be obtained without performing the above. However, in the case of 511 keV γ rays (γ rays radiated at the time of PET examination) of FIG. 16 (c) having higher energy, most of the counted events are scattered events or scattered rays (γ 0 (ΔE 01 ), γ 1 '(ΔE 11 ')). For this reason, if only the γ 0 (ΔE 00 ) component indicating the true information is used, the sensitivity is significantly lower than in FIG. 16B, and it is difficult to obtain a good image quality because a large S / N ratio cannot be obtained. . In order to increase the S / N ratio, it is necessary to increase the detection count by extending the imaging time, which is not preferable because the burden on the patient as the subject 17e increases.
一方、第２実施形態では、各検出素子７１ａ内で検出される主な信号成分は、図１２のようになる。図１４と異なるところは、各検出素子７１ａ間に配置された遮蔽体５０ｂによって隣接ピクセルからの散乱線γ1′ がなくなることである。そのため、エネルギースペクトルは図１３のようになる。ここで隣接ピクセルからの散乱線成分γ1′ がない場合、画像がどうなるかを再び図１６に戻って見てみる。
On the other hand, in the second embodiment, main signal components detected in each
５１１ｋｅＶのγ線の計測放射線分布例を示す図１６（ｃ）では、明らかに隣接ピクセルからの散乱線成分γ1′(ΔＥ11′)が真のγ線源位置よりも広く分布しており、隣接ピクセルからの散乱線が画像の位置分解能を低下させていることは明白である。今、本実施形態の構成により、隣接ピクセルからの散乱線が除去できたとすると、コンプトン散乱を起こした直接γ線も含めた分布は、図１６（ｂ）に示した１４０ｋｅＶの情報と大差がないことが判る。よって、γ0(ΔＥ00）を抽出するためにエネルギー弁別を行った従来例と比べると、検出器内散乱成分を信号として扱うことのできる本実施形態では、分解能を保ったままはるかに大きな感度（有効カウント）を得ることができる。また、位置精度も向上する。もちろん保守は容易である。 In FIG. 16C showing an example of the measurement radiation distribution of 511 keV γ-rays, the scattered radiation component γ 1 ′ (ΔE 11 ′) from the adjacent pixels is clearly distributed more widely than the true γ-ray source position. Obviously, scattered radiation from adjacent pixels reduces the position resolution of the image. Now, assuming that the scattered radiation from the adjacent pixels can be removed by the configuration of the present embodiment, the distribution including the direct γ-ray that caused Compton scattering is not significantly different from the 140 keV information shown in FIG. I understand that. Therefore, compared with the conventional example in which energy discrimination is performed in order to extract γ 0 (ΔE 00 ), in the present embodiment that can treat the scattered component in the detector as a signal, the sensitivity is much higher while maintaining the resolution. (Effective count) can be obtained. Also, the positional accuracy is improved. Of course, maintenance is easy.
ところで、図６に示すように、第２実施形態では、コリメータ（例えば図２の符号41ａ等参照）が検出素子７１ａの前面にないので、γ線が斜めに入射することが考えられるが、検出素子７１ａよりも前面に出た遮蔽体５０ｂの部分は、コリメータと同じ役割を果たす。また、高エネルギーγ線ほど検出素子７１ａの厚み（長さ）を長くする必要があり、遮蔽体５０ｂの長さも長くなる。しかし、図６等に示されるような細長い検出素子７１ａを考えた場合、検出素子７１ａ自体が斜め入射成分に対し感度が低いことから、特に第１実施形態のような長いコリメータ４１ａを置く必要はない（もちろん、図２のようなコリメータ４１ａを置くことを排除するものではない）。
Incidentally, as shown in FIG. 6, in the second embodiment, the collimator (see, for example,
