JP2003066149A - Radiation detector, radiation detecting system, x-ray ct system - Google Patents
Radiation detector, radiation detecting system, x-ray ct systemInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、放射線検出器、放
射線検出システムまたはその放射線検出器を備えたＸ線
コンピュータトモグラフィ装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置）
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation detector, a radiation detection system or an X-ray computer tomography apparatus equipped with the radiation detector (hereinafter referred to as X-ray CT apparatus).
Regarding
【０００２】[0002]
【従来の技術】Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と放射線検出器
とを有する。Ｘ線管で発生されたＸ線は、被検体を透過
して、放射線検出器に入射する。検出器は、Ｘ線を電気
信号として検出する複数の検出素子を備えている。検出
素子は、Ｘ線を光に変換するシンチレータ等の蛍光体
と、その光を電荷（電気信号）に変換するフォトダイオ
ード等の光電変換素子とを有する。最近では、Ｘ線を電
荷に直接的に変換する半導体素子を、検出素子に採用す
ることも検討されている。2. Description of the Related Art An X-ray CT apparatus has an X-ray tube and a radiation detector. The X-ray generated by the X-ray tube passes through the subject and enters the radiation detector. The detector includes a plurality of detection elements that detect X-rays as electric signals. The detection element includes a phosphor such as a scintillator that converts X-rays into light, and a photoelectric conversion element such as a photodiode that converts the light into electric charges (electrical signals). Recently, adoption of a semiconductor element that directly converts X-rays into electric charges as a detection element has also been considered.
【０００３】近年、マルチスライス型の放射線検出器が
登場している。マルチスライス型の放射線検出器は、ス
ライス方向に沿って並列された複数の検出素子列を備え
ている。検出素子列各々は、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。In recent years, a multi-slice type radiation detector has appeared. The multi-slice type radiation detector includes a plurality of detection element rows arranged in parallel along the slice direction. Each of the detection element rows has a plurality of detection elements arranged in a row in the channel direction substantially orthogonal to the slice direction.
【０００４】このマルチスライス型の放射線検出器は、
列数の増加を要求されている。しかし、従来の放射線検
出器では列数に制限があった。This multi-slice type radiation detector is
It is required to increase the number of columns. However, the conventional radiation detector has a limit in the number of rows.
【０００５】放射線検出器の列数の増加を妨げる最大の
要因は、配線構造と接続構造とにある。なおここでは説
明の便宜上、フォトダイオードは、ｎ×ｍ（チャンネル
方向×スライス方向）のマトリクスで配列されているも
のとする。つまり、フォトダイオードは、チャンネル方
向に関してｎ個配列され、そのフォトダイオード列が、
スライス方向にｍ個並列されている。The largest factor preventing the increase in the number of rows of radiation detectors is the wiring structure and the connection structure. Here, for convenience of description, it is assumed that the photodiodes are arranged in a matrix of n × m (channel direction × slice direction). That is, n photodiodes are arranged in the channel direction, and the photodiode row is
M pieces are arranged in parallel in the slice direction.
【０００６】複数のフォトダイオードと複数のスイッチ
ング素子との間は、複数の信号引出し線を介して接続さ
れる。スライス方向に並んでいるｍ個のフォトダイオー
ドのｍ本の信号引出し線は、チャンネル方向に関して隣
のフォトダイオードとの間のギャップに形成されてい
る。The plurality of photodiodes and the plurality of switching elements are connected via a plurality of signal lead lines. The m signal lead lines of the m photodiodes arranged in the slice direction are formed in the gap between adjacent photodiodes in the channel direction.
【０００７】従って、フォトダイオードの列数は、チャ
ンネル方向に関して隣り合うフォトダイオードのギャッ
プに形成可能な信号引き出し線の本数に依存して決まっ
てしまう。またギャップを拡大すれば、信号引き出し線
の本数を増加することは可能であるが、その場合、ギャ
ップの拡大に反比例してフォトダイオードの有感域の面
積が縮小されるので、感度が低下してしまう。Therefore, the number of rows of photodiodes is determined depending on the number of signal lead lines that can be formed in the gap between adjacent photodiodes in the channel direction. It is possible to increase the number of signal lead lines by expanding the gap, but in that case, the area of the sensitive region of the photodiode is reduced in inverse proportion to the expansion of the gap, so the sensitivity is reduced. Will end up.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、列数
を増やすことのできる放射線検出器、放射線検出システ
ム及びＸ線ＣＴ装置を提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a radiation detector, a radiation detection system and an X-ray CT apparatus which can increase the number of rows.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】本発明の放射線検出器
は、表面側から入射するＸ線を光に変換するシンチレー
タと、変換された光を電気信号に変換する複数のフォト
ダイオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオード
チップと、複数のフォトダイオードから複数の信号を読
み出す複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つ
のスイッチングチップと、読み出された複数の信号を増
幅し、ディジタル化する複数のデータ収集部を備えた少
なくとも１つのデータ収集チップとを有する。フォトダ
イオードチップと、スイッチングチップと、データ収集
チップとは、リジッド多層配線板に共通に実装される。A radiation detector according to the present invention comprises at least a scintillator for converting X-rays incident from the front surface side into light and a plurality of photodiodes for converting the converted light into electric signals. One photodiode chip, at least one switching chip having a plurality of switching elements for reading a plurality of signals from a plurality of photodiodes, and a plurality of data collecting units for amplifying and digitizing a plurality of read signals And at least one data collection chip with. The photodiode chip, the switching chip, and the data collection chip are commonly mounted on the rigid multilayer wiring board.
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】以下では、本発明の実施形態につ
いて図面を参照しつつ説明する。なお、本実施形態は、
２次元アレイ型の放射線検出器、およびその放射線検出
器を装備したＸ線ＣＴ装置（Ｘ線コンピューテッドトモ
グラフィ装置）に関する。Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と
放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回
転／回転（ROTATE/ROTATE）タイプと、リング状に多数
の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を
回転する固定／回転（STATIONARY/ROTATE）タイプ等様
々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可
能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回
転タイプとして説明する。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. In this embodiment,
The present invention relates to a two-dimensional array type radiation detector and an X-ray CT apparatus (X-ray computed tomography apparatus) equipped with the radiation detector. In the X-ray CT apparatus, a rotation / rotation (ROTATE / ROTATE) type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as one body around a subject, and a large number of detection elements are arrayed in a ring shape to form an X-ray. There are various types such as a stationary / rotating type in which only the tube rotates around the subject, and the present invention can be applied to any type. Here, the rotation / rotation type which is currently the mainstream will be described.
【００１１】また、１ボリュームの（＝１つのボリュー
ムデータを構成する）ボクセルデータ（又は１枚の断層
像）（いずれも後述）を再構成するには、被検体の周囲
１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャ
ン法でも２１０〜２４０°程度分の投影データが必要と
される。いずれの方式にも本発明を適用可能である。こ
こでは、一般的な前者の約３６０°分の投影データから
１ボリュームのボクセルデータ（又は１枚の断層像）を
再構成するものとして説明する。To reconstruct voxel data (or one tomographic image) of one volume (constituting one volume data) (each of which will be described later), one round of the circumference of the subject is about 360 °. Minute projection data, and the half scan method requires projection data of 210 to 240 °. The present invention can be applied to either method. Here, it is assumed that one volume of voxel data (or one tomographic image) is reconstructed from the general projection data of about 360 °.
【００１２】また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズ
ムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更に
その光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変
換する間接変換形と、特定の半導体のＸ線により半導体
内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光
導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検
出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよ
いが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。The mechanism for converting incident X-rays into electric charges is an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode. The mainstream is a direct conversion type in which the generation of electron-hole pairs in a semiconductor by the X-ray of a specific semiconductor and its movement to an electrode, that is, a photoconduction phenomenon is utilized. Any of these methods may be adopted as the X-ray detection element, but here, the former indirect conversion type will be described.
【００１３】また、以下でフォトダイオードの有感域の
幅は、Ｘ線管の回転中心軸上での換算値として定義す
る。つまり、「１ｍｍの有感域幅を有するフォトダイオ
ード」とは、「Ｘ線管の回転中心軸上で１ｍｍに相当す
る有感域幅を有するフォトダイオード」を意味し、Ｘ線
が放射状に拡散することを考慮すると、フォトダイオー
ドの実際の有感域の幅は、Ｘ線焦点と回転中心軸との距
離に対するＸ線焦点とフォトダイオードの有感域との実
際の距離の比率に従って、１ｍｍより若干広くなる。In the following, the width of the sensitive region of the photodiode is defined as a converted value on the rotation center axis of the X-ray tube. That is, "a photodiode having a sensitive area width of 1 mm" means "a photodiode having a sensitive area width corresponding to 1 mm on the center axis of rotation of the X-ray tube", and X-rays are radially diffused. In consideration of that, the width of the actual sensitive area of the photodiode is more than 1 mm according to the ratio of the actual distance between the X-ray focal point and the sensitive area of the photodiode to the distance between the X-ray focal point and the rotation center axis. It becomes a little wider.
【００１４】（第１実施形態）図１は、第１実施形態に
係る放射線検出器の斜視図に示している。放射線検出器
は、スライス方向に沿って略円弧状に配列される複数の
検出器モジュール１から構成される。図２（ａ）は、１
つの検出器モジュール１の構成を概略的に示している。
図２（ｂ）は、１つの検出器モジュール１の断面部を示
している。(First Embodiment) FIG. 1 is a perspective view of a radiation detector according to the first embodiment. The radiation detector is composed of a plurality of detector modules 1 arranged in a substantially arc shape along the slice direction. FIG. 2A shows 1
1 schematically shows the configuration of one detector module 1.
FIG. 2B shows a cross section of one detector module 1.
【００１５】各検出器モジュール１は、入射放射線（こ
こではＸ線）を光に変換するシンチレータ９と、変換さ
れた光を電気信号に変換する少なくとも１つのフォトダ
イオードチップ２と、フォトダイオードチップ２から電
気信号を読出す少なくとも１つのスイッチングチップ４
と、読み出された電気信号を増幅し、ディジタル化する
少なくとも１つのＤＡＳチップ（データ収集システムチ
ップ）８とが、セラミック製のリジッドな１枚のプリン
ト配線板１０に共通に実装されてなる。リジッドプリン
ト配線板１０はスライス方向に長く、フォトダイオード
チップ２と、スイッチングチップ４と、ＤＡＳチップ８
とは、リジッドプリント配線板１０上でスライス方向に
沿って配置される。Each detector module 1 has a scintillator 9 for converting incident radiation (here, X-rays) into light, at least one photodiode chip 2 for converting the converted light into an electric signal, and a photodiode chip 2 At least one switching chip 4 for reading an electrical signal from the
And at least one DAS chip (data collection system chip) 8 that amplifies and digitizes the read electrical signal are commonly mounted on one rigid printed wiring board 10 made of ceramics. The rigid printed wiring board 10 is long in the slice direction, and includes the photodiode chip 2, the switching chip 4, and the DAS chip 8.
And are arranged along the slice direction on the rigid printed wiring board 10.
【００１６】フォトダイオードチップ２は、シリコン基
板の表面に複数のフォトダイオード３と、複数のＡｌ配
線１４とが形成されてなる。Ｎ個のフォトダイオード３
が、スライス方向に関して、一定のギャップを隔てて配
列される。チャンネル方向に関しては、Ｍ個のフォトダ
イオード３が、同じ一定のギャップを隔てて配列され
る。なお、スライス方向は、被検体の体軸方向に略平行
である。チャンネル方向は、被検体の体軸方向に略直交
する。The photodiode chip 2 has a plurality of photodiodes 3 and a plurality of Al wirings 14 formed on the surface of a silicon substrate. N photodiodes 3
Are arranged with a certain gap in the slice direction. Regarding the channel direction, M photodiodes 3 are arranged with the same fixed gap. The slice direction is substantially parallel to the body axis direction of the subject. The channel direction is substantially orthogonal to the body axis direction of the subject.
【００１７】複数のＡｌ配線１４は、複数のフォトダイ
オード３にそれぞれ接続される。スライス方向に関して
フォトダイオードチップ２の右側の半分のエリアに配置
されている（Ｎ／２）×Ｍ個のフォトダイオード３は、
スライス方向と略平行にギャップに形成された（Ｎ／
２）×Ｍ本のＡｌ配線１４を介して右外側に引き出され
る。同じスライス列の（Ｎ／２）個のフォトダイオード
３に対応する（Ｎ／２）本のＡｌ配線１４は、隣のスラ
イス列との間のギャップに高密度に形成されている。The plurality of Al wirings 14 are connected to the plurality of photodiodes 3, respectively. The (N / 2) × M photodiodes 3 arranged in the right half area of the photodiode chip 2 in the slice direction are
Formed in the gap approximately parallel to the slice direction (N /
2) It is led out to the right outside through the xM Al wirings 14. The (N / 2) Al wirings 14 corresponding to the (N / 2) photodiodes 3 in the same slice row are formed in a high density in the gap between adjacent slice rows.
【００１８】スライス方向に関してフォトダイオードチ
ップ２の左側の半分のエリアに配列されている（Ｎ／
２）×Ｍ個のフォトダイオード３は、スライス方向と略
平行にギャップに形成された（Ｎ／２）×Ｍ本のＡｌ配
線１４を介して左外側に引き出される。同じスライス列
の（Ｎ／２）個のフォトダイオード３に対応する（Ｎ／
２）本のＡｌ配線１４は、隣のスライス列との間のギャ
ップに高密度に形成されている。Arranged in the left half area of the photodiode chip 2 in the slice direction (N /
2) × M photodiodes 3 are led out to the left outside through (N / 2) × M Al wirings 14 formed in the gap substantially parallel to the slice direction. (N / 2) corresponding to (N / 2) photodiodes 3 in the same slice row
2) The Al wirings 14 are formed in a high density in the gap between adjacent slice rows.
【００１９】左右に引き出されたＡｌ配線１４は、それ
ぞれトランジスタ５を介して、（Ｎ／２）本ずつ信号読
出し線７に共通接続される。The Al wirings 14 drawn out to the left and right are connected in common to the signal read line 7 by (N / 2) lines via the transistors 5, respectively.
【００２０】ギャップの幅と、配線１４の太さ、配線１
４の間隔とにより、ギャップに形成できる配線１４の本
数が決まる。それによりスライス方向のフォトダイオー
ド３の配列個数（スライス列数）が決まる。本実施形態
では、配線１４を左右に分けて引き出したので、スライ
ス方向のフォトダイオード３の配列個数は、ギャップに
形成できる配線１４の本数の２倍で与えられる。The width of the gap, the thickness of the wiring 14, and the wiring 1
The interval of 4 determines the number of wirings 14 that can be formed in the gap. This determines the number of photodiodes 3 arranged in the slice direction (the number of slice rows). In the present embodiment, since the wiring 14 is divided into the right and left parts, the number of photodiodes 3 arranged in the slice direction is twice the number of the wirings 14 that can be formed in the gap.
【００２１】スイッチングチップ４各々は、シリコン基
板上に、ＣＭＯＳ型の複数のトランジスタ５がスイッチ
ング素子として形成されてなる。複数のトランジスタ５
は、複数のフォトダイオード３にそれぞれ接続される。
同じ側の同じスライス列上に配置されたＮ／２個のフォ
トダイオード３は、Ｎ／２本の配線１４、Ｎ／２個のト
ランジスタ５を介して、信号読出し線７に共通に接続さ
れる。信号読出し線７にはＤＡＳチップ８が接続され
る。Each of the switching chips 4 comprises a plurality of CMOS type transistors 5 formed as switching elements on a silicon substrate. Multiple transistors 5
Are respectively connected to the plurality of photodiodes 3.
The N / 2 photodiodes 3 arranged on the same slice row on the same side are commonly connected to the signal read line 7 via the N / 2 wirings 14 and the N / 2 transistors 5. . A DAS chip 8 is connected to the signal read line 7.
【００２２】トランジスタ５のオンによりフォトダイオ
ード３に蓄積された電荷が電流信号として信号読み出し
線７に読み出される。トランジスタ５のオン／オフ（ゲ
ート電圧）は、読み出し制御回路６により制御される。
上述したようにスライス方向に並んでいるＮ／２本の配
線１４が信号読出し線７に共通に接続されているので、
対応するＮ／２個のトランジスタ５を個々に順番にオン
することにより、Ｎ／２個のフォトダイオード３の信号
を個々に順番に読み出すことができる。また、各信号読
出し線７にＤＡＳチップ８が個々に接続されているの
で、Ｎ／２個のフォトダイオード３をシリアルに読み出
すために要する時間で、モジュール内の全てのフォトダ
イオード３の信号読み出しを完了することができる。When the transistor 5 is turned on, the electric charge accumulated in the photodiode 3 is read out to the signal reading line 7 as a current signal. The on / off (gate voltage) of the transistor 5 is controlled by the read control circuit 6.
As described above, since the N / 2 wirings 14 arranged in the slice direction are commonly connected to the signal reading line 7,
By sequentially turning on the corresponding N / 2 transistors 5 individually, the signals of the N / 2 photodiodes 3 can be individually read in sequence. Further, since the DAS chip 8 is individually connected to each signal readout line 7, the signal readout of all the photodiodes 3 in the module can be performed in the time required to serially read out the N / 2 photodiodes 3. Can be completed.
【００２３】また、隣り合う複数個のフォトダイオード
３に対応する複数個のトランジスタ５を同時にオンする
と、当該複数個のフォトダイオード３からの信号はアナ
ログ的に加算され得る。この場合、当該複数個のフォト
ダイオード３は、１つのチャンネルを構成することとな
る。このような配線構造及び電子的な読出し制御によ
り、スライス厚を任意に変更することができる。When a plurality of transistors 5 corresponding to a plurality of adjacent photodiodes 3 are simultaneously turned on, signals from the plurality of photodiodes 3 can be added in an analog manner. In this case, the plurality of photodiodes 3 form one channel. With such a wiring structure and electronic read control, the slice thickness can be arbitrarily changed.
【００２４】複数のフォトダイオード３に接続された複
数のＡｌ配線１４は、ワイヤボンディングテクニックに
より、複数の金属ワイヤ１１を介して、リジッドプリン
ト配線板１０の複数の接点に接続される。スイッチング
チップ４の表面に形成された複数のバンプ１２は、プリ
ップチップテクニックにより、リジッドプリント配線板
１０の表面に形成された対応する複数のバンプに半田で
接続される。同様に、ＤＡＳチップ８の表面に形成され
た複数のバンプ１３は、プリップチップテクニックによ
り、リジッドプリント配線板１０の表面に形成された対
応する複数のバンプに半田で接続される。The plurality of Al wirings 14 connected to the plurality of photodiodes 3 are connected to the plurality of contacts of the rigid printed wiring board 10 through the plurality of metal wires 11 by the wire bonding technique. The plurality of bumps 12 formed on the surface of the switching chip 4 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the surface of the rigid printed wiring board 10 by the prep-chip technique. Similarly, the plurality of bumps 13 formed on the surface of the DAS chip 8 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the surface of the rigid printed wiring board 10 by the prep-chip technique.
【００２５】上述したように、Ａｌ配線１４を左右に引
き出したことで、スライス方向に関して形成可能なフォ
トダイオード３の個数を、Ａｌ配線１４を一方向だけに
引き出す場合の２倍に増加させることができる。また、
Ａｌ配線１４を左右に引き出したことで、リジッドプリ
ント配線板１０とフォトダイオードチップ２との間のワ
イヤボンディングエリアを拡大することができるので、
フォトダイオード３の個数の増加に対応することができ
る。As described above, by pulling out the Al wiring 14 to the left and right, the number of photodiodes 3 that can be formed in the slice direction can be doubled as compared with the case where the Al wiring 14 is pulled out only in one direction. it can. Also,
By pulling out the Al wiring 14 to the left and right, the wire bonding area between the rigid printed wiring board 10 and the photodiode chip 2 can be expanded.
It is possible to cope with an increase in the number of photodiodes 3.
【００２６】また、共通の１枚のリジッドプリント配線
板１０に、フォトダイオードチップ２を、スイッチング
チップ４、ＤＡＳチップ８を実装したことにより、これ
ら３者間の接続が容易になり、フォトダイオード３の個
数の増加に対応することができる。Further, by mounting the photodiode chip 2, the switching chip 4, and the DAS chip 8 on the common single rigid printed wiring board 10, the connection between these three members becomes easy, and the photodiode 3 Can be increased.
【００２７】また、Ｎ／２本の配線１４を信号読出し線
７に共通接続したことにより、スイッチングチップ４と
ＤＡＳチップ８との間の信号読出し線の本数を減らすこ
とができる。また、Ｎ／２本の配線１４を信号読出し線
７に共通接続した簡単な構成により、トランジスタ５の
電子的な制御で、スライス厚を簡単に変更することがで
きる。Since the N / 2 wirings 14 are commonly connected to the signal read line 7, the number of signal read lines between the switching chip 4 and the DAS chip 8 can be reduced. Further, the slice thickness can be easily changed by electronically controlling the transistor 5 by a simple configuration in which the N / 2 wirings 14 are commonly connected to the signal read line 7.
【００２８】（第２実施形態）上記第１実施形態では、
シリコン基板表面に形成した複数のＡｌ配線により複数
のフォトダイオードを電気的に引き出している。そのた
めＡｌ配線の本数、つまりスライス方向に配列するフォ
トダイオードの個数（列数）が、Ａｌ配線を形成するフ
ォトダイオードのギャップの幅の制約を受けている。(Second Embodiment) In the first embodiment,
Plural photodiodes are electrically drawn out by plural Al wirings formed on the surface of the silicon substrate. Therefore, the number of Al wirings, that is, the number of photodiodes (columns) arranged in the slice direction is restricted by the width of the gap of the photodiodes forming the Al wirings.
【００２９】第２実施形態では、複数のフォトダイオー
ドを、シリコン基板を表面から背面にかけて貫通する貫
通配線により背面に電気的に引き出すことにより、上記
制約を緩和するものである。In the second embodiment, a plurality of photodiodes are electrically pulled out to the back surface by a through wiring penetrating the silicon substrate from the front surface to the back surface, thereby alleviating the above restriction.
