【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、同時に複数スライスのＸ線透過データを検出するＸ線検出器及びこれを用いたＸ線ＣＴ装置に関し、特にマルチスライス型とすることによるＸ線検出素子出力信号数が増加しても小型で高信頼性のＸ線検出器及びこれを用いたＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、Ｘ線ＣＴ装置では、装置のスループット向上のためにスライス方向に複数列のＸ線検出素子アレイを配列（すなわち、２次元配列）し、一回のＸ線曝射によって２次元のＸ線データを収集し、複数のＣＴ画像が得られるマルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置が注目されている（以下、このマルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置に用いるＸ線検出器をマルチスライス型Ｘ線検出器と呼ぶ）。このようなマルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置は、検査時間の短縮と共に、従来の一列に配列した検出器（以下、シングルスライス型Ｘ線検出器と呼び、これを用いたＸ線ＣＴ装置をシングルスライス型Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）に比較するとＸ線管から放射されるＸ線の利用効率が高いという利点もある。 前記のマルチスライス型Ｘ線検出器には、従来のキセノンガスによる電離箱方式の検出器に代わって、高空間分解能及び高Ｓ／Ｎ（信号／ノイズ）が得られる固体検出器が用いられている。この固体検出器は、入射Ｘ線を光に変換するシンチレータと、このシンチレータで変換された光を検出して電気信号として出力するシリコンフォトダイオードなどの光検出素子とから成るＸ線検出素子を、Ｘ線源を中心としてチャンネル方向及びこのチャンネル方向と直交するスライス方向に円弧状に多数配列して構成される。このように、マルチスライス型Ｘ線検出器は、チャンネル方向とスライス方向に多数のＸ線検出素子が配列されるので、これらのＸ線検出素子の出力信号は従来のシングルスライス型Ｘ線検出器に比べて非常に多くなり、これらの出力信号を限られた実装スペースの中でいかに効率良く取り出すかが大きな課題となる。
【０００３】
上記のマルチスライス型Ｘ線検出器では多素子配列が要求されることから、シンチレータの出力光を電気信号に変換する光検出素子は単チャンネルチップを並べることは行わず、特開２０００−３１６８４１号公報に開示されている、一つのチップ上に複数のチャンネルを形成した複数の光検出素子アレイを用いる。
【０００４】
前記光検出素子アレイは、限られた実装スペースの中で高密度に素子を配列しなければならないので、一般には１６チャンネル、あるいは２４チャンネルといった複数チャンネルを単位としたシリコンフォトダイオードアレイを用いている。 このシリコンフォトダイオードアレイの状態でチャンネル毎に分離したシンチレータと組合せることによってＸ線検出素子モジュールを構成し、このモジュールを必要チャンネル数分だけポリゴン（多角形）状に配置してＸ線検出器を構成する。このように構成することで、８００チャンネル程度の検出器であれば５０個ほどのＸ線検出素子モジュールを配列することとなる。
【０００５】
上記のように、従来のシングルスライス型Ｘ線検出器の光検出素子アレイは、受光部および出力信号の取出しが単一のチャンネル方向にのみ分離された一次元配列であるが、マルチスライス型Ｘ線検出器の光検出素子アレイは、受光部をチャンネル方向およびそれに直交するスライス方向に分離した二次元配列にする必要がある。
【０００６】
したがって、当然の事ながら、１チャンネル当たりの素子出力信号数はスライス方向分割数に対応して増加してくる。さらにマルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置では、計測スライス幅の変更は入射するＸ線ビーム幅の変更だけでなく、Ｘ線検出素子のスライス方向の素子幅も変更する必要がある。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置を用いて病変の検査を行う際、検査部位や検査範囲、対象疾患によって検査時の最適スライス厚さは異なる。このため、通常Ｘ線ＣＴ装置のスライス厚さは、被検体の検査目的に合わせて１〜１０ｍｍ程度の範囲で数種類の厚さ寸法が選択できるようになっている。従来のシングルスライス型Ｘ線検出器では入射するＸ線ビームの幅を変えることで検査時のスライス厚さを変更している。しかし、マルチスライス型Ｘ線検出器では、シングルスライス型Ｘ線検出器の場合と異なり、入射Ｘ線ビームの幅を変えるだけでは個々のＸ線検出素子列で取り込むＸ線ビームのスライス厚さを変更することはできない。マルチスライス型Ｘ線検出器の場合、入射Ｘ線ビームの幅を変更するとともに、Ｘ線が入射している範囲のＸ線素子列のスライス方向の分割状況を、目的とするスライス厚さに応じて変更させる必要がある。
【０００７】
したがって、何種類かのスライス厚さでの計測に対応するためには、前記特開２０００−３１６８４１号公報に開示されているように、Ｘ線検出素子はスライス方向に複数のフォトダイオードセルに分割されているので、その分割されたフォトダイオードセルの出力の組み合わせを変えることによって計測スライス厚さの変更を行なう必要がある。
【０００８】
このように、マルチスライス型用Ｘ線検出素子に使用される光検出素子アレイは、スライス方向に多分割されているとともに、その各出力を所望の組合せで外部回路に導けるようにスイッチアレイを組合せておく必要がある。従来、このスイッチアレイは、前記特開２０００−３１６８４１号公報に開示されているように、光検出素子アレイの近傍に配置され、その間を直接ワイヤボンディング法で接続し、さらにスイッチアレイの出力を配線基板にワイヤボンディング法で接続して基板上に設けたコネクタから外部回路に信号を取出すようにしている。このように、外部回路、すなわち前記光検出素子の出力を増幅するプリアンプの前にスライス厚さを選択するスイッチ回路を設けるのは、前記プリアンプの総数を低減できるからである。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上記のように、マルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置には多くの利点があるが、反面、マルチスライス型検出器とすることで発生する課題もある。その一つに、Ｘ線検出素子モジュールからプリアンプまでの回路実装の小型化がある。
【００１０】
マルチスライス型Ｘ線検出器用の光検出素子アレイでは、受光部をチャンネル方向およびそれに直交するスライス方向に分離した二次元配列にする必要があるので、当然、１チャンネル当たりのＸ線検出素子の出力信号数はスライス方向分割数に対応して増加する。
【００１１】
従来、Ｘ線検出素子モジュールからの信号はケーブルによって後段のプリアンプに接続しているが、一つのＸ線検出素子モジュールあたりの出力信号数が増えるにしたがって、前記従来の接続方法では以下のような課題が発生する。
【００１２】
（１）ケーブルサイズ
接続すべきケーブルの信号数が増大するためにケーブルそのもののサイズが大きくなってくる。フォトダイオードからの出力信号は微弱であり、十分なシールド等を施さないと外来ノイズの影響を受けて計測誤差が生じるため、配線ケーブルの高密度化にも限界があり、耐ノイズ性といった観点から、ある程度のサイズの大きなケーブルを使わざるを得なくなるためにケーブル収納部のスペースが大きくなる。
また、ケーブル部分のスペースの膨らみの増加は、Ｘ線検出器やプリアンプユニットのＸ線ＣＴ装置への組込み等の作業性が悪くなり、作業工数の増大も招くことになる。
【００１３】
（２）接続用コネクタ
