(57)【要約】【課題】高い感度を有するとともに、遮光の必要がない放射線検出器および放射線検査装置を提供すること。【解決手段】無機シンチレータと、フォトダイオードとを備える放射線検出器であって、前記無機シンチレータは、４００ｎｍ以下の発光ピーク波長を有し、前記フォトダイオードは、４００ｎｍ未満の波長域において最大の量子変換効率を有するとともに、４００ｎｍ以上の波長域に感度を有さず、前記フォトダイオードは、前記無機シンチレータの発光ピーク波長において４０％以上の量子変換効率を有する、放射線検出器。【選択図】図４
2009300307.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
無機シンチレータと、フォトダイオードとを備える放射線検出器であって、
前記無機シンチレータは、４００ｎｍ以下の発光ピーク波長を有し、
前記フォトダイオードは、４００ｎｍ未満の波長域において最大の量子変換効率を有するとともに、４００ｎｍ以上の波長域に感度を有さず、
前記フォトダイオードは、前記無機シンチレータの発光ピーク波長において４０％以上の量子変換効率を有する、放射線検出器。
【請求項２】
前記無機シンチレータは２５ｎｓ以下の蛍光寿命を有する、請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記フォトダイオードは、３．０ｅＶ以上のバンドギャップエネルギーを有する半導体を含む、請求項１または２に記載の放射線検出器。
【請求項４】
前記フォトダイオードは、ＩＩ−ＶＩ族化合物半導体、ＩＩＩ族元素としてＧａ、ＡｌまたはＩｎを含むＩＩＩ−Ｖ族窒化物半導体、有機半導体、およびダイヤモンド半導体のいずれか１種を含む、請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線検出器。
【請求項５】
前記フォトダイオードは、ＰＩＮフォトダイオード、位置検知性アバランシェ・フォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）、アバランシェ・フォトダイオード（ＡＰＤ）、またはガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードである、請求項１〜４のいずれか１項に記載の放射線検出器。
【請求項６】
請求項１〜５のいずれか１項に記載の放射線検出器を備える放射線検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線検出器およびこれを用いる放射線検査装置に関する。より詳細には、シンチレータを用いる放射線検出器およびこれを用いる放射線検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
高エネルギー物理やポジトロン放出型断層撮影（ＰＥＴ）イメージング・システムでは、シンチレータとの（核崩壊事象によって発生される）放射線の衝突に基づいて画像が作成される。被検体内でのポジトロンと対応する電子との相互作用から生じるガンマ線がシンチレータの中へ入って、光検出器によって検出することのできるフォトンに変換される。被検体内の特定の位置から放出された光は、例えば、フォトダイオード（ＰＤ）、光電子増倍管（ＰＭＴ）、またはこのような他の光検出器を使用して、検出することができる。
【０００３】
フォトダイオードは、特に放射線検出器やイメージング機器において、広範な用途を有する。現在、様々な公知のフォトダイオードが使用されている。典型的には、ＰＤアレイ、位置検知性アバランシェ・フォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）、アバランシェ・フォトダイオード・アレイ（ＡＰＤアレイ）と称される特定の一形式のフォトダイオードでは、フォトンを検出して、このフォトンがアレイに衝突する位置を突き止めることができる。ＰＳＡＰＤは、現在、ＰＥＴイメージングのような医学的および他のイメージング用途に使用されている。このような用途でのそれらの使用は、それらがアレイに衝突するフォトンの位置を検知する能力を持っているので特に関心が持たれている。
【０００４】
ところで、ＰＥＴを用いた検査は、治療前の腫瘍悪性度診断、癌の浸潤範囲や転移病巣の検出などによる臨床病期の診断、治療中・治療直後の癌治療に対する反応の判定・評価、治療後の予後予測や再発診断など、癌診断について精度の高い情報を提供すると期待され、癌臨床への応用が広まっている。しかし、癌浸潤範囲の正確な診断という観点では、ＰＥＴにより得られる画像のみでは生体臓器や組織の正確な位置情報が得にくいという欠点がある。
