JP5289116B2 - X-ray detector - Google Patents

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Description

本発明は、X線検出器に関し、特に高い時間分解能と空間分解能とが要求される医用X線コンピュータトモグラフィー(X線CT)等に好適に用いることのできるX線検出器に関する。   The present invention relates to an X-ray detector, and more particularly to an X-ray detector that can be suitably used for medical X-ray computed tomography (X-ray CT) and the like that require high time resolution and spatial resolution.

近年、X線コンピュータートモグラフィー(X線CT)が、心臓の様に動きの激しい臓器の診断にも用いられるようになってきている。動きの激しい臓器を高精細に撮影するには、高い時間分解能と空間分解能とを両立して有する検出器が必要である。   In recent years, X-ray computed tomography (X-ray CT) has come to be used for diagnosis of organs that move rapidly, such as the heart. In order to capture a highly moving organ with high definition, a detector having both high temporal resolution and spatial resolution is required.

現在のCT用X線検出器としては、シンチレーターにより一旦、X線を可視光に変換し、その可視光をSi基板に作り込まれたフォトダイオードで電気信号に変換する間接変換方式が主流であり、近年、マルチスライスCTと呼ばれる、体軸方向に複数の画素を有し、一度に広い幅の診断が可能なCTが普及してきている。   The current mainstream X-ray detector for CT is an indirect conversion method in which X-rays are once converted into visible light by a scintillator, and the visible light is converted into an electrical signal by a photodiode built in a Si substrate. In recent years, a CT called a multi-slice CT, which has a plurality of pixels in the body axis direction and can diagnose a wide width at a time, has become widespread.

この様なマルチスライスCT用のX線検出器において、時間分解能が高いデータ収集方式として、フォトダイオード1画素毎に、信号線を有する同時収集方式がある。   In such an X-ray detector for multi-slice CT, as a data acquisition method with high time resolution, there is a simultaneous acquisition method in which a signal line is provided for each pixel of the photodiode.

ところが、従来の同時収集方式のX線検出器では、フォトダイオードの隙間にスライス数分の信号線を形成しなければならない。したがって、従来においては、前記信号線の形成領域を確保すべく、前記フォトダイオードの大きさを低減する必要が生じていた。この結果、X線の空間分解能が低下してしまうという問題があった(非特許文献1)。   However, in the conventional simultaneous acquisition type X-ray detector, signal lines corresponding to the number of slices must be formed in the gaps between the photodiodes. Therefore, conventionally, it has been necessary to reduce the size of the photodiode in order to ensure the formation region of the signal line. As a result, there is a problem that the spatial resolution of X-rays is reduced (Non-Patent Document 1).

八幡ら, "高分解マルチスライスCTの開発", Medical Imaging Technology, Vol. 24, No. 24, pp. 306-312, 2006.Yawata et al., "Development of high resolution multi-slice CT", Medical Imaging Technology, Vol. 24, No. 24, pp. 306-312, 2006.

本発明は、同時収集方式のマルチスライスCT用のX線検出器において、その空間分解能を向上させることを目的とする。   An object of the present invention is to improve the spatial resolution of an X-ray detector for multi-slice CT of a simultaneous acquisition method.

上記目的を達成すべく、本発明の一態様は、互いに隣接してマトリックス状に配置されてなる、X線を可視光線に変換する複数のシンチレーターと、前記複数のシンチレーターの側面に設けられ、前記複数のシンチレーターそれぞれを離隔する複数のリフレクターと、前記複数のシンチレーターの、前記X線の入射面と相対向する側において、前記複数のシンチレーターそれぞれに対して設けられてなる、前記可視光線を電気信号に変換する複数の光電変換素子とを備え、各シンチレーターに対して設けられた前記光電変換素子からの前記電気信号は、前記各シンチレーターの前記側面に設けられた前記複数のリフレクターの少なくとも一つを介して外部に取り出すことを特徴とする、X線検出器に関する。 In order to achieve the above object, one embodiment of the present invention is provided on a side surface of a plurality of scintillators that convert X-rays into visible light, arranged in a matrix adjacent to each other, and the plurality of scintillators, A plurality of reflectors separating each of the plurality of scintillators, and the visible light provided to each of the plurality of scintillators on the side of the plurality of scintillators opposite to the X-ray incident surface, The electrical signal from the photoelectric conversion element provided for each scintillator includes at least one of the plurality of reflectors provided on the side surface of each scintillator. The present invention relates to an X-ray detector characterized by being taken out through the outside.