ちなみに、高エネルギーγ線を撮像する場合ほど本発明の効果は大きくなる。極端な画像の分解能を要求するのでなければ、許容できる範囲で斜め入射成分を抑える程度の遮蔽体５０ｂの長さにすればよい。また、図８のように遮蔽材５０ｅと検出素子７１ａの長さを揃えて面一にしても、充分な画像が得られる。また、図８において、検出素子７１ａの先端部が遮蔽材５０ｅから突出したような構成としてもよい。ちなみに、隣接ピクセルからの散乱線除去効果による位置分解能と感度の向上は、検査時間の短縮を生み、患者の負担を大幅に減らす効果をもたらす。
Incidentally, the effect of the present invention increases as the high-energy γ-ray is imaged. Unless extreme resolution of the image is required, the length of the
また、従来は、エネルギーを求めてカウントするパルスカウント方式であり、γ線のエネルギーを弁別しながらγ線を計測していた。しかし、この第２実施形態のような構成の方式では、エネルギー弁別を必要としない測定が可能である。このため、γ線の消滅によって発生した電荷電流を積算平均化する電流モードでも用いることができる。電流モードによる計測では、γ線のエネルギーは測定しないため、測定回路構成が簡単になる。そのため、読出用のＡＳＩＣもパルスカウント用のＡＳＩＣがせいぜい数１０ｃｈしか扱えないのに比べて、１チップのＡＳＩＣで数万ｃｈという多数のｃｈが扱え、装置の設計が容易にでき、より安価な装置が提供できる。 Conventionally, it is a pulse count method in which energy is obtained and counted, and γ rays are measured while discriminating the energy of γ rays. However, in the system having the configuration as in the second embodiment, measurement that does not require energy discrimination is possible. For this reason, it can also be used in a current mode in which the charge current generated by annihilation of γ rays is integrated and averaged. In the measurement in the current mode, the energy of γ rays is not measured, so that the measurement circuit configuration is simplified. Therefore, compared with the ASIC for reading, which can handle tens of channels at most, the ASIC for pulse counting can handle a large number of tens of thousands of channels with a single chip ASIC, making the device design easier and less expensive. A device can be provided.
さらに、コリメータを小型に軽減することにより、或いは省略することにより、ガンマカメラ（放射線検出器）自体の薄型化、軽量化が図られる。例えば、従来例(図２６参照)ではコリメータが６０mm、検出素子７７が１５mm、ＡＳＩＣ実装ボード４４′が２５mmで、全長計１００mm程度の厚みを有するが、この第２実施形態のような構成（図６参照）では、検出素子７１ａから飛び出る遮蔽体５０ｂの部分を１０mmに抑えるとすれば、全長計５０mm程度で済む。これにより約１／２の小型化が図られる。また、その分、保守が容易になる。
Furthermore, the gamma camera (radiation detector) itself can be made thinner and lighter by reducing the size of the collimator or omitting it. For example, in the conventional example (see FIG. 26), the collimator is 60 mm, the
また、従来のガンマカメラは、高エネルギー用のものでは、コリメータだけでも重量は１００kgを超える。参考までに図２７に中エネルギー用のコリメータの外形例を示す。例えば、産業調査会の新医療機器事典によると、低エネルギー（２００ｋｅＶ程度）用の汎用コリメータでは長さ６５mm、穴径３mmで重さは５４kg、高エネルギー(＞４００ｋｅＶ)用に至っては、長さ６５mm、穴径４mm、重さ１１０kgにもなる。つまり、ガンマカメラのほとんどがコリメータの重量で占めていることになる。この重量のため、ガンマカメラを支持する装置本体（ガンマカメラ筐体１１、図１参照）は強度の面でも非常に大きくなり、威圧感等から心理的に患者へ与える不安は少なくなかった。この第２実施形態のような構成では、遮蔽体５０ｂは数１０kg程度とおよそ１／３にでき、装置本体の小型化を図れる上に、フレキシブルアームタイプのガンマカメラの構成にしても、ガンマカメラを支えるアームの負担が少なく、扱いやすいものとなる。このように装置の扱いやすさが向上することで、患者のカメラ設定時間を短縮でき、患者の負担と撮影時間を大幅に軽減できる。また、保守も容易になる。
