JP2008286800A - 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2008286800A
JP2008286800A JP2008135948A JP2008135948A JP2008286800A JP 2008286800 A JP2008286800 A JP 2008286800A JP 2008135948 A JP2008135948 A JP 2008135948A JP 2008135948 A JP2008135948 A JP 2008135948A JP 2008286800 A JP2008286800 A JP 2008286800A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
photodiode
radiation detector
photodiodes
data
detection element
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2008135948A
Other languages
English (en)
Inventor
Yoshikazu Okumura
美和 奥村
Machiko Ono
真知子 小野
Toshihiro Rifu
俊裕 利府
Tomiya Sasaki
富也 佐々木
Michito Nakayama
道人 中山
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2008135948A priority Critical patent/JP2008286800A/ja
Publication of JP2008286800A publication Critical patent/JP2008286800A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4488—Means for cooling
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/419—Imaging computed tomograph
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/60—Specific applications or type of materials
    • G01N2223/612—Specific applications or type of materials biological material
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2224/00—Indexing scheme for arrangements for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies and methods related thereto as covered by H01L24/00
    • H01L2224/01—Means for bonding being attached to, or being formed on, the surface to be connected, e.g. chip-to-package, die-attach, "first-level" interconnects; Manufacturing methods related thereto
    • H01L2224/10—Bump connectors; Manufacturing methods related thereto
    • H01L2224/15—Structure, shape, material or disposition of the bump connectors after the connecting process
    • H01L2224/16—Structure, shape, material or disposition of the bump connectors after the connecting process of an individual bump connector
    • H01L2224/161—Disposition
    • H01L2224/16151—Disposition the bump connector connecting between a semiconductor or solid-state body and an item not being a semiconductor or solid-state body, e.g. chip-to-substrate, chip-to-passive
    • H01L2224/16221—Disposition the bump connector connecting between a semiconductor or solid-state body and an item not being a semiconductor or solid-state body, e.g. chip-to-substrate, chip-to-passive the body and the item being stacked
    • H01L2224/16225—Disposition the bump connector connecting between a semiconductor or solid-state body and an item not being a semiconductor or solid-state body, e.g. chip-to-substrate, chip-to-passive the body and the item being stacked the item being non-metallic, e.g. insulating substrate with or without metallisation
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2924/00—Indexing scheme for arrangements or methods for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies as covered by H01L24/00
    • H01L2924/15—Details of package parts other than the semiconductor or other solid state devices to be connected
    • H01L2924/151—Die mounting substrate
    • H01L2924/1517—Multilayer substrate
    • H01L2924/15172—Fan-out arrangement of the internal vias
    • H01L2924/15174—Fan-out arrangement of the internal vias in different layers of the multilayer substrate
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2924/00—Indexing scheme for arrangements or methods for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies as covered by H01L24/00
    • H01L2924/15—Details of package parts other than the semiconductor or other solid state devices to be connected
    • H01L2924/151—Die mounting substrate
    • H01L2924/153—Connection portion
    • H01L2924/1531—Connection portion the connection portion being formed only on the surface of the substrate opposite to the die mounting surface
    • H01L2924/15311—Connection portion the connection portion being formed only on the surface of the substrate opposite to the die mounting surface being a ball array, e.g. BGA

Abstract

【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。
【解決手段】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９と、変換された光を電気信号に変換するフォトダイオード３を備えたフォトダイオードチップ２と、フォトダイオード３から信号を読み出すトランジスタ５を備えたスイッチングチップ４と、読み出された信号を増幅し、ディジタル化するデータ収集チップ８とを有し、フォトダイオードチップ２と、スイッチングチップ４と、データ収集チップ８とは、リジッド多層配線板３０に共通に実装される。
【選択図】 図５

