JPH05269123A - Detector for x-ray ct - Google Patents
Detector for x-ray ctInfo
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、X線CT装置に用いら
れてX線投影データを検出するX線CT用検出器に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray CT detector used in an X-ray CT apparatus to detect X-ray projection data.
【0002】[0002]
【従来の技術】X線CT装置の一例として図3に示すよ
うな構成が知られている。撮影すべき被検体3を挟んで
X線管1及びX線検出器2が対向して配置され、X線管
1が被検体3に対してX線を曝射しながらX線検出器2
と一体的に例えば矢印方向に回転することにより、被検
体3のX線投影データがX線検出器2によって検出され
る。これらX線投影データを基に演算処理部によって再
構成処理を行うことにより、被検体3の任意のスライス
面に沿った断層像を得ることができ診断情報として利用
される。2. Description of the Related Art As an example of an X-ray CT apparatus, a configuration as shown in FIG. 3 is known. An X-ray tube 1 and an X-ray detector 2 are arranged to face each other with a subject 3 to be imaged therebetween, and the X-ray tube 1 irradiates the subject 3 with X-rays while the X-ray detector 2 is exposed.
The X-ray projection data of the subject 3 is detected by the X-ray detector 2 by integrally rotating with, for example, the direction of the arrow. By performing reconstruction processing by the arithmetic processing unit based on these X-ray projection data, a tomographic image along an arbitrary slice plane of the subject 3 can be obtained and used as diagnostic information.
【0003】このように被検体の任意のスライス面に沿
った断層像を撮影する場合に用いられるX線検出器2
は、被検体3を透過したX線を入射してこれを光信号に
変換するシンチレータと、その光信号を電気信号に変換
するフォトダイオードとが一体化された構造の検出器が
広く採用されている。この検出器の場合特にフォトダイ
オードの動作が重要であり、このフォトダイオード4は
図2に示すような構造を有している。The X-ray detector 2 used when a tomographic image is taken along an arbitrary slice plane of the subject in this way
A detector having a structure in which a scintillator that receives an X-ray transmitted through the subject 3 and converts it into an optical signal and a photodiode that converts the optical signal into an electric signal are integrated is widely used. There is. In the case of this detector, the operation of the photodiode is particularly important, and the photodiode 4 has the structure shown in FIG.
【0004】図2において5はN+ (N型高不純物濃
度)領域、6はこのN+ 領域5に接して形成されたN-
(N型低不純物濃度)領域、7はN- 領域6内に選択的
に形成されたP+ (P型高不純物濃度)領域で、これに
よってP+ N- N+ ダイオードが形成されP+ 領域7は
アノード領域、N- N+ 領域6,5は各々カソード領域
として働く。またこれらダイオードの表面には二酸化シ
リコン(SiO2 )膜8が形成され保護膜として働く。
このSiO2 膜8はダイオードを製造する場合にシリコ
ン基板を出発材料として用いることにより、熱酸化法に
よって容易に形成でき安定な保護膜として働くので好ん
で用いられている。In FIG. 2, 5 is N + (N-type high impurity concentration) region, 6 is this N + N − formed in contact with the region 5
(N-type low impurity concentration) region, 7 is N − P + selectively formed in the region 6 In the (P-type high impurity concentration) region, P + N - N + A diode is formed and P + Region 7 is the anode region, N − N + Regions 6 and 5 each serve as a cathode region. Further, a silicon dioxide (SiO 2 ) film 8 is formed on the surface of these diodes and functions as a protective film.
This SiO 2 film 8 is preferably used because it can be easily formed by a thermal oxidation method and acts as a stable protective film by using a silicon substrate as a starting material when manufacturing a diode.
【0005】5AはN+ 領域5に形成されたカソード電
極層、7AはP+ 領域7に形成されたアノード電極層で
ある。なおN+ ,N- ,P+ 領域は各々逆のP+ ,
P- ,N+ 領域に置き変えることも任意である。このよ
うな構造を有するフォトダイオード4は周知の半導体製
造技術を利用することにより容易に製造することができ
る。5A is N + Cathode electrode layer formed in region 5, 7A is P + It is the anode electrode layer formed in the region 7. N + , N - , P + The regions are the opposite P + ,
P - , N + Substituting for a region is also optional. The photodiode 4 having such a structure can be easily manufactured by using a well-known semiconductor manufacturing technique.