Ｘ線検出素子モジュール、スライス厚さを選択するスイッチ回路及びプリアンプ基板上には、ケーブルでこれらを接続するためのコネクタが必要であるが、信号数の増大によりコネクタにはより多極のものが要求される。このため、コネクタが大型化され、上記Ｘ線検出素子モジュール、スイッチ回路及びプリアンプ基板の中でのコネクタ部分の占める割合が大きくなり、高密度実装が困難になる。特に、Ｘ線検出素子モジュールについては、フォトダイオードアレイのチップサイズによって幅方向（スライス方向）の寸法が決められているので、上記コネクタの大型化は、今後のますますの多スライス化を実現する上で大きな制約となる。
【００１４】
このように、マルチスライス型とすることによるＸ線検出素子出力信号数の増加により、Ｘ線検出素子モジュール、スイッチ回路及びプリアンプを接続するケーブルの本数の増加及びコネクタの大型化を招き、マルチスライス型Ｘ線検出器をＸ線ＣＴ装置のスキャナに搭載する上での大きな障害となる。また、Ｘ線検出信号数の増加に伴い、Ｘ線検出器を構成する回路の構成部品が増えるので、これらの部品の故障に対しても装置の信頼性が低下しないようにしなければならない。例えば、Ｘ線検出素子モジュールからの複数の信号をチャンネルあるいはスライスの順番にスイッチ回路に入力した場合、複数の信号が入力される複数のスイッチ回路のうちのあるスイッチ回路が故障すると、このスイッチ回路に入力したＸ線検出信号を出力することができなくなり、Ｘ線ＣＴ装置としての画像計測が不可能となってしまうことになる。
【００１５】
そこで、本発明の目的は、マルチスライス型とすることによるＸ線検出素子出力信号数の増加により、Ｘ線検出素子モジュール、スイッチ回路及びプリアンプを接続するケーブル数の低減とコネクタの小型化を図ってスキャナに搭載可能な構造のプリアンプを含むＸ線検出器及びこの検出器を用いたＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
また、本発明の他の目的は、マルチスライスに対応した複数のスイッチ回路及びプリアンプ回路のうちの任意の回路の故障に対しても画像計測が可能なＸ線検出器及びこの検出器を用いたＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的の一つであるＸ線検出素子モジュールとスイッチ回路とプリアンプ回路とを接続するケーブル数の低減とコネクタの小型化には、スイッチ回路とプリアンプ回路を一体化してこれをＸ線検出素子モジュールの基板上に搭載し、Ｘ線検出素子からの信号を所定の大きさの信号まで前記プリアンプ回路で増幅して、この増幅した信号をマルチプレクサによって時分割で外部接続回路に読み出す構成とすれば良い。
【００１７】
すなわち、被検体を透過した透過Ｘ線信号を任意のチャンネル及びスライス数に分割し、この分割した任意のチャンネル及びスライス位置に対応する透過Ｘ線信号をＸ線検出素子モジュール（シンチレータとフォトダイオードアレィで構成）に入力する。このＸ線検出素子モジュールの複数のＸ線検出信号を分割し、この分割数に対応した数のスイッチ回路、プリアンプ回路及びマルチプレクサを専用の集積回路で構成し（以下、これを信号前処理ＩＣアンプと呼ぶ）、この信号前処理ＩＣアンプを前記Ｘ線検出素子モジュールと同一の基板上に搭載する。したがって、一つのＸ線検出素子モジュールの基板には、複数の信号前処理ＩＣアンプ搭載されることになる。
【００１８】
このように、全チャンネル及び全スライス数を任意のチャンネル及びスライス数に分割し、この分割した単位毎にＸ線検出素子モジュールを割り当て、この割り当てたＸ線検出素子モジュールの出力を複数の前記信号前処理ＩＣアンプに入力する構成とし、マルチスライス型Ｘ線検出器の全チャンネル数及び全スライス数に対応した複数の上記Ｘ線検出素子モジュールと信号前処理ＩＣアンプ基板をＸ線源を中心としてチャンネル方向及びこのチャンネル方向と直交するスライス方向に円弧状に配列してＸ線ＣＴ装置のスキャナに搭載する。
【００１９】
このような構成の信号前処理ＩＣアンプを採用することにより、マルチスライス数が増えてＸ線検出信号数が多くなっても、マルチプレクサを用いて時分割で読み出すことにより外部との接続信号線数を大幅に低減することができると共に前記Ｘ線検出素子モジュール、スイッチ回路及びプリアンプ回路とを接続するためのコネクタも小型なものとなり、Ｘ線検出器の大幅な小型化が可能となる。
【００２０】
上記専用の信号前処理ＩＣアンプは、３２入力あるいは６４入力といった多チャンネル信号を受け、増幅した後にマルチプレクサで切り換えるものであるが、場合によってはアナログ−ディジタル変換まで行なった後に時分割で読み出す回路構成とすることもできる。入力チャンネル数が多いほうが一つのＸ線検出素子モジュール当たりに搭載すべき信号前処理ＩＣアンプ数は少なくなり、極端な場合は１チップ化することも可能ではあるが、コストやチャンネル構成・スライス構成の異なる別仕様品への対応の点から、３２入力あるいは６４入力程度のものが妥当である。
具体的には、２４チャンネル×１６スライスの総セル数が３８４個のＸ線検出素子モジュールでは、３２入力の信号前処理ＩＣアンプの場合は１２チップ、６４入力の信号前処理ＩＣアンプの場合は６チップを搭載すれば全信号の処理が可能となり、外部回路へ接続する信号数は１２信号あるいは６信号と大幅に低減ができる。
【００２１】
また別の例として、１６チャンネル×３２スライスという総セル数が５１２個の検出素子モジュールでは、３２入力の信号前処理ＩＣアンプの場合は１６チップ、６４入力の信号前処理ＩＣアンプの場合は８チップで対応可能となる。
【００２２】
次に、本発明の他の目的であるマルチスライスに対応した複数のスイッチ回路及びプリアンプ回路のうちの任意の回路が故障しても画像計測を可能とするために、前記信号前処理ＩＣアンプに入力するＸ線検出素子モジュールの出力信号をＸ線検出位置が連続しないように、前記信号前処理ＩＣアンプにＸ線検出素子モジュールの出力信号を割り当てる。
【００２３】
Ｘ線検出位置を連続して信号前処理ＩＣアンプに入力する構成とした場合、例えば３２あるいは６４の複数の入力信号が一つの信号前処理ＩＣアンプに入力する構成とした場合は、この信号前処理ＩＣアンプが何等かの原因で故障すると、３２あるいは６４の複数のＸ線検出位置に対応するＸ線検出信号が計測不能となる。すなわち、１信号の欠損であれば隣接するセルの信号からの補間により欠損信号の回復を図ることが可能であるが、連続する３２個あるいは６４個の信号の欠損に対しては、補間処理の精度は著しく低下してしまいＸ線ＣＴ装置としての画像計測が不可能となってしまうことになる。これに対して本発明では、複数のスイッチ回路及びプリアンプ回路のうちの任意の回路が故障しても、故障していない隣り合うスイッチ回路の出力信号から補間により前記故障したスイッチ回路に対応したＸ線検出位置のＸ線検出信号を求めることによって、画像計測を可能とすることができる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のマルチスライス型Ｘ線ＣＴ装置の実施例を添付図面により説明する。
図８は本発明の実施例のＸ線検出器をスキャナ回転板上に搭載した図、図９は本発明のマルチスライスＸ線ＣＴ装置のシステム全体を示すブロック図である。
【００２５】
図９において、本発明のマルチスライスＸ線ＣＴ装置の全システムは、スキャナ４５、操作卓４６、画像処理装置４７の３つのユニットから構成されている。スキャナ４５には中心部にスキャナ回転板３５が回転自在に支持されている。スキャナ回転板３５には、中央に設けられた開口部４１を挟んで、Ｘ線管３６とＸ線検出器３８が対向して搭載されている。
【００２６】
