【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、たとえば人間の身体
などに投与されて臓器等に集積した放射性物質の濃度分
布像を撮影する放射線カメラに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation camera for photographing a concentration distribution image of radioactive substances which are administered to, for example, a human body and accumulated in organs.
【０００２】[0002]
【従来の技術】放射線カメラは、放射性物質から放射さ
れる放射線をコリメータを介してその入射方向を規制し
ながら平板状のシンチレータの表面に導き、その放射線
入射事象を、シンチレータ表面上の２次元的な入射位置
とともに検出し、各位置ごとにその事象をカウントする
ことにより、放射性物質の２次元的な濃度分布像を撮影
するものである。2. Description of the Related Art A radiation camera guides radiation emitted from a radioactive substance to a surface of a flat scintillator through a collimator while controlling its incident direction, and the radiation incident event is two-dimensionally generated on the scintillator surface. The two-dimensional concentration distribution image of the radioactive substance is photographed by detecting each incident position and counting the event at each position.
【０００３】通常、図６に示すように、ＮａＩ（Ｔｌ）
などの平板状のシンチレータ１１の背面にライトガイド
１２を介して多数のフォトマルチプライア（ＰＭＴ）１
３を２次元配列して光学的に結合させる。そして、ＰＭ
Ｔ１３との結合面以外の表面は、シンチレータ１１およ
びライトガイド１２とも反射材１４を塗布する。これら
シンチレータ１１、ライトガイド１２およびＰＭＴ１３
等はハウジング１５内に納めるようにし、コリメータ１
６はこのハウジング１５の外部に設ける。このハウジン
グ１５は鉛などの放射線遮蔽材で構成されるが、コリメ
ータ１６が設けられる放射線入射側は放射線透過性の材
質とされる。Usually, as shown in FIG. 6, NaI (Tl)
A large number of photomultipliers (PMT) 1 are provided on the back surface of the plate-shaped scintillator 11 via a light guide 12.
3 are arranged two-dimensionally and optically coupled. And PM
The reflecting material 14 is applied to both the scintillator 11 and the light guide 12 on the surface other than the coupling surface with T13. These scintillator 11, light guide 12 and PMT 13
Etc. are stored in the housing 15, and the collimator 1
6 is provided outside the housing 15. The housing 15 is made of a radiation shielding material such as lead, and the radiation incident side on which the collimator 16 is provided is made of a radiation transmissive material.
【０００４】放射線がコリメータ１６を通ってシンチレ
ータ１１に入射すると、シンチレーション発光を生じ、
その光がライトガイド１２を介してＰＭＴ１３の各々に
導かれる。多数のＰＭＴ１３のうちこの発光位置に近い
ものほど多くの光が入るので、その出力は大きなものと
なる。そこで、多数のＰＭＴ１３の各々の出力の大きさ
から、発光位置を求めることができる。When the radiation enters the scintillator 11 through the collimator 16, scintillation light emission occurs,
The light is guided to each of the PMTs 13 via the light guide 12. Of the many PMTs 13, the light that is closer to this light emitting position receives more light, and the output thereof is greater. Therefore, the light emitting position can be obtained from the magnitudes of the outputs of the many PMTs 13.
