JPH0319511B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]

〔発明の技術分野〕 この発明は、放射線断層撮影装置の技術分野に
属し、放射線断層撮影装置に装備される放射線検
出器に関する。 〔発明の技術的背景とその問題点〕 放射線断層撮影装置たとえばＸ線CT装置は、
被検体の体軸を中心にして被検体の周囲を回動す
るＸ線管と、被検体が配置された空間を挾んでＸ
線管と対向配置されると共に、Ｘ線管より曝射さ
れて被検体を透過するＸ線を検出する検出器とを
少なくとも具備し、被検体の体軸を中心としてた
とえば0.6゜ずつＸ線管を回動しつつＸ線を被検体
に曝射し、被検体を透過するＸ線を検出した検出
器から出力される0.6゜ごとの多数のプロジエクシ
ヨンデータを基に画像再構成処理を行ない、表示
装置に再構成した断層像を表示することのできる
ように構成されている。そして、たとえば医師等
はＸ線CT装置により得られた断層像を基に、被
検体たとえば患者の健康状態、病変部の確認等の
医学的判断を下すのである。したがつて、正確な
医学的判断を可能にするために、Ｘ線CT装置に
より得られる断層像にはきわめて高い品質を有す
ることが要求される。断層像の品質を左右する要
因の一として、検出器の性能が挙げられる。 従来、Ｘ線CT装置における検出器は、たとえ
ば次のようにして構成されている。すねわち、第
１図に示すように、検出器は螢光物質を、長さｌ
が28mm、幅Ｗが0.9mm、高さｔが２mmである直方
体に成型してなるシンチレータ素子S₁〜S_oと、た
とえば二酸化チタン（TiO₂）を主成分とする光
反射層R₁〜R_oと、光電変換素子PN₁〜PN_oと、
長方形板状の支持部材１とを具備し、各シンチレ
ータ素子S_oの底面を除く他のすべての面にたとえ
ば二酸化チタンを含有する光反射層をコーテイン
グすることにより光反射層R_oを形成し、次いで、
支持部材１の上面に、その長手方向に沿つてシン
チレータ素子S_oの底面とほぼ同じ面を有する光電
変換素子PN_oの多数をできるだけ小さな所定ピツ
チをもつて、平行に配列し、支持部材１の上面に
配列、固着した光電変換素子と前記シンチレータ
素子S_oの底面とをたとえばレンズ用透明接着剤で
固着することにより、支持部材１上に多数のシン
チレータ素子S₁〜S_oを配列するように構成されて
いる。そして、第１図に示すように、図示しない
Ｘ線管より曝射されたＸ線束Ｘがシンチレータ素
子S_oの上面に入射すると、シンチレータ素子S_oは
Ｘ線を光に変換し、シンチレータ素子S_oによる発
光は光電変換素子PN_oで検知、光電変換され、光
電変換素子PN_oより入射Ｘ線量に比例する電気信
号が出力するように構成されている。 この従来のシンチレータ素子S₁〜S_oを光電変換
素子PN₁〜PN_oであるフオトダイオード表面に直
接透明接着剤で接着する方法においては、フオト
ダイオードの重要な電気的因子の一つであるシヤ
ント抵抗の低下すなわちフオトダイオードの特性
の劣化が現われる。 これを防止する方法として、第１図に示すよう
にフオトダイオード表面に光学的に透明なシート
２（例えばマイラシート）を介在させる方法が採
用されており、前記フオトダイオードの特性の劣
化を防止することができる。 しかしながら、断層像に画質を左右する要因の
一に、一個のシンチレータ素子S_oの発光がそれに
対応する光電変換素子PN_oに入射される以外に他
の隣接する光電変換素子への光の侵入（以下光ク
ロストークと云う）という現象が生じている。こ
れは、光学的に透明なシートを使用しているた
め、この透明シートと接着剤との光屈折率の違い
により、シート自身が光ガイド役となつて光を乱
射させるため生じる現象である。このため、対応
する光電変換素子にすべての光を集光できず、断
層像の画質の低下を生じている。 〔発明の目的〕 本発明は前記事情に鑑みてなされたものであ
り、フオトダイオードの特性の劣化（特にシヤフ
ト抵抗の低下）を防止し、かつ光クロスークを減
少させ、断層像の画質の向上を図れる放射線検出
器を提供することを目的とする。 〔発明の概要〕 前記目的を達成するために、本発明はシンチレ
ータとフオトダイオードとを組合せた固体放射線
検出器において、前記シンチレータとフオトダイ
オードの間に、フオトダイオードの不感部分に位
置するように少なくとも一本以上の不透明なスト
ライプを形成した透明なシートを介在させたこと
を特徴とする。 〔発明の実施例〕 以下第２図及び第３図を参照して本発明を具体
的に説明する。 第２図は本発明の一実施例たる放射線検出器の
構成図であり、図中、第１図の従来装置と同一機
能を有するものは同一符号を付し詳細な説明を省
略する。従来例と異なる点は透明なシート２に帯
状の不透明なストライプ３を設けた点である。こ
の不透明なストライプ３は光電変換素子である各
フオトダイオードPN₁〜PN_o間のスペースである
不感部分に設けられている。すなわち第３図に示
すように透明なシート２に透明部２Ａと不透明部
３が交互に形成されており、透明部２Ａの下方に
フオトダイオードP_Nの感部分が位置され、不透