Description

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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
本発明のある局面は、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。
本発明によれば、放射線検出器の列数を増やすことができる。
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。
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。
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。
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。
（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。
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。
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。
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。
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。
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。
ギャップの幅と、配線１４の太さ、配線１４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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
（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。
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。
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。
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。
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Ａｌ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。
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。
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。
（第３実施形態）
放射線検出器は、Ｘ線ＣＴ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。
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。ＤＡＳ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。
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。
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。
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。
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３１〜３４の相互間は、複数のビアホールにより接続される。
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。
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。
（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、ＤＡＳ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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
（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。
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。
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。
（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２０が実装されている。
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。
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。
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。
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。
（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。
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１０３０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。
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、ＤＡＳ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。
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１０３２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。
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１０３２を、第２の検出素子列群１０３４と称する。
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２４個）よりも少なく成るように設計されている。
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＝９１２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。
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。
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１１２、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３００を介して相互接続されている。さらに、このバス３００を介して、補助記憶装置２０１、データ処理装置２０２、再構成装置２０３、入力装置２０４及び表示装置２０５からなる外部の画像処理装置２００が接続されている。
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。
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。
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。
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。
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。
図１３には、０．５ｍｍ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。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。
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。
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１０３１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。
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１０３１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。
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，４ｍｍ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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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１０３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。
また一方で、本実施形態の放射線検出器１０３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（ｉｓｏｔｒｏｐｉｃ）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。
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。
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１０３を連続回転させる撮影につき、特有の効果を奏する。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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２００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。
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。
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６０ｍｍ、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。
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。
（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。
ガントリー２０１１は、Ｘ線管球２０１４、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。
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。
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。
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。
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。
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）２０３０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２０２０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、０．５ｍｍ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。
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。
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２０３４、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。
高電圧発生装置２０１２は、Ｘ線管球２０１４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２０１４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。
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。
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２０１２、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２０２０）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２０１２、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。
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。
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。
記憶装置２０３４は、データ処理装置２０３２におけるデータ処理に必要なデータ等を記憶する。
再構成装置２０４２は、データ処理装置２０３２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。
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。
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。
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。
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。
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。
（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（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ 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。
図１９は、フォトダイオードチップ２２０１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２００１，２００２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１ｍｍ、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。
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。
（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。
（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。
図２０（ｃ）は、検出器モジュール２０２２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２２００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２０２０は、図２０（ｃ）に示す検出器モジュール２０２２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。
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。
図２１（ａ）には、検出器モジュール２０２２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。
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ＤＡＳ誤動作を防ぐことができる。
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２０３０を冷却するためのファン２３２４を有している。
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２０２２は、検出器ブロック２００、ＤＡＳブロック２３００、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ＤＡＳ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。
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。
また、検出器モジュール２０２２は、ＤＡＳ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。
当然ながら、検出器ブロック２２００とＤＡＳ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２２００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２２１０の辺縁に配置する構成であってもよい。
本実施形態では以下の効果が奏される。
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。
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。
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。
（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３０１４とから構成されている。
ガントリー３０１２は、Ｘ線管球３０２０、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。
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。
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。
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。
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３０２８とを一体で回転させる等の駆動制御を行う。
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。
システム部３０１４は、高電圧発生装置３０３０、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３０４２を有している。
高電圧発生装置３０３０は、Ｘ線管球３０２０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３０２０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。
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３０３６、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。
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３０００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３０２０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。
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３０２８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。
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３２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。
記憶装置３０３４は、データ処理装置３０３２におけるデータ処理に必要なデータ等を記憶する。
再構成装置３０３６は、データ処理装置３０３２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。
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。
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。
補助記憶装置３０４２は、再構成装置３０３６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。
図２６（ａ）は、検出器モジュール３２８０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３２８２により貼り付けられる。フォトダイオードチップ３２８３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３２８５、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。
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３２８７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。
図２７は、フォトダイオードチップ３２８３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０．５ｍｍの有感域を有している。
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。
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。
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３２８２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。
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。
スイッチングチップ３２８５は、複数のＣＭＯＳ（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。
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。
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。
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３２７１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。
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３２８９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。
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、ＤＡＳ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。
この様な構成によれば、ＤＡＳチップ３２８９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３２８７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。
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３２８９、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。
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３０２８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。
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。
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。
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。
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３２９２を、シリコン基板３２８５を貫通する貫通配線３２９９を介して裏面に引き出し、その先端にバンプ３２３０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。
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３２８５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。
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。
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。
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。
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３２８３、スイッチングチップ３２８５、ＤＡＳチップ３２８９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。
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。
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。
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３２８３、スイッチングチップ３２８５、多層配線板３２８７、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。
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。
（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。
（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。
（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）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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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。
本発明の第１実施形態による放射線検出器の斜視図。 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。 第２実施形態による放射線検出器の断面図。 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。 第３実施形態による放射線検出器の断面図。 図５の多層配線板の断面図。 第４実施形態による放射線検出器の断面図。 第５実施形態による放射線検出器の断面図。 第６実施形態による放射線検出器の断面図。 第７実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成図。 図１０の１つの検出器モジュールの平面図。 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。 第７実施形態において、スライス厚０．５ｍｍ×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。 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。 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。 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。 第７実施形態において、動画の表示例を示す図。 第８実施形態によるＸ線ＣＴ装置の構成図。 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。 （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。 （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。 図２１（ａ）のＤＡＳブロックの断面図。 （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。 （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。 第９実施形態のＸ線ＣＴ装置の構成図。 （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。 第９実施形態のＸ線検出器モジュールの平面図。 第９実施形態において、スライス厚０．５ｍｍ×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。 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。 （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。
符号の説明
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。