【００３０】図３には第２実施形態による放射線検出器
を構成する検出器モジュールの断面図を示し、図４に図
３の貫通配線構造を詳細に示す断面図である。セラミッ
ク製のリジッドなプリント配線板２２上に、少なくとも
１つのフォトダイオードチップ２０と、少なくとも１つ
のスイッチングチップ４と、少なくとも１つのＤＡＳチ
ップ８とが、共通に実装される。FIG. 3 is a sectional view of a detector module constituting the radiation detector according to the second embodiment, and FIG. 4 is a sectional view showing the through wiring structure of FIG. 3 in detail. At least one photodiode chip 20, at least one switching chip 4, and at least one DAS chip 8 are commonly mounted on a rigid printed wiring board 22 made of ceramics.
【００３１】スイッチングチップ４の表面に形成された
複数のバンプ１２は、プリップチップテクニックによ
り、リジッドプリント配線板２０の表面に形成された複
数のバンプに半田で接続される。同様に、ＤＡＳチップ
８の表面に形成された複数のバンプ１３は、プリップチ
ップテクニックにより、リジッドプリント配線板１０の
表面に形成された複数のバンプに半田で接続される。The plurality of bumps 12 formed on the surface of the switching chip 4 are soldered to the plurality of bumps formed on the surface of the rigid printed wiring board 20 by the prep-chip technique. Similarly, the plurality of bumps 13 formed on the surface of the DAS chip 8 are connected to the plurality of bumps formed on the surface of the rigid printed wiring board 10 by soldering by the prep-chip technique.
【００３２】複数のフォトダイオード５は、シリコン基
板２４の表面にマトリクス状に形成される。複数のフォ
トダイオード５は、シリコン基板２４の表面に形成され
た複数のＡｌ配線２２にそれぞれ接続される。複数のＡ
ｌ配線２２は、シリコン基板２４の表面から裏面にかけ
て貫通する複数の貫通配線２３にそれぞれ接続される。
複数の貫通配線２３の側面は例えば酸化シリコンにより
絶縁されている。複数の貫通配線２３の後端には、シリ
コン基板２４の裏面において、複数のバンプ２１が形成
されている。このように複数のフォトダイオード５は、
複数の貫通配線２３を介して、裏面に電気的に引き出さ
れている。The plurality of photodiodes 5 are formed in a matrix on the surface of the silicon substrate 24. The plurality of photodiodes 5 are connected to the plurality of Al wirings 22 formed on the surface of the silicon substrate 24, respectively. Multiple A
The l-wiring 22 is connected to each of a plurality of through-wirings 23 penetrating from the front surface to the back surface of the silicon substrate 24.
The side surfaces of the plurality of through wirings 23 are insulated by, for example, silicon oxide. A plurality of bumps 21 are formed on the rear surface of the silicon substrate 24 at the rear ends of the plurality of through wirings 23. In this way, the plurality of photodiodes 5 are
It is electrically drawn out to the back surface through the plurality of through wirings 23.
【００３３】シリコン基板２４の裏面に形成された複数
のバンプ２１は、リジッドプリント配線板２２の表面に
形成された対応する複数のバンプに半田で接続される。The plurality of bumps 21 formed on the back surface of the silicon substrate 24 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the surface of the rigid printed wiring board 22.
【００３４】このように複数のフォトダイオード５を、
複数の貫通配線２３により、基板裏面に引き出すように
したので、スライス方向に配列するフォトダイオード５
の個数（列数）を上記制約から解放して、増加させるこ
とが可能となる。In this way, the plurality of photodiodes 5 are
Since the plurality of through wirings 23 lead to the back surface of the substrate, the photodiodes 5 arranged in the slice direction are arranged.
It is possible to increase the number of columns (number of columns) from the above constraint.
【００３５】（第３実施形態）放射線検出器は、Ｘ線Ｃ
Ｔ装置のガントリハウジング内に収容される。検出器モ
ジュールのスライス方向に関する幅は、ガントリハウジ
ングの内部空間の大きさにより制限を受ける。上述した
ように、リジッドなプリント配線板の表面に、フォトダ
イオードチップと、スイッチングチップと、ＤＡＳチッ
プとを共通に実装する場合、フォトダイオードチップの
実装面積が、スイッチングチップと、ＤＡＳチップとに
圧迫される。従って、スライス方向に配列するフォトダ
イオード５の個数（列数）は、フォトダイオードチップ
の実装面積によって制約を受ける。(Third Embodiment) The radiation detector is an X-ray C
It is housed in the gantry housing of the T-apparatus. The width of the detector module in the slice direction is limited by the size of the internal space of the gantry housing. As described above, when the photodiode chip, the switching chip, and the DAS chip are commonly mounted on the surface of the rigid printed wiring board, the mounting area of the photodiode chip presses the switching chip and the DAS chip. To be done. Therefore, the number (number of columns) of the photodiodes 5 arranged in the slice direction is restricted by the mounting area of the photodiode chip.
【００３６】第３実施形態は、この制約を軽減する。図
５には第３実施形態による放射線検出器を構成する検出
器モジュールの断面図を示している。リジッドな多層配
線板３０の表面に、少なくとも１つのフォトダイオード
チップ２０と、少なくとも１つのスイッチングチップ４
とが実装される。リジッドな多層配線板３０の裏面に
は、少なくとも１つのＤＡＳチップ８が実装される。Ｄ
ＡＳチップ８を裏面に配置したことで、検出器モジュー
ルのスライス方向に関する幅を拡大して、スライス方向
に配列するフォトダイオード５の個数（列数）を増加さ
せることができる。The third embodiment alleviates this restriction. FIG. 5 shows a sectional view of a detector module constituting the radiation detector according to the third embodiment. At least one photodiode chip 20 and at least one switching chip 4 are provided on the surface of the rigid multilayer wiring board 30.
And are implemented. At least one DAS chip 8 is mounted on the back surface of the rigid multilayer wiring board 30. D
By arranging the AS chip 8 on the back surface, it is possible to increase the width of the detector module in the slice direction and increase the number (number of rows) of the photodiodes 5 arranged in the slice direction.
【００３７】フォトダイオードチップ２０の複数のフォ
トダイオードは、シリコン基板を表面から裏面にかけて
貫通する複数の貫通配線を介して、多層配線板３０の表
面に形成されたプリント配線の複数の端子に接続され、
さらに表面プリント配線を介してスイッチングチップ４
の複数のトランジスタに接続される。The plurality of photodiodes of the photodiode chip 20 are connected to the plurality of terminals of the printed wiring formed on the front surface of the multilayer wiring board 30 through the plurality of through wirings that penetrate the silicon substrate from the front surface to the back surface. ,
Furthermore, the switching chip 4 is connected via the surface printed wiring.
Connected to a plurality of transistors.
【００３８】スイッチングチップ４の表面に形成された
複数のバンプ１２は、プリップチップテクニックによ
り、リジッド多層配線板３０の表面に形成された対応す
る複数のバンプに半田３５で接続される。The plurality of bumps 12 formed on the surface of the switching chip 4 are connected by solder 35 to the corresponding plurality of bumps formed on the surface of the rigid multilayer wiring board 30 by the prep-chip technique.
【００３９】ＤＡＳチップ８の表面に形成された複数の
バンプ１３は、プリップチップテクニックにより、リジ
ッド多層配線板３０の裏面に形成された対応する複数の
バンプに半田で接続される。The plurality of bumps 13 formed on the surface of the DAS chip 8 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the back surface of the rigid multilayer wiring board 30 by the prep-chip technique.
【００４０】図６には、多層配線板３０の断面構造を示
している。多層配線板３０は、積層される複数枚の薄い
配線基板３１〜３４から構成される。複数の配線基板３
１〜３４の相互間は、複数のビアホールにより接続され
る。FIG. 6 shows a sectional structure of the multilayer wiring board 30. The multilayer wiring board 30 is composed of a plurality of thin wiring boards 31 to 34 that are stacked. Multiple wiring boards 3
The plurality of via holes are connected to each other through a plurality of via holes.
【００４１】各配線基板３１〜３４の配線の引き回し、
および複数の配線基板３１〜３４間での配線の接続は、
スイッチングチップ４の複数のバンプ１２と、それに対
応するＤＡＳチップ８のバンプ１３とを接続するため
に、設計されている。Wiring of the wiring boards 31 to 34,
And the connection of the wiring between the plurality of wiring boards 31 to 34,
It is designed to connect the plurality of bumps 12 of the switching chip 4 to the corresponding bumps 13 of the DAS chip 8.
【００４２】このように多層配線板３０により、ＤＡＳ
チップ８を裏面に配置することが可能となる。それによ
りＤＡＳチップ８により圧迫されていたフォトダイオー
ドチップの実装面積を拡大して、スライス方向に配列す
るフォトダイオード５の個数（列数）を増加させること
が可能となる。As described above, the multilayer wiring board 30 enables the DAS
It becomes possible to arrange the chip 8 on the back surface. As a result, it is possible to increase the mounting area of the photodiode chip that has been compressed by the DAS chip 8 and increase the number (number of rows) of the photodiodes 5 arranged in the slice direction.
【００４３】（第４実施形態）図７は、第４実施形態に
よる検出器モジュールの断面図である。第３実施形態で
は、多層配線板の表面にフォトダイオードチップと、ス
イッチングチップとを実装し、多層配線板の裏面に、Ｄ
ＡＳチップを実装することにより、フォトダイオードチ
ップの実装面積を拡大する。(Fourth Embodiment) FIG. 7 is a sectional view of a detector module according to a fourth embodiment. In the third embodiment, the photodiode chip and the switching chip are mounted on the front surface of the multilayer wiring board, and D is mounted on the back surface of the multilayer wiring board.
The mounting area of the photodiode chip is increased by mounting the AS chip.
【００４４】それに対して、第４実施形態は、多層配線
板４０の表面にフォトダイオードチップ２０だけを実装
し、多層配線板４０の裏面に、ＤＡＳチップ８ととも
に、スイッチングチップ４をも実装することにより、フ
ォトダイオードチップ２０の実装面積をさらに拡大す
る。On the other hand, in the fourth embodiment, only the photodiode chip 20 is mounted on the front surface of the multilayer wiring board 40, and the switching chip 4 is mounted on the back surface of the multilayer wiring board 40 together with the DAS chip 8. This further increases the mounting area of the photodiode chip 20.
【００４５】フォトダイオードチップ２０の複数のフォ
トダイオードは、シリコン基板を表面から裏面にかけて
貫通する複数の貫通配線を介して、多層配線板４０の表
面に形成された複数の端子に接続される。The plurality of photodiodes of the photodiode chip 20 are connected to a plurality of terminals formed on the front surface of the multilayer wiring board 40 through a plurality of through wirings that penetrate the silicon substrate from the front surface to the back surface.
【００４６】スイッチングチップ４の表面に形成された
複数のバンプ１２は、プリップチップテクニックによ
り、リジッド多層配線板４０の裏面に形成された対応す
る複数のバンプに半田で接続される。The plurality of bumps 12 formed on the surface of the switching chip 4 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the back surface of the rigid multilayer wiring board 40 by the prep-chip technique.
【００４７】ＤＡＳチップ８の表面に形成された複数の
バンプ１３は、プリップチップテクニックにより、リジ
ッド多層配線板４０の裏面に形成された対応する複数の
バンプに半田で接続される。The plurality of bumps 13 formed on the surface of the DAS chip 8 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the back surface of the rigid multilayer wiring board 40 by the prep-chip technique.
【００４８】多層配線板４０を構成する複数の配線基板
それぞれの配線の引き回し、および複数の配線基板間で
の配線の接続は、フォトダイオードチップ２０の複数の
フォトダイオードを、それぞれ対応するスイッチングチ
ップ４の複数のトランジスタに接続するために、設計さ
れている。The wiring of each of the plurality of wiring boards constituting the multilayer wiring board 40 and the connection of the wiring between the plurality of wiring boards are performed by switching the photodiodes of the photodiode chip 20 to the corresponding switching chips 4. Designed to connect to multiple transistors.
【００４９】このように、多層配線板４０の表面にフォ
トダイオードチップ２０だけを実装し、多層配線板４０
の裏面に、スイッチングチップ４とＤＡＳチップ８とを
実装することにより、フォトダイオードチップ２０の実
装面積をさらに拡大して、スライス方向に配列するフォ
トダイオード５の個数（列数）の増加を促進することが
可能となる。In this way, the photodiode chip 20 alone is mounted on the surface of the multilayer wiring board 40,
By mounting the switching chip 4 and the DAS chip 8 on the back surface of the device, the mounting area of the photodiode chip 20 is further expanded, and the number of photodiodes 5 arranged in the slice direction (the number of columns) is increased. It becomes possible.
【００５０】（第５実施形態）図８には第５実施形態に
よる放射線検出器を構成する検出器モジュールの断面図
を示している。セラミック製のリジッドなプリント配線
板５２上に、スイッチングチップ５０と、ＤＡＳチップ
８とが実装され、スイッチングチップ５０の表面上にフ
ォトダイオードチップ２０が実装されている。(Fifth Embodiment) FIG. 8 shows a sectional view of a detector module constituting a radiation detector according to the fifth embodiment. A switching chip 50 and a DAS chip 8 are mounted on a rigid printed wiring board 52 made of ceramic, and a photodiode chip 20 is mounted on the surface of the switching chip 50.
【００５１】スイッチングチップ５０の表面には複数の
バンプが形成され、フォトダイオードチップ２０の裏面
の複数のバンプに半田で接続される。スイッチングチッ
プ５０の裏面にも複数のバンプ５１が形成され、貫通配
線を介して表面の複数のトランジスタに接続される。ス
イッチングチップ５０の裏面の複数のバンプ５１は、リ
ジッドプリント配線板５２の表面に形成された対応する
複数のバンプに半田で接続される。同様に、ＤＡＳチッ
プ８の表面に形成された複数のバンプ１３は、プリップ
チップテクニックにより、リジッドプリント配線板５２
の表面に形成された複数のバンプに半田で接続される。A plurality of bumps are formed on the front surface of the switching chip 50 and are connected to the plurality of bumps on the back surface of the photodiode chip 20 by soldering. A plurality of bumps 51 are also formed on the back surface of the switching chip 50, and are connected to a plurality of transistors on the front surface through through wirings. The plurality of bumps 51 on the back surface of the switching chip 50 are connected to the corresponding plurality of bumps formed on the front surface of the rigid printed wiring board 52 by soldering. Similarly, the plurality of bumps 13 formed on the surface of the DAS chip 8 are formed on the rigid printed wiring board 52 by the prep-chip technique.
Soldered to a plurality of bumps formed on the surface of the.
【００５２】このようにスイッチングチップ５０の表面
上にフォトダイオードチップ２０を実装するようにして
も、第３実施形態と同様の効果を奏することができる。Even if the photodiode chip 20 is mounted on the surface of the switching chip 50 as described above, the same effect as that of the third embodiment can be obtained.
【００５３】（第６実施形態）図９には第６実施形態に
よる放射線検出器を構成する検出器モジュールの断面図
を示している。リジッドな多層配線板６０の表面上に、
スイッチングチップ５０が実装され、リジッドな多層配
線板６０の裏面上にＤＡＳチップ８が実装され、スイッ
チングチップ５０の表面上にフォトダイオードチップ２
０が実装されている。(Sixth Embodiment) FIG. 9 shows a sectional view of a detector module constituting a radiation detector according to the sixth embodiment. On the surface of the rigid multilayer wiring board 60,
The switching chip 50 is mounted, the DAS chip 8 is mounted on the back surface of the rigid multilayer wiring board 60, and the photodiode chip 2 is mounted on the front surface of the switching chip 50.
0 is implemented.
【００５４】スイッチングチップ５０の表面には複数の
バンプが形成され、フォトダイオードチップ２０の裏面
の複数のバンプに半田で接続される。スイッチングチッ
プ５０の裏面にも複数のバンプ５１が形成され、貫通配
線を介して表面の複数のトランジスタに接続される。ス
イッチングチップ５０の裏面の複数のバンプ５１は、多
層配線板６０の表面に形成された対応する複数のバンプ
に半田で接続される。ＤＡＳチップ８の表面に形成され
た複数のバンプ１３は、プリップチップテクニックによ
り、多層配線板６０の裏面に形成された複数のバンプに
半田で接続される。A plurality of bumps are formed on the front surface of the switching chip 50 and are connected to the plurality of bumps on the back surface of the photodiode chip 20 by soldering. A plurality of bumps 51 are also formed on the back surface of the switching chip 50, and are connected to a plurality of transistors on the front surface through through wirings. The plurality of bumps 51 on the back surface of the switching chip 50 are soldered to the corresponding plurality of bumps formed on the front surface of the multilayer wiring board 60. The bumps 13 formed on the front surface of the DAS chip 8 are soldered to the bumps formed on the back surface of the multilayer wiring board 60 by the prep-chip technique.
【００５５】多層配線板６０を構成する複数の配線基板
それぞれの配線の引き回し、および複数の配線基板間で
の配線の接続は、スイッチングチップ４の複数のトラン
ジスタを、それぞれ対応するＤＡＳチップ８の複数のバ
ンプに接続するために、設計されている。The wiring of each of the plurality of wiring boards constituting the multilayer wiring board 60 and the connection of the wiring between the plurality of wiring boards are performed by connecting the plurality of transistors of the switching chip 4 to the plurality of DAS chips 8 corresponding to the plurality of transistors. Designed for connecting to bumps.
【００５６】このようにスイッチングチップ５０の表面
上にフォトダイオードチップ２０を実装し、また多層配
線板６０の裏面にＤＡＳチップ８を実装するようにして
も、第４実施形態と同様の効果を奏することができる。Even if the photodiode chip 20 is mounted on the front surface of the switching chip 50 and the DAS chip 8 is mounted on the rear surface of the multilayer wiring board 60 in this way, the same effect as that of the fourth embodiment can be obtained. be able to.
【００５７】以上のように第１〜第６の実施形態は、以
下に説明する様々な応用に発展され、また具体的で有意
な構成を実現することができる。As described above, the first to sixth embodiments can be developed into various applications described below, and can realize concrete and significant configurations.
【００５８】（第７実施形態）図１０には、第７実施形
態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示している。回転リング
１０２は、架台駆動部１０７により１回転あたり１秒以
下という高速回転で駆動される。この回転リング１０２
には、有効視野領域ＦＯＶ内に載置された被検体Ｐに対
してコーンビーム(四角錐)状、又はファンビーム状のＸ
線を発生するためのＸ線管１０１が取り付けられてい
る。Ｘ線管１０１には、Ｘ線の曝射に必要な電力が高電
圧発生装置１０９からスリップリング１０８を介して供
給される。これによりＸ線管１０１は、被検体の体軸方
向に直交するチャンネル方向Ｃと、それに直交するスラ
イス方向Ａ(＝回転軸に平行な方向)との２方向に広が
る、いわゆるコーンビームＸ線又はファンビームＸ線を
発生する。(Seventh Embodiment) FIG. 10 shows the arrangement of an X-ray CT apparatus according to the seventh embodiment. The rotating ring 102 is driven by the gantry driving unit 107 at a high speed of 1 second or less per rotation. This rotating ring 102
Is a cone beam (quadrangular pyramid) shape or a fan beam shape X with respect to the subject P placed in the effective visual field region FOV.
An X-ray tube 101 for generating rays is attached. Electric power required for X-ray irradiation is supplied to the X-ray tube 101 from a high voltage generator 109 via a slip ring 108. As a result, the X-ray tube 101 spreads in two directions, that is, a channel direction C orthogonal to the body axis direction of the subject and a slice direction A (= direction parallel to the rotation axis) orthogonal to the so-called cone beam X-ray or Generates fan-beam X-rays.
【００５９】また、回転リング１０２には、被検体Ｐを
透過したＸ線を検出するための放射線検出器１０３がＸ
線管１０１に対向する向きで取り付けられている。放射
線検出器１０３は、複数（例えば３８個）の検出器モジ
ュールから構成されている。図１１には１つの検出器モ
ジュールの展開図を示している。検出器モジュール１０
３０は、シンチレータと、フォトダイオード１０３１、
１０３２からなる複数の検出素子を有するフォトダイオ
ードチップとを有している。複数の検出素子１０３１、
１０３２は、チャンネル方向Ｃとスライス方向Ｓとの２
方向に関してマトリクス状に配列される。なお、本実施
形態におけるＸ線ＣＴ装置では、複数の検出器モジュー
ル１０３０は、平面的ではなく、Ｘ線管１０１の焦点を
中心とした円弧に沿って配列される。A radiation detector 103 for detecting X-rays transmitted through the subject P is attached to the rotary ring 102.
It is attached so as to face the wire tube 101. The radiation detector 103 is composed of a plurality (for example, 38) of detector modules. FIG. 11 shows a developed view of one detector module. Detector module 10
30 is a scintillator, a photodiode 1031,
1032 and a photodiode chip having a plurality of detection elements. A plurality of detection elements 1031,
1032 is 2 of the channel direction C and the slice direction S.
They are arranged in a matrix in the direction. In the X-ray CT apparatus according to this embodiment, the plurality of detector modules 1030 are arranged not along a plane but along an arc centered on the focal point of the X-ray tube 101.
【００６０】検出器モジュール１０３０は、上述したよ
うに複数の検出素子１０３１、１０３２を有するフォト
ダイオードチップとともに、スイッチングチップ、ＤＡ
Ｓチップを有している。これらフォトダイオードチッ
プ、スイッチングチップ、ＤＡＳチップは、単一のリジ
ッドなプリント配線板上に実装される。The detector module 1030 includes a photodiode chip having a plurality of detection elements 1031 and 1032 as described above, a switching chip and a DA.
It has an S-chip. These photodiode chip, switching chip, and DAS chip are mounted on a single rigid printed wiring board.
【００６１】一方の検出素子１０３１は、スライス方向
に関する幅が０．５ｍｍで、チャンネル方向に関する幅
が１ｍｍの有感域を備えている。他方の検出素子１０３
２は、スライス方向に関する幅が１ｍｍで、チャンネル
方向に関する幅が１ｍｍの有感域を備えている。One of the detection elements 1031 has a sensitive area having a width in the slice direction of 0.5 mm and a width in the channel direction of 1 mm. The other detection element 103
No. 2 has a sensitive area with a width in the slice direction of 1 mm and a width in the channel direction of 1 mm.