本発明によれば、同時収集方式のマルチスライスCT用のX線検出器において、その空間分解能を向上させることができる。   According to the present invention, the spatial resolution of an X-ray detector for multi-slice CT of the simultaneous acquisition method can be improved.

第1の実施形態におけるX線検出器の平面図である。It is a top view of the X-ray detector in a 1st embodiment. 図1に示すX線検出器をA−A線に沿って切った場合の断面図である。It is sectional drawing at the time of cutting the X-ray detector shown in FIG. 1 along the AA line. 第2の実施形態におけるX線検出器の平面図である。It is a top view of the X-ray detector in 2nd Embodiment. 図3に示すX線検出器をA−A線に沿って切った場合の断面図である。It is sectional drawing at the time of cutting the X-ray detector shown in FIG. 3 along the AA line. 第3の実施形態におけるX線検出器の平面図である。It is a top view of the X-ray detector in 3rd Embodiment. 図5に示すX線検出器をB−B線に沿って切った場合の断面図である。It is sectional drawing at the time of cutting the X-ray detector shown in FIG. 5 along the BB line. 第4の実施形態におけるX線検出器の平面図である。It is a top view of the X-ray detector in 4th Embodiment. 図7に示すX線検出器をC−C線に沿って切った場合の断面図である。It is sectional drawing at the time of cutting the X-ray detector shown in FIG. 7 along CC line.

以下、本発明の具体的な実施形態について説明する。   Hereinafter, specific embodiments of the present invention will be described.

(第1の実施形態)
図1及び2は、第1の実施形態におけるX線検出器の概略構成図である。図1は、本実施形態におけるX線検出器の平面図であり、図2は、図1に示すX線検出器をA−A線に沿って切った場合の断面図である。なお、図1及び2は、本実施形態におけるX線検出器の特徴を明確にすべく、上記X線検出器の一部に着目し、かかる部分を拡大して描いている。
(First embodiment)
1 and 2 are schematic configuration diagrams of the X-ray detector according to the first embodiment. FIG. 1 is a plan view of the X-ray detector in the present embodiment, and FIG. 2 is a cross-sectional view of the X-ray detector shown in FIG. 1 taken along the line AA. In FIGS. 1 and 2, in order to clarify the characteristics of the X-ray detector in the present embodiment, attention is paid to a part of the X-ray detector, and this part is drawn in an enlarged manner.

図1及び2に示すように、本実施形態のX線検出器10は、互いに隣接してマトリックス状に配置されてなる複数のシンチレーター11と、これらシンチレーターの側面11Aに設けられ、複数のシンチレーター11それぞれを離隔する複数のリフレクター12及び13とを有している。また、複数のシンチレーター11の、X線の入射面10Aと相対向する側においては、複数のシンチレーター11それぞれに対応して設けられた複数の半導体フォトダイオード15が設けられている。したがって、本実施形態におけるX線検出器10は、同時収集方式のマルチスライスCT用X線検出器を構成する。   As shown in FIGS. 1 and 2, the X-ray detector 10 of the present embodiment is provided on a plurality of scintillators 11 arranged in a matrix adjacent to each other, and a side surface 11A of these scintillators. A plurality of reflectors 12 and 13 are provided apart from each other. A plurality of semiconductor photodiodes 15 provided corresponding to the plurality of scintillators 11 are provided on the side of the plurality of scintillators 11 facing the X-ray incident surface 10A. Therefore, the X-ray detector 10 in this embodiment constitutes a simultaneous acquisition type multi-slice CT X-ray detector.

なお、リフレクター12は、シンチレーター11の側面11Aの全体に亘って形成されているが、リフレクター13は、シンチレーター11の側面11Aの端部には形成されず、リフレクター13と接触しないようになっている。   The reflector 12 is formed over the entire side surface 11 </ b> A of the scintillator 11, but the reflector 13 is not formed at the end of the side surface 11 </ b> A of the scintillator 11 and is not in contact with the reflector 13. .