【０００５】
一方、Ｘ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置は、生体の解剖学的な詳細情報を正確に描出でき、医療分野において広く利用されているが、ＰＥＴのような代謝機能に関する解析能は備わっていない。このＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置との互いの欠点を補い、両者の優れた特徴を利用した新しい癌診断法が切望されている。
【０００６】
近年、ＰＥＴ画像による代謝機能情報とＭＲＩ画像による解剖学的位置情報とを同時期に収集し、両画像の重ね合わせによる診断を可能としたＭＲＩ付ＰＥＴ装置（ＭＲＩ−ＰＥＴ）が活発に開発されている。
【０００７】
ＭＲＩ付ＰＥＴ装置では、強力な磁場を発するＭＲＩを使用するため、光電子増倍管が使用できない。すなわち、光電子増倍管は、シンチレータに放射線が入射した際に発せられる蛍光を電気信号へと変換するものであるが、光電子増倍管はその構造上、強力な磁場が存在する環境下では使用できない。このため、磁場の影響を受けず、シンチレータから発せられる蛍光を電気信号に変換可能な素子として、量子変換効率の最も高い蛍光波長が６００ｎｍ付近であるシリコンＰＤアレイ、シリコンＰＳＡＰＤアレイやシリコンＰＳＡＰＤがＭＲＩ−ＰＥＴに用いられている（例えば、特許文献１、非特許文献１）。
【０００８】
現在、ＰＥＴ装置などに用いられる放射線検出器では、放射線検出器に用いられる光検出器が可視光の波長域に感度を持つ。そのため、ＰＥＴ装置および放射線検出器は、外部からの可視光の光漏れによる放射線検出器の誤作動を防ぐために、厳密に遮光する必要がある。ＰＥＴ装置および放射線検出器のメンテナンスや製造時の動作試験等の操作を行う際にも、受光部分を厳密に遮光した上で作業を行う必要がある。しかし、メンテナンスや製造時の動作試験においては、目視による手作業が必須である。そこで、作業中は光検出器の作業環境化での露光による劣化を防ぐため、放射線検出器の遮光と電源供給の停止が必要となる。このため、作業工程の複雑化をまねき、メンテナンス等に要する時間およびコストが増大する。以上の理由により放射線検出器、さらにはＰＥＴ装置では設計時の複雑化を招き、結果として大型かつ高価格となってしまう。
【０００９】
さらに、シリコンＰＤアレイ、シリコンＰＳＡＰＤアレイやシリコンＰＳＡＰＤといったＳｉ系の半導体受光素子では、半導体のバンドギャップエネルギーが１．１ｅＶと小さいために、熱電子が励起されやすく、高温になると暗電流が大きくなる場合がある。一般的に、Ｓｉ系の半導体受光素子を用いる場合には、暗電流によるノイズを低減するために２０℃以下に温度を調整する必要がある。したがって、ＰＥＴ装置などに用いられる放射線検出器へ応用する場合には、何らかの冷却装置が必要となり、結果としてＰＥＴ装置の大型化と高価格化につながる。
【００１０】
シリコンＰＤアレイやシリコンＰＳＡＰＤと組み合わせてＰＥＴ装置に応用可能なシンチレータとしてはＢＧＯ、ＣｓＩ:Ｔｌ、 ＬＳＯがあるが、蛍光強度スペクトルのピーク波長、発光量、蛍光寿命の点で理想的なシンチレータは存在しない。
【００１１】
すなわち、特許文献１に記載されたシンチレータ結晶であるＬＳＯは発光量が高く、発光ピーク波長が４３０ｎｍ であり、これに組み合わせるシリコンＰＤは４３０ｎｍの波長において量子変換効率は６０％であるが、蛍光寿命が４０ｎｓと長いことが問題である。ＢＧＯは発光ピーク波長が４８０ｎｍであり、シリコンＰＤの量子変換効率は６５％であるが、発光量がＬＳＯの２５％と低く、蛍光寿命が３００ｎｓと非常に長い、またＣｓＩ:Ｔｌは発光ピーク波長が５５０ｎｍであり、シリコンＰＤの量子変換効率は６８％であるが、発光量がＬＳＯの６０％と低く、蛍光寿命が１０００ｎsと極めて長いのが問題である。一方、非特許文献１に記載された無機シンチレータ結晶であるＰｒ：ＬｕＡＧは蛍光寿命が２０ｎｓと非常に短く、発光量はＬＳＯの７５％程度であるものの、発光ピーク波長が３１０ｎｍでありシリコンＰＤの量子変換効率が２０％と極めて低くなるのが問題である。
【特許文献１】特公平７−７８２１５号公報
【非特許文献１】Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｇｒｏｗｔｈ  ２９２  （２００６）  ２３９−２４２，"Ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｉｏｎ  ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ  ｏｆ  Ｐｒ−ｄｏｐｅｄ  Ｌｕ３Ａｌ５Ｏ１２  ｓｉｎｇｌｅ  ｃｒｙｓｔａｌｓ"