【００６２】０．５ｍｍ幅の検出素子１０３１は、スラ
イス方向Ｃに例えば１６個並べられる。なお、スライス
方向Ｃに並べられた１６個の検出素子１０３１を、第１
の検出素子列群１０３３と称する。また、１ｍｍ幅の検
出素子１０３２は、スライス方向Ｓに関し、第１の検出
素子列１０３３の両側それぞれに、検出素子１０３１の
配列個数よりも少ない複数個、例えば１２個ずつ並べら
れる。スライス方向Ｃに並べられた１２個の検出素子１
０３２を、第２の検出素子列群１０３４と称する。For example, 16 detection elements 1031 having a width of 0.5 mm are arranged in the slice direction C. Note that the 16 detection elements 1031 arranged in the slice direction C are
The detection element array group 1033 of FIG. In addition, with respect to the slice direction S, the 1 mm wide detection elements 1032 are arranged on each side of the first detection element row 1033, which are smaller than the number of the detection elements 1031 arranged, for example, 12 pieces each. 12 detector elements 1 arranged in the slice direction C
032 is referred to as a second detection element array group 1034.
【００６３】本実施形態では、スライス方向Ｃに並べら
れた検出素子１０３１の個数（例えば１６個）は、その
両側それぞれに配置された検出素子１０３２の個数（例
えば１２個）よりも多く、そのトータル個数（例えば２
４個）よりも少なく成るように設計されている。In the present embodiment, the number of the detection elements 1031 arranged in the slice direction C (for example, 16) is larger than the number of the detection elements 1032 arranged on each side of the detection element 1032 (for example, 12), and the total thereof. Number (eg 2
It is designed to be less than 4 pieces).
【００６４】このような放射線検出器１０３で検出され
たＭ×Ｎ（上記の例でいえば、Ｍ＝２４行×３８個＝９
１２であり、Ｎ＝４０（＝１６列＋２×１２列）であ
る。）の全チャンネルに関する膨大なデータ（１ビェー
あたりのＭ×Ｎチャンネル分のデータを以下「２次元投
影データ」という。）は、チップ化されているデータ収
集回路（ＤＡＳ）１０４に一旦集められ、そして、一括
して光通信を応用した非接触データ伝送装置１０５を介
して後述のデータ処理ユニットに伝送される。M × N detected by such a radiation detector 103 (in the above example, M = 24 rows × 38 = 9)
12 and N = 40 (= 16 columns + 2 × 12 columns). )) Enormous amount of data regarding all channels (hereinafter, data of M × N channels per beam is referred to as “two-dimensional projection data”) is once collected by a data collecting circuit (DAS) 104 which is made into a chip, Then, the data is collectively transmitted to a data processing unit described later via the non-contact data transmission device 105 to which optical communication is applied.
【００６５】なお、放射線検出器１０３による検出動作
は、１回転（約１秒）の間に、例えば１０００回程度繰
り返され、それによりＭ×Ｎチャンネル分の膨大な２次
元投影データが１秒（１回転）あたり１０００回発生
し、このような膨大でしかも高速に発生する２次元投影
データを時間遅れなく伝送するために、データ収集回路
１０４及び非接触データ伝送装置１０５は超高速処理化
が図られている。The detection operation by the radiation detector 103 is repeated, for example, about 1000 times during one rotation (about 1 second), so that an enormous two-dimensional projection data for M × N channels is generated for 1 second ( The data acquisition circuit 104 and the non-contact data transmission device 105 are designed to achieve ultra-high-speed processing in order to transmit such enormous and high-speed two-dimensional projection data that occurs 1000 times per rotation) without time delay. Has been.
【００６６】データ処理ユニットは、ホストコントロー
ラ１１０を中心として、データ補正等の前処理を行う前
処理装置１０６、記憶装置１１１、補助記憶装置１１
２、データ処理装置１１３、再構成装置１１４、入力装
置１１５及び表示装置１１６が、データ／制御バス３０
０を介して相互接続されている。さらに、このバス３０
０を介して、補助記憶装置２０１、データ処理装置２０
２、再構成装置２０３、入力装置２０４及び表示装置２
０５からなる外部の画像処理装置２００が接続されてい
る。The data processing unit is centered on the host controller 110 and performs a preprocessing such as data correction, a preprocessing device 106, a storage device 111 and an auxiliary storage device 11.
2, the data processing device 113, the reconfiguring device 114, the input device 115 and the display device 116, the data / control bus 30.
They are interconnected via 0. Furthermore, this bus 30
0 to the auxiliary storage device 201 and the data processing device 20.
2, reconfiguring device 203, input device 204 and display device 2
An external image processing device 200 composed of 05 is connected.
【００６７】以下では、上記構成例となるＸ線ＣＴ装置
についての作用効果について説明する。なお、以下で
は、上記放射線検出器１０３により検出された被検体透
過Ｘ線データに基づいて、複数のボクセルデータから構
成されるボリュームデータを再構成し、ここから任意断
面の断層像、任意方向からの投影像及び三次元表面表示
像等の各種像を再構成する場合（作用）について説明す
る。The operation and effect of the X-ray CT apparatus having the above configuration example will be described below. In the following, based on the object transmission X-ray data detected by the radiation detector 103, volume data composed of a plurality of voxel data is reconstructed, from which a tomographic image of an arbitrary cross section, from an arbitrary direction is obtained. A case (action) of reconstructing various images such as the projected image and the three-dimensional surface display image will be described.
【００６８】図１２に、本実施形態のＸ線ＣＴ装置にお
けるデータの処理及びその流れを示している。被検体を
透過したＸ線は、放射線検出器１０３においてアナログ
電気信号の２次元投影データに変換され、さらにデータ
収集回路１０４でディジタル電気信号の２次元投影デー
タに変換された後、非接触データ伝送装置１０５を介し
て、各種補正を行う前処理装置１０６に送られ、感度補
正等を受ける。FIG. 12 shows data processing and its flow in the X-ray CT apparatus of this embodiment. The X-ray transmitted through the subject is converted into two-dimensional projection data of an analog electric signal in the radiation detector 103, and further converted into two-dimensional projection data of a digital electric signal in the data acquisition circuit 104, and then non-contact data transmission. It is sent to the pre-processing device 106 that performs various corrections via the device 105, and undergoes sensitivity correction and the like.
【００６９】なお、以下でフォトダイオードの有感域の
幅は、Ｘ線管の回転中心軸上での換算値として定義す
る。つまり、「１ｍｍの有感域幅を有するフォトダイオ
ード」とは、「Ｘ線管の回転中心軸上で１ｍｍに相当す
る有感域幅を有するフォトダイオード」を意味し、Ｘ線
が放射状に拡散することを考慮すると、フォトダイオー
ドの実際の有感域の幅は、Ｘ線焦点と回転中心軸との距
離に対するＸ線焦点とフォトダイオードの有感域との実
際の距離の比率に従って、１ｍｍより若干広くなる。In the following, the width of the sensitive region of the photodiode is defined as a converted value on the rotation center axis of the X-ray tube. That is, "a photodiode having a sensitive area width of 1 mm" means "a photodiode having a sensitive area width corresponding to 1 mm on the center axis of rotation of the X-ray tube", and X-rays are radially diffused. In consideration of that, the width of the actual sensitive area of the photodiode is more than 1 mm according to the ratio of the actual distance between the X-ray focal point and the sensitive area of the photodiode to the distance between the X-ray focal point and the rotation center axis. It becomes a little wider.
【００７０】ここで、放射線検出器１０３におけるアナ
ログ電気信号への変換作用は、スライス方向Ａ中央付近
で検出されたＸ線については、幅０．５ｍｍの検出素子
１０３１ａから構成された第１の検出素子列１０３３に
より行われ、残りの部分については、より幅の大きい幅
１ｍｍの検出素子１０３２から構成された第２の検出素
子列１０３４により行われることになる。つまり、第１
の検出素子列１０３３によれば、残りの部分と比較し
て、より高い分解能を保持したまま、２次元投影データ
の収集及びアナログ電気信号への変換作用が達成される
ことになる。Here, the conversion action of the radiation detector 103 into an analog electric signal is such that the X-ray detected near the center of the slice direction A is detected by the first detection element 1031a having a width of 0.5 mm. The rest is performed by the element array 1033, and the remaining portion is performed by the second detection element array 1034 including the wider detection element 1032 having a width of 1 mm. That is, the first
According to the detector element array 1033 of 1), the action of collecting the two-dimensional projection data and converting it into an analog electric signal is achieved while maintaining higher resolution as compared with the rest.
【００７１】また、本実施形態のＸ線ＣＴ装置における
Ｘ線管１０１は、上述したように、コーンビーム状、又
はファンビーム状のＸ線を発生させる。そして、このよ
うなＸ線管１０１においては、該Ｘ線管１０１近傍に適
当な構成となるコリメータを設置すること等により、該
コリメータの開口度を変化させることで、コーンビーム
状、又はファンビーム状のＸ線のビーム厚を変更するこ
と、つまり被検体に対する「スライス幅（＝複数の均等
な「スライス厚」を束ねた大きさ）」を変更することが
可能である。Further, the X-ray tube 101 in the X-ray CT apparatus of the present embodiment, as described above, produces cone-beam-shaped or fan-beam-shaped X-rays. In such an X-ray tube 101, a collimator having a proper configuration is installed in the vicinity of the X-ray tube 101 to change the aperture of the collimator so that a cone beam shape or a fan beam shape is obtained. It is possible to change the beam thickness of the uniform X-ray, that is, to change the "slice width (= the size in which a plurality of uniform" slice thicknesses "are bundled)" for the subject.
【００７２】図１３には、０．５ｍｍ厚のスライスを１
６枚撮影する場合に用いられる検出素子を斜線で示して
いる。図１４には、１ｍｍ厚のスライスを１６枚撮影す
る場合に用いられる検出素子を斜線で示している。ま
た、図１５には、１ｍｍ厚のスライスを３２枚撮影する
場合に用いられる検出素子を斜線で示している。In FIG. 13, one 0.5 mm thick slice is used.
The detection elements used when six images are taken are indicated by diagonal lines. In FIG. 14, the detection elements used when 16 slices of 1 mm thickness are imaged are indicated by diagonal lines. Further, in FIG. 15, the detection elements used when 32 slices of 1 mm thickness are imaged are indicated by diagonal lines.
【００７３】０．５ｍｍ厚のスライスを１６枚撮影する
場合、０．５ｍｍ幅の検出素子１０３１の電気信号を個
別に読み出すことにより、０．５ｍｍ厚の１６枚の断層
像を再構成可能なデータを収集することができる。When 16 slices of 0.5 mm thickness are photographed, data that can reconstruct 16 slices of 0.5 mm thickness by individually reading out the electric signal of the detection element 1031 of 0.5 mm width. Can be collected.
【００７４】また、１ｍｍ厚のスライスを１６枚撮影す
る場合、隣り合うペアの０．５ｍｍ幅の検出素子１０３
１の電気信号を同時に読み出すことにより、隣り合うペ
アの０．５ｍｍ幅の検出素子１０３１を単一素子の如く
取り扱って、また中心に近い両側それぞれで４個ずつ、
合計８個の１ｍｍ幅の検出素子１０３２の電気信号を個
別に読み出すことにより、１ｍｍ厚の１６枚の断層像を
再構成可能なデータを収集することができる。Further, when 16 slices of 1 mm thickness are photographed, the detection elements 103 of 0.5 mm width of adjacent pairs are taken.
By simultaneously reading out one electric signal, the detection elements 1031 having a width of 0.5 mm adjacent to each other are treated as a single element, and four detection elements 1031 are arranged on each of both sides close to the center.
By individually reading out the electrical signals of the eight detection elements 1032 each having a width of 1 mm, it is possible to collect data capable of reconstructing 16 tomographic images having a thickness of 1 mm.
【００７５】また、１ｍｍ厚のスライスを３２枚撮影す
る場合、隣り合うペアの０．５ｍｍ幅の検出素子１０３
１の電気信号を同時に読み出すことにより、隣り合うペ
アの０．５ｍｍ幅の検出素子１０３１を単一素子の如く
取り扱って、また１ｍｍ幅の検出素子１０３２の電気信
号を個別に読み出すことにより、１ｍｍ厚の３２枚の断
層像を再構成可能なデータを収集することができる。When 32 1 mm thick slices are photographed, the 0.5 mm wide detection elements 103 of adjacent pairs are taken.
By simultaneously reading out one electrical signal, the detection elements 1031 having a width of 0.5 mm adjacent to each other are treated like a single element, and by individually reading out the electrical signals of the detection element 1032 having a width of 1 mm, a thickness of 1 mm is obtained. It is possible to collect data capable of reconstructing 32 tomographic images.
【００７６】もちろん、信号読出し方法を変えることに
より、スライス厚を２ｍｍ、３ｍｍ、等様々に変更させ
ることが可能である。また、そのスライス数も、１枚か
ら４０枚まで任意に変更可能である。さらに、複数種類
のスライス厚のデータを同時に収集することも可能であ
る。さらに、０．５ｍｍ，１ｍｍ，２ｍｍ，３ｍｍ，４
ｍｍのいずれか任意のスライス厚で８枚のスライスを収
集することも可能である。Of course, it is possible to change the slice thickness to various values such as 2 mm and 3 mm by changing the signal reading method. Also, the number of slices can be arbitrarily changed from 1 to 40. Furthermore, it is also possible to collect data of a plurality of slice thicknesses at the same time. Furthermore, 0.5 mm, 1 mm, 2 mm, 3 mm, 4
It is also possible to collect 8 slices at any slice thickness of mm.
【００７７】このような信号の読出し制御は、第１実施
形態で説明したように、同じスライス列上の複数のフォ
トダイオードを複数のトランジスタを介して単一の共通
信号線に接続することにより、トランジスタのオン／オ
フ制御により実現され得る。Such signal read control is performed by connecting a plurality of photodiodes on the same slice row to a single common signal line via a plurality of transistors, as described in the first embodiment. It can be realized by on / off control of the transistor.
【００７８】なお、上記では０．５ｍｍスライス時にお
いて、第１の検出素子列１０３３をを使用する形態につ
いて述べたが、これに代え、０．５ｍｍスライス時にお
いて、上記第１の検出素子列１０３３の「８列」のみを
使用するような形態としてもよい。その他、各スライス
時においても種々のケースを考えることができるが、い
ずれにしても、１６列でない「８列」や、場合により
「４列」等を使用するモードとしてもよい。In the above description, the first detecting element array 1033 is used in the 0.5 mm slice. However, instead of this, the first detecting element array 1033 is used in the 0.5 mm slice. It is also possible to adopt a form in which only "8 rows" of are used. In addition, various cases can be considered at the time of each slice, but in any case, a mode using "8 rows" other than 16 rows, or "4 rows" in some cases may be used.
【００７９】さて、前処理装置１０６で感度補正やＸ線
強度補正等を受けた３６０゜分、つまり１０００セット
の２次元投影データは、直接、あるいは記憶装置１１１
に一旦記憶される。その後、この２次元投影データは再
構成装置１１４に送られ、ここで、Ｆｅｌｄｋａｍｐ法
と呼ばれる再構成アルゴリズムにより、該データに基づ
く再構成が行われる。Now, the 360 ° two-dimensional projection data for which the sensitivity correction and the X-ray intensity correction have been performed by the preprocessing device 106, that is, 1000 sets of two-dimensional projection data, are directly or stored in the storage device 111.
Is once stored in. Then, the two-dimensional projection data is sent to the reconstruction device 114, where the reconstruction based on the data is performed by a reconstruction algorithm called the Feldkamp method.
【００８０】Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成法は、スライス方
向Ａに広い対象領域を複数のボクセルの集合体として扱
って、Ｘ線吸収係数の３次元的分布データ(以下「ボリ
ュームデータ(複数のボクセルデータが立体的（３次元
的）に集合したもの)」という。)を発生するために、フ
ァンビーム・コンボリューション・バックプロジェクシ
ョン法をもとに改良された近似的再構成法である。つま
り、Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成法は、データをファン投影
データとみなして畳み込み、そしてバックプロジェクシ
ョンは、回転中心軸に対して実際のコーン角に応じた斜
めのレイに沿って行うものである。なお、改良されてい
ないファンビーム・コンボリューション・バックプロジ
ェクション法は、バックプロジェクションで、レイを回
転中心軸に対して直交するものと仮定するので、アーチ
ファクトが強く現れる。The Feldkamp reconstruction method treats a wide target area in the slice direction A as an aggregate of a plurality of voxels, and calculates three-dimensional distribution data of X-ray absorption coefficients (hereinafter referred to as "volume data (a plurality of voxel data is three-dimensional). It is an improved approximate reconstruction method based on the fan-beam convolution back-projection method in order to generate (three-dimensionally assembled). That is, the Feldkamp reconstruction method considers the data as fan projection data and performs convolution, and the back projection is performed along an oblique ray corresponding to the actual cone angle with respect to the rotation center axis. Note that the unimproved fan-beam convolution back-projection method assumes that the ray is orthogonal to the rotation center axis in the back-projection, so that artifacts appear strongly.
【００８１】従って、Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成法を採用
することにより、スライス方向に広い検出器を有効に活
用することができる。Therefore, by adopting the Feldkamp reconstruction method, it is possible to effectively utilize a detector wide in the slice direction.
【００８２】再構成されたボリュームデータは、直接、
あるいは記憶装置１１１に一旦記憶された後、データ処
理装置１１３に送られて、オペレータの指示に基づき、
既に広く用いられている、任意断面の断層像、任意方向
からの投影像、レンダリング処理による特定臓器の３次
元表面画像等のいわゆる疑似３次元画像データに変換さ
れて、表示装置１１６に表示される。The reconstructed volume data is directly
Alternatively, once stored in the storage device 111, it is sent to the data processing device 113, and based on the operator's instruction,
It is converted into so-called pseudo three-dimensional image data such as a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image from an arbitrary direction, a three-dimensional surface image of a specific organ by rendering processing, which is already widely used, and is displayed on the display device 116. .
【００８３】オペレータは、検査・診断の目的に応じ
て、上記任意断面の断層像、任意方向からの投影像及び
３次元表面画像等の中から任意の表示形態を選択し、設
定することが可能である。この場合つまり、一つのボリ
ュームデータから、異なる形態での画像を生成し、表示
することになる。また、表示の際には、１種類の画像だ
けでなく、複数種類の画像を同時に表示するモードも備
え、目的に応じて一つの画像を表示するモードとの切り
替えが可能であるようになっている。The operator can select and set an arbitrary display form from the tomographic image of the arbitrary cross section, the projection image from the arbitrary direction, the three-dimensional surface image, etc. according to the purpose of inspection / diagnosis. Is. In this case, in other words, images in different forms are generated and displayed from one volume data. In addition, at the time of display, not only one type of image but also a mode of simultaneously displaying a plurality of types of images is provided, and it is possible to switch to a mode of displaying one image according to the purpose. There is.
【００８４】ちなみに、上記にいう「任意断面の断層
像」とは、図１６に示すように、従来のＸ線ＣＴ装置で
得られる体軸に直交した断面（アキシャル断面）ＡＸだ
けではなく、サジタル断面ＳＡ、コロナル断面ＣＯとい
った、アキシャル断面ＡＸに直交する断面、さらには、
これらの断面ＡＸ、ＳＡ及びＣＯに対して傾いたオブリ
ーク断面ＯＢについての断層像のこと等をいう。これら
は、上記ボリュームデータから、指定された断面につい
て、やはり指定された厚さのボクセルデータを抽出し、
束ねて表示する。Incidentally, the above-mentioned "tomographic image of an arbitrary cross section" means, as shown in FIG. 16, not only a cross section (axial cross section) AX orthogonal to the body axis obtained by a conventional X-ray CT apparatus but also a sagittal Sections such as section SA and coronal section CO that are orthogonal to the axial section AX,
It refers to a tomographic image of an oblique cross section OB inclined with respect to these cross sections AX, SA and CO. These are voxel data of the specified thickness for the specified cross-section, extracted from the volume data.
Display in a bundle.
【００８５】また、「任意方向からの投影像」とは、ボ
リュームデータに対して、当該任意方向として設定され
た方向に並んだボクセルデータについて、例えば、最大
値をピックアップし、また該並んだボクセルデータの積
算値をとる等して、これを２次元画像として表示するも
のである。さらに、「３次元表面画像」とは、例えば、
設定されたしきい値による表面を抽出し、設定された光
源による陰影により、表面を３次元的に表示する方法で
ある。この場合、しきい値を変化させながら観察するこ
とで、内部の構造も把握できる。The "projected image from an arbitrary direction" means, for example, the maximum value of the voxel data arranged in the direction set as the arbitrary direction with respect to the volume data is picked up and the arranged voxels are arranged. The integrated value of data is taken and displayed as a two-dimensional image. Further, the "three-dimensional surface image" means, for example,
This is a method of extracting a surface with a set threshold value and displaying the surface three-dimensionally by shading with a set light source. In this case, the internal structure can be grasped by observing while changing the threshold value.
【００８６】このように本実施形態におけるＸ線ＣＴ装
置では、一つのボリュームデータを通じて各種の画像を
取得することができるが、上記放射線検出器１０３を採
用することによれば、以上説明したことに基づき、以下
に記す効果を享受することが可能となる。すなわち、上
記ボリュームデータを構成するボクセルデータのサイズ
は、システムのジオメトリ、及びデータ収集速度等によ
って変化するとともに、上記放射線検出器１０３を構成
する検出素子１０３１、１０３２のサイズにも大きく依
存する。この点、本実施形態における放射線検出器１０
３によれば、幅の小さな検出素子１０３１を多列（上記
例では１６列）備えていることにより、ボクセルデータ
一つにつき、例えば最小で、０．５ｍｍ×０．５ｍｍ×
０．５ｍｍ程度を達成しつつ比較的広範囲な撮影を実施
することが可能である。つまり、広範囲かつ高分解能が
維持される。As described above, in the X-ray CT apparatus according to this embodiment, various images can be acquired through one volume data. However, by adopting the radiation detector 103, the above description is made. Based on this, it is possible to enjoy the effects described below. That is, the size of the voxel data forming the volume data changes depending on the geometry of the system, the data collection speed, etc., and also largely depends on the size of the detection elements 1031 and 1032 forming the radiation detector 103. In this respect, the radiation detector 10 according to the present embodiment
According to 3, the multi-row detection element 1031 having a small width (16 rows in the above example) is provided, so that, for example, at least 0.5 mm × 0.5 mm × for one voxel data.