Further, the conventional gamma camera is for high energy, and even the collimator alone exceeds 100 kg. For reference, FIG. 27 shows an example of the outer shape of a collimator for medium energy. For example, according to the new medical device encyclopedia of the Industrial Research Council, a general-purpose collimator for low energy (about 200 keV) is 65 mm long, 3 mm in hole diameter, 54 kg in weight, and long for high energy (> 400 keV) 65mm, hole diameter 4mm, weight 110kg. In other words, most gamma cameras occupy the weight of the collimator. Due to this weight, the apparatus body supporting the gamma camera (
第２実施形態のさらなる別の形態としては、図９に示すように、検出素子７１ａの後端ほどγ0 よりエネルギーの低い散乱線が多くなることから、遮蔽材を前部と後部で分け、前部遮蔽材５１には遮蔽効果の高い材質、後部遮蔽材５２には軽量な材質を持ってきて、ガンマカメラ自体の軽量化を図ることもできる。
As another form of the second embodiment, as shown in FIG. 9, the rear end of the
これらの実施形態は、図１７に示すように、シンチレータ３１ｂとフォトダイオード
３６を組み合わせたガンマカメラでも同様の構成をとることができ、遮蔽材５０ｂにより、原理上同様の効果を有する。なお、図１７の、符号４２ｆは検出器モジュールボード、符号４３ｆはＡＳＩＣモジュールボード、符号４５ｆはＡＳＩＣ、符号４７ｆは遮光シールドケース、符号４８ｆ，４９ｆはコネクタである。
In these embodiments, as shown in FIG. 17, a gamma camera in which the scintillator 31b and the
（第３実施形態）
続いて、第１実施形態や第２実施形態の放射線検出器に好適に使用することのできる検出素子の構造に関する実施形態を、図面を参照して説明する（図１８等を適宜参照）。
(Third embodiment)
Subsequently, an embodiment relating to the structure of a detection element that can be suitably used in the radiation detectors of the first and second embodiments will be described with reference to the drawings (refer to FIG. 18 and the like as appropriate).
図１８，第１実施形態8図２等参照)，第２実施形態(図７等参照)での検出素子７１ａは、中心軸上にピン状のアノード（アノードピン）７２ａ，アノード７２ａの周囲を取り囲む半導体素子７４，半導体素子７４の外面全面に設けられたカソード７３ａを有する。一方、図１９に示すような通常の検出素子１７１ｅは、プレーナ型と呼ばれる板状の半導体素子７６の両面に電極１７２ｅ，１７３ｅを設けたものである。検出素子１７１ｅの半導体素子７６内でのγ線の消滅によって発生した電荷を完全に収集するために、許容される電極間隔(図１９の電極１７２ｅと電極１７３ｅとの間隔9は半導体素子７６を構成する半導体材料によって上限がある。これは電荷キャリアの移動度、寿命、印加電界によって決まるが、高エネルギーγ線では前記したように、γ線の入射方向に対して素子にある長さが必要である。この長さは許容される電極間隔よりも長い。このため、通常、検出素子
１７１ｅは、γ線の入射方向に対して直交する方向の２つの側面に電極１７２ｅ，173eを配置し、対向する電極の間からγ線を入射させる構成をとる。また、検出感度を上げるために図１９（ｂ）に示すように、並列に配置された検出素子１７１ｅを同じ電極同士で貼り合わせて、一つの単体検出素子として用いる場合もある。遮蔽体５０ｂ（図６等参照）を検出素子７１ａの周囲に配置する第２実施形態は、このような単体検出素子を適用すると、遮蔽体５０ｂはある電位（カソード電位）を持っているため、検出素子１７１ｅの電極のない側面部分が電位による電界の影響を受けて、局所的に強い電界が生じるという問題がある。また、サイドに露出したアノード１７２ｅが、カソード電位を供給している遮蔽体５０ｂに接触しないように、絶縁処理を施さなければならないという問題がある。
18, the first embodiment 8 (see FIG. 2, etc.), the
一方、本実施形態で説明する検出素子７１ａ（図１８等参照）は同軸素子であり、かつ側面全面がカソード７３ａとなっている。ここで、カソード電位は共通であることから、図１８（ｂ）のように検出素子７１ａを密集させて配置して、隣接する検出素子７１ａ同士が接触しても問題はない。むしろ接触させることにより、一個所の給電で全検出素子
７１ａに同電位を印加させることができるようになる。この構造により、図１１（ａ），（ｂ）に示したように格子状の遮蔽体５０ｂ内に設置したカソードバネ電極５５ａにより、検出素子７１ａの保持と給電の両方を行うことが可能になる。つまり、遮蔽体５０ｂにカソード電位を与えれば、カソード７３ａを介して必然的に全検出素子７１ａにカソード電位が供給される。一方、アノード７２ａは、検出信号端子であり、各検出素子７１ａで独立にする必要がある。中心軸上に配置したピン状のアノード７２ａはこのような検出素子７１ａ毎の独立性を保つと共に、検出器モジュールボード４２ｂ（図２等参照）への素子接続を単純なピン接続とすることを可能にする。さらに同軸型の検出素子７１ａは、以下に説明するγ線の検出効率の向上効果をもたらす。
On the other hand, the
この素子構造の別形態として、検出素子の製作性を考慮して、図２０に示すような４分割した検出素子片７１ｂ′の側面にそれぞれカソード７５ａ，アノード７４ａを蒸着する。４つ検出素子片７１ｂ′の各アノード７４ａを、図２０（ｂ）に示す断面角型のアノードピン７２ｂに面して位置させる。そして、４つの検出素子片７１ｂ′同士及びそれらの素子片のアノード７４ａとアノードピン７２ｂを接着して、検出素子を構成することもできる。