シンチレーター11は、X線検出器において汎用されている、例えばGOS(GdS)やCsIから構成することができる。また、リフレクター12及び13は反射率の高い金属材料、例えばAl,Ag等や、反射率の高い無機材料を分散した樹脂膜等から構成することができる。 The scintillator 11 can be composed of, for example, GOS (Gd 2 O 2 S) or CsI, which is widely used in X-ray detectors. The reflectors 12 and 13 can be made of a metal material having a high reflectance, such as Al, Ag, or a resin film in which an inorganic material having a high reflectance is dispersed.

半導体フォトダイオード15は、X線検出器10と同等の大きさの一様な、例えばn型Siからなる半導体基板151の、各シンチレーター11の対応箇所において、P層152を形成することによって得ることができる。この場合、半導体基板151、すなわち半導体フォトダイオード15には逆バイアスを印加しておき、P層152の周辺に空乏層を形成しておく。   The semiconductor photodiode 15 is obtained by forming a P layer 152 at a location corresponding to each scintillator 11 of a uniform semiconductor substrate 151 made of, for example, n-type Si, having the same size as the X-ray detector 10. Can do. In this case, a reverse bias is applied to the semiconductor substrate 151, that is, the semiconductor photodiode 15, and a depletion layer is formed around the P layer 152.

また、各半導体フォトダイオード15上には透明電極17が形成されており、リフレクター13は、バンプ16を介して透明電極17と電気的に接続されている。さらに、複数のシンチレーターの11のX線の入射面10A上には、リフレクター13と電気的に接続され、信号読出回路19に電気的に接続された信号線18が形成されている。したがって、リフレクター13は、以下に説明するリフレクターとしての本来的な機能の他に、半導体フォトダイオード15からの電気信号を外部に取り出すための導体としても機能する。   A transparent electrode 17 is formed on each semiconductor photodiode 15, and the reflector 13 is electrically connected to the transparent electrode 17 through bumps 16. Further, a signal line 18 electrically connected to the reflector 13 and electrically connected to the signal readout circuit 19 is formed on the X-ray incident surface 10 </ b> A of the plurality of scintillators 11. Therefore, the reflector 13 functions as a conductor for taking out an electric signal from the semiconductor photodiode 15 to the outside in addition to the original function as a reflector described below.

なお、透明電極17は、汎用の透明電極材料、例えばITO等の透明電極材料から構成することができる。   In addition, the transparent electrode 17 can be comprised from general purpose transparent electrode materials, for example, transparent electrode materials, such as ITO.

本実施形態のX線検出器10において、そのX線の入射面10Aに対してX線が入射すると、前記X線はシンチレーター11を透過する際に可視光線に変換され、この可視光線はシンチレーター11を透過した後、半導体フォトダイオード15に入射する。半導体フォトダイオード15では、前記可視光線は電気信号(すなわち電流)に変換される。得られた電気信号はリフレクター13を介してX線検出器10の入射面10A側に伝送され、信号線18を介して、信号読出回路19に送られる。   In the X-ray detector 10 of the present embodiment, when X-rays are incident on the incident surface 10A of the X-rays, the X-rays are converted into visible light when passing through the scintillator 11, and this visible light is converted into the scintillator 11. Then, the light enters the semiconductor photodiode 15. In the semiconductor photodiode 15, the visible light is converted into an electric signal (that is, current). The obtained electric signal is transmitted to the incident surface 10A side of the X-ray detector 10 via the reflector 13 and sent to the signal readout circuit 19 via the signal line 18.

各シンチレーター11に入射したX線の強度と、相当する半導体フォトダイオード15で生成する電気信号(電流)の大きさとは互いに比例するので、信号読出回路19において、半導体フォトダイオード15からリフレクター13及び信号線18を介して伝送された前記電気信号(電流)の大きさを検知することによって、該当するシンチレーター11に入射したX線の強度を知ることができる。   Since the intensity of the X-rays incident on each scintillator 11 and the magnitude of the electric signal (current) generated by the corresponding semiconductor photodiode 15 are proportional to each other, the signal readout circuit 19 converts the reflector 13 and the signal from the semiconductor photodiode 15. By detecting the magnitude of the electric signal (current) transmitted through the line 18, the intensity of the X-ray incident on the corresponding scintillator 11 can be known.