Claims (16)

  1. 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。
  2. 前記スライス方向に関する前記第２フォ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。
  3. 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。
  4. 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。
  5. 前記第１フォトダイオードは前記スライス方向に関して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。
  6. 前記第２フォトダイオードのチャンネル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。
  7. 前記第２フォトダイオードのチャンネル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。
  8. 被検体の周囲を回転しながらＸ線を曝射する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。
  9. 前記第１フォトダイオードと前記第２フォトダイオードと前記スイッチング素子を実装する多層配線板をさらに備え、
    前記第１フォトダイオードと前記第２フォトダイオードとに対して前記スイッチング素子は前記多層配線板を介して接続されることを特徴とする請求項１記載の放射線検出システム。
  10. 前記請求項１記載の放射線検出器と、
    この放射線検出器からの出力データを収集するデータ収集手段と、
    前記放射線検出器と前記データ手段を実装する基板と、
    前記放射線検出器、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。
  11. 被検体の周囲を回転しながらＸ線を曝射するＸ線源と、
    前記被検体を透過したＸ線を検出する前記請求項１記載の放射線検出器と、
    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。
  12. スライス方向に配列された複数の第１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。
  13. 前記第２検出素子列の両側の列数合計は、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１２記載の放射線検出器。
  14. Ｘ線を発生するＸ線源と、
    第１の幅を有する検出素子列をスライス方向に複数列設した第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。
  15. 前記再構成装置は、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１４記載のＸ線ＣＴ装置。
  16. 前記Ｘ線源が被検体の周囲を螺旋状の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１４記載のＸ線ＣＴ装置。
JP2008135948A 2000-08-14 2008-05-23 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置 Pending JP2008286800A (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008135948A JP2008286800A (ja) 2000-08-14 2008-05-23 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2000245873 2000-08-14
JP2000375144 2000-12-08
JP2001177308 2001-06-12
JP2008135948A JP2008286800A (ja) 2000-08-14 2008-05-23 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2001245571A Division JP2003066149A (ja) 2000-08-14 2001-08-13 放射線検出器、放射線検出システム、ｘ線ｃｔ装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2008286800A true JP2008286800A (ja) 2008-11-27

Family

ID=27344353

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2008135948A Pending JP2008286800A (ja) 2000-08-14 2008-05-23 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置

Country Status (2)

Country Link
US (2) US6658082B2 (ja)
JP (1) JP2008286800A (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014526363A (ja) * 2011-09-26 2014-10-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ ガントリーと被験者サポートを回転する画像システムの動作コントロール
JP2018115955A (ja) * 2017-01-18 2018-07-26 キヤノン・コンポーネンツ株式会社 放射線検出器および放射線検出装置