図８により、スキャナ回転板３５上のＸ線検出器３８の配置を説明する。このＸ線検出器３８は、被検体４２を透過した複数の検出位置の透過Ｘ線信号を複数のシンチレータとフォトダイオードからなる一つのＸ線検出素子モジュールに入力し、このＸ線検出素子モジュールで前記Ｘ線信号を電気信号に変換する。この変換された電気信号はスイッチ回路に入力されて、後述のスライス構成信号に対応したスライス厚さ、スライス数の出力電気信号が選択され、この選択された出力電気信号を所定の大きさの信号にプリアンプ回路で増幅して、この増幅した信号をマルチプレクサによって時分割で外部回路に読み出す構成とする。この構成において、前記スイッチ回路、プリアンプ回路及びマルチプレクサを集積化して信号前処理ＩＣアンプを構成し、前記Ｘ線検出素子モジュールからの出力を複数に分割し、この分割数に対応した複数の信号前処理ＩＣアンプに前記Ｘ線検出素子モジュールの出力を入力する構成とする。そして、前記複数の信号前処理ＩＣアンプを一つのＸ線検出素子モジュールと共にＸ線検出素子基板１０１上に搭載する。
【００２７】
このように、全チャンネル数及びスライス数を任意のチャンネル数及びスライス数に分割し、この分割した単位毎にＸ線検出素子モジュールを割り当て、この割り当てたＸ線検出素子モジュールの出力を複数の前記信号前処理ＩＣアンプに入力する構成とし、全チャンネル数及びスライス数に対応した数の複数組の上記Ｘ線検出素子モジュールと信号前処理ＩＣアンプを搭載したＸ線素子基板１０１をＸ線源を中心としてチャンネル方向及びこのチャンネル方向と直交するスライス方向に円弧状に配列する構成として小型化を図る。
【００２８】
このように構成されたＸ線検出器３８は、スキャナ回転板３５上で開口部４１に挿入された被検体４２を間に挟んでＸ線管３６に対向するように配置されている。Ｘ線検出器３８は、コリメータ板３９ととも検出器容器３７内に収容されている。Ｘ線検出器３８は、Ｘ線検出素子モジュールと複数の信号前処理ＩＣアンプからなる検出素子基板１０１を１単位とし、これらの複数個の検出素子基板１０１をＸ線管３６の焦点を中心とするポリゴン状に配置されている。
【００２９】
前記検出器容器３７の外側には検出素子基板１０１に搭載された信号前処理ＩＣアンプ１０５の動作をコントロールする制御信号発生回路、検出素子基板１０１からの出力信号を受けてアナログ−ディジタル変換するＡＤ変換回路が内蔵されている検出回路制御読み出し装置１１７が置かれている。Ｘ線検出素子基板１０１と検出回路制御読み出し装置１１７とは接続ケーブル１１８によって電気的に接続されている。
【００３０】
Ｘ線検出器３８の前面には、焦点方向以外から入射してくる散乱Ｘ線が分割した複数個の各Ｘ線検出素子基板１０１に入射することを防止するためのコリメータ板３９がＸ線管３６の焦点を中心とする放射線状に配置されている。また、Ｘ線管３６の前面にはＸ線ビームをスライス方向およびチャンネル方向に絞るためのＸ線ビームコリメータ４９が配置されている。
【００３１】
Ｘ線検出器３８による計測は、開口部４１に被検体４２を挿入し、スキャナ回転板３５を回転させながらＸ線管３６の焦点から放射されるＸ線を被検体４２に照射し、被検体４２の各方向からのＸ線透過量を測定して行う。このとき、Ｘ線管３６の焦点からのＸ線ビームはＸ線ビームコリメータ４９によりスライス方向厚さとチャンネル方向幅が制限される。Ｘ線検出器３８からの出力は検出回路制御読み出し装置１１７に入力され、該検出回路制御読み出し装置１１７の出力は後続の画像処理装置に送られる。
【００３２】
図９において、操作卓４６にはキーボード５４、スキャン条件設定回路５５、画像表示装置５３などが含まれ、スキャナ４５の制御や被検体４２のスライス画像の表示などを行う。
操作卓４６のキーボード５４から入力されたスキャナ４５のスキャン条件は、スキャン条件設定回路５５に入力される。本実施例では、スキャン条件の中のスライス厚さに関する情報に基づいて、スライス構成信号（スライス厚さ×スライス数を示す情報）６５がスキャナ４５に、画像加算信号６６が画像処理装置４７に、それぞれ送られる。
【００３３】
スライス構成信号６５は、スキャナ４５のスキャナ制御回路４８で受信され、ここでスライス構成信号６５に基づきコリメータ開口制御信号６７と検出器スイッチ切替制御信号６８が生成され、それぞれの信号６７，６８はＸ線ビームコリメータ４９とＸ線検出器３８に送られ、スキャン条件に従って、Ｘ線ビームのスライス厚さとＸ線検出器３８内でのスライス方向のＸ線検出素子モジュール出力信号の切替条件が設定される。Ｘ線検出器３８からの出力は該Ｘ線検出器内のプリアンプ回路で増幅後、アナログ−デジタル変換されて、複数スライス分の計測データ６９として画像処理装置４７に送られる。
【００３４】
画像処理装置４７には、画像再構成回路５０、画像加算回路５１、磁気ディスク装置５２などが含まれる。マルチスライスＸ線ＣＴ装置では、計測時のＸ線検出器のスライス厚さ切替のほかに、再構成画像を加算することによって種々の断層画像を得るように構成されている。例えば、スライス厚さ５ｍｍの断層画像を４枚分計測して、これによって得られた４枚の断層画像を２枚ずつ加算することで、スライス厚さ１０ｍｍの断層画像を２スライスの画像として扱い、診断に利用している。これは、同じデータから病変の有無を見分けるだけのスクリーン時は厚いスライス幅の画像を、病変の状態を精密に調べるための精密診断時には薄いスライス幅の画像を得られるようにして、診断作業の能率を上げる目的などに用いられる。このように、マルチスライスＸ線ＣＴ装置は従来のシングルスライスＸ線ＣＴ装置に比べて取得画像数が増大するために、前記画像処理装置４７に専用の画像加算回路５１を設けている。この画像処理装置４７では、スキャナ４５から送られた計測データ６９を画像再構成回路５０によりＸ線検出器３８のＸ線検出素子のスライス方向の配列に対応した複数のスライス位置のスライス画像を作成し、さらにこの複数のスライス画像は画像加算回路５１に送られる。画像加算回路５１では操作卓４６のスキャン条件設定回路５５から送られてきた画像加算信号６６に従って、再構成されたスライス画像間の加算処理を行う。このようにして得られた最終的な画像データ７０は、操作卓４６の画像表示装置５３に送られるとともに、磁気ディスク装置５２などの記憶装置に格納される。
【００３５】
次に、一つのＸ線検出素子モジュールと複数の信号前処理ＩＣアンプからなる一組の検出素子基板１０１を複数組用いて構成するＸ線検出器３８の前記Ｘ線検出素子基板１０１の構成について説明する。
【００３６】
図１は、本発明のＸ線検出器３８を構成する一組の検出素子基板１０１の外観を示したものである。Ｘ線検出素子モジュール１００は、プリント基板１０１の上に搭載されているフォトダイオードアレイ１０２の入射面にシンチレータ１０３を接着固定されている構造となっている。
【００３７】
フォトダイオードアレイ１０２およびシンチレータ１０３は、チャンネル方向およびスライス方向にそれぞれ分割され各々の部分の出力が取出せるようになっている。シンチレータ１０３の分割部には、シンチレータ内部での発光が隣接セルへ漏れ込むことによる光クロストークを防止するためのセパレータ材１０４が設けられている。セパレータ材１０４の表面、あるいはシンチレータ１０３の表面には、シンチレータ１０３内での発光を効率よくフォトダイオードアレイ１０２のセルの受光部に導くために、白色樹脂や金属蒸着などによる光反射層が設けられている。それぞれのフォトダイオードアレイ１０２のセルからの出力は、基板１０１上の複数個（図１の場合は４個）の信号前処理ＩＣアンプチップ１０５に接続されている。各信号前処理ＩＣアンプチップ１０５からの出力はコネクタ１０６に配線され外部回路へ接続できるようになっている。また、このコネクタ１０６を通じて外部回路から信号前処理ＩＣアンプ１０５の動作を制御するための信号が送られてくる。Ｘ線検出素子基板１０１には取付け穴１０７が設けてあり、これは完成した一組のＸ線検出素子基板１０１（一つのＸ線検出素子モジュール１００と複数の信号前処理ＩＣアンプチップ１０５及び一つのコネクタ１０６からなる）をネジ等によって検出器容器内部に配列固定するためのものである。
【００３８】