明部３の下方にフオトダイオード間の不感部分が
位置される。この不透明部３は少なくとも１本以
上のストライプで形成されており、又不透明部３
の幅SWはシンチレータ素子間のスペース（通称
dead space）幅又はフオトダイオード間の不感
部分の幅よりも狭いことが望ましい。すなわち、
不透明部３の幅がこれらの幅より広ければシンチ
レータ素子の発光が不透明部３に反射されずべて
の光がフオトダイオードに入射されることがな
い。さらに、不透明部３は透明なシート２の表面
から裏面に達するように形成されている。 この不透明部３がフオトダイオードの不感部分
に位置するようにシート２をフオトダイオード
PN₁〜PN_oとシンチレータ素子S₁〜S_oの間に介在
させ接着することにより、シンチレータ素子S_oの
発光がそれに対応するフオトダイオードPN_oに隣
接する他のフオトダイオードに侵入する光クロス
トークを減少させることができる。 尚、この不透明なストライプ入りのシートは透
明なシートと不透明なシートを積層して所望の厚
さ（例えば0.1mm）に栽断することで容易に得ら
れるが他に、透明なシート２である分析性発泡剤
にレーザを照射することにより、照射された部分
が不活性ガスを発生し発泡して不透明な部分が容
易に得られることによつても形成される。 本発明者は分解性発泡剤としてミクロパール
（商品名）を上記方法によりレーザを照射して不
透明部分を得た。尚、ミクロパール以外にも下表
に示す分解性発泡剤が使用できる。 [Technical Field of the Invention] The present invention belongs to the technical field of radiation tomography apparatuses, and relates to a radiation detector installed in a radiation tomography apparatus. [Technical background of the invention and its problems] Radiation tomography equipment, such as X-ray CT equipment,
An X-ray tube rotates around the subject around the subject's body axis, and an X-ray tube rotates around the subject's body axis.
The X-ray tube is arranged opposite to the X-ray tube and includes at least a detector for detecting X-rays emitted from the X-ray tube and transmitted through the subject, and the X-ray tube X-rays are irradiated to the subject while rotating, and image reconstruction processing is performed based on a large number of projection data every 0.6° output from the detector that detects the X-rays passing through the subject. , and is configured to be able to display the reconstructed tomographic image on a display device. For example, a doctor or the like makes medical judgments such as checking the health condition of a subject, such as a patient, and identifying lesions, based on the tomographic image obtained by the X-ray CT device. Therefore, in order to enable accurate medical judgment, tomographic images obtained by an X-ray CT apparatus are required to have extremely high quality. One of the factors that affects the quality of tomographic images is the performance of the detector. Conventionally, a detector in an X-ray CT apparatus is configured as follows, for example. In other words, as shown in FIG.