Families Citing this family (68)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10109542B4 (de) * 2001-02-28 2004-02-05 Siemens Ag Anordung zur Verbindung eines auf einer Leiterplatte angebrachten Bauelementes mit einer flexiblen Schichtanordnung
JP2002261262A (ja) * 2001-03-01 2002-09-13 Mitsubishi Heavy Ind Ltd イメージセンサ及びその製造方法
EP1380979A4 (en) * 2001-04-05 2005-09-28 Toshiba Kk DEVICE UNIT EXCHANGE SUPPORT PROCESS AND SYSTEM
JP2003017676A (ja) * 2001-04-27 2003-01-17 Canon Inc 放射線撮像装置およびそれを用いた放射線撮像システム
CN1236731C (zh) * 2001-11-29 2006-01-18 株式会社东芝 计算机断层摄像装置
US6996262B2 (en) * 2002-05-20 2006-02-07 General Electric Company Method and apparatus of scoring an arterial obstruction
US6654440B1 (en) * 2002-06-29 2003-11-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for computed tomography scanning using a two-dimensional radiation source
GB2392307B8 (en) * 2002-07-26 2006-09-20 Detection Technology Oy Semiconductor structure for imaging detectors
US7006598B2 (en) * 2002-08-09 2006-02-28 Canon Kabushiki Kaisha Imaging method and apparatus with exposure control
US7148487B2 (en) * 2002-08-27 2006-12-12 Canon Kabushiki Kaisha Image sensing apparatus and method using radiation
DE10244177A1 (de) * 2002-09-23 2004-04-08 Siemens Ag Bilddetektor für Röntgeneinrichtungen mit rückseitig kontaktierten, organischen Bild-Sensoren
US7224765B2 (en) * 2002-10-02 2007-05-29 Reveal Imaging Technologies, Inc. Computed tomography system
US7164747B2 (en) * 2002-10-02 2007-01-16 Reveal Imaging Technologies, Inc. Folded array CT baggage scanner
JP4585167B2 (ja) * 2002-11-29 2010-11-24 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影システム
JP4334244B2 (ja) * 2003-02-13 2009-09-30 株式会社東芝 バイプレーンｘ線撮影装置
WO2004075118A1 (en) * 2003-02-20 2004-09-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Asymmetric cone beam
US7123687B2 (en) * 2003-04-10 2006-10-17 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Method for displaying digital X-ray image data at high resolution
US6931092B2 (en) * 2003-06-30 2005-08-16 General Electric Company System and method for thermal management of CT detector circuitry
US7062008B2 (en) * 2003-06-30 2006-06-13 General Electric Company Detector assembly thermal management system and method
JP3863872B2 (ja) * 2003-09-30 2006-12-27 株式会社日立製作所 陽電子放出型断層撮影装置
JP3863873B2 (ja) * 2003-09-30 2006-12-27 株式会社日立製作所 放射線検査装置
US7039154B1 (en) * 2003-10-02 2006-05-02 Reveal Imaging Technologies, Inc. Folded array CT baggage scanner
US6931094B2 (en) * 2003-10-10 2005-08-16 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and systems for smoothing
JP4062232B2 (ja) * 2003-10-20 2008-03-19 株式会社日立製作所 Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ装置による撮像方法
US7046763B2 (en) * 2003-12-23 2006-05-16 General Electric Company Field and factory testable imaging detector
DE102004001688B4 (de) * 2004-01-12 2010-01-07 Siemens Ag Detektormodul
US7075091B2 (en) * 2004-01-29 2006-07-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Apparatus for detecting ionizing radiation
US20050286682A1 (en) * 2004-06-29 2005-12-29 General Electric Company Detector for radiation imaging systems
JP4964771B2 (ja) 2004-07-20 2012-07-04 メドトロニック，インコーポレイテッド 脳脊髄液排液装置
US7535033B2 (en) * 2004-09-14 2009-05-19 Banpil Photonics, Inc. Multicolor photodiode array and method of manufacturing
US7489516B2 (en) * 2004-11-24 2009-02-10 General Electric Company Digital CT detector module methods and apparatus
WO2006114716A2 (en) * 2005-04-26 2006-11-02 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Double decker detector for spectral ct
EP1887937B1 (en) * 2005-05-31 2016-10-05 Arineta Ltd. Graded resolution field of view ct scanner
US20060289777A1 (en) * 2005-06-29 2006-12-28 Wen Li Detector with electrically isolated pixels