図２は、信号前処理ＩＣアンプ１０５の内部回路のブロック図である。多チャンネルの入力 信号Ｓｉｇ．ｉｎ−１〜Ｓｉｇ．ｉｎ−ｎのそれぞれに積分アンプ１０８（１０８１〜１０８ｎ）が設けられていて、各積分アンプ１０８の出力はマルチプレクサ１０９に集められ、その出力としては図９の操作卓４６から出力されたスライス構成信号６５により積分アンプ１０８と並列に接続された積分アンプ選択スイッチ１１１（１１１１〜１１１ｎ）によりいずれかの積分アンプ１０８のものが選ばれ、後段のバッファアンプ１１０を介して出力される。バッファアンプ１１０は信号を外部に取出す時に適当なレベルの信号にするとともに、出力インピーダンスを下げることにより外来ノイズの影響等を受けないようにするものである。
【００３９】
図３は、一つのＸ線検出素子モジュール１００のフォトダイオードアレイ１０２、このフォトダイオードアレィ１０２の出力が入力される複数の信号前処理ＩＣアンプ１０５およびコネクタ１０６を介して外部接続回路へ信号を取出す回路構成を示すブロック図である。フォトダイオードアレイ１０２の各セルからの出力信号１１２は複数の信号前処理ＩＣアンプ１０５に入力され、その出力がコネクタ１０６を介して外部回路に接続される。この図の例では、１つの基板１０１上に４個の信号前処理ＩＣアンプ１０５が搭載されていることを示している。
【００４０】
図４は、フォトダイオードアレイ１０２の各セルと複数の信号前処理ＩＣアンプ１０５の入力との接続状態を示したものである。フォトダイオードアレイ１０２の各セルの中に示した数字は、そのセルの出力が接続される信号前処理ＩＣアンプ１０５の番号（図中の＃１〜＃４）を表している。この図からわかるように、フォトダイオードアレイ１０２の各セルの出力は、縦方向および横方向にそれぞれ連続して同じ信号前処理ＩＣアンプ１０５に入力しないようにしている。
【００４１】
図５は、図４に示した実施例において、基板１０１に搭載された信号前処理ＩＣアンプ１０５のうちの＃２の信号前処理ＩＣアンプに故障が生じ、この＃２の信号前処理ＩＣアンプ１０５が担当するセルの計測が不能になった場合を示したもので、この場合、図中のフォトダイオードアレイ１０２のうちの網掛けをしたセルのデータが計測不能になってしまう。しかし、フォトダイオードアレイ１０２上のデータ計測不能となったセルは連続していないことから、隣接セルデータからの補間処理による値の推定が可能となる。
【００４２】
図６は、＃２の信号前処理ＩＣアンプの不具合により測定不能となったセルに対して補間処理を行なうべき隣接セルを示したものである。４および１の番号がついたセルのデータを使うことにより単純な補間処理により計測不能となった２のセルのデータを補間により求めることができる（図中の太矢印の位置）。また、斜めに隣接する３のセルのデータ（図中の点線矢印の位置）も使えば、計算量は増えるもののより精度の高い補間処理を行なうことも可能となる。
【００４３】
図７は、比較のために、従来例のフォトダイオードアレイ１０２の各セルと信号前処理ＩＣ１０５との接続状態および、前述の実施例と同様に＃２の信号前処理ＩＣ１０５に不具合が生じた場合の計測不能セルの発生位置を示したものである。このように、計測不能のセルが連続して配置されていると、補間処理によるデータの推定を行なうことはできず大きなデータの欠損があるために画像の再構成が不可能となってしまう。
【００４４】
上記専用の信号前処理ＩＣアンプ１０５は、３２入力あるいは６４入力といった多チャンネル信号を受け、これを増幅した後にマルチプレクサで切り換え、次のアナログ−ディジタル変換するＡＤ変換回路が内蔵されている検出回路制御読み出し装置１１７でディジタル値に変換する実施例であるが、本発明は、これに限定するものではなく、信号前処理ＩＣアンプにアナログ−ディジタル変換回路を内蔵してディジタル値に変換した後に時分割で読み出すように構成しても良い。
【００４５】
【発明の効果】
スライス構成信号に対応してシンチレータと光検出素子アレイで構成されるＸ線検出素子モジュールのＸ線検出信号を切り替えるスイッチ素子アレイと、このスイッチ素子アレイで切り替えられた前記光検出素子アレイの出力を増幅するプリアンプと、このプリアンプの出力を時分割でＡ／Ｄ変換器に読み出すマルチプレクサとを備え、少なくとも前記マルチプレクサまでを集積化し、この集積化した複数の信号前処理ＩＣアンプと前記Ｘ線検出素子モジュールとを同一基板上に搭載し、この基板をチャンネル方向およびスライス方向にＸ線管焦点を中心とした略円弧上に略等角度ピッチでポリゴン状に複数個配列する構成としたので、Ｘ線検出素子モジュール、スイッチ回路及びプリアンプを接続するケーブル数の低減とコネクタの小型化が図られ、マルチスライス型とすることによるＸ線検出素子出力信号数が増加しても、Ｘ線検出器の小型化が可能となる。また、前記光検出素子アレイの隣り合うセルからの出力信号を前記信号前処理ＩＣアンプの同一のスイッチ素子アレイに入力しない構成として、前記信号前処理ＩＣアンプの複数のスイッチ回路のうちの任意の回路の出力信号を隣り合うスイッチ回路の出力信号から補間により求めることにより、前記スイッチ回路及びプリアンプ回路のうちの任意の回路の故障に対しても画像計測が可能となる。このように、本発明によれば、小型で信頼性の高いＸ線検出器及びこれを用いたＸ線ＣＴ装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線検出器を構成する一組の検出素子基板の外観図。
【図２】本発明のＸ線検出器を構成する信号前処理ＩＣアンプの内部回路のブロック図。
【図３】本発明のＸ線検出器を構成する一つのＸ線検出素子モジュールのフォトダイオードアレイ、複数の信号前処理ＩＣアンプおよびコネクタを介して外部接続回路へ信号を取出す回路構成を示すブロック図。
【図４】本発明のＸ線検出器を構成するフォトダイオードアレイの各セルと複数の信号前処理ＩＣアンプとの信号接続の対応を示す図。
【図５】信号前処理ＩＣアンプの一つに不具合が生じた時に計測不能となるフォトダイオードアレイのセルの位置を示す図。
【図６】計測不能なフォトダイオードアレイの任意のセルの計測値の推定のための補間処理を行なう隣接セルとの位置関係を示す図。
【図７】従来における複数の信号前処理ＩＣアンプの一つに不具合が生じた時に計測不能となるフォトダイオードアレイのセルの位置を示す図。
【図８】本発明によるマルチスライス型Ｘ線検出器をＸ線ＣＴ装置のスキャナ回転板上に搭載した図。
【図９】本発明のマルチスライスＸ線ＣＴ装置のシステム全体を示すブロック図。
【符号の説明】
３５・・・回転板、３６・・・Ｘ線管、３７・・・Ｘ線検出器容器、３８・・・Ｘ線検出器、３９・・・検出器側コリメータ、４１・・・開口部、４２・・・被検体、４５・・・スキャナ、４６・・・操作卓、４７・・・画像処理装置、４９・・・Ｘ線管側コリメータ、６５・・・制御信号（スライス構成信号）、１０１・・・Ｘ線検出素子アレイ基板（プリント基板）、１０２・・・フォトダイオードアレイ、１０３・・・シンチレータアレイ 、１０４・・・セパレータ材、１０５・・・信号前処理ＩＣアンプ、１０６・・・コネクタ、１０７・・・取付け穴 、１０８・・・積分アンプ（プリアンプ）、１０９・・・マルチプレクサ、１１１・・・スイッチアレイ 、１１２・・・フォトダイオード出力信号 １１７・・・Ｘ線検出信号制御読み出し装置、１１８・・・接続ケーブル[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray detector that simultaneously detects X-ray transmission data of a plurality of slices and an X-ray CT apparatus using the same, and in particular, even if the number of X-ray detection element output signals increases due to the multi-slice type. The present invention relates to a small and highly reliable X-ray detector and an X-ray CT apparatus using the same.