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
ＰＥＴ等に用いられる放射線検出器では、設計の簡素化およびコスト削減への要求から、外部からの可視光の光漏れに対する遮光の必要のないＰＥＴ装置や放射線検出器が求められている。メンテナンスや製造時の動作試験等の操作を行う際の作業工程の簡素化が求められており、このため、可視光の遮光の必要のない、可視光の波長域に感度を持たない光検出器から構成される放射線検出器が求められている。
【００１３】
加えて、ＰＥＴ等に用いられる放射線検出器では、冷却機構の簡素化が求められており、高温でも暗電流の小さい光検出器から構成される放射線検出器が求められている。
【００１４】
さらに、放射線検出器は発光量が高く蛍光寿命が短い無機シンチレータとその発光ピーク波長で量子変換効率が高い光検出器で構成されることが要求される。特にＰＥＴ装置では、検査時間を短くし、検査の対象となる被検体の負担を軽減する観点、及び、複数の蛍光が重なり合う現象、いわゆるパイルアップを防止して高い時間分解能を有する放射線検出器を構成する観点から、減衰時間が短い蛍光を持つシンチレータとその光検出器を組み合わせた放射線検出器が求められている。
【００１５】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、高い感度を有するとともに、遮光の必要がない放射線検出器および放射線検査装置を提供するものである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
上記課題を解決する本発明によれば、無機シンチレータと、フォトダイオードとを備える放射線検出器であって、前記無機シンチレータは、４００ｎｍ以下の発光ピーク波長を有し、前記フォトダイオードは、４００ｎｍ未満の波長域において最大の量子変換効率を有するとともに、４００ｎｍ以上の波長域に感度を有さず、前記フォトダイオードは、前記無機シンチレータの発光ピーク波長において４０％以上の量子変換効率を有する、放射線検出器が提供される。
【００１７】
この放射線検出器においては、４００ｎｍ以下の発光ピーク波長を有する無機シンチレータと、この無機シンチレータの発光ピーク波長において４０％以上の量子変換効率を有するフォトダイオードが使用される。これにより、無機シンチレータからの発光が高い量子変換効率で電気信号へと変換される。したがって、高精度で放射線を検出できる放射線検出器が実現される。
【００１８】
この放射線検出器においては、４００ｎｍ未満の波長域において最大の量子変換効率を有するとともに、４００ｎｍ以上の波長域に感度を有しないフォトダイオードが使用される。フォトダイオードは可視光の波長領域に感度を持たないため、放射線検出器は遮光することなく使用することが可能である。これにより、放射線検出器の設計が簡素化され、したがって放射線検出器またはこれを備える放射線検査装置の小型化および低価格化が可能となる。
【００１９】
この放射線検出器において、無機シンチレータは２５ｎｍ以下の蛍光寿命を有してもよい。これにより、検査時間を短くすることができるため、被検体の負担を軽減できる。また、バイルアップを防止することができるため、高い時間分解能を有する放射線検出器が実現できる。
【００２０】
この放射線検出器において、フォトダイオードが３．０ｅＶ以上のバンドギャップエネルギーを有する半導体を含んでもよい。
【００２１】
ここで、暗電流をＩ、バンドギャップエネルギーをＥｇ、ボルツマン定数をｋ、温度［Ｋ］をＴとすると、下記のような関係がある。
Ｉ  ∝  exp｛−Ｅg／（２×ｋ×Ｔ）｝
【００２２】
上式から、温度Ｔが一定でバンドギャップエネルギーＥgが大きければ、Ｉは、指数関数的に小さくなる。
【００２３】
理論的にバンドギャップエネルギーが３．０ｅＶ以上の半導体では、４６０℃の高温環境下においても、バンドギャップエネルギーが１．１ｅＶ程度であるＳｉ系半導体の室温時と同等の暗電流しか発生しない。したがって、バンドギャップエネルギーが３．０ｅＶ以上の半導体から構成されるフォトダイオードを備える放射線検出器は、高温での暗電流が小さくなり、放射線検出器の冷却機構の簡素化が可能となる。これにより、放射線検出器またはこれを備える放射線検査装置の小型化および低価格化が可能となる。