DE102005045894A1 (de) * 2005-09-26 2007-04-05 Siemens Ag Verfahren zur Aufnahme eines digitalen Röntgenbildes, zählender Röntgendetektor und Röntgensystem
EP1769744B9 (en) * 2005-09-28 2012-04-04 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computer tomography system
JP2007175258A (ja) * 2005-12-28 2007-07-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線断層撮影装置及び放射線断層撮影方法
US20070246821A1 (en) * 2006-04-20 2007-10-25 Lu Szu W Utra-thin substrate package technology
DE102007020879A1 (de) * 2006-05-10 2009-04-02 Gachon University Of Medicine & Science Industry-Academic Cooperation Foundation Verfahren und Vorrichtung für die äußerst schnelle Symmetrie- und SIMD- gestützte Projektion/Rückprojektion für die 3D-PET-Bildrekonstruktion
CN101074936B (zh) * 2006-05-19 2010-12-29 Ge医疗系统环球技术有限公司 X射线ct设备
US20080001246A1 (en) * 2006-05-24 2008-01-03 Dipak Sengupta Single package detector and digital converter integration
US7804177B2 (en) * 2006-07-26 2010-09-28 Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. Silicon-based thin substrate and packaging schemes
JP4365844B2 (ja) * 2006-09-08 2009-11-18 三菱電機株式会社 荷電粒子線の線量分布測定装置
US7512209B2 (en) * 2006-09-14 2009-03-31 General Electric Company Thermal stabilization methods and apparatus
US7606346B2 (en) * 2007-01-04 2009-10-20 General Electric Company CT detector module construction
JP5383014B2 (ja) * 2007-08-30 2014-01-08 キヤノン株式会社 放射線画像処理装置及び方法
JP5179136B2 (ja) * 2007-10-02 2013-04-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置
US20090314947A1 (en) * 2008-05-30 2009-12-24 Array Optronix, Inc. Radiation Detector with Isolated Pixels Photosensitive Array for CT and Other Imaging Applications
EP2146321B1 (en) * 2008-07-14 2012-12-12 Cefla S.C. Dynamic error correction in radiographic imaging
JP2012509492A (ja) * 2008-11-18 2012-04-19 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スペクトルイメージング検出器
WO2010111697A2 (en) * 2009-03-27 2010-09-30 Infimed, Inc. Rise/fall time control for x-ray pulses
US20110211667A1 (en) * 2010-02-26 2011-09-01 Abdelaziz Ikhlef De-populated detector for computed tomography and method of making same
CN102639061B (zh) * 2010-10-20 2015-11-25 株式会社东芝 Das检测器以及x射线计算机断层摄影装置
TWI447403B (zh) * 2010-12-14 2014-08-01 Ind Tech Res Inst 即時視覺化輻射場形之顯示器及其顯示方法
JP5738000B2 (ja) * 2011-02-28 2015-06-17 キヤノン株式会社 放射線撮影システム及びその制御方法、並びに、プログラム
US9411057B2 (en) * 2011-04-01 2016-08-09 Medtronic Navigation, Inc. X-ray imaging system and method
US8798229B2 (en) * 2011-09-30 2014-08-05 General Electric Company Detector modules and methods of manufacturing
US9168008B2 (en) * 2011-11-03 2015-10-27 General Electric Company Coarse segmented detector architecture and method of making same
CN104067146A (zh) * 2011-12-27 2014-09-24 皇家飞利浦有限公司 用于pet探测器的柔性连接器
US20140253544A1 (en) * 2012-01-27 2014-09-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image processing apparatus
US8879867B2 (en) * 2013-01-18 2014-11-04 Xerox Corporation Processing source video for real-time enhancement of a signal of interest
JP6342175B2 (ja) * 2014-02-10 2018-06-13 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
DE102014217391A1 (de) * 2014-09-01 2016-03-03 Smiths Heimann Gmbh Detektorzeile mit Bereichen unterschiedlicher Auflösung
US10192646B2 (en) 2016-04-25 2019-01-29 General Electric Company Radiation shielding system
JP6201095B1 (ja) * 2016-04-27 2017-09-20 雫石　誠 撮像モジュール及び撮像装置
US11197643B2 (en) * 2018-03-16 2021-12-14 Mobius Imaging, Llc Medical x-ray imaging systems and methods
US11020072B2 (en) * 2019-06-11 2021-06-01 GE Precision Healthcare LLC System and method for regulating temperature of imaging detector sensors
JP2022036612A (ja) * 2020-08-24 2022-03-08 富士フイルムヘルスケア株式会社 放射線検出器モジュール、放射線検出器、及び放射線撮像装置