It is possible to perform a relatively wide range of shooting while achieving about 0.5 mm. That is, a wide range and high resolution are maintained.
【００８７】また一方で、本実施形態の放射線検出器１
０３は、検出素子１０３１、１０３２の多列化構造を有
しているから、１回転で大きなボリュームデータを得る
ことができるので、「広範囲」で、かつ等方位性（ｉｓ
ｏｔｒｏｐｉｃ）のボクセルデータを収集することがで
きる。従って、任意断面の断層像の分解能を略等しくす
ることができ、臨床上有用な画像を取得することができ
る。すなわち、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸すべてに関し、等方
位性ボクセルでデータを収集することが可能となるた
め、アキシャル断面ＡＸ、サジタル断面ＳＡ及びコロナ
ル断面ＣＯそれぞれの断層像につき、同じ分解能で表現
された画像に基づく診断を行うことができる。臨床的に
は、頭部０．５ｍｍ、腹部１ｍｍスライスを基本とし
て、いわゆるｉｓｏｔｒｏｐｉｃを実現できる。On the other hand, the radiation detector 1 of this embodiment
Since 03 has a multi-row structure of the detection elements 1031 and 1032, a large volume data can be obtained in one rotation, so that it is "wide range" and isotropic (is).
voxel data can be collected. Therefore, the resolutions of tomographic images of arbitrary cross sections can be made substantially equal, and clinically useful images can be acquired. That is, since it is possible to collect data in all the X-axis, Y-axis, and Z-axis with isotropic voxels, it is possible to represent each tomographic image of the axial section AX, the sagittal section SA, and the coronal section CO with the same resolution. Diagnosis based on the obtained image can be performed. Clinically, so-called isotropy can be realized based on a slice of 0.5 mm in the head and 1 mm in the abdomen.
【００８８】なお、「広範囲」な撮影が可能であること
いうことは、「迅速」な撮影が可能であること、つまり
被検体に対するトータル的な被爆量を低減すること等が
可能であることを示唆するものであるが、そのこととは
別に、本実施形態における放射線検出器１０３によれ
ば、幅の小さい検出素子３１ａの配設数（ないし列数）
が、幅の大きい検出素子３１のそれよりも小さくされて
いるから、例えば従来の技術で述べたような特表平８−
５０９８９６号が開示する２次元アレイ型検出器で検出
素子の小型化を図る場合のように、取り扱わなければな
らないデータ数が膨大になるということがなく、この点
からも、「迅速」な処理が可能である点を指摘すること
ができる。むろん、当該公報に関し問題指摘した「クロ
ストーク」の問題も、本実施形態においては大きな問題
とならないことが明白である。The fact that "wide range" imaging is possible suggests that "quick" imaging is possible, that is, it is possible to reduce the total amount of exposure of the subject. However, apart from that, according to the radiation detector 103 in the present embodiment, the number (or the number of rows) of the detection elements 31a having a small width is arranged.
However, since it is made smaller than that of the detection element 31 having a large width, for example, as disclosed in the conventional technique,
There is no need to deal with an enormous amount of data as in the case of reducing the size of a detection element in the two-dimensional array type detector disclosed by No. 509896. From this point as well, "quick" processing is possible. I can point out what is possible. Obviously, the problem of "crosstalk" pointed out in the publication is not a big problem in this embodiment.
【００８９】なおまた、本実施形態における放射線検出
器１０３によれば、Ｘ線管１０１及び放射線検出器１０
３を連続回転させる撮影につき、特有の効果を奏する。Further, according to the radiation detector 103 in this embodiment, the X-ray tube 101 and the radiation detector 10 are provided.
A unique effect is obtained for shooting in which 3 is continuously rotated.
【００９０】まず、１回転のスキャンによれば、上記デ
ータ処理を行うことにより、既に述べたように、１回転
だけで得られた多方向からの２次元投影データから、ス
ライス方向Ａに広い対象領域について、スライス方向Ａ
に時間差のない、一つのボリュームデータを求めること
ができる。そして、アキシャル断面ＡＸ以外でも、ある
時刻（同一時刻）における断層像を観察することが可能
となる。この場合の表示画像の形態は、上述したよう
に、任意断面の断層像、任意方向の投影像及び三次元表
面画像等から選択・設定することが可能である。First, according to the scan of one rotation, by performing the above-mentioned data processing, as already described, from the two-dimensional projection data from multiple directions obtained by only one rotation, a wide object in the slice direction A is obtained. Slice direction A for area
It is possible to obtain one volume data with no time difference. Then, it becomes possible to observe a tomographic image at a certain time (the same time) other than the axial section AX. The form of the display image in this case can be selected and set from a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image of an arbitrary direction, a three-dimensional surface image, and the like, as described above.
【００９１】そして、連続回転スキャンによれば、複数
回転で得られた多方向からの２次元投影データに対し
て、１回転の場合と同様の処理を繰り返して行う場合に
は、得られるボリュームデータが一つではなく複数とな
る。１回転毎に再構成する場合でも回転数と同じ数のセ
ットが得られるし、再構成に使用するデータの範囲（シ
ステムの回転角度の範囲）を少しずつズラしていくこと
により、時間的に少しずつ異なる、より多くのボリュー
ムデータが得られる。According to the continuous rotation scan, when the same processing as in the case of one rotation is repeatedly performed on the two-dimensional projection data from multiple directions obtained by a plurality of rotations, the obtained volume data is obtained. There is more than one. Even when reconstructing every rotation, the same number of sets as the number of revolutions can be obtained, and by gradually shifting the range of data used for reconstruction (range of system rotation angle), More volume data can be obtained, which is slightly different.
【００９２】なお、この連続回転スキャンの場合におけ
る表示画像の形態については、１回転の場合と同様、オ
ペレータの設定に応じて、任意断面の断層像、任意方向
からの投影像、３次元表面画像等の中から選択可能であ
る。Regarding the form of the display image in the case of this continuous rotation scan, as in the case of one rotation, a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image from an arbitrary direction, a three-dimensional surface image are obtained according to the operator's setting. Etc. can be selected.
【００９３】また、上記時間的に少しずつ異なるボリュ
ームデータから、設定された表示形態での時間的に少し
ずつ異なる画像を生成し、これを順番に表示することに
よれば、オペレータは、当該画像を、図１７に示すよう
に、動画としてリアルタイムに観察することが可能とな
る。つまり、連続スキャンと並行して画像を動画として
表示することが可能となる。Further, from the volume data which is slightly different in time, the images which are slightly different in time in the set display form are generated and sequentially displayed, whereby the operator can 17 can be observed in real time as a moving image, as shown in FIG. That is, it is possible to display an image as a moving image in parallel with continuous scanning.
【００９４】なお以下では、この連続回転スキャンの場
合におけるデータ処理につき、少々説明を加えておく。
ただし、以下では、１つの３次元画像データを再構成す
るのに必要な投影データの角度範囲を、３６０°として
説明するが、既に述べたように、該角度範囲を、３６０
°ではない角度、例えば１８０°＋ビュー角としてもよ
い。In the following, the data processing in the case of the continuous rotation scan will be slightly explained.
However, in the following description, the angle range of the projection data necessary for reconstructing one piece of three-dimensional image data is described as 360 °, but as described above, the angle range is 360 °.
It may be an angle other than °, for example, 180 ° + view angle.
【００９５】まず、被検体の周囲をＸ線管１０１が、放
射線検出器１０３と共に高速に連続回転する。１回転あ
たりに要する時間は、ｔ０（上記例では、１秒）であ
る。次々と収集される投影データはほぼ実時間で前処理
を受ける。そして、再構成装置１１４では、前処理され
た３６０°分の投影データに基づいて、ボリュームデー
タ“Ｉ”を再構成する。そして、再構成されたボリュー
ムデータＩに基づいて、データ処理装置１１３で、任意
断面の断層像、任意方向からの投影像、３次元表面画像
等の画像データ“ＤＩ”が生成される。この画像データ
“ＤＩ”は、表示装置１１６に表示される。First, the X-ray tube 101 continuously rotates at high speed around the subject together with the radiation detector 103. The time required for one rotation is t0 (1 second in the above example). The projection data collected one after another undergoes preprocessing in almost real time. Then, the reconstructing device 114 reconstructs the volume data “I” based on the preprocessed projection data for 360 °. Then, based on the reconstructed volume data I, the data processing device 113 generates image data “DI” such as a tomographic image of an arbitrary cross section, a projection image from an arbitrary direction, and a three-dimensional surface image. The image data “DI” is displayed on the display device 116.
【００９６】上記したような動画表示をする場合には、
１回目のスキャンからｎ回目のスキャンまでのそれぞれ
のスキャンについて、該スキャンから画像表示までの一
連の処理を並行して行い（例えば、１回目のスキャンに
基づく再構成処理に並行して、２回目のスキャンを実施
等。）、これにより連続して得られる２次元投影データ
に基づき画像を次々と再構成し、それを次々と表示する
ことになる。When displaying a moving image as described above,
For each scan from the first scan to the nth scan, a series of processes from the scan to the image display are performed in parallel (for example, in parallel with the reconstruction process based on the first scan, the second scan is performed). , Etc.), and images are reconstructed one after another on the basis of the two-dimensional projection data continuously obtained thereby, and the images are displayed one after another.
【００９７】このため再構成装置１１４は、２次元投影
データの収集オペレーション（スキャン）と並行して、
所定角度範囲（ここでは３６０°）分の投影データを収
集するのに要する時間ｔ０より短時間で、ボリュームデ
ータＩを再構成するために必要な処理能力を備えてい
る。また、データ処理装置１１３は、ボリュームデータ
Ｉの再構成時間よりも短時間で、ボリュームデータＩか
ら画像データＤＩを発生するために必要な処理能力を備
えている。さらに、表示装置１１６は、画像データＤＩ
を、その画像データＤＩの起源の投影データの収集オペ
レーションの期間の起点Ｔｓ又は終点Ｔｅから、一定時
間後に表示開始するために必要なカウンタ及びメモリ等
を装備している。Therefore, the reconstructing device 114, in parallel with the collection operation (scan) of the two-dimensional projection data,
It has a processing capacity necessary for reconstructing the volume data I in a time shorter than the time t0 required to collect projection data for a predetermined angle range (here, 360 °). Further, the data processing device 113 has a processing capability necessary for generating the image data DI from the volume data I in a shorter time than the reconstruction time of the volume data I. Further, the display device 116 displays the image data DI
Is equipped with a counter and a memory necessary for starting display after a fixed time from the starting point Ts or the ending point Te of the period of the collection operation of the projection data of the origin of the image data DI.
【００９８】ところで、いま述べた点に関しては、放射
線検出器１０３周りの信号処理能力も、当然に高いこと
が要求されることになる。この点、本実施形態における
放射線検出器１０３によれば、既に述べたように、「迅
速」な信号処理が可能であるから、上記したような動画
表示を円滑に実行することに大きく貢献する。しかも、
それは広範囲で高分解能を維持しつつ達成することが可
能なのである。With respect to the point just described, it is naturally required that the signal processing ability around the radiation detector 103 is also high. In this respect, according to the radiation detector 103 of the present embodiment, "quick" signal processing can be performed as described above, which greatly contributes to the smooth execution of the moving image display described above. Moreover,
It can be achieved over a wide range while maintaining high resolution.
【００９９】なお、上記実施形態においては、再構成、
断面変換などのデータ処理及び表示オペレーションは、
Ｘ線ＣＴ装置１００内で行われるとしたが（そのような
形態が一般的である）、本発明においてはこれに代え、
これらデータ処理等を、図１に外部の画像処理装置２０
０において実行するようにしてもよい。また、このよう
な外部の画像処理装置２００を使用する場合、Ｘ線ＣＴ
装置１００から、画像処理装置２００に送られるデータ
は、再構成前でも、再構成後でも、データ処理後の表示
直前でも、いずれの状態でも上記した実施形態の効果を
妨げるものではない。In the above embodiment, the reconstruction,
Data processing such as cross-section conversion and display operation,
Although it is assumed that it is performed in the X-ray CT apparatus 100 (such a form is common), in the present invention, instead of this,
The data processing and the like are shown in FIG.
It may be executed at 0. When using such an external image processing apparatus 200, an X-ray CT
The data sent from the apparatus 100 to the image processing apparatus 200 does not hinder the effects of the above-described embodiments in any state, before reconstruction, after reconstruction, immediately before display after data processing.
【０１００】また、上記では、任意断面の断層像、任意
方向の投影像及び３次元表面画像等の表示が可能として
いたが、本発明はこれに加え、これらメインの各種画像
表示と一緒に、ＲＯＩのＣＴ値や心電図など、時間的に
変化する情報を、グラフで表示し、グラフ上に表示中の
メイン画像の時刻も表示する構成としてもよい。In the above description, a tomographic image of an arbitrary cross section, a projected image in an arbitrary direction, a three-dimensional surface image, and the like can be displayed. However, in addition to this, in addition to this, various main image displays, The time-varying information such as the ROI CT value and electrocardiogram may be displayed in a graph, and the time of the main image being displayed on the graph may also be displayed.
【０１０１】さらに本実施形態は種々変形して実施する
ことが可能である。例えば、上述した実施形態をＸ線管
１０１が被検体の周囲を螺旋状の軌跡を描くように架台
及び寝台の少なくとも一方をスキャン中に移動させるヘ
リカルスキャンに適用しても良い。この時、データ収集
に用いる検出素子列、ヘリカルピッチ、スキャン範囲、
スキャン時間、管電流の少なくともいずれかを含む撮影
条件を最適値に設定すれば、等方位性のボクセルデータ
から成るボリュームデータを得ることができる。尚、こ
のｉｓｏｔｏｒｏｐｉｃを実現するにあたっては、検出
幅の狭い第１の検出素子列だけを使用してデータ収集を
行うことが、高分解能という観点から望ましい。例え
ば、撮影条件は、撮影領域頭部１８ｃｍφ、０．５ｍｍ
検出素子列×4列、ヘリカルピッチ３、スキャン範囲６
０ｍｍ、スキャン時間２０秒、１５０ｍＡｓ、再構成ピ
ッチ０．３ｍｍのように設定する。Further, the present embodiment can be implemented with various modifications. For example, the above-described embodiment may be applied to a helical scan in which at least one of the gantry and the bed is moved during scanning so that the X-ray tube 101 draws a spiral trajectory around the subject. At this time, detector array used for data collection, helical pitch, scan range,
By setting the imaging condition including at least one of the scan time and the tube current to the optimum value, volume data composed of isotropic voxel data can be obtained. In order to realize this isotropic, it is desirable from the viewpoint of high resolution to collect data by using only the first detection element array having a narrow detection width. For example, the shooting conditions are as follows: shooting area head 18 cmφ, 0.5 mm
Detection element row x 4 rows, helical pitch 3, scan range 6
0 mm, scan time 20 seconds, 150 mAs, reconstruction pitch 0.3 mm.
【０１０２】なお、検出素子の配列及び検出器の構造
は、第１〜第６実施形態のいずれか又は任意に組み合わ
せたものである。The arrangement of the detection elements and the structure of the detector are any one of the first to sixth embodiments or any combination thereof.
【０１０３】（第８実施形態）図１８は、第８実施形態
に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成を示している。図１８に
おいて、Ｘ線ＣＴ装置２０１０は、被検体の投影データ
の収集を行うガントリー２０１１と、収集された投影デ
ータに基づいて画像再構成処理や再構成画像表示などを
行うデータ処理システム部とから構成されている。(Eighth Embodiment) FIG. 18 shows the schematic arrangement of an X-ray CT apparatus according to the eighth embodiment. In FIG. 18, an X-ray CT apparatus 2010 includes a gantry 2011 that collects projection data of a subject and a data processing system unit that performs image reconstruction processing and reconstructed image display based on the collected projection data. It is configured.
【０１０４】ガントリー２０１１は、Ｘ線管球２０１
４、スリット２０１６、被検体載置用の寝台２０１８、
被検体を挿入して診断を行うための診断用開口部、ガン
トリー駆動部２０３８、放射線検出システム２０２０を
有している。The gantry 2011 is an X-ray tube 201.
4, slit 2016, bed 2018 for placing a subject,
It has a diagnostic opening for inserting a subject and making a diagnosis, a gantry drive unit 2038, and a radiation detection system 2020.
【０１０５】Ｘ線管球２０１４は、Ｘ線を発生する真空
管であり、後述する高電圧発生装置２０１２で発生され
た高電圧により電子を加速させ、ターゲットに衝突させ
ることでＸ線を発生させる。The X-ray tube 2014 is a vacuum tube for generating X-rays, and the electrons are accelerated by a high voltage generated by a high voltage generator 2012 described later to collide with a target to generate X-rays.
【０１０６】スリット２０１６は、ガントリー２０１２
内のＸ線管球２０１４と被検体の間に設けられ、Ｘ線管
球２０１４のＸ線焦点から曝射されたコーン状のＸ線ビ
ームを整形し、所要の立体角のＸ線ビームを形成する。The slit 2016 is a gantry 2012.
Which is provided between the X-ray tube 2014 inside and the subject, shapes the cone-shaped X-ray beam exposed from the X-ray focal point of the X-ray tube 2014, and forms an X-ray beam with a required solid angle. To do.
【０１０７】寝台２０１８は、寝台駆動部の駆動により
被検体の体軸方向に沿ってスライス可能になっている。The bed 2018 can be sliced along the body axis of the subject by the drive of the bed driving section.
【０１０８】ガントリー駆動部２０３８は、診断用開口
内に挿入された被検体の体軸方向に平行な中心軸のまわ
りに、Ｘ線管球２０１４と放射線検出システム２０２０
とを一体で回転させる等の駆動制御を行う。The gantry drive unit 2038 is provided with an X-ray tube 2014 and a radiation detection system 2020 around a central axis parallel to the body axis direction of the subject inserted into the diagnostic opening.
And drive control such as rotating and.
【０１０９】放射線検出システム２０２０は、放射線検
出器２０２５とデータ収集装置（以下、ＤＡＳ）２０３
０とから成るシステムである。放射線検出器２０２５
は、配列された複数個の検出器モジュールから構成され
る。なお、本実施形態に係る放射線検出システム２０２
０は、従来の検出器チャンネル方向解像度が約０．５〜
１ｍｍであることより、スライス軸方向に関してもチャ
ンネル方向と同等の解像度を有すれば十分とし、０．５
ｍｍスライスを最小撮影スライス厚として説明する。ま
た、ＤＡＳ２０３０は、複数のＤＡＳチップから構成さ
れ、放射線検出器２０２５から送られたＸ線透過データ
に対して増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理、所定のスライス厚
に束ねるための制御を行い、データ処理装置２０３２に
送り出す。なお、ＤＡＳチップは、ＤＡＭ−ＡＳＳＹと
呼ばれることもある。The radiation detection system 2020 includes a radiation detector 2025 and a data collection device (hereinafter, DAS) 203.
It is a system consisting of 0 and. Radiation detector 2025
Is composed of a plurality of detector modules arranged in an array. The radiation detection system 202 according to this embodiment
0 has a conventional detector channel direction resolution of about 0.5 to
Since it is 1 mm, it is sufficient that the slice axis direction has a resolution equivalent to that in the channel direction.
The mm slice will be described as the minimum imaging slice thickness. The DAS 2030 is composed of a plurality of DAS chips, performs amplification processing, A / D conversion processing, and control for bundling into a predetermined slice thickness on the X-ray transmission data sent from the radiation detector 2025, and It is sent to the processing device 2032. The DAS chip may also be called DAM-ASSY.
【０１１０】さらに、本実施形態に係る放射線検出シス
テム２０２０は、ノイズを大幅に低減させるために、後
述する特徴を有している。Further, the radiation detection system 2020 according to this embodiment has the features described later in order to significantly reduce noise.
【０１１１】データ処理システム部は、高電圧発生装置
２０１２、データ処理装置２０３２、記憶装置２０３
４、ホストコントローラ２０３６、入力装置２０４０、
再構成装置２０４２、表示装置２０４４、を有してい
る。The data processing system section includes a high voltage generator 2012, a data processor 2032, and a storage device 203.
4, host controller 2036, input device 2040,
It has a reconstruction device 2042 and a display device 2044.
【０１１２】高電圧発生装置２０１２は、Ｘ線管球２０
１４に高電圧を供給する装置であり、高電圧変圧器、フ
ィラメント加熱変換器、整流器、高電圧切替器等から成
る。この高電圧発生装置２０１２によるＸ線管球２０１
４への高電圧供給は、例えば、接触式のスリップリング
機構により行われる。The high voltage generator 2012 is the X-ray tube 20.
It is a device for supplying a high voltage to 14, and comprises a high voltage transformer, a filament heating converter, a rectifier, a high voltage switching device, and the like. The X-ray tube 201 by this high voltage generator 2012
The high voltage supply to 4 is performed by, for example, a contact type slip ring mechanism.
【０１１３】ホストコントローラ２０３６は、ＣＰＵを
有するコンピュータ回路を搭載しており、高電圧発生装
置２０１２に接続されるとともに、バスを介してガント
リー２０１１内の図示しない寝台駆動部、ガントリー駆
動部２０３８、放射線検出システム２０２０にそれぞれ
接続されている。また、ホストコントローラ２０３６、
データ処理装置２０３２、記憶装置２０３４、再構成装
置２０４２、表示装置２０４４、及び入力装置２０４０
は、それぞれバスを介して相互接続され、当該バスを通
じて互いに高速に画像データや制御データ等の受け渡し
を行なうことができるように構成されている。The host controller 2036 is equipped with a computer circuit having a CPU, is connected to the high voltage generator 2012, and is also connected to a bed driving unit (not shown), gantry driving unit 2038, and radiation in the gantry 2011 via a bus. Each is connected to a detection system 2020. In addition, the host controller 2036,
The data processing device 2032, the storage device 2034, the reconstruction device 2042, the display device 2044, and the input device 2040.