【００２４】
この放射線検出器において、フォトダイオードは、ＩＩ−ＶＩ族化合物半導体、ＩＩＩ族元素としてＧａ、ＡｌまたはＩｎを含むＩＩＩ−Ｖ族窒化物半導体、有機半導体、およびダイヤモンド半導体のいずれか１種を含んでもよい。
【００２５】
この放射線検出器において、フォトダイオードは、ＰＩＮフォトダイオード、位置検知性アバランシェ・フォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）、アバランシェ・フォトダイオード（ＡＰＤ）、またはガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードであってもよい。
【００２６】
また、本発明によれば、上記放射線検出器を備える放射線検査装置が提供される。この放射線検査装置において、無機シンチレータから発せられた蛍光を電気信号に変換する素子として、フォトダイオードが用いられる。フォトダイオードは強力な磁場が存在する環境下であっても使用することができる。このため、この放射線検査装置をＰＥＴ装置として用いる場合、ＭＲＩ装置と組み合わせて、ＭＲＩ−ＰＥＴ装置として使用することができる。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によれば、高い感度を有するとともに、遮光の必要がない放射線検出器および放射線検査装置が実現される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
図面を参照しつつ、本発明の放射線検出器およびこれを用いる放射線検査装置について以下に詳細に説明する。
【００２９】
なお、本明細書において、「放射線」とは、原子、分子をイオン化させるのに十分なエネルギーをもった粒子線（α線、β線、γ線、Ｘ線、中性子線等）を示す。
【００３０】
図４は、本発明による放射線検出器と、この放射線検出器を用いた放射線検査装置の一実施形態を示す。放射線検出器１は、無機シンチレータ３と、フォトダイオード４とを備える。図４で示す実施形態においては、無機シンチレータ３は、反射材２で覆われている。
【００３１】
無機シンチレータ３は、４００ｎｍ以下の発光ピーク波長を有する。好ましくは、無機シンチレータ３は、２５ｎｍ以下の蛍光寿命を有する。このような材料としては、Ｐｒ：ＬｕＡＧシンチレータが挙げられる。図１に、一例として、Ｐｒ（０．１％）：ＬｕＡＧシンチレータおよびＰｒ（０．２％）：ＬｕＡＧシンチレータの蛍光強度を、ラジオルミネッセンスにより測定した結果を示す。このシンチレータの蛍光強度スペクトルにおける最大ピーク波長は、３１０ｎｍである。また、図２において、Ｐｒ（０．２％）：ＬｕＡＧシンチレータの蛍光減衰時間を、フォトルミネッセンスにより測定した結果を示す。このＰｒ（０．２％）：ＬｕＡＧシンチレータは、１７ｎｓという極めて短い蛍光寿命を有する。
【００３２】
フォトダイオード４は、４００ｎｍ未満の波長域において最大の量子変換効率を有するとともに、４００ｎｍ以上の波長域には感度を有さず、無機シンチレータ３の発光ピーク波長において４０％以上の量子変換効率を有する。好ましくは、フォトダイオード４は、３．０ｅＶ以上のバンドギャップエネルギーを有する。このようなフォトダイオード４に用いられる材料としては、ＩＩ−ＶＩ族化合物半導体、ＩＩＩ族元素としてＧａ、ＡｌまたはＩｎを含むＩＩＩ−Ｖ族窒化物半導体、有機半導体、およびダイヤモンド半導体が挙げられるが、これらに限定されない。
【００３３】
図３において、一例として、（Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体を積層したフォトダイオードの、２００ｎｍ〜９００ｎｍの波長域における量子変換効率（％）を示す。このフォトダイオードは、量子変換効率が最大となる蛍光波長が４００ｎｍ以下であり、かつ４００ｎｍ以上の可視光の波長域に感度を持たない。さらに、例えば、上記無機シンチレータ３の最大ピーク波長である３１０ｎｍにおいて、４０％以上の量子変換効率を有する。
【００３４】
フォトダイオード４としては、ＰＩＮフォトダイオード、位置検知性アバランシェ・フォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）、アバランシェ・フォトダイオード（ＡＰＤ）、またはガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードを使用することができるが、これらに限定されない。
【００３５】