【０００５】ここで、反射材１４でシンチレータ１１と
ライトガイド１２とを覆っているのは、放射線の入射に
よって生じたシンチレーション光のなるべく多くの部分
をＰＭＴ１３に入射させてエネルギー分解能を高めるた
めである。つまり、入射した放射線のエネルギーは全発
光量に対応する。一方、入射した放射線のエネルギーを
表わすエネルギー信号としては、全部のＰＭＴ１３の出
力の和を用いる。そこで、シンチレーション光は全方向
に放射するので、ＰＭＴ１３とは反対側の面（放射線の
入射側の面）や、端面に向かった光を反射させてどれか
のＰＭＴ１３に入射させ、これにより発光した光のなる
べく多くの部分をどれかのＰＭＴ１３でとらえるように
し、エネルギー信号が実際の入射放射線のエネルギーを
正確に反映したものとなるようにしてエネルギー分解能
を高めるようにしているのである。Here, the reason why the scintillator 11 and the light guide 12 are covered with the reflector 14 is to make as much of the scintillation light generated by the incidence of radiation as possible be incident on the PMT 13 to enhance the energy resolution. . That is, the energy of the incident radiation corresponds to the total amount of emitted light. On the other hand, the sum of the outputs of all PMTs 13 is used as the energy signal representing the energy of the incident radiation. Therefore, since the scintillation light is emitted in all directions, the light directed toward the surface opposite to the PMT 13 (surface on the radiation incidence side) or the end surface is reflected and made incident on one of the PMTs 13 to emit light. As much of the light as possible is captured by one of the PMTs 13 so that the energy signal accurately reflects the energy of the actual incident radiation to enhance the energy resolution.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
上記のような放射線カメラでは、第１に、有効視野が小
さいという問題がある。すなわち、平板状のシンチレー
タ１１の端部では、他の部分（中央の部分）と異なり反
射光が多くなるため、検出位置の直線性が得られず、エ
ネルギー信号についても中央部分とは違ったものとな
り、それに起因してカウントの均一性についても中央部
分とは異なる。このため、図７に示すように有効視野
は、最端部のＰＭＴ１３の中心よりもやや内側の領域
（斜線部）２１となり、平板状シンチレータ１１の周囲
のある幅の領域がデッドスペース２２となってしまう。
もちろん、ＰＭＴ１３の大きさ（光検出面の）を小さく
すれば、デッドスペース２２を小さくし、有効視野２１
を拡大することは可能であるが、多大なコストがかか
り、実際的でない。However, in the conventional radiation camera as described above, the first problem is that the effective field of view is small. That is, at the end portion of the flat plate-shaped scintillator 11, unlike the other portion (the central portion), the reflected light is large, so that the linearity of the detection position cannot be obtained, and the energy signal also differs from the central portion. Therefore, the uniformity of counting is also different from that in the central portion. Therefore, as shown in FIG. 7, the effective field of view becomes a region (hatched portion) 21 slightly inside the center of the PMT 13 at the outermost end, and a region of a certain width around the flat plate scintillator 11 becomes a dead space 22. Will end up.
Of course, if the size of the PMT 13 (on the light detection surface) is reduced, the dead space 22 is reduced and the effective field of view 21
Can be expanded, but is very costly and impractical.
【０００７】第２に、従来の放射線カメラでは、エネル
ギー分解能が悪く画像のノイズ成分が多いという問題が
ある。上記のように反射材１４でＰＭＴ１３とは違う方
向に向かった光を反射させてＰＭＴ１３に入射させるよ
うにしてはいるのであるが、完全に全部の光量が反射さ
れるわけではなく、反射材１４により拡散・吸収される
部分もあり、これがロスとなる。そのため、エネルギー
信号として取り出せるフォトンの数が少ないこととな
り、エネルギー分解能が悪く、同じエネルギーの放射線
が入射した場合でも、そのエネルギー信号の大きさがば
らつくことになる。その結果、エネルギースペクトルは
図４のＢに示すように光電ピークにおいて鈍く広がった
ものとなる。そこでこれに合わせてエネルギーウインド
ウの幅Ｗ’を広いものとする必要がある。人体等の被検
体の内部の放射性物質から生じる放射線は被検体内部で
散乱することもあり、シンチレータ１１にはこの散乱線
が多く入射する。そこで、上記のように広いエネルギー
ウインドウ幅Ｗ’とすると、この散乱線成分も多く検出
してしまうことになる。そのため、散乱線成分がなかっ
たとしたら点線のようなスペクトルになるので、斜線部
分が散乱線成分となり、これもがエネルギーウインドウ
幅Ｗ’内のものとして検出されるため、散乱線というノ