Are connected to each other via a bus, and are configured to be able to exchange image data, control data, and the like with each other at high speed through the bus.
【０１１４】ホストコントローラ２０３６は、例えば以
下に述べるような制御を実行して、Ｘ線透過データ（投
影データ）の収集処理を行う。すなわち、ホストコント
ローラ２０３６は、オペレータから入力装置２０４０を
介して入力されたスライス厚等のスキャン条件を内部メ
モリに格納し、この格納されたスキャン条件（あるい
は、マニュアルモードにおいてオペレータから直接設定
されたスキャン条件）に基づいて高電圧発生装置２０１
２、寝台駆動部、ガントリー駆動部２０３８、及び寝台
２０１８の体軸方向への送り量、送り速度、ガントリー
２０１１（Ｘ線管球２０１４及び放射線検出システム２
０２０）の回転速度、回転ピッチ、及びＸ線の曝射タイ
ミング等を制御しながら、当該高電圧発生装置２０１
２、寝台駆動部、ガントリー駆動部２０３８を駆動させ
る。すると、被検体の所望の撮影領域に対して多方向か
らコーン状のＸ線ビームが照射され、被検体の撮影領域
を透過した透過Ｘ線を、放射線検出システム２０２０の
各検出素子を介してＸ線透過データとして検出すること
ができる。The host controller 2036 executes the control as described below, for example, to collect X-ray transmission data (projection data). That is, the host controller 2036 stores the scan conditions such as the slice thickness input by the operator through the input device 2040 in the internal memory, and the stored scan conditions (or the scan directly set by the operator in the manual mode). High voltage generator 201 based on
2, the bed driving unit, the gantry driving unit 2038, and the bed 2018, the feed amount in the body axis direction, the feeding speed, the gantry 2011 (X-ray tube 2014 and radiation detection system 2
020) while controlling the rotation speed, the rotation pitch, the X-ray exposure timing, etc.
2. Drive the bed drive unit and the gantry drive unit 2038. Then, a cone-shaped X-ray beam is applied to a desired imaging region of the subject from multiple directions, and the transmitted X-rays that have passed through the imaging region of the subject are X-rayed via each detection element of the radiation detection system 2020. It can be detected as line transmission data.
【０１１５】同時に、ホストコントローラ２０３６は、
内部メモリに記憶されたスキャン条件（あるいは、マニ
ュアルモードのスキャン条件）に基づいて、放射線検出
システム２０２０のスイッチイング素子のオン／オフを
制御する。ホストコントローラ２０３６は、放射線検出
システム２０２０が有する各検出素子（フォトダイオー
ド）とＤＡＳとの接続状態を切り換え、各検出素子で検
出されたＸ線透過データを所定の単位で束ねる。そし
て、スキャン条件に対応した複数スライスのＸ線透過デ
ータとしてＤＡＳに送り出し、所定の処理を実行する。At the same time, the host controller 2036
On / off of the switching element of the radiation detection system 2020 is controlled based on the scan condition (or manual mode scan condition) stored in the internal memory. The host controller 2036 switches the connection state between each detection element (photodiode) included in the radiation detection system 2020 and the DAS, and bundles X-ray transmission data detected by each detection element in a predetermined unit. Then, it is sent to the DAS as X-ray transmission data of a plurality of slices corresponding to the scan conditions, and a predetermined process is executed.
【０１１６】データ処理装置２０３２は、例えばＣＰＵ
などを有するコンピュータ回路を搭載しており、放射線
検出システム２０２０の各ＤＡＳチップにより収集され
た、例えば１６スライス分の投影データを保持する。そ
して、データ処理装置２０３２は、上述したガントリー
２０１１の回転による多方向から得られた同一スライス
のすべての投影データを加算する処理や、その加算処理
により得られた多方向データに対して必要に応じて補間
処理、補正処理などを施すようになっている。The data processing device 2032 is, for example, a CPU
And the like, and holds projection data for, for example, 16 slices collected by each DAS chip of the radiation detection system 2020. Then, the data processing device 2032 adds the projection data of all the same slices obtained from the multiple directions by the rotation of the gantry 2011 described above, and multi-directional data obtained by the addition processing as necessary. Interpolation processing, correction processing, etc. are performed.
【０１１７】記憶装置２０３４は、データ処理装置２０
３２におけるデータ処理に必要なデータ等を記憶する。The storage device 2034 is the data processing device 20.
Data necessary for data processing in 32 are stored.
【０１１８】再構成装置２０４２は、データ処理装置２
０３２によりデータ処理されて得られた投影データをフ
ェルドカンプ再構成法に従って再構成処理して、１６ス
ライス分の再構成画像データを生成する。The reconstruction device 2042 is the data processing device 2
The projection data obtained by data processing in 032 is reconstructed according to the Feldkamp reconstruction method to generate reconstructed image data for 16 slices.
【０１１９】表示装置２０４４は再構成装置２０３６に
より生成された再構成画像データを表示する。The display device 2044 displays the reconstructed image data generated by the reconstructing device 2036.
【０１２０】入力装置２０４０は、キーボードや各種ス
イッチ、マウス等を備え、オペレータを介してスライス
厚やスライス数等の各種スキャン条件を入力可能な装置
である。The input device 2040 is a device that is equipped with a keyboard, various switches, a mouse, etc., and can input various scan conditions such as slice thickness and the number of slices through an operator.
【０１２１】再構成装置２０４２は、生成した再構成画
像データを記憶可能な大容量の補助記憶装置を有してい
る。The reconstructing device 2042 has a large capacity auxiliary storage device capable of storing the reconstructed image data generated.
【０１２２】次に、本実施形態に係る放射線検出システ
ム２０２０について詳しく説明する。Next, the radiation detection system 2020 according to this embodiment will be described in detail.
【０１２３】放射線検出システム２０２０の検出器モジ
ュール各々は、１つの検出器ブロックと１つのＤＡＳブ
ロックとから構成される。すなわち、一の検出器ブロッ
クと一のＤＡＳブロックとで検出器モジュールを構成
し、当該検出器モジュールをチャンネル方向に配列する
ことで、放射線検出器１０２０が構成されている。以
下、各構成要素の順に説明する。Each detector module of the radiation detection system 2020 consists of one detector block and one DAS block. That is, the radiation detector 1020 is configured by configuring a detector module with one detector block and one DAS block and arranging the detector module in the channel direction. Hereinafter, each component will be described in order.
【０１２４】（検出器モジュール及び放射線検出器）図
２０（ａ）は、検出器ブロック２２００の上面図を示し
ている。検出器ブロック２２００は、シンチレータによ
ってＸ線から変換された光を複数のフォトダイオードに
よって電気信号に変換して出力するフォトダイオードチ
ップ２２０１、収集されたＸ線透過データを所定の単位
で束ねてＤＡＳチップに送り出すＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌ
ｅｍｅｎｔａｒｙ ＭＯＳ）の群からなるスイッチング
チップ２２０２とが、リジッドな多層配線板２２２０上
に実装されてなる。多層配線板２２２０の裏面には、ス
イッチングチップ２２０２に電気的に接続されたコネク
タが取り付けられている。(Detector Module and Radiation Detector) FIG. 20A shows a top view of the detector block 2200. The detector block 2200 includes a photodiode chip 2201 that converts light converted from X-rays by a scintillator into electric signals by a plurality of photodiodes, and outputs the electric signals. The collected X-ray transmission data is bundled in a predetermined unit to form a DAS chip. To send to CMOS (Compl
A switching chip 2202 composed of a group of elementary MOS) is mounted on a rigid multilayer wiring board 2220. A connector electrically connected to the switching chip 2202 is attached to the back surface of the multilayer wiring board 2220.
【０１２５】図１９は、フォトダイオードチップ２２０
１の展開図を示している。同図に示すようにフォトダイ
オードチップ２２０１は、複数のフォトダイオード２０
０１，２００２を有している。一方のフォトダイオード
２００２は、チャンネル方向に関して１ｍｍ、スライス
方向に関して１ｍｍの略正方形の有感域を有している。
他方のフォトダイオード２００１は、チャンネル方向に
関してはフォトダイオード２００２のそれと同じ１ｍ
ｍ、スライス方向に関してはフォトダイオード２００２
のそれの１／２の０．５ｍｍの有感域を有している。FIG. 19 shows a photodiode chip 220.
1 shows a development view of No. 1. As shown in the figure, the photodiode chip 2201 includes a plurality of photodiodes 20.
01,2002. One photodiode 2002 has a substantially square sensitive area of 1 mm in the channel direction and 1 mm in the slice direction.
The other photodiode 2001 has the same channel length of 1 m as that of the photodiode 2002.
m, the photodiode 2002 in the slice direction
It has a sensitive area of 0.5 mm, which is half that of the above.
【０１２６】０．５ｍｍ幅のフォトダイオード２００１
は、スライス方向に関して、１６個配列される。チャン
ネル方向に関しては、４８個配列される。１ｍｍ幅のフ
ォトダイオード２００２は、スライス方向に関して、
０．５ｍｍ幅のフォトダイオード２００１の両側それぞ
れに１２個ずつ配列される。チャンネル方向に関して
は、同様に、４８個配列される。Photodiode 2001 having a width of 0.5 mm
Are arranged in the slice direction. 48 channels are arranged in the channel direction. The photodiode 2002 with a width of 1 mm is
Twelve photodiodes 2001 having a width of 0.5 mm are arranged on each side. Similarly, 48 channels are arranged in the channel direction.
【０１２７】（ＤＡＳブロック及びデータ収集装置）図
２０（ｂ）は、ＤＡＳブロック２３００の上面図を示し
ている。ＤＡＳブロック２３００は、リジッドなプリン
ト配線板２３０１を有する。プリント配線板２３０１の
表面には、検出器ブロック２２００の裏面に形成された
コネクタと着脱可能なコネクタ２３０２が形成される。
また、プリント配線板２３０１には、複数のＤＡＳチッ
プ２３０３が実装される。(DAS Block and Data Collection Device) FIG. 20B shows a top view of the DAS block 2300. The DAS block 2300 has a rigid printed wiring board 2301. On the front surface of the printed wiring board 2301, a connector 2302 detachable from the connector formed on the back surface of the detector block 2200 is formed.
A plurality of DAS chips 2303 are mounted on the printed wiring board 2301.
【０１２８】（検出器モジュール及び放射線検出器）次
に、検出器モジュール２０２２について、説明する。(Detector Module and Radiation Detector) Next, the detector module 2022 will be described.
【０１２９】図２０（ｃ）は、検出器モジュール２０２
２の上面図を示している。図２０（ｃ）に示すように、
検出器モジュール２０２２は、一の検出器ブロック２２
００と一のＤＡＳブロック２３００とから構成されてい
る。検出器ブロック２２００とＤＡＳブロック２３００
間の固定・電気的接続は、コネクタ２３０２によってな
される。ＤＡＳブロック２３００は、コネクタ２３０２
接続された検出器ブロック２２００によって検出される
Ｘ線画像データの収集処理を行う。従って、検出器モジ
ュール２０２２一つで、独立したデータ検出・データ収
集を行うシステムとなっている。放射線検出システム２
０２０は、図２０（ｃ）に示す検出器モジュール２０２
２をチャンネル方向に沿って複数配列することにより構
成される。FIG. 20C shows the detector module 202.
2 shows a top view of FIG. As shown in FIG. 20 (c),
The detector module 2022 includes one detector block 22.
00 and one DAS block 2300. Detector block 2200 and DAS block 2300
The fixed / electrical connection between them is made by a connector 2302. The DAS block 2300 includes a connector 2302.
Acquisition processing of X-ray image data detected by the connected detector block 2200 is performed. Therefore, the detector module 2022 alone is a system for performing independent data detection and data collection. Radiation detection system 2
Reference numeral 020 denotes the detector module 202 shown in FIG.
It is configured by arranging a plurality of 2 along the channel direction.
【０１３０】連結した検出器ブロック２２００とＤＡＳ
ブロック２３００との一方が故障した場合、両者を分離
して、正常なブロックに差し替えることができる。Connected detector block 2200 and DAS
If one of the blocks 2300 fails, both can be separated and replaced with normal blocks.
【０１３１】図２１（ａ）には、検出器モジュール２０
２２の断面図を示している。検出器モジュール２０２２
は、検出器ブロック２２００とＤＡＳブロック２３００
との間を、リジッドなプリント配線板２２１０で中継す
る。中継基板２２１０の表面に検出器ブロック２２００
がコネクタ２２１４を介して実装され、裏面のＸ線照射
領域外にＤＡＳブロック２３００がコネクタ２３０２を
介して実装される。また、図２１（ｂ）に示すように、
ＤＡＳブロック２３００は、中継基板２２１０の表面の
Ｘ線照射領域外に実装されてもよい。FIG. 21A shows the detector module 20.
22 shows a sectional view of 22. Detector module 2022
Is a detector block 2200 and a DAS block 2300.
And a rigid printed wiring board 2210. The detector block 2200 is provided on the surface of the relay substrate 2210.
Is mounted via the connector 2214, and the DAS block 2300 is mounted via the connector 2302 outside the X-ray irradiation area on the back surface. In addition, as shown in FIG.
The DAS block 2300 may be mounted outside the X-ray irradiation area on the surface of the relay board 2210.
【０１３２】この様に、ＤＡＳブロック２３００をＸ線
通過領域外に配置することで、Ｘ線の電離効果によるＤ
ＡＳ誤動作を防ぐことができる。By arranging the DAS block 2300 outside the X-ray passing region in this way, D due to the ionizing effect of X-rays
AS malfunction can be prevented.
【０１３３】図２２は、ＤＡＳブロック２３００を中継
基板２２１０の両面に設けた検出器モジュール２０２２
の断面図を示している。なお、図２２に示した検出器モ
ジュール２０２２は、ブロック間のアライメントや安定
性のために、複数の検出器ブロック２００を配列するた
めのサポート２２１２、ＤＡＳチップ２３０３からの熱
を放熱するための放熱フィン／ピン２３２０、当該放熱
フィン／ピン２３２０とＤＡＳチップ２３０３とを接続
するための熱伝導性ゴム２３２２、データ収集装置２０
３０を冷却するためのファン２３２４を有している。FIG. 22 shows a detector module 2022 in which the DAS block 2300 is provided on both sides of the relay substrate 2210.
FIG. The detector module 2022 shown in FIG. 22 has a support 2212 for arranging a plurality of detector blocks 200 and heat dissipation for dissipating heat from the DAS chip 2303 for alignment and stability between blocks. A fin / pin 2320, a heat conductive rubber 2322 for connecting the heat radiation fin / pin 2320 and the DAS chip 2303, and a data collection device 20.
It has a fan 2324 for cooling the 30.
【０１３４】図２３（ａ）、図２３（ｂ）は検出器モジ
ュール２０２２の横断面図である。検出器モジュール２
０２２は、検出器ブロック２００、ＤＡＳブロック２３
００、セラミック又はガラエポ樹脂正のリジッドな中継
基板２２１０を積層してなる。さらに、検出器ブロック
２２００は、シンチレータ２２０１、フォトダイオード
チップ２２０４、スイッチングチップ２２０２を積層し
てなる。なお、ＤＡＳブロック２３００は、所定数のＤ
ＡＳチップ２３０３を樹脂で封止したものである。ま
た、シンチレータ２２０１と、フォトダイオードチップ
２２０４とは、樹脂２２０６にて封止されている。23 (a) and 23 (b) are cross-sectional views of the detector module 2022. Detector module 2
022 is a detector block 200 and a DAS block 23.
00, ceramic or glass-epoxy resin positive relay substrate 2210 is laminated. Further, the detector block 2200 is formed by stacking a scintillator 2201, a photodiode chip 2204, and a switching chip 2202. The DAS block 2300 has a predetermined number of Ds.
The AS chip 2303 is sealed with resin. The scintillator 2201 and the photodiode chip 2204 are sealed with resin 2206.
【０１３５】この検出器モジュール２０２２によれば、
ＤＡＳブロック２３００、中継基板２２１０、検出器ブ
ロック２２００を積層した構成であるから、装置の小型
化を図ることが可能である。なお、当該例においては、
ＤＡＳブロック２３００はＸ線通過領域に存在する構成
となる。従って、各ＤＡＳチップ２３０３のＸ線入射側
に鉛を設けると、なお好ましい。According to this detector module 2022,
Since the DAS block 2300, the relay substrate 2210, and the detector block 2200 are laminated, the size of the device can be reduced. In addition, in the example,
The DAS block 2300 is configured to exist in the X-ray passing area. Therefore, it is more preferable to provide lead on the X-ray incident side of each DAS chip 2303.
【０１３６】また、検出器モジュール２０２２は、ＤＡ
Ｓブロック２３００をＸ線照射領域外に配置しているの
で、Ｘ線の電離効果により誤動作を防止することが可能
である。Further, the detector module 2022 is a DA
Since the S block 2300 is arranged outside the X-ray irradiation area, it is possible to prevent malfunction due to the ionizing effect of X-rays.
【０１３７】当然ながら、検出器ブロック２２００とＤ
ＡＳブロック２３００との想定位置に限定はない。例え
ば、図２４（ａ）に示すように、検出器ブロック２２０
０を中継基板２２１０の中央部に配置し、図２４（ｂ）
に示すようにＤＡＳブロック２３００を中継基板２２１
０の辺縁に配置する構成であってもよい。Naturally, the detector blocks 2200 and D
There is no limitation on the assumed position with the AS block 2300. For example, as shown in FIG. 24A, the detector block 220
0 is arranged in the central portion of the relay board 2210, and as shown in FIG.
As shown in FIG.
The configuration may be arranged at the edge of 0.
【０１３８】本実施形態では以下の効果が奏される。The following effects are exhibited in this embodiment.
【０１３９】第１に、リジッドな基板に、検出器ブロッ
ク２２００とＤＡＳブロック２３００とを共通に実装し
たので、スキャン時の回転によるフレキシブルＰＣ板の
振動やコネクタの外れ、フレキシブルＰＣ板のアンテナ
効果等を原因とするノイズの発生を防止することができ
る。また、フレキシブルＰＣ板を使用しないから、ノイ
ズ低減のためのシールドを設置しやすい。その結果、従
来と比して大幅なノイズ低減を実現することができる。First, since the detector block 2200 and the DAS block 2300 are commonly mounted on a rigid board, vibration of the flexible PC board due to rotation during scanning, detachment of the connector, antenna effect of the flexible PC board, etc. It is possible to prevent the generation of noise caused by. Moreover, since a flexible PC board is not used, it is easy to install a shield for noise reduction. As a result, it is possible to significantly reduce noise as compared with the conventional case.
【０１４０】第２に、コネクタ接続によって検出器ブロ
ックとＤＡＳブロックとが接続されているから、装置間
の接続に必要な空間が小さくて済み装置を小型化するこ
とができる。また、コネクタ接続によれば装置の接続、
取り外しが容易であるから、バンプ接続と比較して装置
の交換等を簡易に行うことが可能である。Secondly, since the detector block and the DAS block are connected by the connector connection, the space required for connection between the devices is small and the device can be downsized. Also, according to the connector connection, the device connection,
Since it is easy to remove, it is possible to easily replace the device or the like as compared with bump connection.
【０１４１】第３に、検出器モジュールとＤＡＳブロッ
クとを１対１に対応させた構成であるから、例えば一部
のみの装置交換等を容易に行うことが可能である。従っ
て、データ収集装置全体の交換を必要とせず、ランニン
グコストを低くすることが可能である。Thirdly, since the detector module and the DAS block have a one-to-one correspondence with each other, it is possible to easily replace a part of the device, for example. Therefore, it is possible to reduce the running cost without requiring replacement of the entire data collection device.
【０１４２】（第９実施形態）図２５は、第９実施形態
に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示している。Ｘ線ＣＴ装置
３０１０は、被検体の投影データの収集を行うガントリ
ー３０１２と、収集された投影データに基づいて画像再
構成処理や再構成画像表示などを行うシステム部３０１
４とから構成されている。(Ninth Embodiment) FIG. 25 shows the arrangement of an X-ray CT apparatus according to the ninth embodiment. The X-ray CT apparatus 3010 includes a gantry 3012 that collects projection data of a subject, and a system unit 301 that performs image reconstruction processing and reconstructed image display based on the collected projection data.
4 and.
【０１４３】ガントリー３０１２は、Ｘ線管球３０２
０、スリット３０２２、被検体載置用の寝台３０２４、
被検体を挿入して診断を行うための診断用開口部、ガン
トリー駆動部３０２６、放射線検出器３０２８を有して
いる。The gantry 3012 is an X-ray tube 302.
0, slit 3022, bed 3024 for placing the subject,
It has a diagnostic opening for inserting a subject and making a diagnosis, a gantry drive unit 3026, and a radiation detector 3028.
【０１４４】Ｘ線管球３０２０は、Ｘ線を発生する真空
管であり、後述する高電圧発生装置３０３０で発生され
た高電圧により電子を加速させ、ターゲットに衝突させ
ることでＸ線を発生させる。The X-ray tube 3020 is a vacuum tube for generating X-rays, and accelerates electrons by a high voltage generated by a high voltage generator 3030 described later to collide with a target to generate X-rays.
【０１４５】スリット３０２２は、ガントリー３０１２
内のＸ線管球３０２０と被検体の間に設けられ、Ｘ線管
球３０２０のＸ線焦点から曝射されたコーン状のＸ線ビ
ームを整形し、所要の立体角のＸ線ビームを形成する。The slit 3022 is formed by the gantry 3012.
Is provided between the X-ray tube 3020 in the inside and the subject, and shapes the cone-shaped X-ray beam exposed from the X-ray focal point of the X-ray tube 3020 to form an X-ray beam with a required solid angle. To do.
【０１４６】寝台３０２４は、図示しない寝台駆動部の
駆動により被検体の体軸方向に沿ってスライス可能にな
っている。The bed 3024 can be sliced along the body axis of the subject by driving a bed driving unit (not shown).