本発明の放射線検出器は、放射線検査装置として用いることができる。放射線検査装置として使用する場合、本発明の放射線検出器１は、図４に示されるように、例えば、バイアス電源および前置増幅器と接続される。なお、本実施形態において、前置増幅器はさらに、波形整形増幅器、マルチチャンネルアナライザおよびＰＣと接続される。このような、放射線検査装置としては、ＰＥＴ、Ｘ線ＣＴ、ＳＰＥＣＴなどが好適である。また、ＰＥＴは、特に限定されることはないが、ＭＲＩ−ＰＥＴ、ＣＴ−ＰＥＴ、２次元型ＰＥＴ、三次元型ＰＥＴ、ＴＯＦ型ＰＥＴ、深さ検出（ＤＯＩ）型ＰＥＴ、ＯＰＥＮ−ＰＥＴが好ましい。さらに、これらを組み合わせて使用してもよい。図４に示すように、線源５からの放射線は、上記放射線検査装置により測定することができる。
【実施例】
【００３６】
以下、実施例を参照して本発明を詳細に説明するが、本発明はこれらに限定されない。
【００３７】
（実施例１）
無機シンチレータとしてＰｒ（０．２％）：ＬｕＡＧ、およびフォトダイオードとしてバンドギャップエネルギーが約３．４ｅＶである(Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体を積層したものから構成した放射線検出器を準備した。この放射線検出器を用いて、４００ｎｍ以下の紫外線を遮断した蛍光灯の下で、遮光した場合と遮光しなかった場合において、２４１Ａｍ線源からの５．５ＭｅＶのエネルギーをもつα線を検出したときのエネルギー波高分布を測定した。結果を図５に示す。図５から明らかなように、遮光の有無にかかわらず、エネルギー波高分布に違いはなく、フォトピークが明確に確認できた。これにより、遮光をしなかった場合、すなわち、可視光存在下でも、α線の検出が正確にできていることが分かる。
【００３８】
（実施例２）
無機シンチレータとしてＰｒ（０．２％）：ＬｕＡＧ、およびフォトダイオードとしてバンドギャップエネルギーが約３．４ｅＶである(Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体を積層したものから構成した放射線検出器を準備した。この放射線検出器を用いて、４００ｎｍ以下の紫外線を遮断した蛍光灯の下で、遮光した場合と遮光しなかった場合において、１３７Ｃｓ線源からの６６２ｋｅＶのエネルギーをもつγ線を検出したときのエネルギー波高分布を測定した。結果を図６に示す。図６から明らかなように、遮光の有無にかかわらず、エネルギー波高分布に違いはなく、フォトピークが明確に確認できた。これにより、遮光をしなかった場合、すなわち、可視光存在下でも、γ線の検出が正確にできていることが分かる。
【００３９】
以上、図面を参照して本発明の実施形態について述べたが、これらは本発明の例示であり、上記以外の様々な構成を採用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】Ｐｒ：ＬｕＡＧシンチレータの発光特性を、ラジオルミネッセンスにより測定した結果である。
【図２】Ｐｒ：ＬｕＡＧシンチレータの蛍光減衰時間を、フォトルミネッセンスにより測定した結果である。
【図３】（Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体を積層したフォトダイオードの、２００ｎｍ〜９００ｎｍの波長域における量子変換効率を示す。
【図４】本発明の一実施形態による放射線検出器、およびこれを備える放射線検査装置の模式図である。
【図５】無機シンチレータとしてＰｒ：ＬｕＡＧ、フォトダイオードとして(Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体の積層体から構成される放射線検出器を用いて、２４１Ａｍ線源からの５．５ＭｅＶのエネルギーをもつα線を検出したときのエネルギー波高分布である。
【図６】無機シンチレータとしてＰｒ：ＬｕＡＧ、フォトダイオードとして(Ｉｎ、Ａｌ、Ｇａ）Ｎ半導体の積層体から構成される本発明の放射線検出器を用いて１３７Ｃｓ線源からの６６２ｋｅＶのエネルギーをもつγ線を検出したときのエネルギー波高分布である。
【符号の説明】
【００４１】
１  放射線検出器
２  反射材
３  無機シンチレータ
４  フォトダイオード
５  線源
【図１】
2009300307.tif 000003
【図２】
2009300307.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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