[0002]
[Prior art]
In recent years, in an X-ray CT apparatus, a plurality of rows of X-ray detection element arrays are arranged in a slice direction (that is, a two-dimensional array) in order to improve the throughput of the apparatus, and two-dimensional X-rays are irradiated by one X-ray exposure. A multi-slice X-ray CT apparatus that collects data and obtains a plurality of CT images has attracted attention (hereinafter, an X-ray detector used in the multi-slice X-ray CT apparatus is referred to as a multi-slice X-ray detector). Call). Such a multi-slice type X-ray CT apparatus can reduce the inspection time, and can also use a conventional detector arranged in a line (hereinafter referred to as a single-slice type X-ray detector, and an X-ray CT apparatus using the same). (Referred to as a type X-ray CT apparatus), there is an advantage that the utilization efficiency of X-rays radiated from the X-ray tube is high. As the multi-slice type X-ray detector, a solid-state detector capable of obtaining high spatial resolution and high S / N (signal / noise) is used instead of the conventional ionization chamber type detector using xenon gas. I have. This solid state detector includes an X-ray detection element including a scintillator that converts incident X-rays into light, and a light detection element such as a silicon photodiode that detects light converted by the scintillator and outputs the light as an electric signal. A large number of arcs are arranged around the X-ray source in a channel direction and in a slice direction orthogonal to the channel direction. As described above, in the multi-slice X-ray detector, since a large number of X-ray detection elements are arranged in the channel direction and the slice direction, the output signals of these X-ray detection elements are the same as those of the conventional single-slice X-ray detector. Therefore, how to efficiently extract these output signals in a limited mounting space is a major issue.
[0003]
Since the multi-slice type X-ray detector requires a multi-element array, the photodetector for converting the output light of the scintillator into an electric signal does not use a single-channel chip, and is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-316841. A plurality of photodetector element arrays in which a plurality of channels are formed on one chip, which are disclosed in the gazette, are used.
[0004]
Since the photodetector element array must arrange elements at high density in a limited mounting space, a silicon photodiode array generally having a plurality of channels such as 16 channels or 24 channels is used. . An X-ray detection element module is constructed by combining the silicon photodiode array with scintillators separated for each channel, and the modules are arranged in a polygon (polygon) as many as the required number of channels. Is composed. With this configuration, if the detector has about 800 channels, about 50 X-ray detection element modules are arranged.
[0005]
As described above, the photodetector array of the conventional single-slice X-ray detector is a one-dimensional array in which the light receiving portion and the output signal are separated only in a single channel direction. The light detecting element array of the line detector needs to have a two-dimensional array in which the light receiving sections are separated in a channel direction and a slice direction orthogonal thereto.
[0006]
Therefore, naturally, the number of element output signals per channel increases in accordance with the number of divisions in the slice direction. Further, in the multi-slice X-ray CT apparatus, it is necessary to change not only the width of the incident X-ray beam but also the width of the X-ray detecting element in the slice direction when changing the measurement slice width. That is, when examining a lesion using an X-ray CT apparatus, the optimal slice thickness at the time of examination differs depending on the examination site, examination range, and target disease. For this reason, several types of thickness dimensions can be selected in the range of about 1 to 10 mm for the slice thickness of the normal X-ray CT apparatus in accordance with the examination purpose of the subject. In the conventional single slice type X-ray detector, the slice thickness at the time of inspection is changed by changing the width of the incident X-ray beam. However, in the multi-slice X-ray detector, unlike the case of the single-slice X-ray detector, only by changing the width of the incident X-ray beam, the slice thickness of the X-ray beam captured by each X-ray detection element row can be reduced. It cannot be changed. In the case of a multi-slice type X-ray detector, the width of the incident X-ray beam is changed, and the division state of the X-ray element array in the slice direction in the range where the X-rays are incident is determined according to the target slice thickness. Need to be changed.
[0007]
Therefore, in order to cope with the measurement at several slice thicknesses, the X-ray detecting element is divided into a plurality of photodiode cells in the slice direction as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-316841. Therefore, it is necessary to change the measurement slice thickness by changing the combination of the outputs of the divided photodiode cells.
[0008]
As described above, the photodetector array used for the multi-slice type X-ray detector is divided into a large number in the slice direction, and the switch arrays are combined so that each output can be led to an external circuit in a desired combination. Need to be kept. Conventionally, this switch array is disposed in the vicinity of a photodetector array as described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-316841, a direct connection is made between them, and the output of the switch array is wired. A signal is connected to a substrate by a wire bonding method and a signal is taken out to an external circuit from a connector provided on the substrate. The reason why the switch circuit for selecting the slice thickness is provided before the external circuit, that is, the preamplifier that amplifies the output of the photodetector, is that the total number of the preamplifiers can be reduced.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, the multi-slice type X-ray CT apparatus has many advantages, but on the other hand, there is also a problem that is caused by using a multi-slice type detector. One of them is miniaturization of circuit mounting from the X-ray detection element module to the preamplifier.
[0010]
In a photodetector array for a multi-slice type X-ray detector, it is necessary to form the light receiving section in a two-dimensional array separated in a channel direction and a slice direction orthogonal to the channel direction. The number of signals increases corresponding to the number of divisions in the slice direction.
[0011]
Conventionally, the signal from the X-ray detection element module is connected to a preamplifier at a subsequent stage by a cable. However, as the number of output signals per one X-ray detection element module increases, the conventional connection method as follows: Challenges arise.