なお、各シンチレーター11に入射したX線によって生成された可視光線は、各シンチレーター11の側面11Aに設けられたリフレクター12及び13によって反射されるようになるので、前記可視光線が隣接したシンチレーター11において生成された可視光線と干渉することがない。したがって、該当するシンチレーター11に入射したX線の強度を正確に知ることができる。   In addition, since the visible light generated by the X-rays incident on each scintillator 11 is reflected by the reflectors 12 and 13 provided on the side surface 11A of each scintillator 11, the visible light is reflected in the adjacent scintillators 11. There is no interference with the generated visible light. Therefore, the intensity of the X-rays incident on the corresponding scintillator 11 can be accurately known.

また、リフレクター13は、電気信号伝送用導体としても機能するので、上述したように、リフレクター12と電気的に接触しないことが要求される。もし、リフレクター13がリフレクター12と電気的に接触してしまうと、互いに隣接する半導体フォトダイオード15で得られた電気信号同士が干渉してしまい、該当するシンチレーター11に入射したX線の強度を検知することができなくなってしまう。   Moreover, since the reflector 13 functions also as an electric signal transmission conductor, it is required not to be in electrical contact with the reflector 12 as described above. If the reflector 13 is in electrical contact with the reflector 12, the electrical signals obtained by the adjacent semiconductor photodiodes 15 interfere with each other, and the intensity of X-rays incident on the corresponding scintillator 11 is detected. You will not be able to.

本実施形態のX線検出器10によれば、X線入射によって生成した電気信号を、リフレクター13を介してX線入射面10Aから取り出すようにしているので、信号線18を、従来のように半導体フォトダイオード15の隙間にスライス数分、すなわちシンチレーターの数に応じた数の信号線を形成する必要がなくなる。したがって、信号線18の形成領域を確保すべく、半導体フォトダイオード15の大きさを低減する必要がないので、X線の空間分解能の低下という問題を回避することができる。   According to the X-ray detector 10 of the present embodiment, since the electric signal generated by the X-ray incidence is taken out from the X-ray incident surface 10A via the reflector 13, the signal line 18 is used as in the conventional case. There is no need to form signal lines corresponding to the number of slices, that is, the number of scintillators, in the gap between the semiconductor photodiodes 15. Therefore, since it is not necessary to reduce the size of the semiconductor photodiode 15 in order to secure the formation region of the signal line 18, it is possible to avoid the problem of reduction in the spatial resolution of the X-rays.

(第2の実施形態)
図3及び4は、第2の実施形態におけるX線検出器の概略構成図である。
図3は、本実施形態におけるX線検出器の平面図であり、図4は、図3に示すX線検出器を、同じくA−A線に沿って切った場合の断面図である。なお、第1の実施形態に係わる図1及び2と同一あるいは類似の構成要素に関しては、
同一の参照数字を用いて表している。
(Second Embodiment)
3 and 4 are schematic configuration diagrams of the X-ray detector according to the second embodiment.
FIG. 3 is a plan view of the X-ray detector in the present embodiment, and FIG. 4 is a cross-sectional view of the X-ray detector shown in FIG. 3 taken along the line AA. Regarding the same or similar components as in FIGS. 1 and 2 according to the first embodiment,
The same reference numerals are used.

本実施形態では、図3から明らかなように、リフレクター12が各シンチレーター11の対向する側面11A上に形成されるとともに、電気信号伝送用導体としても機能するシンチレーター13が各シンチレーター11の側面11Aと隣接し、互いに対向する側面11B上に形成され、隣接するシンチレーター11のリフレクター13同士が接触しないようにして、電気的に絶縁性の遮光膜21で分断されている。なお、遮光膜21は、透明電極間の光のクロストークを低減する効果がある。   In this embodiment, as apparent from FIG. 3, the reflector 12 is formed on the opposing side surface 11 </ b> A of each scintillator 11, and the scintillator 13 that also functions as an electric signal transmission conductor is connected to the side surface 11 </ b> A of each scintillator 11. It is formed on the side surfaces 11B that are adjacent to each other and are separated by an electrically insulating light shielding film 21 so that the reflectors 13 of the adjacent scintillators 11 do not contact each other. The light shielding film 21 has an effect of reducing light crosstalk between the transparent electrodes.