scintillator elements S ₁ to _{S o} formed into rectangular parallelepipeds with a width W of 28 mm, a width W of 0.9 mm, and a height t of 2 mm, and light reflecting layers R ₁ to R mainly composed of, for example, titanium dioxide (TiO ₂ ). _o , photoelectric conversion elements PN ₁ to _{PN o} ,
a rectangular plate-shaped support member 1, and a light reflective layer R _o is formed by coating all surfaces of each scintillator element S _o except the bottom surface with a light reflective layer containing, for example, titanium dioxide; Then,
On the upper surface of the support member 1, along its longitudinal direction, a large number of photoelectric conversion elements PN _o having a surface substantially the same as the bottom surface of the scintillator element S _o are arranged in parallel with a predetermined pitch as small as possible. A large number of scintillator elements S 1 to S _o are arranged on the support member 1 by fixing the photoelectric conversion elements arranged and fixed on the upper surface and the bottom surface of the scintillator element _{S o} with, for example, a transparent adhesive for lenses. It is configured. As shown in FIG. 1, when the X-ray flux X emitted from the X-ray tube (not shown) is incident on the upper surface of the scintillator element S _o , the scintillator element S _o converts the X-rays into light, and the scintillator element S The light emitted by _o is detected and photoelectrically converted by a photoelectric conversion element PN _o , and the photoelectric conversion element PN _o outputs an electric signal proportional to the amount of incident X-rays. In this conventional method of bonding the scintillator elements S ₁ to S _o directly to the surface of the photodiode, which is the photoelectric conversion element PN ₁ to PN _o , using a transparent adhesive, the shunt, which is one of the important electrical factors of the photodiode, is A decrease in resistance, that is, a deterioration in the characteristics of the photodiode appears. As a method to prevent this, a method has been adopted in which an optically transparent sheet 2 (for example, a Mylar sheet) is interposed on the surface of the photodiode, as shown in FIG. 1, to prevent deterioration of the characteristics of the photodiode. be able to. However, one of the factors that affects the image quality of tomographic images is that in addition to the light emitted from one scintillator element S _o being incident on the corresponding photoelectric conversion element PN _o , light intrusion into other adjacent photoelectric conversion elements ( A phenomenon called optical crosstalk (hereinafter referred to as optical crosstalk) occurs. This is a phenomenon that occurs because an optically transparent sheet is used, and due to the difference in the optical refractive index between the transparent sheet and the adhesive, the sheet itself acts as a light guide and scatters light. For this reason, all the light cannot be focused on the corresponding photoelectric conversion element, resulting in a deterioration in the image quality of the tomographic image. [Object of the Invention] The present invention has been made in view of the above circumstances, and aims to prevent deterioration of photodiode characteristics (particularly a decrease in shaft resistance), reduce optical crosstalk, and improve the image quality of tomographic images. The purpose is to provide a radiation detector that can [Summary of the Invention] In order to achieve the above object, the present invention provides a solid-state radiation detector that combines a scintillator and a photodiode, in which at least a It is characterized by interposing a transparent sheet with one or more opaque stripes formed thereon. [Embodiments of the Invention] The present invention will be specifically described below with reference to FIGS. 2 and 3. FIG. 2 is a block diagram of a radiation detector according to an embodiment of the present invention. In the figure, parts having the same functions as those of the conventional device shown in FIG. The difference from the conventional example is that a band-shaped opaque stripe 3 is provided on a transparent sheet 2. This opaque stripe 3 is provided in an insensitive portion, which is a space between each of the photodiodes PN ₁ to _{PN o} , which are photoelectric conversion elements. That is, as shown in FIG. 3, transparent parts 2A and opaque parts 3 are alternately formed on a transparent sheet 2, and the sensitive part of the photodiode P _N is located below the transparent part 2A, and below the opaque part 3. A dead section between the photodiodes is located at . The opaque portion 3 is formed of at least one stripe, and the opaque portion 3 is formed of at least one stripe.