[0012]
(1) Cable size
Since the number of signals of the cable to be connected increases, the size of the cable itself increases. The output signal from the photodiode is weak, and unless a sufficient shield is applied, measurement errors occur due to the effects of external noise.Therefore, there is a limit to the density of the wiring cable, and from the viewpoint of noise resistance, However, since a large cable having a certain size has to be used, the space of the cable storage section becomes large.
In addition, the increase in the swelling of the space of the cable portion deteriorates the workability of assembling the X-ray detector and the preamplifier unit into the X-ray CT apparatus, and also increases the number of work steps.
[0013]
(2) Connector for connection
On the X-ray detection element module, the switch circuit for selecting the slice thickness, and the preamplifier board, connectors for connecting these with cables are required. Required. For this reason, the size of the connector is increased, and the proportion of the connector portion in the X-ray detection element module, the switch circuit, and the preamplifier board is increased, and high-density mounting becomes difficult. In particular, for the X-ray detection element module, the dimensions in the width direction (slice direction) are determined by the chip size of the photodiode array, so the enlargement of the connector will realize more and more slices in the future. This is a major constraint.
[0014]
As described above, the increase in the number of output signals of the X-ray detection element due to the multi-slice type causes an increase in the number of cables connecting the X-ray detection element module, the switch circuit, and the preamplifier, and an increase in the size of the connector. This is a major obstacle in mounting the type X-ray detector on the scanner of the X-ray CT apparatus. In addition, as the number of X-ray detection signals increases, the number of components of the circuit constituting the X-ray detector increases. Therefore, it is necessary to prevent the reliability of the device from deteriorating even if these components fail. For example, when a plurality of signals from the X-ray detection element module are input to a switch circuit in the order of channels or slices, if a switch circuit among the plurality of switch circuits to which the plurality of signals is input fails, this switch circuit Cannot output the X-ray detection signal input to the X-ray CT apparatus, so that image measurement as an X-ray CT apparatus becomes impossible.
[0015]
Therefore, an object of the present invention is to reduce the number of cables for connecting the X-ray detection element module, the switch circuit, and the preamplifier and to downsize the connector by increasing the number of output signals of the X-ray detection element due to the multi-slice type. To provide an X-ray detector including a preamplifier having a structure that can be mounted on a scanner, and an X-ray CT apparatus using the detector.
Another object of the present invention is to provide an X-ray detector capable of measuring an image even when a failure occurs in an arbitrary circuit among a plurality of switch circuits and a preamplifier circuit corresponding to a multi-slice, and to use the X-ray detector. An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
In order to reduce the number of cables for connecting the X-ray detection element module, the switch circuit, and the preamplifier circuit, and to downsize the connector, which is one of the above objects, the switch circuit and the preamplifier circuit are integrated into an X-ray detection element module. , The signal from the X-ray detection element is amplified to a signal of a predetermined magnitude by the preamplifier circuit, and the amplified signal is read out to the external connection circuit in a time division manner by a multiplexer. .
[0017]
That is, the transmitted X-ray signal transmitted through the subject is divided into an arbitrary number of channels and slices, and the transmitted X-ray signals corresponding to the divided arbitrary channels and slice positions are converted into X-ray detection element modules (scintillator and photodiode array). Input). The plurality of X-ray detection signals of the X-ray detection element module are divided, and switch circuits, preamplifier circuits, and multiplexers corresponding to the number of divisions are configured by a dedicated integrated circuit (hereinafter referred to as a signal preprocessing IC amplifier). This signal preprocessing IC amplifier is mounted on the same substrate as the X-ray detection element module. Therefore, a plurality of signal preprocessing IC amplifiers are mounted on the substrate of one X-ray detection element module.
[0018]
As described above, all the channels and the total number of slices are divided into arbitrary channels and the number of slices, an X-ray detection element module is allocated to each of the divided units, and the output of the allocated X-ray detection element module is output to a plurality of signals. A plurality of the X-ray detection element modules and a signal pre-processing IC amplifier board corresponding to the total number of channels and the total number of slices of the multi-slice type X-ray detector are arranged around the X-ray source. They are arranged in an arc shape in the channel direction and in the slice direction orthogonal to the channel direction and mounted on a scanner of an X-ray CT apparatus.
[0019]
Even if the number of multi-slices is increased and the number of X-ray detection signals is increased by adopting the signal preprocessing IC amplifier having such a configuration, the number of signal lines connected to the outside can be increased by reading the signals in a time-division manner using a multiplexer. And the connectors for connecting the X-ray detection element module, the switch circuit, and the preamplifier circuit are reduced in size, and the X-ray detector can be significantly reduced in size.
[0020]
The dedicated signal preprocessing IC amplifier receives a multi-channel signal such as 32 inputs or 64 inputs, amplifies the signal, and switches the signal by a multiplexer. In some cases, the circuit is read out in a time-division manner after performing analog-digital conversion. It can also be. The larger the number of input channels, the smaller the number of signal preprocessing IC amplifiers to be mounted per one X-ray detection element module. In extreme cases, it is possible to use a single chip, but cost, channel configuration and slice configuration It is appropriate to use 32 or 64 inputs from the viewpoint of dealing with different specification products having different specifications.
Specifically, in an X-ray detection element module having a total of 384 cells of 24 channels × 16 slices, a 32-input signal preprocessing IC amplifier has 12 chips, and a 64-input signal preprocessing IC amplifier has 12 chips. If six chips are mounted, all signals can be processed, and the number of signals connected to an external circuit can be greatly reduced to 12 or 6 signals.
[0021]
As another example, in a detection element module with a total number of cells of 512 channels of 16 channels × 32 slices, 16 chips are used for a 32-input signal preprocessing IC amplifier, and 8 chips are used for a 64-input signal preprocessing IC amplifier. It can be handled with a chip.
[0022]
Next, in order to enable image measurement even if an arbitrary circuit among a plurality of switch circuits and a preamplifier circuit corresponding to the multi-slice, which is another object of the present invention, the signal preprocessing IC amplifier is used. The output signal of the X-ray detection element module is allocated to the signal preprocessing IC amplifier so that the input output signal of the X-ray detection element module does not continue at the X-ray detection position.
[0023]
When the X-ray detection position is continuously input to the signal preprocessing IC amplifier, for example, when a plurality of 32 or 64 input signals are input to one signal preprocessing IC amplifier, this signal If the processing IC amplifier fails for some reason, X-ray detection signals corresponding to a plurality of 32 or 64 X-ray detection positions cannot be measured. In other words, if one signal is missing, it is possible to recover the missing signal by interpolation from the signal of the adjacent cell. However, the interpolation processing is performed for the loss of 32 or 64 consecutive signals. Accuracy is remarkably reduced, and image measurement as an X-ray CT apparatus becomes impossible. On the other hand, in the present invention, even if an arbitrary circuit among the plurality of switch circuits and the preamplifier circuit fails, the X signal corresponding to the failed switch circuit is obtained by interpolation from the output signals of the adjacent non-failed switch circuits. By measuring the X-ray detection signal at the line detection position, image measurement can be performed.
[0024]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the multi-slice X-ray CT apparatus according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
FIG. 8 is a diagram in which the X-ray detector according to the embodiment of the present invention is mounted on a scanner rotating plate, and FIG. 9 is a block diagram showing the entire system of the multi-slice X-ray CT apparatus of the present invention.
[0025]
In FIG. 9, the entire system of the multi-slice X-ray CT apparatus according to the present invention includes three units: a scanner 45, a console 46, and an image processing device 47. A scanner rotating plate 35 is rotatably supported at the center of the scanner 45. An X-ray tube 36 and an X-ray detector 38 are mounted on the scanner rotating plate 35 so as to face each other with an opening 41 provided at the center therebetween.