As another form of the element structure, in consideration of manufacturability of the detection element, a
また、図２１のように断面十字型のアノードピン７２ｃを用いても同様の検出素子71ｃを製作することが可能である。なお、図２１の符号７１ｃ′は検出素子片であり、符号
７４ｂはアノード、符号７５ｂはカソードである。
Further, it is possible to manufacture the
ところで、アノード面積をカソード面積に比較して小さくすると、エネルギー分解能が向上するスモールピクセル効果という現象が知られている。プレーナ型と呼ばれる対向電極を備えた平板型の検出素子７１ｆでは、電子を収集するアノード７２ｆの面積をカソード７３ｆの面積に比較して小さくし、これらのアノード７２ｆ、カソード７３ｆを別々の面に設置した複数の半導体素子片７１ｆ′（図２２（ａ））を並列に配置して構成される。検出素子７２ｆは、スモールピクセル効果によりエネルギー分解能を向上させることができる。したがって、γ線の検出効率が向上する。
By the way, when the anode area is made smaller than the cathode area, a phenomenon called the small pixel effect is known in which the energy resolution is improved. In a flat plate-
なお、この検出素子７１ｆと格子状の遮蔽体５０ｂを組み合わせた構成の例が図１０に示される。検出素子７１ｆを遮蔽体５０ｂ内で保持する構成の一例を示したのが図１１
（ｂ）である。この場合、検出器７１ｆのカソード７３ｆが遮蔽体５０ｂ内に設けられたカソードバネ電極５５ａと接触して保持される。アノード７２ｆは検出素子側面にはみ出ることはないため、遮蔽体５０ｂに触れることはない。このため、遮蔽体５０ｂと検出素子７１ｆを絶縁する必要はない。また、カソードバネ電極５５ａによる接触は両面のカソード７３ｆで受けることができる。アノード７２ｆが検出素子７１ｆの中心部に集中していることから、格子状の遮蔽体５０ｂによる電界の影響は小さい。検出素子７１ｆの製作の点から非常に実用的な構成といえる。この素子構造によって、複数の半導体素子片を並列に配置した検出素子を用いた素子分離型の実用的なガンマカメラを実現できる。
An example of a configuration in which the
(B). In this case, the cathode 73f of the
以上述べたような放射線検出器及び検出素子は、図１を参照して説明したガンマカメラ撮像装置では非常に有効である。その他にも図２３に示すような、対向して配置された２つのガンマカメラ１０ｂを設置したカメラ回転リング２１を回転させて立体画像を得る
ＳＰＥＣＴ（単光子放射型断層写真）装置２０でも同様の効果を有することは明らかである。感度（有効カウント，Ｓ／Ｎ比）の向上効果は勿論、保守性の向上，保守コスト低減，装置の薄型化，軽量化，検査時間の短縮による患者の負担低減等、ガンマカメラと共通した利点をもたらす。特に複数台のガンマカメラを用いるＳＰＥＣＴ装置２０では、保守性の向上，保守コストの低減，軽量化は大きな利点となる。ＳＰＥＣＴ装置２０では、ガンマカメラ１０ｂの替りにガンマカメラ１０ｄ（図６）を２つ設けてもよい。
The radiation detector and detection element as described above are very effective in the gamma camera imaging apparatus described with reference to FIG. In addition, the SPECT (single photon emission tomography)
ＰＥＴ装置は、撮像ピクセル数は数十万個以上になる場合もあり、数１０個の素子欠陥で大きなカメラユニットを交換するのはランニングコストを非常に悪くする。そこで、図２４に示したＰＥＴ装置２５は、着脱可能な検出素子７１ａ等やＡＳＩＣと分離できるコネクタボード(検出器モジュールボード４２ａやＡＳＩＣモジュールボード４３ａ)を備えた複数のガンマカメラ１０ａをベッド１２ａの周囲に環状に配置している。これにより、ＰＥＴ装置の保守性とランニングコストを大幅に向上させることができる。また、ＰＥＴ装置は５１１ｋｅＶという高エネルギーγ線を対象とするため、前記したように従来技術では検出効率は非常に低い。したがって、ガンマカメラ１０ａ等のＰＥＴ装置への適用は、γ線の検出効率を向上させる点で、またγ線を入射した検出素子の位置特定精度を増大させる。ガンマカメラ１０ａの替りにガンマカメラ１０ｄ等の前述した他のガンマカメラを用いてもよい。
In the PET apparatus, the number of imaging pixels may be several hundred thousand or more, and exchanging a large camera unit with several tens of element defects makes the running cost very bad. Therefore, the
なお、以上説明した本発明は、前記した実施形態に限定されることなく幅広く変形実施することができる。例えば、第１実施形態から第３実施形態を適宜組み合わせて実施することができる。また、前記実施形態では、主として医療用途を例に説明したが、用途はこれに限定されるものではなく、広く産業一般や研究用途などに適用することができる。また、半導体検出素子の半導体材料も特定のものに限定されるものではない。また、検出素子７１ａをバネ電極５５ａ，５５ｂ）を介して着脱可能に保持することとしたが、これは一例であり、他の保持機構でもよい。