【０１４７】ガントリー駆動部３０２６は、図示しない
診断用開口内に挿入された被検体の体軸方向に平行な中
心軸のまわりに、Ｘ線管球３０２０と放射線検出器３０
２８とを一体で回転させる等の駆動制御を行う。The gantry drive unit 3026 is provided with an X-ray tube 3020 and a radiation detector 30 around a central axis parallel to the body axis direction of the subject inserted into the diagnostic opening (not shown).
Drive control such as rotation of 28 together is performed.
【０１４８】放射線検出器３０２８は、検出器モジュー
ルを複数個チャンネル方向に配列してなる。The radiation detector 3028 comprises a plurality of detector modules arranged in the channel direction.
【０１４９】システム部３０１４は、高電圧発生装置３
０３０、ホストコントローラ３０３１、データ処理装置
３０３２、記憶装置３０３４、再構成装置３０３６、表
示装置３０３８、入力装置３０４０、補助記憶装置３０
４２を有している。The system unit 3014 is used for the high voltage generator 3
030, host controller 3031, data processing device 3032, storage device 3034, reconstruction device 3036, display device 3038, input device 3040, auxiliary storage device 30.
42.
【０１５０】高電圧発生装置３０３０は、Ｘ線管球３０
２０に高電圧を供給する装置であり、高電圧変圧器、フ
ィラメント加熱変換器、整流器、高電圧切替器等から成
る。この高電圧発生装置３０３０によるＸ線管球３０２
０への高電圧印加は、例えば、接触式のスリップリング
機構により行われる。The high voltage generator 3030 is an X-ray tube 30.
It is a device for supplying a high voltage to 20, and includes a high voltage transformer, a filament heating converter, a rectifier, a high voltage switching device, and the like. The X-ray tube 302 produced by the high voltage generator 3030
The high voltage application to 0 is performed by, for example, a contact type slip ring mechanism.
【０１５１】ホストコントローラ３０３１は、ＣＰＵを
有するコンピュータ回路を搭載しており、高電圧発生装
置３０３０に接続されるとともに、バスＢを介してガン
トリー３０１２内の図示しない寝台駆動部、ガントリー
駆動部３０２６、放射線検出器３０２８にそれぞれ接続
されている。また、ホストコントローラ３０３１、デー
タ処理装置３０３２、記憶装置３０３４、再構成装置３
０３６、表示装置３０３８、入力装置３０４０、及び補
助記憶装置３０４２は、それぞれバスＢを介して相互接
続され、当該バスＢを通じて互いに高速に画像データや
制御データ等の受け渡しを行なうことができるように構
成されている。The host controller 3031 is equipped with a computer circuit having a CPU, is connected to the high-voltage generator 3030, and is connected via the bus B to a bed drive unit (not shown) in the gantry 3012, a gantry drive unit 3026, Each is connected to the radiation detector 3028. In addition, the host controller 3031, the data processing device 3032, the storage device 3034, and the reconfiguration device 3
The 036, the display device 3038, the input device 3040, and the auxiliary storage device 3042 are connected to each other via a bus B, and image data, control data, and the like can be exchanged at high speed through the bus B. Has been done.
【０１５２】このホストコントローラ３０３１は、例え
ば以下に述べるような制御を実行して、Ｘ線透過データ
（投影データ）の収集処理を行う。すなわち、ホストコ
ントローラ３０３１は、オペレータ３０００から入力装
置３０４０を介して入力されたスライス厚等のスキャン
条件を内部メモリに格納し、この格納されたスキャン条
件（あるいは、マニュアルモードにおいてオペレータ３
０００から直接設定されたスキャン条件）に基づいて高
電圧発生装置３０３０、図示しない寝台駆動部、ガント
リー駆動部３０２６、及び寝台３０２４の体軸方向への
送り量、送り速度、ガントリー３０１２（Ｘ線管球３０
２０及び放射線検出器３０２８）の回転速度、回転ピッ
チ、及びＸ線の曝射タイミング等を制御しながら、当該
高電圧発生装置３０３０、図示しない寝台駆動部、ガン
トリー駆動部３０２６を駆動させる。すると、被検体Ｐ
の所望の撮影領域に対して多方向からコーン状のＸ線ビ
ームが照射され、被検体の撮影領域を透過した透過Ｘ線
を、放射線検出器３０２８の各検出素子を介してＸ線透
過データとして検出することができる。The host controller 3031 executes the control as described below, for example, to collect X-ray transmission data (projection data). That is, the host controller 3031 stores the scan conditions such as the slice thickness input from the operator 3000 via the input device 3040 in the internal memory, and stores the stored scan conditions (or the operator 3 in the manual mode).
000 based on the scanning conditions set directly from the high voltage generator 3030, the bed driving unit (not shown), the gantry driving unit 3026, and the bed 3024 in the body axis direction, the feeding speed, the gantry 3012 (X-ray tube). Sphere 30
20 and the radiation detector 3028) while controlling the rotation speed, the rotation pitch, the X-ray exposure timing, and the like, the high voltage generator 3030, the bed driving unit (not shown), and the gantry driving unit 3026 are driven. Then, the subject P
The cone-shaped X-ray beam is irradiated from a plurality of directions to a desired imaging area of the X-ray, and the transmitted X-rays that have passed through the imaging area of the subject are converted into X-ray transmission data through each detection element of the radiation detector 3028. Can be detected.
【０１５３】同時に、ホストコントローラ３０２５は、
内部メモリに記憶されたスキャン条件（あるいは、マニ
ュアルモードのスキャン条件）に基づいて、放射線検出
器３０２８のスイッチ群の各スイッチ切り換え制御を行
う。ホストコントローラ３０２５は、放射線検出器３０
２８が有する各検出素子（フォトダイオード）とＤＡＳ
との接続状態を切り換え、各検出素子で検出されたＸ線
透過データを所定の単位で束ねる。そして、スキャン条
件に対応した複数スライスのＸ線透過データとしてデー
タ収集素子に送り出し、所定の処理を実行する。At the same time, the host controller 3025
Based on the scan condition stored in the internal memory (or the scan condition in the manual mode), each switch switching control of the switch group of the radiation detector 3028 is performed. The host controller 3025 uses the radiation detector 30.
28 has respective detection elements (photodiodes) and DAS
The connection state with and is switched, and the X-ray transmission data detected by each detection element is bundled in a predetermined unit. Then, the X-ray transmission data of a plurality of slices corresponding to the scan condition is sent to the data acquisition element and a predetermined process is executed.
【０１５４】データ処理装置３０３２は、例えばＣＰＵ
などを有するコンピュータ回路を搭載しており、放射線
検出器３０２８の各データ収集素子により収集された３
２スライス分の投影データを保持する。そして、データ
処理装置３０３２は、上述したガントリー３０１２の回
転による多方向から得られた同一スライスのすべての投
影データを加算する処理や、その加算処理により得られ
た多方向データに対して必要に応じて補間処理、補正処
理などを施すようになっている。The data processing device 3032 is, for example, a CPU
And a computer circuit having, for example, 3 collected by each data collection element of the radiation detector 3028.
The projection data for two slices is held. Then, the data processing device 3032 adds the projection data of all the same slices obtained from the multiple directions by the rotation of the gantry 3012 described above, and multi-directional data obtained by the addition process, if necessary. Interpolation processing, correction processing, etc. are performed.
【０１５５】記憶装置３０３４は、データ処理装置３０
３２におけるデータ処理に必要なデータ等を記憶する。The storage device 3034 is the data processing device 30.
Data necessary for data processing in 32 are stored.
【０１５６】再構成装置３０３６は、データ処理装置３
０３２によりデータ処理されて得られた投影データをフ
ェルドカンプ再構成法に従って再構成処理して、８スラ
イス分の再構成画像データを生成する。The reconstruction device 3036 is the data processing device 3
The projection data obtained by the data processing in 032 is reconstructed according to the Feldkamp reconstruction method to generate reconstructed image data for 8 slices.
【０１５７】表示装置３０３８は再構成装置３０３６に
より生成された再構成画像データを表示する。The display device 3038 displays the reconstructed image data generated by the reconstructing device 3036.
【０１５８】入力装置４０は、キーボードや各種スイッ
チ、マウス等を備え、オペレータを介してスライス厚や
スライス数等の各種スキャン条件を入力可能な装置であ
る。The input device 40 is a device that is equipped with a keyboard, various switches, a mouse, etc., and can input various scan conditions such as slice thickness and number of slices through an operator.
【０１５９】補助記憶装置３０４２は、再構成装置３０
３６により生成された再構成画像データを記憶可能な大
容量の記憶領域を有する装置である。The auxiliary storage device 3042 is the reconstruction device 30.
36 is a device having a large-capacity storage area capable of storing reconstructed image data generated by the digital camera 36.
【０１６０】図２６（ａ）は、検出器モジュール３２８
０の断面図である。シンチレータ３２８１の裏面に、フ
ォトダイオードチップ３２８３が配置され、接着剤３２
８２により貼り付けられる。フォトダイオードチップ３
２８３の裏面に、スイッチングチップ３２８５がバンプ
接続される。スイッチングチップ３２８５は、リジッド
な多層配線板３２８７の表面に実装される。スイッチン
グチップ３２８５と、リジッドな多層配線板３２８７と
の間は、ハンダバンプにより電気的に接続される。フォ
トダイオードチップ３２８３、スイッチングチップ３２
８５、多層配線板３２８７の積層構造は、樹脂３２８４
により封止されている。FIG. 26A shows a detector module 328.
It is sectional drawing of 0. The photodiode chip 3283 is arranged on the back surface of the scintillator 3281, and the adhesive 32
It is pasted by 82. Photodiode chip 3
The switching chip 3285 is bump-connected to the back surface of the 283. The switching chip 3285 is mounted on the surface of the rigid multilayer wiring board 3287. The switching chip 3285 and the rigid multilayer wiring board 3287 are electrically connected by solder bumps. Photodiode chip 3283, switching chip 32
85 and the multilayer wiring board 3287 have a laminated structure of resin 3284.
It is sealed by.
【０１６１】リジッドな多層配線板３２８７の裏面に
は、ＤＡＳチップ３２８９が実装される。多層配線板３
２８７と、ＤＡＳチップ３２８９との間は、プリップチ
ップにより電気的に接続される。A DAS chip 3289 is mounted on the back surface of the rigid multilayer wiring board 3287. Multilayer wiring board 3
The 287 and the DAS chip 3289 are electrically connected by a prep chip.
【０１６２】図２７は、フォトダイオードチップ３２８
３の展開図である。フォトダイオードチップ３２８３
は、複数のフォトダイオード３００１，３００２を有し
ている。一方のフォトダイオード３００２は、チャンネ
ル方向に関して１ｍｍ、スライス方向に関して１ｍｍの
略正方形の有感域を有している。他方のフォトダイオー
ド３００１は、チャンネル方向に関してはフォトダイオ
ード３００２のそれと同じ１ｍｍ、スライス方向に関し
てはフォトダイオード３００２のそれの１／２の０．５
ｍｍの有感域を有している。FIG. 27 shows a photodiode chip 328.
3 is a development view of FIG. Photodiode chip 3283
Has a plurality of photodiodes 3001 and 3002. One photodiode 3002 has a substantially square sensitive area of 1 mm in the channel direction and 1 mm in the slice direction. The other photodiode 3001 has the same 1 mm as that of the photodiode 3002 in the channel direction and 0.5 of 1/2 of that of the photodiode 3002 in the slice direction.
It has a sensitive area of mm.
【０１６３】０．５ｍｍ幅のフォトダイオード３００１
は、スライス方向に関して、３２個配列される。チャン
ネル方向に関しては、４８個配列される。１ｍｍ幅のフ
ォトダイオード３００２は、スライス方向に関して、
０．５ｍｍ幅のフォトダイオード３００１の両側それぞ
れに８個ずつ配列される。チャンネル方向に関しては、
同様に、４８個配列される。0.5 mm wide photodiode 3001
32 are arranged in the slice direction. 48 channels are arranged in the channel direction. The 1 mm wide photodiode 3002 has a slice direction
Eight pieces are arranged on each side of the photodiode 3001 having a width of 0.5 mm. Regarding the channel direction,
Similarly, 48 pieces are arranged.
【０１６４】シンチレータ３２８１は、フォトダイオー
ド３００１、３００２の配列と同じパターンで配列され
た０．５ｍｍ幅のシンチレータ素子と１ｍｍ幅のシンチ
レータ素子とからなる。隣り合うシンチレータ素子の間
には、クロストーク防止のために鉛製セパレータがはめ
込まれている。The scintillator 3281 comprises a scintillator element having a width of 0.5 mm and a scintillator element having a width of 1 mm, which are arranged in the same pattern as the arrangement of the photodiodes 3001 and 3002. A lead separator is fitted between adjacent scintillator elements to prevent crosstalk.
【０１６５】また、各シンチレータ素子は箱型（６面
体）であり、そのＸ線入射面、スライス厚方向端面には
図示しない光反射剤が層状に設けられている。そして、
各シンチレータ素子の蛍光出力面（Ｘ線入射面と対向す
る面）側には、フォトダイオードが、例えば接着剤３２
８２などの接合部材を介して蛍光を受光するように接合
されている。Further, each scintillator element is a box type (hexahedral), and the X-ray incident surface and the end face in the slice thickness direction are provided with a layered light reflecting agent (not shown). And
A photodiode is provided on the fluorescent light output surface (surface facing the X-ray incident surface) side of each scintillator element, for example, an adhesive 32.
It is joined so as to receive fluorescence through a joining member such as 82.
【０１６６】図２６（ａ）に戻る。フォトダイオードチ
ップ３２８３は、シンチレータ素子と同数のフォトダイ
オードから構成されている。各フォトダイオードと各シ
ンチレータ素子とは光学的に１体１に対応するように接
続されている。フォトダイオードは、アクティブエリア
（有感域）を有し、当該アクティブエリアで受光した光
を電気信号に変換する。Returning to FIG. 26 (a). The photodiode chip 3283 is composed of the same number of photodiodes as the scintillator elements. Each photodiode and each scintillator element are optically connected so as to correspond to one body 1. The photodiode has an active area (sensitive area), and converts light received in the active area into an electric signal.
【０１６７】スイッチングチップ３２８５は、複数のＣ
ＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ ＭＯＳ）型のト
ランジスタを有する。複数のトランジスタは、複数のフ
ォトダイオードに接続される。フォトダイオードで発生
した電気信号は、それぞれ対応するトランジスタを介し
てＤＡＳチップ３２８９に供給される。The switching chip 3285 has a plurality of Cs.
It has a MOS (Complementary MOS) type transistor. The plurality of transistors are connected to the plurality of photodiodes. The electric signal generated by the photodiode is supplied to the DAS chip 3289 via the corresponding transistor.
【０１６８】多層配線板３２８７は、ビアホールを備え
た複数の薄膜プリント配線からなる。薄膜プリント配線
の少なくとも１枚は、Ｘ線シールド機能を備えている。The multilayer wiring board 3287 is composed of a plurality of thin film printed wirings having via holes. At least one of the thin film printed wirings has an X-ray shield function.
【０１６９】ＤＡＳチップ３２８９は、スイッチングチ
ップ３２８５を経由して送られた電気信号に対して、増
幅処理、Ａ／Ｄ変換処理を行う。The DAS chip 3289 performs an amplification process and an A / D conversion process on the electric signal sent via the switching chip 3285.
【０１７０】多層配線板３２８７を構成する複数の薄膜
プリント配線の少なくとも１枚に、Ｘ線シールド機能を
与える代わりに、図２６（ｂ）に示すように、ＤＡＳチ
ップ３２８９を、Ｘ線照射領域の外側、つまり多層配線
板３２８７の辺縁に配置するようにしてもよい。さら
に、ＤＡＳチップ３２８９の上方には、鉛製の遮蔽板３
２７１が配置されている。鉛板３２７１は、検出器モジ
ュール３２８０をシールドハウジング内に固定するため
のサポート３２７０に取り付けられている。Instead of giving the X-ray shield function to at least one of the plurality of thin film printed wirings constituting the multilayer wiring board 3287, as shown in FIG. 26B, the DAS chip 3289 is provided in the X-ray irradiation area. It may be arranged on the outer side, that is, on the edge of the multilayer wiring board 3287. Furthermore, above the DAS chip 3289, the lead shield plate 3 is formed.
271 are arranged. The lead plate 3271 is attached to a support 3270 for fixing the detector module 3280 in the shield housing.
【０１７１】また、遮蔽板３２７１は、図２６（ｃ）に
示すように、多層配線板３２８７とＤＡＳチップ３２８
９との間に配置しても良い。この場合には、多層配線板
３２８７とＤＡＳチップ３２８９との間の電気的な接続
は、プアリップチップ接続ではなく、ワイヤボンディン
グにより行われる。Further, as shown in FIG. 26C, the shielding plate 3271 has a multilayer wiring board 3287 and a DAS chip 328.
It may be arranged between 9 and. In this case, the electrical connection between the multilayer wiring board 3287 and the DAS chip 3289 is made by wire bonding instead of the poor lip chip connection.
【０１７２】また、図２６（ｄ）に示すように、隣り合
うシンチレータ素子の間に鉛、モリブデンなどから成る
セパレータ３２７３をはめ込んでいる場合には、Ｘ線は
シンチレータ３２８１をほとんど透過しないので、ＤＡ
Ｓチップ３２８９は、Ｘ線照射領域の内側に配置しても
良いかもしれない。Further, as shown in FIG. 26D, when a separator 3273 made of lead, molybdenum, or the like is fitted between adjacent scintillator elements, the X-ray hardly penetrates the scintillator 3281.
The S-tip 3289 may be arranged inside the X-ray irradiation area.
【０１７３】この様な構成によれば、ＤＡＳチップ３２
８９へのＸ線入射を防止することができ、耐Ｘ線性が良
くない部品への影響を防ぐことができる。特に、図２６
（ｃ），２６（ｄ）に示したように、多層配線板３２８
７とＤＡＳチップ３２８９とで鉛を挟む構造や、非Ｘ線
透過型のセパレータを採用する構成にすれば、ＤＡＳチ
ップ３２８９の配置の制約がなくなるため容易に放射線
検出器を製造することができる。According to such a configuration, the DAS chip 32
It is possible to prevent X-rays from entering the 89, and to prevent the influence on the parts having poor X-ray resistance. In particular, FIG.
As shown in (c) and 26 (d), the multilayer wiring board 328
If a structure in which lead 7 is sandwiched between the DAS chip 3289 and the DAS chip 3289 or a non-X-ray transmissive separator is adopted, there is no restriction on the arrangement of the DAS chip 3289, and the radiation detector can be easily manufactured.
【０１７４】なお、検出器モジュール３２８０の製造に
際しては，多層配線板３２８７にＤＡＳチップ３２８
９、スイッチングチップ３２８５を半田リフローにより
２５０℃で接続する。その後の工程で、スイッチングチ
ップ３２８５上にフォトダイオードチップ３２８３を比
較的低い温度の１２０乃至１５０℃で接続する。この手
順により、フォトダイオードチップ３２８３の表面がは
んだ雰囲気にさらされてしまい、汚れてしまう不具合を
回避できる。When manufacturing the detector module 3280, the DAS chip 328 is mounted on the multilayer wiring board 3287.
9. Connect the switching chip 3285 at 250 ° C. by solder reflow. In a subsequent process, the photodiode chip 3283 is connected to the switching chip 3285 at a relatively low temperature of 120 to 150 ° C. By this procedure, it is possible to avoid the problem that the surface of the photodiode chip 3283 is exposed to the solder atmosphere and becomes dirty.
【０１７５】上述した接続工程においては、スイッチン
グチップ３２８５及びＤＡＳチップ３２８９で発生する
動作熱を用いてもよい。この発熱量は、放射線検出器３
０２８全体で約１００乃至２００Ｗ程度になり、該接続
に必要な熱量を十分確保できるからである。従って、従
来のようにヒータを用いる必要がなく、接続の為に大が
かりな設備を必要としない。In the above connecting step, the operating heat generated by the switching chip 3285 and the DAS chip 3289 may be used. This heat generation amount is determined by the radiation detector 3
This is because the total of 028 is about 100 to 200 W, and a sufficient amount of heat required for the connection can be secured. Therefore, there is no need to use a heater as in the prior art, and no large-scale equipment is required for connection.
【０１７６】次に、スライス厚を変更するためのスイッ
チングチップ３２８５のトランジスタのオン／オフ制御
について説明する。Next, the on / off control of the transistor of the switching chip 3285 for changing the slice thickness will be described.
【０１７７】図２８に示すように、０．５ｍｍ厚のスラ
イスを３２枚得るためには、中央に配列された３２個の
０．５ｍｍ幅のフォトダイオード３００１に接続された
３２個のトランジスタをシリアルにオンする。これによ
り３２個のフォトダイオード３００１で検出した電気信
号は、個別にＤＡＳチップ３２８９に供給される。他の
フォトダイオード３００２で発生した電荷は、グランド
にリークされる。As shown in FIG. 28, in order to obtain 32 0.5 mm thick slices, 32 transistors connected to 32 0.5 mm wide photodiodes 3001 arranged in the center are serially connected to each other. Turn on. As a result, the electric signals detected by the 32 photodiodes 3001 are individually supplied to the DAS chip 3289. The charges generated in the other photodiode 3002 are leaked to the ground.
【０１７８】また、図２９に示すように、１ｍｍ厚のス
ライスを３２枚得るためには、隣り合うペアのフォトダ
イオード３００１に対応する２個のトランジスタを同時
にオンすることにより、実現され得る。つまり、１ｍｍ
幅のフォトダイオード３００２に接続された１６個のト
ランジスタと、ペアのフォトダイオード３００１に接続
された１６組のトランジスタとをシリアルにオンする。Further, as shown in FIG. 29, in order to obtain 32 slices having a thickness of 1 mm, it can be realized by simultaneously turning on two transistors corresponding to the photodiodes 3001 of an adjacent pair. That is, 1 mm
The 16 transistors connected to the width photodiode 3002 and the 16 sets of transistors connected to the paired photodiodes 3001 are serially turned on.