[0026]
The arrangement of the X-ray detector 38 on the scanner rotating plate 35 will be described with reference to FIG. The X-ray detector 38 inputs transmitted X-ray signals at a plurality of detection positions transmitted through the subject 42 to one X-ray detection element module including a plurality of scintillators and photodiodes. The X-ray signal is converted into an electric signal. The converted electric signal is input to a switch circuit, and an output electric signal of a slice thickness and a slice number corresponding to a slice configuration signal described later is selected, and the selected output electric signal is converted into a signal of a predetermined magnitude. Amplified by a preamplifier circuit, and the amplified signal is read out to an external circuit in a time division manner by a multiplexer. In this configuration, the switch circuit, the preamplifier circuit, and the multiplexer are integrated to form a signal preprocessing IC amplifier, the output from the X-ray detection element module is divided into a plurality, and a plurality of signals corresponding to the number of divisions are output. The output of the X-ray detection element module is input to the processing IC amplifier. Then, the plurality of signal preprocessing IC amplifiers are mounted on the X-ray detection element substrate 101 together with one X-ray detection element module.
[0027]
As described above, the total number of channels and the number of slices are divided into an arbitrary number of channels and the number of slices, an X-ray detection element module is assigned to each of the divided units, and the output of the assigned X-ray detection element module is divided into a plurality of outputs. A plurality of sets of the X-ray detecting element modules and the X-ray element substrate 101 on which the signal pre-processing IC amplifiers are mounted in a number corresponding to the total number of channels and the number of slices are used as X-ray sources. Downsizing is achieved by arranging in a circular arc shape in the channel direction and the slice direction perpendicular to the channel direction as the center.
[0028]
The X-ray detector 38 thus configured is disposed on the scanner rotating plate 35 so as to face the X-ray tube 36 with the subject 42 inserted into the opening 41 interposed therebetween. The X-ray detector 38 is housed in a detector container 37 together with a collimator plate 39. The X-ray detector 38 has a detection element substrate 101 composed of an X-ray detection element module and a plurality of signal preprocessing IC amplifiers as one unit. Are arranged in a polygonal shape.
[0029]
A control signal generation circuit for controlling the operation of a signal preprocessing IC amplifier 105 mounted on the detection element substrate 101, an AD for receiving an output signal from the detection element substrate 101 and performing analog-digital conversion is provided outside the detector container 37. A detection circuit control reading device 117 having a built-in conversion circuit is provided. The X-ray detection element substrate 101 and the detection circuit control reading device 117 are electrically connected by a connection cable 118.
[0030]
On the front surface of the X-ray detector 38, a collimator plate 39 for preventing scattered X-rays incident from directions other than the focal direction from entering the plurality of divided X-ray detection element substrates 101 is provided. They are arranged radially around the 36 focal points. An X-ray beam collimator 49 for narrowing the X-ray beam in the slice direction and the channel direction is arranged on the front surface of the X-ray tube 36.
[0031]
The measurement by the X-ray detector 38 is performed by inserting the subject 42 into the opening 41 and irradiating the subject 42 with X-rays emitted from the focal point of the X-ray tube 36 while rotating the scanner rotating plate 35. The measurement is performed by measuring the amount of X-ray transmission from each of the 42 directions. At this time, the thickness of the X-ray beam from the focal point of the X-ray tube 36 in the slice direction and the width in the channel direction are restricted by the X-ray beam collimator 49. The output from the X-ray detector 38 is input to the detection circuit control / readout device 117, and the output of the detection circuit control / readout device 117 is sent to the subsequent image processing device.
[0032]
9, the console 46 includes a keyboard 54, a scan condition setting circuit 55, an image display device 53, and the like, and controls the scanner 45 and displays a slice image of the subject 42.
The scan conditions of the scanner 45 input from the keyboard 54 of the console 46 are input to a scan condition setting circuit 55. In the present embodiment, based on the information on the slice thickness in the scan conditions, the slice configuration signal (information indicating the slice thickness × the number of slices) 65 is sent to the scanner 45, the image addition signal 66 is sent to the image processing device 47, Each sent.
[0033]
The slice configuration signal 65 is received by the scanner control circuit 48 of the scanner 45, where a collimator aperture control signal 67 and a detector switch switching control signal 68 are generated based on the slice configuration signal 65, and the respective signals 67 and 68 are X The X-ray beam is sent to the X-ray detector 38 and the X-ray detector 38, and the slice thickness of the X-ray beam and the switching condition of the X-ray detection element module output signal in the slice direction in the X-ray detector 38 are set in accordance with the scanning conditions. . The output from the X-ray detector 38 is amplified by a preamplifier circuit in the X-ray detector, analog-to-digital converted, and sent to the image processing device 47 as measurement data 69 for a plurality of slices.
[0034]
The image processing device 47 includes an image reconstruction circuit 50, an image addition circuit 51, a magnetic disk device 52, and the like. The multi-slice X-ray CT apparatus is configured to obtain various tomographic images by adding reconstructed images in addition to switching the slice thickness of the X-ray detector during measurement. For example, a tomographic image having a slice thickness of 10 mm is treated as a 2-slice image by measuring four tomographic images having a slice thickness of 5 mm and adding the four tomographic images obtained thereby two by two. , Used for diagnosis. This is because the same data can be used to obtain an image with a thick slice width when the screen only identifies the presence or absence of a lesion, and an image with a thin slice width when performing a precise diagnosis to examine the state of the lesion precisely. Used for the purpose of improving efficiency. As described above, in the multi-slice X-ray CT apparatus, the number of acquired images is increased as compared with the conventional single-slice X-ray CT apparatus. Therefore, the image processing apparatus 47 is provided with a dedicated image addition circuit 51. In the image processing device 47, the measurement data 69 sent from the scanner 45 is created by the image reconstructing circuit 50 into slice images at a plurality of slice positions corresponding to the array of the X-ray detection elements of the X-ray detector 38 in the slice direction. Then, the plurality of slice images are sent to the image addition circuit 51. The image addition circuit 51 performs an addition process between the reconstructed slice images according to the image addition signal 66 sent from the scan condition setting circuit 55 of the console 46. The final image data 70 obtained in this way is sent to the image display device 53 of the console 46 and stored in a storage device such as the magnetic disk device 52.
[0035]
Next, regarding the configuration of the X-ray detection element substrate 101 of the X-ray detector 38 configured by using a plurality of sets of one detection element substrate 101 including one X-ray detection element module and a plurality of signal preprocessing IC amplifiers explain.
[0036]
FIG. 1 shows the appearance of a set of detection element substrates 101 constituting an X-ray detector 38 of the present invention. The X-ray detection element module 100 has a structure in which a scintillator 103 is bonded and fixed to an incident surface of a photodiode array 102 mounted on a printed board 101.
[0037]
The photodiode array 102 and the scintillator 103 are divided in the channel direction and the slice direction, respectively, so that the output of each part can be taken out. Separators 104 are provided in the divided portions of the scintillator 103 to prevent optical crosstalk due to leakage of light emitted inside the scintillator into adjacent cells. On the surface of the separator material 104 or the surface of the scintillator 103, a light reflecting layer made of white resin or metal vapor deposition is provided to efficiently guide light emitted in the scintillator 103 to the light receiving portion of the cell of the photodiode array 102. ing. The outputs from the cells of each photodiode array 102 are connected to a plurality of (four in the case of FIG. 1) signal preprocessing IC amplifier chips 105 on the substrate 101. The output from each signal preprocessing IC amplifier chip 105 is wired to a connector 106 so that it can be connected to an external circuit. Also, a signal for controlling the operation of the signal preprocessing IC amplifier 105 is sent from an external circuit through the connector 106. The X-ray detecting element substrate 101 is provided with a mounting hole 107, which is a set of completed X-ray detecting element substrates 101 (one X-ray detecting element module 100 and a plurality of signal preprocessing IC amplifier chips 105 and one). (Consisting of two connectors 106) are arranged and fixed inside the detector container by screws or the like.