イズ成分を多く含んだ画像しか得られないことになる。Secondly, the conventional radiation camera has a problem that the energy resolution is poor and the image has many noise components. As described above, the reflecting material 14 reflects light traveling in a direction different from that of the PMT 13 and makes the light incident on the PMT 13. However, not all the amount of light is reflected and the reflecting material 14 There is also a part that is diffused and absorbed by, which results in loss. Therefore, the number of photons that can be extracted as an energy signal is small, the energy resolution is poor, and the magnitude of the energy signal varies even when radiation of the same energy is incident. As a result, the energy spectrum becomes dull and broad at the photoelectric peak as shown in FIG. 4B. Therefore, it is necessary to widen the width W ′ of the energy window in accordance with this. Radiation generated from a radioactive substance inside a subject such as a human body may be scattered inside the subject, and many scattered rays are incident on the scintillator 11. Therefore, if the energy window width W'is wide as described above, many scattered ray components will also be detected. Therefore, if there is no scattered ray component, the spectrum becomes like a dotted line, so the shaded portion becomes a scattered ray component, which is also detected as within the energy window width W ′, so there are many noise components called scattered rays. Only the included image can be obtained.
【０００８】この発明は、上記に鑑み、コストの増加を
抑えながら、有効視野を拡大することができるように改
善した、放射線カメラを提供することを目的とする。In view of the above, it is an object of the present invention to provide a radiation camera improved so that the effective field of view can be expanded while suppressing an increase in cost.
【０００９】この発明の第２の目的は、エネルギー分解
能が高く、ノイズの少ない、優れた画質の画像が得られ
るように改善した放射線カメラを提供することを目的と
する。A second object of the present invention is to provide a radiation camera improved so that an image with high energy resolution, little noise and excellent image quality can be obtained.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成す
るため、この発明による放射線カメラにおいては、平板
状のシンチレータと、該シンチレータの、放射線が入射
する側とは反対側の表面上に配列されて該シンチレータ
と光学的に結合された多数の光電変換素子と、上記シン
チレータの周囲端面に配列されて該シンチレータと光学
的に結合された多数の光電変換素子とを備えることが特
徴となっている。In order to achieve the above first object, in a radiation camera according to the present invention, a flat plate-shaped scintillator and a surface of the scintillator on the side opposite to the side where the radiation enters are provided. A large number of photoelectric conversion elements arranged and optically coupled to the scintillator, and a large number of photoelectric conversion elements arranged on the peripheral end surface of the scintillator and optically coupled to the scintillator. ing.
【００１１】上記第２の目的を達成するため、この発明
による放射線カメラにおいては、平板状のシンチレータ
と、該シンチレータの両方の表面上に配列されて該シン
チレータと光学的に結合された多数の光電変換素子と、
上記シンチレータの周囲端面に配列されて該シンチレー
タと光学的に結合された多数の光電変換素子とを備える
ことが特徴となっている。In order to achieve the second object, in the radiation camera according to the present invention, a flat scintillator and a large number of photoelectric cells arranged on both surfaces of the scintillator and optically coupled to the scintillator. A conversion element,
It is characterized in that it has a large number of photoelectric conversion elements arranged on the peripheral end face of the scintillator and optically coupled to the scintillator.
【００１２】シンチレータの両表面上および周囲端面に
光電変換素子を配置する場合、２種類のコリメータをそ
の両表面側のそれぞれに設けておくこともできる。When the photoelectric conversion elements are arranged on both surfaces of the scintillator and on the peripheral end surface, two kinds of collimators may be provided on both surface sides of the scintillator.