The present invention described above can be widely modified without being limited to the above-described embodiments. For example, the first embodiment to the third embodiment can be combined as appropriate. Moreover, although the said embodiment demonstrated mainly the medical use as an example, a use is not limited to this, It can apply to general industry, research use, etc. widely. Further, the semiconductor material of the semiconductor detection element is not limited to a specific one. In addition, the
１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄ，１０ｆ…ガンマカメラ（放射線検出器）、１１…ガンマカメラ筐体，１２ａ…寝台，１３ａ…データ処理装置、１５…モニタ、１６…γ線源，１７ａ…被検体、２０…ＳＰＥＣＴ装置、２１…カメラ回転リング、２５…ＰＥＴ装置，３５…計測回路固定ボード、４１ａ，４１ｄ…コリメータ、４２ａ…検出器モジュールボード、４３ａ…ＡＳＩＣモジュールボード、４５ａ…ＡＳＩＣ、４６ａ…出力コネクタ、４７…遮光シールドケース、４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂ…コネクタ、５０ｂ，
５０ｅ，５１…遮蔽体、５５ａ…カソードバネ電極、５５ｂ…アノードバネ電極、Ｈ，
Ｈ１…保持部（電気接続部）、７１ａ，７１ｅ，７７…検出素子、７２ａ,７２ｆ,７４ａ，７４ｂ…アノード、７３ａ，７３ｆ，７５ａ，７５ｂ…カソード、７８，７９…電極。
10a, 10b, 10c, 10d, 10f ... gamma camera (radiation detector), 11 ... gamma camera housing, 12a ... bed, 13a ... data processing device, 15 ... monitor, 16 ... gamma ray source, 17a ... subject, DESCRIPTION OF
50e, 51 ... shield, 55a ... cathode spring electrode, 55b ... anode spring electrode, H,
H1... Holding part (electrical connection part), 71a, 71e, 77 ... detecting element, 72a, 72f, 74a, 74b ... anode, 73a, 73f, 75a, 75b ... cathode, 78, 79 ... electrode.
Claims (6)
前記放射線検出素子は、第１電極と、前記第１電極の周囲を取り囲んで前記第１電極と
接触し、放射線が入射される半導体素子と、前記半導体素子の外側の側面に設けられた第
２電極とを備え、前記第１電極の一部が、前記半導体素子の前記第２電極が設けられてい
ない端面から突出しており、
前記第１電極が前記素子保持手段に設けられた電気接続部に接続され、前記第２電極が
前記導電性遮蔽体に接続され、
前記第１電極が放射線検出信号を出力する信号出力電極であり、
前記導電性遮蔽体を介して前記各放射線検出素子の側面の前記第２電極に共通電位を供給することを特徴とする放射線検出器。 A grid-like conductive shield that shields radiation and has a plurality of through holes, a radiation detection element disposed in each of the through holes, and an element holding means to which the radiation detection element is detachably attached Prepared,
The radiation detection element includes a first electrode, a semiconductor element that surrounds the first electrode, contacts the first electrode, and receives radiation, and a second element provided on an outer side surface of the semiconductor element. And a part of the first electrode protrudes from an end surface of the semiconductor element where the second electrode is not provided,
The first electrode is connected to an electrical connection provided in the element holding means, the second electrode is connected to the conductive shield,
The first electrode is a signal output electrode for outputting a radiation detection signal;
A radiation detector, wherein a common potential is supplied to the second electrode on the side surface of each radiation detection element through the conductive shield.