[0038]
FIG. 2 is a block diagram of an internal circuit of the signal preprocessing IC amplifier 105. Multi-channel input signal Sig. in-1 to Sig. The integration amplifier 108 (108 1 ~ 108 n ) Is provided, the output of each integrating amplifier 108 is collected in a multiplexer 109, and the output of the integrating amplifier 108 is connected in parallel with the integrating amplifier 108 by the slice configuration signal 65 output from the console 46 in FIG. Select switch 111 (111 1 ~ 111 n ), One of the integrating amplifiers 108 is selected and output via the buffer amplifier 110 at the subsequent stage. The buffer amplifier 110 has a proper level when taking out the signal to the outside, and lowers the output impedance so as not to be affected by external noise.
[0039]
FIG. 3 shows a photodiode array 102 of one X-ray detection element module 100, a plurality of signal preprocessing IC amplifiers 105 to which outputs of the photodiode array 102 are input, and a signal to an external connection circuit via a connector 106. It is a block diagram which shows the circuit structure taken out. An output signal 112 from each cell of the photodiode array 102 is input to a plurality of signal preprocessing IC amplifiers 105, and the output is connected to an external circuit via a connector 106. In the example of this figure, four signal preprocessing IC amplifiers 105 are mounted on one substrate 101.
[0040]
FIG. 4 shows a connection state between each cell of the photodiode array 102 and the inputs of the plurality of signal preprocessing IC amplifiers 105. The number shown in each cell of the photodiode array 102 represents the number (# 1 to # 4 in the figure) of the signal preprocessing IC amplifier 105 to which the output of the cell is connected. As can be seen from this figure, the output of each cell of the photodiode array 102 is not continuously input to the same signal preprocessing IC amplifier 105 in the vertical and horizontal directions.
[0041]
FIG. 5 shows that the signal pre-processing IC amplifier # 2 of the signal pre-processing IC amplifier 105 mounted on the substrate 101 in the embodiment shown in FIG. This shows a case where the measurement of the cell in charge of 105 becomes impossible. In this case, the data of the shaded cell of the photodiode array 102 in the figure becomes impossible to measure. However, since cells on the photodiode array 102 for which data measurement cannot be performed are not continuous, it is possible to estimate a value by interpolation processing from adjacent cell data.
[0042]
FIG. 6 shows adjacent cells to be subjected to interpolation processing for cells that cannot be measured due to a failure of the signal preprocessing IC amplifier # 2. By using the data of the cells numbered 4 and 1, the data of the cell 2 which cannot be measured by simple interpolation processing can be obtained by interpolation (the position indicated by the thick arrow in the figure). Further, if data of three cells obliquely adjacent to each other (the position indicated by the dotted arrow in the drawing) is used, the amount of calculation is increased, but more accurate interpolation processing can be performed.
[0043]
FIG. 7 shows, for comparison, a connection state between each cell of the photodiode array 102 of the conventional example and the signal preprocessing IC 105 and a case where a defect occurs in the signal preprocessing IC 105 of # 2 as in the above-described embodiment. 3 shows a position where an unmeasurable cell is generated. As described above, if cells that cannot be measured are continuously arranged, it is not possible to estimate the data by the interpolation process, and there is a large loss of data, so that the image cannot be reconstructed.
[0044]
The dedicated signal preprocessing IC amplifier 105 receives a multi-channel signal such as 32 inputs or 64 inputs, amplifies the signal, switches the signal by a multiplexer, and has a built-in AD conversion circuit for performing the next analog-digital conversion. Although the present invention is not limited to this embodiment, the present invention is not limited to this, and the present invention is not limited to this. It may be configured to read out the data.
[0045]
【The invention's effect】
A switch element array for switching an X-ray detection signal of an X-ray detection element module including a scintillator and a light detection element array in accordance with a slice configuration signal; and an output of the light detection element array switched by the switch element array. A preamplifier for amplifying, and a multiplexer for reading out the output of the preamplifier to an A / D converter in a time-division manner, at least up to the multiplexer being integrated, and a plurality of integrated signal preprocessing IC amplifiers and the X-ray detection element The module and the module are mounted on the same substrate, and a plurality of the substrates are arranged in a polygonal shape at a substantially equal angular pitch on a substantially circular arc centered on the focal point of the X-ray tube in the channel direction and the slice direction. Reduction of the number of cables connecting the detector element module, switch circuit and preamplifier and downsizing of the connector Achieved is, X-ray detection element output signal number by be a multi-slice type be increased, it is possible to miniaturize the X-ray detector. Further, an output signal from an adjacent cell of the photodetector element array may not be input to the same switch element array of the signal preprocessing IC amplifier, and any one of the plurality of switch circuits of the signal preprocessing IC amplifier may be used. By obtaining the output signal of the circuit from the output signal of the adjacent switch circuit by interpolation, it becomes possible to perform image measurement even for a failure of any of the switch circuit and the preamplifier circuit. As described above, according to the present invention, a small and highly reliable X-ray detector and an X-ray CT apparatus using the same can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an external view of a set of detection element substrates constituting an X-ray detector of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of an internal circuit of a signal preprocessing IC amplifier constituting the X-ray detector of the present invention.
FIG. 3 is a block diagram showing a circuit configuration for extracting a signal to an external connection circuit via a photodiode array, a plurality of signal preprocessing IC amplifiers, and a connector of one X-ray detection element module constituting the X-ray detector of the present invention. FIG.
FIG. 4 is a diagram showing the correspondence of signal connections between each cell of a photodiode array constituting the X-ray detector of the present invention and a plurality of signal preprocessing IC amplifiers.
FIG. 5 is a diagram showing the positions of cells of a photodiode array that cannot be measured when a failure occurs in one of the signal preprocessing IC amplifiers.
FIG. 6 is a diagram showing a positional relationship between adjacent cells that perform an interpolation process for estimating a measured value of an arbitrary cell of a photodiode array that cannot be measured;
FIG. 7 is a diagram showing the positions of cells in a photodiode array that cannot be measured when a failure occurs in one of a plurality of signal preprocessing IC amplifiers in the related art.
FIG. 8 is a view showing a multi-slice type X-ray detector according to the present invention mounted on a scanner rotating plate of an X-ray CT apparatus.
FIG. 9 is a block diagram showing the entire system of the multi-slice X-ray CT apparatus according to the present invention.
[Explanation of symbols]
35 ... rotating plate, 36 ... X-ray tube, 37 ... X-ray detector container, 38 ... X-ray detector, 39 ... detector-side collimator, 41 ... opening, 42 subject, 45 scanner, 46 console, 47 image processing device, 49 X-ray tube collimator, 65 control signal (slice configuration signal), 101: X-ray detection element array substrate (printed circuit board), 102: photodiode array, 103: scintillator array, 104: separator material, 105: signal preprocessing IC amplifier, 106 ... · Connector, 107 · · · mounting hole · 108 · · · integration amplifier (preamplifier) · 109 · · · multiplexer · 111 · switch array · 112 · photodiode output signal 117 · X-ray detection signal control Reading device, 118 ... connection cable