【００１３】[0013]
【作用】シンチレータの放射線が入射する側とは反対側
の表面上には、従来と同様に、多数の光電変換素子が配
列されてシンチレータと光学的に結合されているが、こ
れに加えて、シンチレータの周囲端面においても、多数
の光電変換素子が配列され、シンチレータと光学的に結
合されている。そのため、シンチレータの内部で生じた
発光のうち、端面方向に向かった光は反射することなく
直接に端面の光電変換素子に入射することになる。そこ
で、この端面の光電変換素子の出力をも用いて発光位置
を求めるようにすれば、シンチレータの端部においても
優れた直線性の発光位置検出が可能となり、有効視野を
拡大することができる。On the surface of the scintillator on the side opposite to the side where the radiation is incident, a large number of photoelectric conversion elements are arrayed and optically coupled to the scintillator, as in the conventional case. A large number of photoelectric conversion elements are also arranged on the peripheral end surface of the scintillator and are optically coupled to the scintillator. Therefore, of the light emitted inside the scintillator, the light directed toward the end face is directly incident on the photoelectric conversion element on the end face without being reflected. Therefore, if the light emitting position is obtained also by using the output of the photoelectric conversion element on this end face, the light emitting position can be detected with excellent linearity even at the end of the scintillator, and the effective visual field can be expanded.
【００１４】シンチレータの２つの表面および周囲端面
に光電変換素子が多数配列されているので、シンチレー
タのすべての表面が多数の光電変換素子で覆い尽くされ
ることになり、シンチレータの内部で生じた光はあます
ところなく光電変換素子により検出される。そのため、
全発光量を正確に反映したエネルギー信号を得ることが
でき、実際に入射した放射線のエネルギーと得られたエ
ネルギー信号との対応関係が良好でばらつきが小さくな
り、エネルギー分解能が向上する。その結果、エネルギ
ー弁別によりノイズ成分を除去することができ、ノイズ
の少ない、優れた画質の画像を得ることが可能となる。Since a large number of photoelectric conversion elements are arranged on the two surfaces of the scintillator and the peripheral end face, all the surfaces of the scintillator are covered with a large number of photoelectric conversion elements, and the light generated inside the scintillator is not generated. It is completely detected by the photoelectric conversion element. for that reason,
An energy signal that accurately reflects the total amount of emitted light can be obtained, and the correspondence between the energy of the actually incident radiation and the obtained energy signal is good and variations are small, and energy resolution is improved. As a result, a noise component can be removed by energy discrimination, and an image with less noise and excellent image quality can be obtained.
【００１５】シンチレータの両表面上および周囲端面に
光電変換素子を配置する場合、どちらの表面から放射線
を入射させてもよいことになる。そのため、その両表面
側のそれぞれに２種類のコリメータを設けておけば、１
８０゜回転させていずれかの表面を被検体に向けること
により、違う種類のコリメータによる撮影ができる。す
なわち、コリメータの交換作業なしに単に回転させるだ
けで、コリメータを交換して行なう２種類の撮影を簡単
に行なうことができる。When the photoelectric conversion elements are arranged on both surfaces of the scintillator and on the peripheral end surface, the radiation may be incident from either surface. Therefore, if two types of collimators are provided on both surface sides, 1
It is possible to take images with different types of collimators by turning either surface toward the subject by rotating it by 80 °. That is, simply rotating the collimator without exchanging the collimator makes it possible to easily perform two types of imaging by exchanging the collimator.