また、第1の実施形態と同様に、リフレクター12は、シンチレーター11の側面11Aの全体に亘って形成されているが、リフレクター13は、シンチレーター11の側面11Aの端部には形成されず、リフレクター13と接触しないようになっている。   Further, similarly to the first embodiment, the reflector 12 is formed over the entire side surface 11A of the scintillator 11, but the reflector 13 is not formed at the end of the side surface 11A of the scintillator 11, and the reflector 12 is formed. 13 is not contacted.

なお、その他の構成については、上記第1の実施形態と同様であるので、説明を省略する。   Since other configurations are the same as those in the first embodiment, description thereof will be omitted.

本実施形態では、隣接するシンチレーター11のリフレクター13が遮光膜21で分断されており、隣接するリフレクター12と接触していないので、互いに隣接する半導体フォトダイオード15で得られた電気信号同士が干渉してしまい、該当するシンチレーター11に入射したX線の強度を検知できないという問題を回避することができる(第1の作用効果)。   In the present embodiment, the reflector 13 of the adjacent scintillator 11 is divided by the light shielding film 21 and is not in contact with the adjacent reflector 12, so that electrical signals obtained by the adjacent semiconductor photodiodes 15 interfere with each other. Therefore, the problem that the intensity of the X-ray incident on the corresponding scintillator 11 cannot be detected can be avoided (first function and effect).

また、リフレクター13は、該当するシンチレーター11の側面11Bの端部には形成されていないので、入射したX線が変換されることによって生成された可視光線が、部分的に前記端部から外部に漏れてしまう。しかしながら、本実施形態では、隣接するシンチレーター11同士が遮光膜21で分断されているので、前記端部から漏れ出た前記可視光線は、遮光膜21で遮光され、隣接するシンチレーター11内に混入してしまうことがない。したがって、該当するシンチレーター11に入射したX線強度の検知精度を高いままに保持することができる(第2の作用効果)。   In addition, since the reflector 13 is not formed at the end of the side surface 11B of the corresponding scintillator 11, visible light generated by converting incident X-rays partially passes from the end to the outside. Leaks. However, in the present embodiment, the adjacent scintillators 11 are separated from each other by the light shielding film 21, so that the visible light leaking from the end portion is shielded by the light shielding film 21 and mixed into the adjacent scintillators 11. There is no end. Therefore, the detection accuracy of the X-ray intensity incident on the corresponding scintillator 11 can be kept high (second effect).

なお、その他のX線検出の工程は、上記第1の実施形態と同様であるので、説明を省略する。   Since the other X-ray detection steps are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.

また、遮光膜21は、黒色レジスト及び絶縁層で皮膜した金属板等の電気的に絶縁性を有し、可視光域の光の透過率が低い材料から構成することができる。   The light-shielding film 21 can be made of a material that is electrically insulating, such as a metal plate coated with a black resist and an insulating layer, and has a low light transmittance in the visible light region.

なお、遮光膜21に代えて、単なる電気的絶縁性の膜を用いることもできる。かかる場合は、原則的には上記第1の作用効果しか得ることができないが、実際には、隣接するシンチレーター11間を分断するようにして二次的な介在物である前記膜が存在することにより、前記可視光線はある程度遮光され、また散乱されるようになる。したがって、この場合においても、上述した第の2の作用効果を多少なりとも奏することができる。   Note that a simple electrically insulating film can be used instead of the light shielding film 21. In such a case, in principle, only the first action and effect can be obtained. However, in reality, the film which is a secondary inclusion exists so as to divide between adjacent scintillators 11. Thus, the visible light is blocked to some extent and scattered. Therefore, even in this case, the above-described second operational effect can be achieved somewhat.