前記放射線検出素子は、放射線が入射され、この放射線の入射方向と交差する方向に並
列に配置された複数の半導体素子と、隣接する前記半導体素子間に配置され、これらの半
導体素子の向き合っているそれぞれの第１側面に接触している第１電極と、前記隣接する
半導体素子の、前記交差する方向に位置するそれぞれの第２側面に接触している第２電極
とを備え、前記第１電極が、前記半導体素子の、前記放射線が入射する一端面とは反対側
に位置する他端面よりも突出し、前記第１電極の幅が前記第２電極のそれよりも狭くなっ
ており、
前記第１電極が前記素子保持手段に設けられた第１電気接続部に接続され、前記第２電
極が前記導電性遮蔽体に接続され、
前記第１電極が放射線検出信号を出力する信号出力電極であり、
前記導電性遮蔽体を介して前記各放射線検出素子の側面の前記第２電極に共通電位を供給することを特徴とする放射線検出器。 A grid-like conductive shield that shields radiation and has a plurality of through holes, a radiation detection element disposed in each of the through holes, and an element holding means to which the radiation detection element is detachably attached Prepared,
The radiation detection element is disposed between a plurality of semiconductor elements, which are arranged in parallel in a direction intersecting with an incident direction of the radiation, and adjacent semiconductor elements, and these semiconductor elements face each other. A first electrode in contact with each first side surface; and a second electrode in contact with each second side surface of the adjacent semiconductor element located in the intersecting direction; However, the semiconductor element protrudes from the other end surface opposite to the one end surface where the radiation is incident, and the width of the first electrode is narrower than that of the second electrode,
The first electrode is connected to a first electrical connection provided in the element holding means, and the second electrode is connected to the conductive shield;
The first electrode is a signal output electrode for outputting a radiation detection signal;
A radiation detector, wherein a common potential is supplied to the second electrode on the side surface of each radiation detection element through the conductive shield.
続部を設けている請求項１または請求項２に記載の放射線検出器。 3. The radiation detector according to claim 1, wherein the second electrical connection portion that contacts the second electrode is provided in each of the through holes of the conductive shield.
号を処理する集積回路と、
前記集積回路が設置された集積回路保持部材とを備え、
前記素子保持部材が前記複数の第１電気接続部に別々に接続された複数の第１コネクタ
部、及び前記複数の第２電気接続部にそれぞれ接続された第２コネクタを有し、前記集積
回路保持部材が前記集積回路に接続されて前記複数の第１コネクタ部に別々に着脱可能に
取り付けられる複数の第３コネクタ部、及び前記第２コネクタに着脱可能に取り付けられ
て電圧を印加する第４コネクタ部を有する請求項３に記載の放射線検出器。 An integrated circuit for processing a radiation detection signal output from each of the signal output electrodes of the plurality of radiation detection elements;
An integrated circuit holding member provided with the integrated circuit,
The integrated circuit includes a plurality of first connector portions that are separately connected to the plurality of first electrical connection portions, and a second connector that is connected to the plurality of second electrical connection portions, respectively. A holding member is connected to the integrated circuit, and a plurality of third connector parts that are detachably attached to the plurality of first connector parts, and a fourth that is detachably attached to the second connector and applies a voltage. The radiation detector of Claim 3 which has a connector part.
子の前記軸方向における長さ以上の長さを有する請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の放射線検出器。 The length of the said shielding body in the axial direction of the said through-hole has a length more than the length in the said axial direction of the said semiconductor element of the said radiation detection element. Radiation detector.
前記集積回路から出力される情報を用いて画像情報を作成する画像情報作成装
置とを備えた放射線撮像装置。 A radiation detector according to claim 4;
A radiation imaging apparatus comprising: an image information creation device that creates image information using information output from the integrated circuit.
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