【０１７９】図３０（ａ）に示すように、フォトダイオ
ードチップ３２８３のシリコン基板３２８５の表面に形
成されたフォトダイオード３２９４に、同じく表面に形
成されたＡｌ配線３２９２を接続し、このＡｌ配線３２
９２を、シリコン基板３２８５を貫通する貫通配線３２
９９を介して裏面に引き出し、その先端にバンプ３２３
０を形成する。貫通配線３２９９を使うことで、フォト
ダイオードチップ３２８３の裏面に配線を引き出すこと
が可能となる。As shown in FIG. 30A, the photodiode 3294 formed on the surface of the silicon substrate 3285 of the photodiode chip 3283 is connected to the Al wiring 3292 also formed on the surface.
92 is a through wiring 32 penetrating the silicon substrate 3285.
It is pulled out to the back through 99, and the bump 323 is attached to the tip.
Form 0. By using the through wiring 3299, it is possible to lead the wiring to the back surface of the photodiode chip 3283.
【０１８０】図３０（ｂ）に示すように、フォトダイオ
ード３２８４の直下に貫通配線３２９９を形成するよう
にしても良い。また、図３０（ｃ）に示すように、フォ
トダイオードチップ３２８３とスイッチングチップ３２
８５とを埋め込み配線により、マイクロバンプ接続する
ようにしてもよい。As shown in FIG. 30B, a through wiring 3299 may be formed immediately below the photodiode 3284. Further, as shown in FIG. 30C, the photodiode chip 3283 and the switching chip 32
85 may be connected to the micro bumps by embedded wiring.
【０１８１】なお、フォトダイオードチップ３２８３と
スイッチングチップ３２８５とを多層配線板により接続
しても良い。The photodiode chip 3283 and the switching chip 3285 may be connected by a multilayer wiring board.
【０１８２】次に、上記のように構成した検出器モジュ
ール３２８０の作用を説明する。Next, the operation of the detector module 3280 configured as above will be described.
【０１８３】従来では、検出器とデータ収集装置とは別
体であるから、フォトダイオードからの出力信号をデー
タ収集装置３０８５までフレキシブルＰＣ板によってア
ナログ信号を伝達していた。この構造は、長いフレキシ
ブルＰＣ板を必要とする。従って、スキャン時の回転に
よる振動に弱く、コネクタがフレキシブルＰＣ板にひっ
ぱられて外れたり、ノイズが大きくなる等の原因になっ
ている。検出素子の増設は、フレキシブルＰＣ板の増設
を招くことになり、さらなるノイズ発生を招くことにな
る。Conventionally, since the detector and the data collecting device are separate bodies, the output signal from the photodiode is transmitted to the data collecting device 3085 as an analog signal by a flexible PC board. This structure requires a long flexible PC board. Therefore, the connector is vulnerable to vibration due to rotation during scanning, which causes the connector to be pulled off by the flexible PC plate and come off, and noise to increase. The addition of the detection element leads to the addition of the flexible PC board, which causes further noise generation.
【０１８４】これに対し、検出器モジュール３２８０
は、シンチレータ３２８１、フォトダイオードチップ３
２８３、スイッチングチップ３２８５、ＤＡＳチップ３
２８９とをリジッドな多層配線板３２８７に共通して実
装している。従って、コネクタ、長いフレキシブルＰＣ
板による信号取り出しを必要としていない。On the other hand, the detector module 3280
Is a scintillator 3281, a photodiode chip 3
283, switching chip 3285, DAS chip 3
289 and 289 are commonly mounted on the rigid multilayer wiring board 3287. Therefore, connector, long flexible PC
No need for signal extraction by plate.
【０１８５】また、検出器モジュール３２８０から取り
出され、システム部３０１４に送り出される信号は、デ
ジタル信号となっている。従って、スキャン時の回転に
よる振動やフレキシブルＰＣ板のアンテナ効果によるノ
イズ発生、コネクタの外れ等の不具合は発生しない。そ
の結果、ノイズ発生等を防止することができ、画像の質
を向上させることができる。The signal taken out from the detector module 3280 and sent to the system section 3014 is a digital signal. Therefore, problems such as vibration due to rotation during scanning, noise generation due to the antenna effect of the flexible PC board, connector disconnection, etc. do not occur. As a result, it is possible to prevent noise generation and improve the quality of the image.
【０１８６】また、素子の多数配置に伴って、検出器か
らの信号取り出し配線は多くなる。従来の検出器に使用
されているコネクタ及びフレキシブルＰＣ板による信号
とり出しでは、装置がかなり大型なものとなってしま
う。また、従来の検出器に使用されているスイッチチッ
プは、フォトダイオードと同一面内に設置されている。
従って、スイッチチップへ入力する信号の密度が高くな
ってしまい、フォトダイオードのアクティブエリアが狭
くなってしまう。その結果、被写体を通過したＸ線に対
する感度は低くなってしまい、得られる画像はノイジー
なものとなってしまう。このノイズ発生は、検出素子が
増えた場合、さらに顕著である。Further, as the number of elements is increased, the number of wirings for taking out signals from the detector increases. The signal extraction by the connector and the flexible PC board used in the conventional detector makes the device considerably large. Further, the switch chip used in the conventional detector is installed in the same plane as the photodiode.
Therefore, the density of signals input to the switch chip becomes high, and the active area of the photodiode becomes narrow. As a result, the sensitivity to X-rays passing through the subject becomes low, and the obtained image becomes noisy. This noise generation is more remarkable when the number of detection elements is increased.
【０１８７】これに対し、検出器モジュール３２８０
は、シンチレータ３２８１、フォトダイオードチップ３
２８３、スイッチングチップ３２８５、多層配線板３２
８７、ＤＡＳチップ３２８９を積層して一体化した構成
となっているから、省スペース化を図ることができる。
また、フォトダイオードチップ３２８３のフォトダイオ
ードと、スイッチングチップ３２８５のトランジスタと
は、バンプ接続により電気的に接続されている。従っ
て、積層構造において省スペースな電気配線を実現して
いる。さらに、この積層とバンプ接続を有する構成は、
フォトダイオードと同一面内に設置されたトランジスタ
へ多数の信号配線を入力させる従来の検出器と比して、
信号密度を低くでき、フォトダイオードのアクティブエ
リアを広く確保できるものである。On the other hand, the detector module 3280
Is a scintillator 3281, a photodiode chip 3
283, switching chip 3285, multilayer wiring board 32
Since the 87 and the DAS chip 3289 are laminated and integrated, the space can be saved.
The photodiode of the photodiode chip 3283 and the transistor of the switching chip 3285 are electrically connected by bump connection. Therefore, space-saving electric wiring is realized in the laminated structure. Furthermore, the structure having this stack and bump connection is
Compared with the conventional detector that inputs many signal lines to the transistor installed in the same plane as the photodiode,
The signal density can be lowered, and a wide active area of the photodiode can be secured.
【０１８８】以上の構成によれば、次のような効果を得
ることができる。With the above arrangement, the following effects can be obtained.
【０１８９】（１）装置を大型化せずに、単位時間によ
り高精細（高解像度）かつ広範囲に画像を撮影可能とす
ることができる。また、Ｘ線に対する感度を向上させる
ことができ、得られる画像の質を向上させることができ
る。(1) It is possible to capture an image in a high definition (high resolution) and a wide range per unit time without increasing the size of the device. Further, the sensitivity to X-rays can be improved, and the quality of the obtained image can be improved.
【０１９０】（２）従来の検出器のように、フレキシブ
ルＰＣ板や、バックプレーン基板が不要になる。その結
果、検出器ユニットとしての外形を小さくすることがで
きる。さらに、ＤＡＳシャーシも不要となり、ＣＴ装置
内部における省スペース化を実現できる。(2) The flexible PC board and the backplane board, which are required in the conventional detector, are not required. As a result, the outer shape of the detector unit can be reduced. Further, the DAS chassis is not necessary, and the space can be saved inside the CT device.
【０１９１】（３）従来の検出器には存在したフロント
カバーの突き出しをなくすことができる。従って、ドー
ム開口が従来よりも広く感じられ、患者に対する威圧感
を低減させることができる。また、操作者や医師の患者
へのアクセス性を向上させることができる。(3) It is possible to eliminate the protrusion of the front cover, which is present in the conventional detector. Therefore, the dome opening feels wider than in the past, and the intimidation of the patient can be reduced. In addition, it is possible to improve the accessibility of the operator or doctor to the patient.
【０１９２】（３）架台と寝台との干渉が少なくなり、
チルト角度が深くとれるようになる。従って、患者が楽
な姿勢のまま撮影を行うことができる。(3) The interference between the gantry and the bed is reduced,
The tilt angle can be deepened. Therefore, the patient can take an image in a comfortable posture.
【０１９３】（４）本発明に係る検出器システムを従来
の装置に適用した場合、従来より広いスライス厚の断層
画像を得ることができる。(4) When the detector system according to the present invention is applied to a conventional apparatus, it is possible to obtain a tomographic image having a slice thickness wider than the conventional one.
【０１９４】（５）検出器ユニットの奥に実装されたユ
ニットへのアクセス性を向上させることができる。(5) It is possible to improve accessibility to a unit mounted inside the detector unit.
【０１９５】（６）検出器ユニットの重量を軽くするこ
とができる。その結果、撮影において当該検出器ユニッ
トを回転させた場合、従来と比較して当該回転による架
台のぶれ等の影響を少なくする事ができる。(6) The weight of the detector unit can be reduced. As a result, when the detector unit is rotated during imaging, it is possible to reduce the influence of the shake of the gantry due to the rotation, as compared with the related art.
【０１９６】（７）従来の検出器と比較して使用される
部品が少なくてすみ、コストを低下させることができ
る。(7) The number of parts used is smaller than that of the conventional detector, and the cost can be reduced.
【０１９７】（変形例）本発明は、上述した実施形態に
限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱
しない範囲で種々変形して実施することが可能である。
さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、
開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせに
より種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示
される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても
よい。(Modification) The present invention is not limited to the above-mentioned embodiment, and can be variously modified and implemented in the implementation stage without departing from the scope of the invention.
Further, the above embodiment includes various stages,
Various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. For example, some constituent elements may be deleted from all the constituent elements shown in the embodiment.
【０１９８】[0198]
【発明の効果】本発明によれば、放射線検出器、放射線
検出システム及びＸ線ＣＴ装置において、列数を増やす
ことができるを。According to the present invention, the number of columns can be increased in the radiation detector, the radiation detection system and the X-ray CT apparatus.
【図１】本発明の第１実施形態による放射線検出器の斜
視図。FIG. 1 is a perspective view of a radiation detector according to a first embodiment of the present invention.
【図２】本発明の第１実施形態による放射線検出器の一
列分の構成図。FIG. 2 is a configuration diagram of one row of a radiation detector according to the first embodiment of the present invention.
【図３】第２実施形態による放射線検出器の断面図。FIG. 3 is a sectional view of a radiation detector according to a second embodiment.
【図４】図３のフォトダイオードチップとリジッドプリ
ント配線板との接続を示す断面図。FIG. 4 is a cross-sectional view showing the connection between the photodiode chip of FIG. 3 and a rigid printed wiring board.
【図５】第３実施形態による放射線検出器の断面図。FIG. 5 is a sectional view of a radiation detector according to a third embodiment.
【図６】図５の多層配線板の断面図。6 is a cross-sectional view of the multilayer wiring board of FIG.
【図７】第４実施形態による放射線検出器の断面図。FIG. 7 is a sectional view of a radiation detector according to a fourth embodiment.
【図８】第５実施形態による放射線検出器の断面図。FIG. 8 is a sectional view of a radiation detector according to a fifth embodiment.
【図９】第６実施形態による放射線検出器の断面図。FIG. 9 is a sectional view of a radiation detector according to a sixth embodiment.
【図１０】第７実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成図。FIG. 10 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to a seventh embodiment.
【図１１】図１０の１つの検出器モジュールの平面図。11 is a plan view of one detector module of FIG.
【図１２】図９に示すＸ線ＣＴ装置におけるデータ処理
の流れを示す図。12 is a diagram showing the flow of data processing in the X-ray CT apparatus shown in FIG.
【図１３】第７実施形態において、スライス厚０．５ｍ
ｍ×１６スライスという条件にしたがって選択される複
数のフォトダイオードを示す図。FIG. 13 shows a slice thickness of 0.5 m in the seventh embodiment.
FIG. 6 is a diagram showing a plurality of photodiodes selected according to the condition of m × 16 slices.
【図１４】第７実施形態において、スライス厚１ｍｍ×
１６スライスという条件にしたがって選択される複数の
フォトダイオードを示す図。FIG. 14 shows a slice thickness of 1 mm × 7th embodiment.
The figure which shows several photodiodes selected according to the condition of 16 slices.
【図１５】第７実施形態において、スライス厚１ｍｍ×
３２スライスという条件にしたがって選択される複数の
フォトダイオードを示す図。FIG. 15 shows a slice thickness of 1 mm × in the seventh embodiment.
The figure which shows the some photodiode selected according to the conditions of 32 slices.
【図１６】第７実施形態において、アキシャル断層像、
サジタル断層像、コロナル断層像の表示例を示す図。FIG. 16 is an axial tomographic image according to a seventh embodiment,
The figure which shows the example of a display of a sagittal tomographic image and a coronal tomographic image.
【図１７】第７実施形態において、動画の表示例を示す
図。FIG. 17 is a diagram showing a display example of a moving image in the seventh embodiment.
【図１８】第８実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成図。FIG. 18 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to an eighth embodiment.
【図１９】図１８の放射線検出器を構成する複数の検出
器モジュールそれぞれの平面図。FIG. 19 is a plan view of each of a plurality of detector modules forming the radiation detector of FIG.
【図２０】（ａ）は、図１９の１つの検出器モジュール
を構成する検出器ブロックの斜視図、（ｂ）は、図１９
の１つの検出器モジュールを構成するＤＡＳブロックの
斜視図、（ｃ）は、図１９の検出器モジュールの斜視
図。20 (a) is a perspective view of a detector block constituting one detector module in FIG. 19, and FIG. 20 (b) is FIG.
19 is a perspective view of a DAS block constituting one detector module of FIG.
【図２１】（ａ）は、第８実施形態の検出器モジュール
の断面図、（ｂ）は、第８実施形態の他の検出器モジュ
ールの断面図。21A is a sectional view of a detector module according to an eighth embodiment, and FIG. 21B is a sectional view of another detector module according to the eighth embodiment.
【図２２】図２１（ａ）のＤＡＳブロックの断面図。FIG. 22 is a sectional view of the DAS block of FIG.
【図２３】（ａ）は、第８実施形態の検出器モジュール
の断面図、（ｂ）は、第８実施形態の他の検出器モジュ
ールの断面図。23A is a sectional view of a detector module of an eighth embodiment, and FIG. 23B is a sectional view of another detector module of the eighth embodiment.
【図２４】（ａ）は、第８実施形態の検出器モジュール
の表面図、（ｂ）Ｂは、第８実施形態の検出器モジュー
ルの背面図。24A is a front view of the detector module of the eighth embodiment, and FIG. 24B is a rear view of the detector module of the eighth embodiment.
【図２５】第９実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成図。FIG. 25 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to a ninth embodiment.
【図２６】（ａ）は、第９実施形態のＸ線検出器モジュ
ールの断面図、（ｂ）は、第９実施形態の他のＸ線検出
器モジュールの断面図、（ｃ）は、第９実施形態のさら
に他のＸ線検出器モジュールの断面図、（ｄ）Ｄは、第
９実施形態のさらに他のＸ線検出器モジュールの断面
図。26A is a sectional view of an X-ray detector module of a ninth embodiment, FIG. 26B is a sectional view of another X-ray detector module of the ninth embodiment, and FIG. Sectional drawing of the further another X-ray detector module of 9th Embodiment, (d) D is sectional drawing of the further another X-ray detector module of 9th Embodiment.
【図２７】第９実施形態のＸ線検出器モジュールの平面
図。FIG. 27 is a plan view of an X-ray detector module according to a ninth embodiment.
【図２８】第９実施形態において、スライス厚０．５ｍ
ｍ×３２スライスという条件に対応する信号読出し制御
を示す図。FIG. 28 is a slice thickness of 0.5 m in the ninth embodiment.
The figure which shows the signal read-out control corresponding to the conditions of mx32 slice.
【図２９】第９実施形態において、スライス厚１ｍｍ×
３２スライスという条件に対応する信号読出し制御を示
す図。FIG. 29 shows a slice thickness of 1 mm × in the ninth embodiment.
The figure which shows the signal read-out control corresponding to the condition of 32 slices.
【図３０】（ａ）は、第９実施形態において、スイッチ
ングチップの概略断面図、（ｂ）は、第９実施形態にお
いて、他のスイッチングチップの概略断面図、（ｃ）
は、第９実施形態において、さらに他のスイッチングチ
ップの概略断面図。30A is a schematic cross-sectional view of a switching chip in the ninth embodiment, FIG. 30B is a schematic cross-sectional view of another switching chip in the ninth embodiment, and FIG.
FIG. 9 is a schematic cross-sectional view of still another switching chip in the ninth embodiment.
１…検出器モジュール、 ２…フォトダイオードチップ、 ３…フォトダイオード３、 ４…スイッチングチップ、 ５…トランジスタ、 ７…信号読出し線、 ８…ＤＡＳチップ、 ９…シンチレータ９、 １０…リジッドプリント配線板、 １４…Ａｌ配線。 1 ... Detector module, 2 ... Photodiode chip, 3 ... Photodiode 3, 4 ... Switching chip, 5 ... Transistor, 7 ... Signal readout line, 8 ... DAS chip, 9 ... Scintillator 9, 10 ... Rigid printed wiring board, 14 ... Al wiring.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｈ０１Ｌ 31/09 Ｈ０１Ｌ 27/14 Ｋ (72)発明者 利府 俊裕 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 (72)発明者 佐々木 富也 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 (72)発明者 中山 道人 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 Ｆターム(参考） 2G088 EE02 EE29 FF02 GG19 JJ05 JJ09 JJ33 4C093 AA22 EB12 EB13 EB18 FA32 FC03 4M118 AB01 BA04 CA02 CB11 HA21 HA25 HA30 5F088 AA01 BA03 BB07 EA03 EA08 EA09 EA11 EA16 EA20 GA04 HA15 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (51) Int.Cl. 7 Identification code FI Theme Coat (reference) H01L 31/09 H01L 27/14 K (72) Inventor Toshihiro Rifu 1385 Higashiyama, Otawara, Tochigi Prefecture 1 Toshiba Nasu Factory (72) Inventor Tomiya Sasaki 1385-1 Higashiyama Shimoishi, Otawara-shi, Tochigi Prefecture 1 In Toshiba Nasu Factory (72) Inventor Michito Nakayama 1385 Higashiyama Shimoishi, Otawara, Tochigi Prefecture of 1 Toshiba Corporation Nasu factory in the F-term (reference) 2G088 EE02 EE29 FF02 GG19 JJ05 JJ09 JJ33 4C093 AA22 EB12 EB13 EB18 FA32 FC03 4M118 AB01 BA04 CA02 CB11 HA21 HA25 HA30 5F088 AA01 BA03 BB07 EA03 EA08 EA09 EA11 EA16 EA20 GA04 HA15
Claims (35)
ータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数の第１フォ
トダイオードと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数の第２フォ
トダイオードと、 前記第１，第２のフォトダイオードに接続された複数の
スイッチング素子とを具備し、 前記第１フォトダイオードは、スライス方向に関して、
ｎ個連続的に配列され、 前記第２フォトダイオードは、スライス方向に関して、
前記第１フォトダイオードの配列の両側にそれぞれ、ｍ
個（ｍ＜ｎ）ずつ連続的に配列され、 前記第２フォトダイオードは、前記第１フォトダイオー
ドよりも、スライス方向に関する有感域幅が広いことを
特徴とする放射線検出器。1. A scintillator for converting incident X-rays into light, a plurality of first photodiodes for converting the converted light into an electric signal, and a plurality of plural photo diodes for converting the converted light into an electric signal. A second photodiode; and a plurality of switching elements connected to the first and second photodiodes, wherein the first photodiode has a slice direction,
n consecutively arranged, the second photodiode, in the slice direction,
M on each side of the first photodiode array.
A radiation detector characterized in that the second photodiodes are sequentially arranged in units of (m <n), and the second photodiode has a wider sensitive area in the slice direction than the first photodiode.
トダイオードの個数（２・ｍ）は、前記スライス方向に
関する前記第１フォトダイオードの個数（ｎ）よりも、
多いことを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。2. The number (2 · m) of the second photodiodes in the slice direction is greater than the number (n) of the first photodiodes in the slice direction.
The radiation detector according to claim 1, wherein the radiation detector is abundant.
向に関する有感域幅は、前記第１フォトダイオードのス
ライス方向に関する有感域幅の略２倍であることを特徴
とする請求項２記載の放射線検出器。3. The radiation according to claim 2, wherein the width of the sensitive area in the slice direction of the second photodiode is approximately twice the width of the sensitive area in the slice direction of the first photodiode. Detector.
向に関する有感域幅は、略１ｍｍであり、前記第１フォ
トダイオードのスライス方向に関する有感域幅は略０．
５ｍｍであることを特徴とする請求項３記載の放射線検
出器。4. The sensitive zone width of the second photodiode in the slice direction is approximately 1 mm, and the sensitive zone width of the first photodiode in the slice direction is approximately 0.
The radiation detector according to claim 3, wherein the radiation detector has a length of 5 mm.
ス方向に関して１６個配列され、前記第２フォトダイオ
ードは前記スライス方向に関して、前記第１フォトダイ
オードの配列の両側にそれぞれ１２個ずつ連続的に配列
されることを特徴とする請求項４記載の放射線検出器。5. The 16 first photodiodes are arrayed in the slice direction, and the second photodiodes 12 are arrayed in succession, 12 on each side of the array of the first photodiodes in the slice direction. The radiation detector according to claim 4, wherein:
方向に関する有感域幅は、前記第１フォトダイオードの
それと略同じであることを特徴とする請求項３記載の放
射線検出器。6. The radiation detector according to claim 3, wherein the sensitive region width of the second photodiode in the channel direction is substantially the same as that of the first photodiode.