本実施形態によれば、上記第1の実施形態の構成に加えて、上述したような構成の遮光膜21を設けているので、X線検出器20におけるX線の空間分解能を、従来の同時収集方式のマルチスライスCT用X線検出器と比して、格段に向上させることができる。   According to the present embodiment, in addition to the configuration of the first embodiment, since the light shielding film 21 having the above-described configuration is provided, the X-ray spatial resolution in the X-ray detector 20 can be reduced to the conventional simultaneous. Compared with the acquisition type X-ray detector for multi-slice CT, it can be improved remarkably.

(第3の実施形態)
図5及び6は、第3の実施形態におけるX線検出器の概略構成図である。図5は、本実施形態におけるX線検出器の平面図であり、図6は、図5に示すX線検出器を、B−B線に沿って切った場合の断面図である。なお、第1の実施形態に係わる図1及び2と同一あるいは類似の構成要素に関しては、同一の参照数字を用いて表している。
(Third embodiment)
5 and 6 are schematic configuration diagrams of the X-ray detector in the third embodiment. FIG. 5 is a plan view of the X-ray detector in the present embodiment, and FIG. 6 is a cross-sectional view of the X-ray detector shown in FIG. 5 taken along line BB. Components that are the same as or similar to those in FIGS. 1 and 2 according to the first embodiment are denoted by the same reference numerals.

本実施形態では、図5及び6から明らかなように、複数のシンチレーター11のX線の入射面10A上における複数のシンチレーター11間において、コリメータ31を有している。また、信号線18は、入射面10A上に形成される代わりに、上方に延在してコリメータ31の表面(本実施形態では側面)に形成されている。   In this embodiment, as is apparent from FIGS. 5 and 6, the collimator 31 is provided between the plurality of scintillators 11 on the X-ray incident surface 10 </ b> A of the plurality of scintillators 11. The signal line 18 extends upward and is formed on the surface of the collimator 31 (side surface in the present embodiment) instead of being formed on the incident surface 10A.

なお、図5では、コリメータ31は、X線の入射面10A、すなわちシンチレーター11から離隔して配置されているように描いているが、実際にはほぼ接触するような状態で配置している。   In FIG. 5, the collimator 31 is drawn so as to be spaced apart from the X-ray incident surface 10 </ b> A, that is, the scintillator 11.

また、その他の構成及びX線の検出工程については、上記第1の実施形態と同様であるので、説明を省略する。   Other configurations and the X-ray detection process are the same as those in the first embodiment, and a description thereof will be omitted.

本実施形態においては、シンチレーター11へのX線入射によって生成した電気信号を、リフレクター13を介してX線入射面10Aから取り出すとともに、リフレクター13と電気的に接続してなる信号線18を、コリメータ31の表面31Aに形成するようにしている。したがって、上記第1の実施形態と同様に、従来のように半導体フォトダイオード15の隙間にスライス数分、すなわちシンチレーターの数に応じた数の信号線を形成する必要がなくなる。したがって、信号線18の形成領域を確保すべく、半導体フォトダイオード15の大きさを低減する必要がないので、X線の空間分解能の低下という問題を回避することができる。   In the present embodiment, an electric signal generated by X-ray incidence on the scintillator 11 is taken out from the X-ray incident surface 10A via the reflector 13 and a signal line 18 electrically connected to the reflector 13 is connected to a collimator. It is formed on the surface 31A of 31. Therefore, similarly to the first embodiment, it is not necessary to form signal lines corresponding to the number of slices, that is, the number of scintillators, in the gap between the semiconductor photodiodes 15 as in the prior art. Therefore, since it is not necessary to reduce the size of the semiconductor photodiode 15 in order to secure the formation region of the signal line 18, it is possible to avoid the problem of reduction in the spatial resolution of the X-rays.

また、信号線18をX線の入射面10A上に形成しないので、信号線18によってシンチレーター11に対するX線の入射が妨害されないとともに、信号線18自身もX線照射による劣化から保護することができる。   Further, since the signal line 18 is not formed on the X-ray incident surface 10A, the X-ray incidence on the scintillator 11 is not disturbed by the signal line 18, and the signal line 18 itself can be protected from deterioration due to X-ray irradiation. .