【００１６】[0016]
【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。図１において、Ｎ
ａＩ（Ｔｌ）などの平板状のシンチレータ１１の背面に
は、ライトガイド１２を介して多数のＰＭＴ１３が２次
元的に配列されており、ライトガイド１２に光学的に結
合させられている。このシンチレータ１１とライトガイ
ド１２の周囲端面にはアバランシェフォトダイオード
（ＡＰＤ）素子１７が配列されて、シンチレータ１１と
ライトガイド１２とに光学的にに結合されている。シン
チレータ１１の、ライトガイド１２およびＰＭＴ１３が
配列されている側とは反対側の面には反射材１４が塗布
されている。これらシンチレータ１１、ライトガイド１
２およびＰＭＴ１３等はハウジング１５内に納められ
る。そして、コリメータ１６が、このハウジング１５の
外部において、シンチレータ１１のＰＭＴ１３とは反対
側の表面に相当する側に取り付けられる。このハウジン
グ１５は鉛などの放射線遮蔽材で構成されるが、コリメ
ータ１６が設けられている側は放射線透過性の材質とさ
れる。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In FIG. 1, N
A large number of PMTs 13 are two-dimensionally arranged on the back surface of a flat scintillator 11 such as aI (Tl) via a light guide 12, and are optically coupled to the light guide 12. Avalanche photodiode (APD) elements 17 are arranged on the peripheral end faces of the scintillator 11 and the light guide 12, and are optically coupled to the scintillator 11 and the light guide 12. A reflective material 14 is applied to the surface of the scintillator 11 opposite to the surface on which the light guide 12 and the PMT 13 are arranged. These scintillator 11 and light guide 1
2 and PMT 13 are housed in the housing 15. Then, the collimator 16 is attached to the outside of the housing 15 on the side corresponding to the surface of the scintillator 11 opposite to the PMT 13. The housing 15 is made of a radiation shielding material such as lead, and the side on which the collimator 16 is provided is made of a radiation transmitting material.
【００１７】放射線がコリメータ１６を通ってシンチレ
ータ１１に入射すると、シンチレーション発光を生じ、
その光がライトガイド１２を介してＰＭＴ１３およびＡ
ＰＤ素子１７の各々に導かれる。すなわち、シンチレー
タ１１内のシンチレーション発光のうち、背面方向に向
かったものはＰＭＴ１３に入射し、端面方向に向かった
ものはＡＰＤ素子１７に入射する。シンチレータ１１の
表面側に向かった光は反射材１４により反射し、ＰＭＴ
１３またはＡＰＤ素子１７にとらえられる。多数のＰＭ
Ｔ１３、ＡＰＤ素子１７のうちこの発光位置に近いもの
ほど多くの光が入るので、その出力は大きなものとな
る。そこで、ＰＭＴ１３、ＡＰＤ素子１７の各々の出力
の大きさから、発光位置を求めることができる。When the radiation enters the scintillator 11 through the collimator 16, scintillation light emission is generated,
The light passes through the light guide 12 and the PMT 13 and A.
It is led to each of the PD elements 17. That is, of the scintillation light emitted from the scintillator 11, the light emitted toward the back surface enters the PMT 13, and the light emitted toward the end surface enters the APD element 17. The light directed to the surface side of the scintillator 11 is reflected by the reflecting material 14,
13 or APD element 17. A lot of PM
The closer the light emitting position of the T13 and the APD element 17 is, the more light is input, so that the output is large. Therefore, the light emitting position can be obtained from the magnitudes of the outputs of the PMT 13 and the APD element 17.
【００１８】この場合、端面方向に向かった光がＡＰＤ
素子１７に入射するので、図２の点線１１’で示すよう
に大きな面積のシンチレータを用い、その裏面側の端部
に点線１３’で示すようにＰＭＴを配置したことと同等
に光の検出ができる。すなわち、この点線１１’で示す
ようなシンチレータを用い、点線１３’で示すようなＰ
ＭＴを用いるとすれば、これらの出力から斜線部２１の
ような領域で発光位置を正確に求めることができるので
あるから、上記のようにＡＰＤ素子１７をシンチレータ
１１の端面に配置したことにより、有効視野２１を現実
のシンチレータ１１の面積いっぱいまで拡大できたこと
になり、発光位置が求められないデッドスペースはほと
んどなくなる。In this case, the light traveling toward the end face is directed to the APD.