The width SW is the space between scintillator elements (commonly known as
It is desirable that the width of the dead space is narrower than the width of the dead space or the width of the dead space between the photodiodes. That is,
If the width of the opaque portion 3 is wider than these widths, the light emitted from the scintillator element will not be reflected by the opaque portion 3 and all the light will not be incident on the photodiode. Further, the opaque portion 3 is formed to extend from the front surface of the transparent sheet 2 to the back surface. Place the sheet 2 on the photodiode so that the opaque area 3 is located in the insensitive area of the photodiode.
By interposing and bonding the scintillator elements S ₁ to S o between PN 1 to PN _o and the scintillator elements S ₁ to S _o , optical crosstalk occurs in which the light emitted from the scintillator element S _o intrudes into other photodiodes adjacent to the corresponding photodiode PN _o . can be reduced. Note that this sheet with opaque stripes can be easily obtained by laminating a transparent sheet and an opaque sheet and cutting it to a desired thickness (for example, 0.1 mm). It is also formed by irradiating the analytical blowing agent with a laser, and the irradiated area generates an inert gas and foams to easily obtain an opaque area. The present inventor obtained an opaque portion by irradiating Micropearl (trade name) as a degradable foaming agent with laser according to the above method. In addition to Micropearl, the decomposable foaming agents shown in the table below can be used.

〔発明の効果〕〔Effect of the invention〕

以上本発明によれば、シンチレータ素子とフオ
トダイオードの間に透明なシートを介在させたこ
とによりフオトダイオードのシヤフト抵抗の低下
を防止でき、かつ、この透明なシートに不透明な
部分を設けフオトダイオードの不感部分に位置さ
せたことにより光クロストークを減少できるた
め、断層像の画質の向上を図れる放射線検出器を
提供できる。 As described above, according to the present invention, by interposing a transparent sheet between the scintillator element and the photodiode, a reduction in shaft resistance of the photodiode can be prevented, and by providing an opaque portion on the transparent sheet, the photodiode can be Since optical crosstalk can be reduced by locating it in the insensitive area, it is possible to provide a radiation detector that can improve the image quality of tomographic images.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は従来の放射線検出器の斜視図、第２図
は本発明の一実施例である放射線検出器の斜視
図、第３図は不透明部を形成したシートの斜視図
である。 ２……シート、３……不透明部、S_o……シンチ
レータ素子、PN_o……光電変換素子（フオトダイ
オード）。 FIG. 1 is a perspective view of a conventional radiation detector, FIG. 2 is a perspective view of a radiation detector according to an embodiment of the present invention, and FIG. 3 is a perspective view of a sheet on which an opaque portion is formed. 2... sheet, 3... opaque part, S _o ... scintillator element, PN _o ... photoelectric conversion element (photodiode).

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １ シンチレータとフオトダイオードとを組合せ
た固体放射線検出器において、前記シンチレータ
とフオトダイオードの間に、フオトダイオードの
不感部分に位置するように少なくとも一本以上の
不透明なストライプを形成した透明なシートを介
在させたことを特徴とする放射線検出器。 ２ 前記不透明なストライプの幅が前記シンチレ
ータ・ピース間の幅よりも狭いことを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の放射線検出器。 ３ 前記不透明なストライプの幅が前記フオトダ
イオードの不感部分の幅よりも狭いことを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載の放射線検出器。[Claims] 1. In a solid-state radiation detector that combines a scintillator and a photodiode, at least one opaque stripe is formed between the scintillator and the photodiode so as to be located in an insensitive area of the photodiode. A radiation detector characterized by having a transparent sheet interposed therebetween. 2. The radiation detector according to claim 1, wherein the width of the opaque stripe is narrower than the width between the scintillator pieces. 3. The radiation detector according to claim 1, wherein the width of the opaque stripe is narrower than the width of the dead area of the photodiode.