方向に関する有感域幅は、前記第２フォトダイオードの
スライス方向に関する有感域幅と略同じであることを特
徴とする請求項６記載の放射線検出器。7. The radiation detection device according to claim 6, wherein the width of the sensitive region in the channel direction of the second photodiode is substantially the same as the width of the sensitive region in the slice direction of the second photodiode. vessel.
シンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プと、前記データ収集チップとを、共通に実装するリジ
ッドプリント配線板とを具備することを特徴とする放射
線検出システム。8. A scintillator for converting X-rays incident from the front surface side into light, at least one photodiode chip including a plurality of photodiodes for converting the converted light into an electric signal, and the plurality of photo diodes. At least one switching chip including a plurality of switching elements for reading out a plurality of signals from a diode, and at least one data acquisition chip including a plurality of data acquisition units for amplifying and digitizing the read out signals. And a rigid printed wiring board on which the photodiode chip, the switching chip, and the data collection chip are mounted in common.
数のフォトダイオードに接続された、表面から裏面に渡
って半導体基板を貫通する複数の貫通配線を介して、前
記リジッドプリント配線板にバンプ接続され、 前記スイッチングチップは、前記リジッドプリント配線
板にフリップチップ接続され、 前記データ収集チップは、前記リジッドプリント配線板
にフリップチップ接続されることを特徴とする請求項８
記載の放射線検出システム。9. The photodiode chip is bump-connected to the rigid printed wiring board via a plurality of through wirings connected to the plurality of photodiodes and penetrating a semiconductor substrate from the front surface to the back surface, 9. The switching chip is flip-chip connected to the rigid printed wiring board, and the data collection chip is flip-chip connected to the rigid printed wiring board.
The radiation detection system described.
るシンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プと、前記データ収集チップとを共通に実装するリジッ
ド多層配線板とを具備することを特徴とする放射線検出
システム。10. A scintillator for converting X-rays incident from the front surface side into light, at least one photodiode chip including a plurality of photodiodes for converting the converted light into an electric signal, and the plurality of photo diodes. At least one switching chip including a plurality of switching elements for reading out a plurality of signals from a diode, and at least one data acquisition chip including a plurality of data acquisition units for amplifying and digitizing the read out signals. And a rigid multi-layer wiring board that mounts the photodiode chip, the switching chip, and the data collection chip in common.
複数のフォトダイオードに接続された、表面から裏面に
渡って半導体基板を貫通する複数の貫通配線を介して、
前記多層配線板の表面にバンプ接続され、 前記スイッチングチップは、前記多層配線板の表面にフ
リップチップ接続され、 前記データ収集チップは、前記多層配線板の裏面にフリ
ップチップ接続されることを特徴とする請求項１０記載
の放射線検出システム。11. The photodiode chip includes a plurality of through wirings connected to the plurality of photodiodes and penetrating a semiconductor substrate from a front surface to a back surface,
The bumps are connected to the front surface of the multilayer wiring board, the switching chips are flip-chip connected to the front surface of the multilayer wiring board, and the data collecting chips are flip-chip connected to the back surface of the multilayer wiring board. The radiation detection system according to claim 10.
複数のフォトダイオードに接続された、表面から裏面に
渡って半導体基板を貫通する複数の貫通配線を介して、
前記多層配線板の表面にバンプ接続され、 前記スイッチングチップは、前記多層配線板の裏面にフ
リップチップ接続され、 前記データ収集チップは、前記多層配線板の裏面にフリ
ップチップ接続されることを特徴とする請求項１０記載
の放射線検出システム。12. The photodiode chip, through a plurality of through wirings connected to the plurality of photodiodes and penetrating a semiconductor substrate from the front surface to the back surface,
The bumps are connected to the front surface of the multilayer wiring board, the switching chips are flip-chip connected to the back surface of the multilayer wiring board, and the data collecting chips are flip-chip connected to the back surface of the multilayer wiring board. The radiation detection system according to claim 10.
ングチップの背面が結合(bond)され、前記スイッチング
チップの表面に前記フォトダイオードチップの背面が結
合され、前記多層配線板の裏面に前記データ収集チップ
が結合されることを特徴とする請求項１０記載の放射線
検出システム。13. The back surface of the switching chip is bonded to the front surface of the multilayer wiring board, the back surface of the photodiode chip is bonded to the front surface of the switching chip, and the data collection is performed on the back surface of the multilayer wiring board. The radiation detection system according to claim 10, wherein the chip is coupled.
から裏面に渡ってフォトダイオード基板を貫通する複数
の第１貫通配線を介して、前記複数のスイッチング素子
に接続され、 前記複数のスイッチング素子は、表面から裏面に渡って
スイッチング素子基板を貫通する複数の第２貫通配線を
介して、前記多層配線板の複数の表面配線に接続され、 前記データ収集チップは、前記多層配線板の複数の裏面
配線にフリップチップ接続されることを特徴とする請求
項１３記載の放射線検出システム。14. The plurality of photodiodes are connected to the plurality of switching elements through a plurality of first through wirings that penetrate the photodiode substrate from the front surface to the back surface, and the plurality of switching elements are The plurality of second through wirings penetrating the switching element substrate from the front surface to the back surface are connected to the plurality of front surface wirings of the multilayer wiring board, and the data collecting chip is a plurality of back surface wirings of the multilayer wiring board. The radiation detection system according to claim 13, wherein the radiation detection system is flip-chip connected to the.
線板の辺縁に配置されることを特徴とする請求項１３記
載の放射線検出システム。15. The radiation detection system according to claim 13, wherein the data collection chip is arranged at a peripheral edge of the multilayer wiring board.
れた複数のＸ線遮蔽板をさらに備えることを特徴とする
請求項１５記載の放射線検出システム。16. The radiation detection system according to claim 15, further comprising a plurality of X-ray shields arranged above the data acquisition chip.
るシンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プとを実装する第１リジッドプリント配線板と、 前記データ収集チップを実装する第２リジッドプリント
配線板と、 前記第１リジッドプリント配線板と前記第２リジッドプ
リント配線板とを着脱自在に接続するコネクタとを具備
することを特徴とする放射線検出システム。17. A scintillator for converting X-rays incident from the front surface side into light, at least one photodiode chip including a plurality of photodiodes for converting the converted light into an electric signal, and the plurality of photo diodes. At least one switching chip including a plurality of switching elements for reading out a plurality of signals from a diode, and at least one data acquisition chip including a plurality of data acquisition units for amplifying and digitizing the read out signals. A first rigid printed wiring board on which the photodiode chip and the switching chip are mounted, a second rigid printed wiring board on which the data collection chip is mounted, the first rigid printed wiring board and the second rigid Equipped with a connector for detachably connecting to a printed wiring board A radiation detection system characterized in that
複数のフォトダイオードに接続された、表面から裏面に
渡って半導体基板を貫通する複数の貫通配線を介して、
前記第１リジッドプリント配線板の表面配線にバンプ接
続されることを特徴とする請求項１７記載の放射線検出
システム。18. The photodiode chip, through a plurality of through wirings connected to the plurality of photodiodes and penetrating a semiconductor substrate from the front surface to the back surface,
The radiation detection system according to claim 17, wherein the radiation detection system is bump-connected to a surface wiring of the first rigid printed wiring board.
射するＸ線源と、前記被検体を透過したＸ線を検出する
検出素子が行・列方向に複数個配列されて成る放射線検
出器と、前記放射線検出器の出力に基づいて被検体のＣ
Ｔ像を再構成する再構成手段とを具備し、 前記放射線検出器は、入射されるＸ線を光に変換するシ
ンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数の第１フォ
トダイオードと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数の第２フォ
トダイオードと、 前記第１，第２のフォトダイオードに接続された複数の
スイッチング素子とを有し、 前記第１フォトダイオードは、スライス方向に関して、
ｎ個連続的に配列され、 前記第２フォトダイオードは、スライス方向に関して、
前記第１フォトダイオードの配列の両側にそれぞれ、ｍ
個（ｍ＜ｎ）ずつ連続的に配列され、 前記第２フォトダイオードは、前記第１フォトダイオー
ドよりも、スライス方向に関する有感域幅が広いことを
特徴とするＸ線ＣＴ装置。19. Radiation comprising a plurality of X-ray sources that irradiate X-rays while rotating around the subject and detection elements that detect the X-rays that have passed through the subject in the row and column directions. A detector and C of the subject based on the output of the radiation detector
Reconstructing means for reconstructing a T image, wherein the radiation detector is a scintillator for converting incident X-rays into light, and a plurality of first photodiodes for converting the converted light into electric signals. And a plurality of second photodiodes for converting the converted light into an electric signal, and a plurality of switching elements connected to the first and second photodiodes, wherein the first photodiode is Regarding the slice direction,
n consecutively arranged, the second photodiode, in the slice direction,
M on each side of the first photodiode array.
The X-ray CT apparatus is characterized in that the second photodiodes have a wider sensitive area in the slice direction than the first photodiodes, and the second photodiodes are sequentially arranged in units of (m <n).
射するＸ線源と、 前記被検体を透過したＸ線を検出する検出素子が行・列
方向に複数個配列されて成る放射線検出システムと、 前記投影データに基づいて被検体のＣＴ像を再構成する
再構成手段とを具備し、 前記放射線検出システムは、表面側から入射するＸ線を
光に変換するシンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プと、前記データ収集チップとを、共通に実装するリジ
ッドプリント配線板とを具備することことを特徴とする
Ｘ線ＣＴ装置。20. Radiation comprising an X-ray source for irradiating X-rays while rotating around the subject, and a plurality of detection elements for detecting the X-rays transmitted through the subject, arranged in row and column directions. The radiation detection system includes a detection system and a reconstruction unit that reconstructs a CT image of the subject based on the projection data, and the radiation detection system includes a scintillator that converts X-rays incident from the surface side into light, and the conversion. At least one photodiode chip including a plurality of photodiodes for converting the converted light into an electric signal; at least one switching chip including a plurality of switching elements for reading out a plurality of signals from the plurality of photodiodes; At least one data acquisition chip having a plurality of data acquisition units for amplifying and digitizing a plurality of read signals; A diode chip, and the switching chip, and the data acquisition chip, X-rays CT apparatus characterized by that it comprises a rigid printed wiring board to be mounted on a common.
射するＸ線源と、前記被検体を透過したＸ線を検出する
検出素子が行・列方向に複数個配列されて成る放射線検
出システムと、前記投影データに基づいて被検体のＣＴ
像を再構成する再構成手段とを具備し、 前記放射線検出システムは、表面側から入射するＸ線を
光に変換するシンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プと、前記データ収集チップとを共通に実装するリジッ
ド多層配線板とを具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装
置。21. Radiation comprising an X-ray source for irradiating X-rays while rotating around the subject and a plurality of detection elements for detecting the X-rays transmitted through the subject in row and column directions. Detection system and CT of the subject based on the projection data
Reconstructing means for reconstructing an image, wherein the radiation detection system includes a scintillator for converting X-rays incident from the surface side into light, and a plurality of photodiodes for converting the converted light into electric signals. At least one photodiode chip provided, at least one switching chip provided with a plurality of switching elements that read a plurality of signals from the plurality of photodiodes, and a plurality of the read signals are amplified and digitized. At least one data collection chip having a plurality of data collection units, the photodiode chip, the switching chip, and a rigid multilayer wiring board on which the data collection chip is mounted in common are provided. X-ray CT system.
射するＸ線源と、 前記被検体を透過したＸ線を検出する検出素子が行・列
方向に複数個配列されて成る放射線検出システムと、 前記投影データに基づいて被検体のＣＴ像を再構成する
再構成手段とを具備し、 前記放射線検出システムは、表面側から入射するＸ線を
光に変換するシンチレータと、 前記変換された光を電気信号に変換する複数のフォトダ
イオードを備えた少なくとも１つのフォトダイオードチ
ップと、 前記複数のフォトダイオードから複数の信号を読み出す
複数のスイッチング素子を備えた少なくとも１つのスイ
ッチングチップと、 前記読み出された複数の信号を増幅し、ディジタル化す
る複数のデータ収集部を備えた少なくとも１つのデータ
収集チップと、 前記フォトダイオードチップと、前記スイッチングチッ
プとを実装する第１リジッドプリント配線板と、 前記データ収集チップを実装する第２リジッドプリント
配線板と、 前記第１リジッドプリント配線板と前記第２リジッドプ
リント配線板とを着脱自在に接続するコネクタとを具備
することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。22. Radiation comprising an X-ray source for irradiating X-rays while rotating around the subject and a plurality of detection elements for detecting the X-rays transmitted through the subject in row and column directions. The radiation detection system includes a detection system and a reconstruction unit that reconstructs a CT image of the subject based on the projection data, and the radiation detection system includes a scintillator that converts X-rays incident from the surface side into light, and the conversion. At least one photodiode chip including a plurality of photodiodes for converting the converted light into an electric signal; at least one switching chip including a plurality of switching elements for reading out a plurality of signals from the plurality of photodiodes; At least one data acquisition chip having a plurality of data acquisition units for amplifying and digitizing a plurality of read signals; A first rigid printed wiring board on which a diode chip and the switching chip are mounted, a second rigid printed wiring board on which the data collection chip is mounted, the first rigid printed wiring board and the second rigid printed wiring board An X-ray CT apparatus, comprising:
る検出素子群と、 この検出素子群からの出力データを収集するデータ収集
手段と、 前記検出素子群と前記データ手段の少なくとも一方を実
装する基板と、 前記検出素子群、前記データ収集手段、前記基板を積層
構造とする手段、とを備えた放射線検出システム。23. A detection element group including a plurality of detection elements for detecting X-rays, a data collection means for collecting output data from the detection element group, and at least one of the detection element group and the data means are mounted. A radiation detection system comprising: a substrate, a detection element group, the data collection unit, and a unit having a laminated structure of the substrate.
ックと、 前記光を電気信号に変換するホトダイオードアレイと、 このホトダイオードアレイから電気信号を出力するホト
ダイオードを選択するスイッチと、このスイッチにより
選択された前記ホトダイオードアレイから出力されたデ
ータを収集するデータ収集チップと、 前記シンチレータブロック、前記ホトダイオードアレ
イ、前記スイッチ、前記データ収集チップを一体化構成
する手段、とを備えた放射線検出システム。24. A scintillator block for converting X-rays into light, a photodiode array for converting the light into an electric signal, a switch for selecting a photodiode for outputting an electric signal from the photodiode array, and a switch selected by the switch. A radiation detection system comprising: a data collection chip that collects data output from the photodiode array; and a unit that integrally configures the scintillator block, the photodiode array, the switch, and the data collection chip.
射するＸ線源と、 前記被検体を透過したＸ線を検出する検出素子が行・列
方向に複数個配列されて成る放射線検出器と、 前記放射線検出器の出力を用いて前記被検体に関する投
影データを収集するデータ収集手段と、 前記複数の検出素子から前記データ収集手段へ出力され
るデータを選択するスイッチ手段と、 前記投影データに基づいて被検体のＣＴ像を再構成する
再構成手段と、 前記放射線検出器に対して、前記データ収集手段と前記
スイッチの少なくとも一方を積層構造とする手段とを備
えたＸ線ＣＴ装置。25. Radiation comprising an X-ray source for irradiating X-rays while rotating around the subject and a plurality of detection elements for detecting the X-rays transmitted through the subject, arranged in the row and column directions. A detector, a data collecting unit that collects projection data on the subject using the output of the radiation detector, a switch unit that selects data output from the plurality of detecting elements to the data collecting unit, An X-ray CT including a reconstructing unit that reconstructs a CT image of a subject based on projection data, and a unit that forms a laminated structure of at least one of the data collecting unit and the switch with respect to the radiation detector. apparatus.
る検出素子群と、 この検出素子群を実装する第1の基板と、 前記検出素子群からの出力データを収集するデータ収集
チップと、 このデータ収集チップを実装する第２の基板と、 前記第１の基板と前記第２の基板とを１対１で接続する
接続手段とを備えたことを特徴とする放射線検出システ
ム。26. A detection element group composed of a plurality of detection elements for detecting X-rays, a first substrate on which the detection element group is mounted, a data collection chip for collecting output data from the detection element group, A radiation detection system comprising: a second substrate on which the data collection chip is mounted; and a connection unit that connects the first substrate and the second substrate in a one-to-one relationship.
基板とを電気的に接続するコネクタであることを特徴と
する請求項２６記載の放射線検出システム。27. The radiation detection system according to claim 26, wherein the connecting means is a connector that electrically connects the first substrate and the second substrate.
Ｘ線入射面側に実装し、 前記第２の基板は、前記データ収集チップを前記Ｘ線入
射面以外の面に実装し、 前記接続手段は、前記第１の基板において前記検出素子
群を未実装の面と、前記第２の基板において前記データ
収集チップを未実装の面とを前記コネクタにより接続す
ることを特徴とする請求項２７記載の放射線検出システ
ム。28. The first substrate has the detection element group mounted on the X-ray incidence surface side, and the second substrate has the data collection chip mounted on a surface other than the X-ray incidence surface, The connecting means connects the surface of the first substrate on which the detection element group is not mounted and the surface of the second substrate on which the data collection chip is not mounted by the connector. Item 27. The radiation detection system according to Item 27.
ップをＸ線透過領域に実装し、前記コネクタをＸ線透過
領域外に設けることを特徴とする請求項２６記載の放射
線検出システム。29. The radiation detection system according to claim 26, wherein the second substrate has the data collection chip mounted in an X-ray transmission region, and the connector is provided outside the X-ray transmission region.
射するＸ線源と、 前記被検体を透過したＸ線を検出する検出素子が行・列
方向に複数個配列されて成るＸ線検出器と、 前記Ｘ線検出器の出力を用いて前記被検体に関する投影
データを収集するデータ収集手段と、 前記投影データに基づいて被検体のＣＴ像を再構成する
再構成手段と、 前記Ｘ線検出器を実装する第１の基板と前記データ収集
手段を実装する第２の基板とを１：１に接続する接続手
段を備えたＸ線ＣＴ装置。30. An X-ray source, which irradiates X-rays while rotating around a subject, and a plurality of detection elements, which detect X-rays transmitted through the subject, are arranged in rows and columns. A line detector; a data collecting unit that collects projection data on the subject using the output of the X-ray detector; a reconstructing unit that reconstructs a CT image of the subject based on the projection data; An X-ray CT apparatus comprising a connecting means for connecting a first substrate on which an X-ray detector is mounted and a second substrate on which the data collecting means is mounted in a 1: 1 ratio.
検出素子列から構成される第１の検出素子アレイ群であ
って、前記第１検出素子列各々はスライス方向に関して
第１の幅を有する複数の第１検出素子アレイを有する第
１の検出素子アレイ群と、 スライス方向に配列された複数の第２検出素子列から構
成される第２の検出素子アレイ群であって、前記第２検
出素子列各々はスライス方向に関して前記第１の幅より
広い第２の幅を有する複数の第１検出素子アレイを有
し、前記第２検出素子列は前記第１検出素子列の両側に
配置され、前記第２検出素子列の各側の列数は、前記第
１検出素子列よりも少ない第２の検出素子アレイ群とを
具備する放射線検出器。31. A plurality of first elements arranged in the slice direction
A first detection element array group including detection element rows, each of the first detection element rows having a plurality of first detection element arrays having a first width in a slice direction. A second detection element array group comprising a group and a plurality of second detection element arrays arranged in the slice direction, wherein each of the second detection element arrays is wider than the first width in the slice direction. A plurality of first detection element arrays having a width of 2, the second detection element rows are arranged on both sides of the first detection element row, and the number of rows on each side of the second detection element rows is A second detector array group, which is smaller in number than the first detector array, and a radiation detector.
は、前記第１検出素子列の列数よりも多いことを特徴と
する請求項３１記載の放射線検出器。32. The radiation detector according to claim 31, wherein the total number of rows on both sides of the second detection element row is larger than the number of rows of the first detection element row.
した第１の検出素子列群と、前記第１の幅より大きい幅
を有する第２の検出素子列を、前記第１の検出素子列群
の列設数より少ない列設数で、前記スライス方向に、か
つ、前記第１の検出素子列群の両側それぞれに列設した
第２の検出素子列群とから成る放射線検出器と、 記放射線検出器の出力を用いて被検体に関する透過デー
タを収集するデータ収集手段と、 このデータ収集手段から得られた透過データに基づい
て、画像データを再構成する再構成装置と、 前記再構成された画像データを表示する表示装置とを具
備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。33. An X-ray source for generating X-rays, a first detection element row group in which a plurality of detection element rows having a first width are provided in a slice direction, and a width larger than the first width is set. The second detecting element rows that are provided are arranged in the slice direction and on both sides of the first detecting element row group with a smaller number of row elements than the first detecting element row group. A radiation detector including a second detection element array group, a data collecting unit that collects transmission data relating to the subject by using the output of the radiation detector, and based on the transmission data obtained from the data collecting unit. An X-ray CT apparatus comprising: a reconstruction device that reconstructs image data; and a display device that displays the reconstructed image data.
ルデータから成るボリュームデータを再構成することを
特徴とする請求項３３記載のＸ線ＣＴ装置。34. The X-ray CT apparatus according to claim 33, wherein the reconstruction apparatus reconstructs volume data composed of isotropic voxel data.
軌道を描くよう前記Ｘ線源又は前記被検体を移動させる
移動手段を更に備え、 前記再構成装置は、撮影領域、前記データ収集に用いる
検出素子列、ヘリカルピッチ、スキャン範囲、スキャン
時間、管電流の少なくともいずれかを含む撮影条件に基
づく前記等方位性のボクセルデータから成るボリューム
データを再構成することを特徴とする請求項３４記載の
Ｘ線ＣＴ装置。35. The apparatus further comprises moving means for moving the X-ray source or the subject so that the X-ray source draws a spiral orbit around the subject, the reconstructing apparatus including the imaging region and the data. The volume data composed of the isotropic voxel data based on an imaging condition including at least one of a detector array used for acquisition, a helical pitch, a scan range, a scan time, and a tube current is reconstructed. 34. The X-ray CT apparatus according to item 34.
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