Since the light is incident on the element 17, a scintillator having a large area as shown by a dotted line 11 'in FIG. 2 is used, and light can be detected in the same manner as the PMT is arranged at an end portion on the back surface side as shown by a dotted line 13'. it can. That is, the scintillator shown by the dotted line 11 'is used, and P shown by the dotted line 13' is used.
If MT is used, it is possible to accurately obtain the light emitting position in a region such as the shaded portion 21 from these outputs. Therefore, by disposing the APD element 17 on the end surface of the scintillator 11 as described above, Since the effective field of view 21 can be expanded to the full area of the actual scintillator 11, there is almost no dead space where the light emitting position is not required.
【００１９】そして、ＡＰＤ素子１７をシンチレータ１
１の端面に配置するという構成によりこのような視野拡
大という結果を得ているため、小さなサイズのＰＭＴを
用いることに比較して製造コストがかからない。また、
シンチレータ１１に比較して有効視野２１を大きくする
ことができるため、ハウジング１５自体の大きさを有効
視野２１に対して小さくでき、カメラヘッド部分（ハウ
ジング１５およびコリメータ１６）をより被検体に接近
できる。このことは、たとえば、人間の頭部をＳＰＥＣ
Ｔ（シングルフォトンエミッションコンピュータトモグ
ラフィ）撮影する場合などにおいて、カメラヘッド部が
肩部に接触することがより少なくなり、ヘッド部を頭部
により接近させて大きい視野での良好な画像を得ること
ができることを意味する。The APD element 17 is connected to the scintillator 1
Since the result of such a widening of the field of view is obtained by the configuration of arranging it on the end face of No. 1, the manufacturing cost is lower than that of using the PMT with a small size. Also,
Since the effective visual field 21 can be made larger than that of the scintillator 11, the size of the housing 15 itself can be made smaller than the effective visual field 21, and the camera head portion (housing 15 and collimator 16) can be brought closer to the subject. . This means, for example, that a human head
In the case of T (single photon emission computer tomography) photography, the camera head is less likely to contact the shoulder, and the head can be brought closer to the head to obtain a good image in a large visual field. It means that you can do it.
【００２０】なお、この図１の実施例ではシンチレータ
１１の背面側に光電変換素子としてＰＭＴ１３を配置し
たが、ＡＰＤ素子などの他の光電変換素子を用いること
もできる。Although the PMT 13 is arranged as a photoelectric conversion element on the back side of the scintillator 11 in the embodiment of FIG. 1, another photoelectric conversion element such as an APD element may be used.
【００２１】図３は第２の実施例を示すものである。こ
の図３においては、シンチレータ１１の表面側（放射線
入射側）に反射材を塗布するのではなく、この表面側に
も多数のＡＰＤ素子１７を配列してこのシンチレータ１
１に光学的に結合している。また、シンチレータ１１の
裏面側でも、ＰＭＴ１３の代わりに多数のＡＰＤ素子１
７がライトガイド１２を介してシンチレータ１１に光学
的に結合されている。さらにシンチレータ１１およびラ
イトガイド１２の周囲端面においてもＡＰＤ素子１７が
配置されてこれらに光学的に結合されている。FIG. 3 shows a second embodiment. In FIG. 3, the scintillator 11 is not coated with a reflecting material on the surface side (radiation incident side), but a large number of APD elements 17 are arranged on this surface side as well.
Optically coupled to 1. Also on the back surface side of the scintillator 11, instead of the PMT 13, a large number of APD elements 1 are provided.
7 is optically coupled to the scintillator 11 via a light guide 12. Further, APD elements 17 are also arranged on the peripheral end faces of the scintillator 11 and the light guide 12 and optically coupled to them.