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11231062A (ja) * 1997-11-26 1999-08-27 General Electric Co <Ge> スケーラブル・マルチスライス走査コンピュータ断層撮影システム用のフォトダイオード・アレイ

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4965726A (en) 1988-10-20 1990-10-23 Picker International, Inc. CT scanner with segmented detector array
JP3042810B2 (ja) 1992-12-04 2000-05-22 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置
US5430784A (en) 1994-02-28 1995-07-04 General Electric Company Computerized tomography imaging using multi-slice detector with selectable slice thickness
JP3763611B2 (ja) 1996-07-12 2006-04-05 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔスキャナ
JP3828967B2 (ja) * 1996-10-30 2006-10-04 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔスキャナ
US6535571B2 (en) * 2000-03-27 2003-03-18 Siemens Aktiengesellschaft Detector for an X-ray computed tomography apparatus

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11231062A (ja) * 1997-11-26 1999-08-27 General Electric Co <Ge> スケーラブル・マルチスライス走査コンピュータ断層撮影システム用のフォトダイオード・アレイ

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN4007010472, 奥村美和 他３名, "「ＣＴ用マルチスライス検出器」", 蛍光体同学会講演予稿, 19991119, ２７９巻, 第４１−４６頁, JP *
JPN4007010771, 利府俊裕, "「螺旋ＣＴスキャンの技術的諸問題 次世代ＣＴの技術的諸問題について」", 日本放射線技術学会雑誌, 199603, 第５２巻第３号, 第３９９−４０１頁, JP, 社団法人 日本放射線技術学会 *

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014526363A (ja) * 2011-09-26 2014-10-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ ガントリーと被験者サポートを回転する画像システムの動作コントロール
JP2018115955A (ja) * 2017-01-18 2018-07-26 キヤノン・コンポーネンツ株式会社 放射線検出器および放射線検出装置
JP7062362B2 (ja) 2017-01-18 2022-05-06 キヤノン・コンポーネンツ株式会社 放射線検出器および放射線検出装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20020054659A1 (en) 2002-05-09
US20040071258A1 (en) 2004-04-15
US7003076B2 (en) 2006-02-21
US6658082B2 (en) 2003-12-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2008286800A (ja) 放射線検出器、放射線検出システム及び放射線検出器を備えたｘ線ｃｔ装置
JP2003066149A (ja) 放射線検出器、放射線検出システム、ｘ線ｃｔ装置
US6760404B2 (en) Radiation detector and X-ray CT apparatus
JP4630407B2 (ja) マルチスライス検出器
JP5432448B2 (ja) 計算機式断層写真法検出器モジュール構成
JP5455620B2 (ja) 放射線検出器および当該検出器を含む装置
US9835733B2 (en) Apparatus for detecting X-rays
US20080253507A1 (en) Computed Tomography Detector Using Thin Circuits
JP4558468B2 (ja) 分割走査線及び結合データ線のｘ線検出器
JP2001215281A (ja) Ｘ線ｃｔ用二次元検出器
US7263158B2 (en) X-ray CT apparatus
EP2981987B1 (en) Integrated diode das detector
JP2004057816A (ja) 交互配置型走査線を備えた固体検出器を用いて一連の画像を取得する方法及び装置
JP2008122116A (ja) 放射線検出器およびｘ線断層撮影装置
JPH11287863A (ja) Ｘ線ビーム検出器モジュールおよびそれを製造する方法
JP2005040610A (ja) マルチスライスｃｔ用多層可撓性信号伝送検出器回路
JP6735108B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びｘ線検出器
JP4691074B2 (ja) 放射線検出システム
US9547090B2 (en) X-ray computed tomography apparatus and X-ray detector
JP2003121551A (ja) 放射線検出器とその製造方法、ならびにｘ線ｃｔ装置
CN106456091A (zh) 成像装置
US6584167B1 (en) Methods and apparatus for increasing scanning modes
US7010084B1 (en) Light detector, radiation detector and radiation tomography apparatus
JP2002320606A (ja) ２次元マルチスライス型検出器のための複雑さを低減した相互接続法
JP2004181017A (ja) Ｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20100406

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20100803