なお、コリメータ31が絶縁性の物質から構成される場合、信号線18はコリメータ31の表面31A上において直接電極パターンとして形成することができるが、コリメータ31が導電性の物質、例えば金属板から構成されるような場合は、前記金属板をアクリル樹脂等で被覆した後、このアクリル樹脂等の上に電極パターンとして形成することができる。   When the collimator 31 is made of an insulating material, the signal line 18 can be directly formed as an electrode pattern on the surface 31A of the collimator 31, but the collimator 31 is made of a conductive material such as a metal plate. In such a case, after the metal plate is coated with an acrylic resin or the like, it can be formed as an electrode pattern on the acrylic resin or the like.

また、信号線18(すなわち電極パターン)とリフレクター13との電気的接続を確実なものとするために、前記電極パターンの下部又はリフレクター13の上部に半田ボールや導電性樹脂を形成することもできる。   Further, in order to ensure electrical connection between the signal line 18 (that is, the electrode pattern) and the reflector 13, solder balls or conductive resin can be formed below the electrode pattern or above the reflector 13. .

(第4の実施形態)
図7及び8は、第4の実施形態におけるX線検出器の概略構成図である。図7は、本実施形態におけるX線検出器の平面図であり、図8は、図7に示すX線検出器を、C−C線に沿って切った場合の断面図である。なお、第1の実施形態に係わる図1及び2と同一あるいは類似の構成要素に関しては、同一の参照数字を用いて表している。
(Fourth embodiment)
7 and 8 are schematic configuration diagrams of the X-ray detector according to the fourth embodiment. FIG. 7 is a plan view of the X-ray detector in the present embodiment, and FIG. 8 is a cross-sectional view of the X-ray detector shown in FIG. 7 cut along the line CC. Components that are the same as or similar to those in FIGS. 1 and 2 according to the first embodiment are denoted by the same reference numerals.

本実施形態では、図8から明らかなように、半導体フォトダイオード15とリフレクター13との間にスイッチング素子41を設けている。したがって、スイッチング素子41をオンさせることによって、半導体フォトダイオード15及びリフレクター13が電気的に連通した部分のシンチレーター11からのX線強度のみを逐次に読出すことが可能となる。したがって、図7においては、シンチレーター毎に信号線18を設けているものの、その数を適宜低減することができる。   In the present embodiment, as apparent from FIG. 8, the switching element 41 is provided between the semiconductor photodiode 15 and the reflector 13. Accordingly, by turning on the switching element 41, it is possible to sequentially read out only the X-ray intensity from the scintillator 11 in the portion where the semiconductor photodiode 15 and the reflector 13 are in electrical communication. Therefore, in FIG. 7, although the signal line 18 is provided for each scintillator, the number thereof can be appropriately reduced.

以上、本発明を上記具体例に基づいて詳細に説明したが、本発明は上記態様に限定されるものではなく、本発明の範疇を逸脱しない限りにおいてあらゆる変更や変形が可能である。   As mentioned above, although this invention was demonstrated in detail based on the said specific example, this invention is not limited to the said aspect, All the changes and deformation | transformation are possible unless it deviates from the category of this invention.

10,20,30 X線検出器
11 シンチレーター
12,13 リフレクター
15 半導体フォトダイオード
16 バンプ
17 透明電極
18 信号線
19 信号読出回路
21 遮光膜
31 コリメータ
41 スイッチング素子
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10, 20, 30 X-ray detector 11 Scintillator 12, 13 Reflector 15 Semiconductor photodiode 16 Bump 17 Transparent electrode 18 Signal line 19 Signal read-out circuit 21 Light-shielding film 31 Collimator 41 Switching element

Claims (10)