【００２２】したがって、この図３では、シンチレータ
１１およびライトガイド１２の、端面も含めてすべての
表面がＡＰＤ素子１７で覆い尽くされることになるの
で、シンチレータ１１内で生じたすべての光はロスなく
ＡＰＤ素子１７によって検出されることになる。そのた
め、これら多数のＡＰＤ素子１７の全出力の和として得
たエネルギー信号は、シンチレータ１１内でのシンチレ
ーション発光の全光量を正確にとらえたものとなり、そ
の発光を生じさせた放射線のエネルギーをより正確に反
映したものとなる。このようにエネルギー信号と実際に
入射した放射線のエネルギーとの対応関係が良好になっ
て、エネルギー信号のばらつきが少なくなるため、その
エネルギースペクトルを見てみると図４のＡのようにな
り、光電ピークにおけるエネルギー幅が狭いものとな
る。そのため、エネルギー弁別用のウインドウ幅Ｗを狭
いものとすることができ、散乱線成分（斜線部）を取り
込んでしまうことが少なくなる。このようにエネルギー
分解能が高くなるため、散乱線成分（ノイズ成分）の少
ない優れた画像を得ることができる。また、これらすべ
てのＡＰＤ素子１７の出力を用いて位置を求めることに
より、空間分解能も向上させることができる。Therefore, in FIG. 3, all the surfaces of the scintillator 11 and the light guide 12 including the end faces are completely covered with the APD element 17, so that all the light generated in the scintillator 11 is not lost. It will be detected by the APD element 17. Therefore, the energy signal obtained as the sum of the total outputs of these many APD elements 17 accurately captures the total amount of scintillation light emission in the scintillator 11, and the energy of the radiation that causes the light emission is more accurate. Will be reflected in. In this way, the correspondence between the energy signal and the energy of the actually incident radiation is improved, and the variation of the energy signal is reduced. Therefore, the energy spectrum is as shown in A of FIG. The energy width at the peak is narrow. Therefore, the window width W for energy discrimination can be narrowed, and the scattered ray component (hatched portion) is less likely to be captured. Since the energy resolution is increased in this way, it is possible to obtain an excellent image with little scattered ray component (noise component). Further, the spatial resolution can be improved by obtaining the position by using the outputs of all these APD elements 17.
【００２３】図５は第３の実施例を示すものである。こ
こでは、ライトガイドは用いられておらず、シンチレー
タ１１の内部で生じた光はすべて直接ＡＰＤ素子１７に
入射するよう、シンチレータ１１の全表面（両側の表面
および周囲端面）に直接ＡＰＤ素子１７が光学的に結合
されている。FIG. 5 shows a third embodiment. Here, no light guide is used, and the APD element 17 is directly attached to the entire surface (both sides and peripheral end surfaces) of the scintillator 11 so that all the light generated inside the scintillator 11 is directly incident on the APD element 17. Optically coupled.
【００２４】そこで、この図５の構成では、シンチレー
タ１１の表面側から放射線を入射しても、裏面側から放
射線を入射してもまったく同等に検出できることとな
る。そのため、図５に示すようにハウジング１５の外部
において表面側と裏面側とに違う種類のコリメータ１
６、１８をそれぞれ取り付けておけば、そのいずれかを
被検体に向けることにより、異なるコリメータを用いた
撮像ができる。すなわち、違う種類のコリメータを使用
する場合に、単にハウジング１５の全体（コリメータ１
６、１８を含めて）を１８０゜回転させるだけでよく、
コリメータの交換作業は不要となる。この場合、ハウジ
ング１５のコリメータ１６、１８が装着される側は放射
線透過性の材料で構成される。Therefore, in the configuration of FIG. 5, even if the radiation is incident from the front side of the scintillator 11 or the radiation is incident from the back side, the same detection can be performed. Therefore, as shown in FIG. 5, different types of collimators 1 on the front surface side and the back surface side outside the housing 15.
If 6 and 18 are attached, respectively, by directing one of them toward the subject, it is possible to perform imaging using different collimators. That is, when using a different type of collimator, the entire housing 15 (collimator 1
It only needs to rotate 180 degrees (including 6, 18),
There is no need to replace the collimator. In this case, the side of the housing 15 on which the collimators 16 and 18 are mounted is made of a radiation transparent material.
【００２５】なお、上記の実施例ではシンチレータ１１
は矩形でＡＰＤ素子１７も矩形のものを配列することと
しているが、これらの形状に限定されるわけではない。
つまり、シンチレータ１１は六角形、八角形、円形等の
形状とすることができ、ＡＰＤ素子１７も六角形、八角
形、円形等の形状とし、これを並べるようにしてもよ
い。また、光電変換素子としてＡＰＤ素子を用いたが、
他の半導体光電変換素子などを用いることができること
はもちろんである。In the above embodiment, the scintillator 11 is used.
Although the rectangular APD elements 17 are arranged in a rectangular shape, the shape is not limited to these shapes.
That is, the scintillator 11 may have a hexagonal shape, an octagonal shape, a circular shape, or the like, and the APD element 17 may also have a hexagonal shape, an octagonal shape, a circular shape, or the like, which may be arranged. Further, although the APD element is used as the photoelectric conversion element,
Of course, other semiconductor photoelectric conversion elements and the like can be used.
【００２６】[0026]
【発明の効果】以上実施例について述べたように、この
発明の放射線カメラによれば、製造コストの増加を抑え
ながら、有効視野を拡大することができる。また、エネ
ルギー分解能が高くて、ノイズの少ない、優れた画質の
画像を得ることができる。As described in the above embodiments, according to the radiation camera of the present invention, the effective field of view can be expanded while suppressing an increase in manufacturing cost. In addition, it is possible to obtain an image of excellent image quality with high energy resolution and less noise.
【図１】この発明の一実施例にかかる放射線カメラの模
式的な断面図。FIG. 1 is a schematic sectional view of a radiation camera according to an embodiment of the present invention.
【図２】同実施例の一部の模式的な平面図。FIG. 2 is a schematic plan view of part of the embodiment.
【図３】第２の実施例にかかる放射線カメラの模式的な
断面図。FIG. 3 is a schematic sectional view of a radiation camera according to a second embodiment.
【図４】エネルギースペクトルを表わすグラフ。FIG. 4 is a graph showing an energy spectrum.
【図５】第３の実施例にかかる放射線カメラの模式的な
断面図。FIG. 5 is a schematic sectional view of a radiation camera according to a third embodiment.
【図６】従来例の模式的な断面図。FIG. 6 is a schematic cross-sectional view of a conventional example.
【図７】従来例の一部の模式的な平面図。FIG. 7 is a schematic plan view of part of a conventional example.
１１ シンチレータ １２ ライトガイド １３ ＰＭＴ １４ 反射材 １５ ハウジング １６、１８ コリメータ １７ ＡＰＤ素子 ２１ 有効視野 ２２ デッドスペース 11 Scintillator 12 Light Guide 13 PMT 14 Reflective Material 15 Housing 16, 18 Collimator 17 APD Element 21 Effective Field of View 22 Dead Space
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16057794AJPH085745A (en) | 1994-06-20 | 1994-06-20 | Radiation camera |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16057794AJPH085745A (en) | 1994-06-20 | 1994-06-20 | Radiation camera |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH085745Atrue JPH085745A (en) | 1996-01-12 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16057794APendingJPH085745A (en) | 1994-06-20 | 1994-06-20 | Radiation camera |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH085745A (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008008675A (en)* | 2006-06-27 | 2008-01-17 | High Energy Accelerator Research Organization | Neutron incident position detector |
| JP2010091336A (en)* | 2008-10-06 | 2010-04-22 | Hamamatsu Photonics Kk | Radiation detector and method of manufacturing the same |
| JP2011095722A (en)* | 2009-09-30 | 2011-05-12 | Fujifilm Corp | Portable radiographic image capturing device |
| JP2011158465A (en)* | 2010-01-08 | 2011-08-18 | Fujifilm Corp | Portable radiographic device |
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