互いに隣接してマトリックス状に配置されてなる、X線を可視光線に変換する複数のシンチレーターと、
前記複数のシンチレーターの側面に設けられ、前記複数のシンチレーターそれぞれを離隔する複数のリフレクターと、
前記複数のシンチレーターの、前記X線の入射面と相対向する側において、前記複数のシンチレーターそれぞれに対して設けられてなる、前記可視光線を電気信号に変換する複数の光電変換素子とを備え
各シンチレーターに対して設けられた前記光電変換素子からの前記電気信号は、前記各シンチレーターの前記側面に設けられた前記複数のリフレクターの少なくとも一つを介して外部に取り出すことを特徴とする、X線検出器。
A plurality of scintillators for converting X-rays into visible light, arranged in a matrix adjacent to each other;
A plurality of reflectors provided on a side surface of the plurality of scintillators, each separating the plurality of scintillators;
Wherein the plurality of scintillators, the incident surface and the opposing sides of the X-ray becomes provided for each of the plurality of scintillators, and a plurality of photoelectric conversion elements for converting an electrical signal to the visible light,
The electrical signal from the photoelectric conversion element provided for each scintillator is extracted outside through at least one of the plurality of reflectors provided on the side surface of each scintillator, X Line detector.
前記光電変換素子は半導体フォトダイオードであって、前記少なくとも一つのリフレクターは、前記半導体フォトダイオードの前記可視光線が入射する主面に対して電気的に接触しており、前記複数のリフレクターの、前記少なくとも一つのリフレクターを除く他のリフレクターとは電気的に接触していないことを特徴とする、請求項1に記載のX線検出器。 The photoelectric conversion element is a semiconductor photodiode, and the at least one reflector is in electrical contact with a main surface on which the visible light of the semiconductor photodiode is incident , and The X-ray detector according to claim 1, wherein the X-ray detector is not in electrical contact with other reflectors except at least one reflector. 前記少なくとも一つのリフレクターは、前記半導体フォトダイオードの前記可視光線が入射する
主面上に形成された透明電極を介して電気的に接触していることを特徴とする、請求項2に記載のX線検出器。
3. The X of claim 2, wherein the at least one reflector is in electrical contact via a transparent electrode formed on a main surface on which the visible light of the semiconductor photodiode is incident. Line detector.
前記少なくとも一つのリフレクターは、前記他のリフレクターと電気的絶縁性を有する膜によって離隔されていることを特徴とする、請求項2又は3に記載のX線検出器。   4. The X-ray detector according to claim 2, wherein the at least one reflector is separated from the other reflector by a film having electrical insulation. 5. 前記膜は、遮光膜として機能することを特徴とする、請求項4に記載のX線検出器。   The X-ray detector according to claim 4, wherein the film functions as a light shielding film. 前記複数のシンチレーターの前記X線の入射面上において形成された、前記少なくとも一つのリフレクターと電気的に接続されてなる信号線を具えることを特徴とする、請求項1〜5のいずれか一に記載のX線検出器。   6. The signal line according to claim 1, further comprising a signal line formed on the X-ray incident surface of the plurality of scintillators and electrically connected to the at least one reflector. X-ray detector described in 1. 複数のシンチレーターの前記X線の入射面上における前記複数のシンチレーター間において、コリメータを具えることを特徴とする、請求項1〜のいずれか一に記載のX線検出器。 Among the plurality of scintillator in said X-ray incident plane of a plurality of scintillator, characterized in that it comprises a collimator, X-ray detector according to any one of claims 1-5. 複数のシンチレーターの前記X線の入射面上における前記複数のシンチレーター間において、コリメータを具えることを特徴とする、請求項6に記載のX線検出器。   The X-ray detector according to claim 6, further comprising a collimator between the plurality of scintillators on the X-ray incident surface of the plurality of scintillators. 前記コリメータは、その表面上において前記少なくとも一つのリフレクターと電気的に接続されてなる信号線を具えることを特徴とする、請求項8に記載のX線検出器。   The X-ray detector according to claim 8, wherein the collimator includes a signal line electrically connected to the at least one reflector on a surface thereof. 前記光電変換素子と、前記複数のリフレクターの少なくとも一つとの間にスイッチング素子を具えることを特徴とする、請求項1〜のいずれか一に記載のX線検出器。 The X-ray detector according to any one of claims 1 to 9 , further comprising a switching element between the photoelectric conversion element and at least one of the plurality of reflectors.
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