【0006】[0006]
【発明が解決しようとする課題】ところで従来のX線C
T用検出器で用いられているフォトダイオードは、表面
保護膜として用いられている二酸化シリコン膜は屈折率
が小さいので集光効率が低くなり,フォトダイオードの
感度が低下して検出器の出力が低下するという問題があ
る。このため画像のS/N,特に低線量撮影時のS/N
が悪化するようになる。By the way, the conventional X-ray C
In the photodiode used in the detector for T, the silicon dioxide film used as the surface protection film has a small refractive index, so the light collection efficiency is low, the sensitivity of the photodiode is reduced, and the output of the detector is reduced. There is a problem of decrease. Therefore, the S / N of the image, especially the S / N during low-dose imaging
Will get worse.
【0007】本発明は以上のような問題に対処してなさ
れたもので、フォトダイオードの感度を向上させるよう
にしたX線CT用検出器を提出することを目的とするも
のである。The present invention has been made in consideration of the above problems, and an object thereof is to provide an X-ray CT detector in which the sensitivity of a photodiode is improved.
【0008】[0008]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、X線を光に変換するシンチレータと光を電
気信号に変換するフォトダイオードとが一体化されたX
線CT用検出器において、フォトダイオードの表面が屈
折率の大きな絶縁膜で覆われたことを特徴とするもので
ある。In order to achieve the above object, the present invention provides an X-ray in which a scintillator for converting X-rays into light and a photodiode for converting light into an electric signal are integrated.
In the detector for line CT, the surface of the photodiode is covered with an insulating film having a large refractive index.
【0009】[0009]
【作用】請求項1記載の本発明の構成によれば、フォト
ダイオードの表面保護膜として屈折率の大きな絶縁膜を
用いるようにしたので集光効率を高めることができる。
このためフォトダイオードの感度を向上させることがで
き、よって検出器の出力を向上できるので画像のS/N
を改善することができる。請求項2記載の本発明の構成
によれば、特に窒化珪素膜を絶縁膜として用いることに
より、請求項1と同様な作用を行わせることができる。According to the structure of the present invention described in claim 1, since the insulating film having a large refractive index is used as the surface protection film of the photodiode, the light collection efficiency can be improved.
For this reason, the sensitivity of the photodiode can be improved, and the output of the detector can be improved.
Can be improved. According to the configuration of the present invention as set forth in claim 2, particularly by using the silicon nitride film as the insulating film, the same operation as in claim 1 can be performed.
【0010】[0010]
【実施例】以下図面を参照して本発明の実施例を説明す
る。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【0011】図1は本発明のX線CT用検出器の実施例
を示す断面図で、13はフォトダイオードアレイ,14
はシンチレータアレイである。フォトダイオードアレイ
13はN+ 領域5,N- 領域6,P+ 領域7から成るP
+ N- N+ ダイオード構造を有しアノード電極層7A,
カソード電極層5Aが形成されている。FIG. 1 is a sectional view showing an embodiment of an X-ray CT detector of the present invention, 13 is a photodiode array, and 14 is a photodiode array.
Is a scintillator array. The photodiode array 13 is N + Area 5, N - Area 6, P + P consisting of area 7
+ N - N + An anode electrode layer 7A having a diode structure,
The cathode electrode layer 5A is formed.
【0012】9はフォトダイオードアレイ13の表面に
形成された窒化珪素(Si3 N4 )膜で保護膜として働
く。このSi3 N4 膜9は従来用いられていたSiO2
膜8よりも大きな屈折率を有している。このSi3 N4
膜9は周知の方法によって形成することができ、例えば
モノシラン(SiH4 )ガスとアンモニア(NH3 )ガ
スを用い、(N2 +H2 )ガス雰囲気中で900℃程度
で次式のように反応させることにより、熱分解して容易
に得ることができる。 3SiH4 +4NH3 →Si3 N4 +12H2 Reference numeral 9 is a silicon nitride (Si 3 N 4 ) film formed on the surface of the photodiode array 13 and functions as a protective film. This Si 3 N 4 film 9 is made of SiO 2 which has been conventionally used.
It has a larger refractive index than the film 8. This Si 3 N 4
The film 9 can be formed by a known method. For example, a monosilane (SiH 4 ) gas and an ammonia (NH 3 ) gas are used, and the reaction is performed at about 900 ° C. in a (N 2 + H 2 ) gas atmosphere as shown in the following formula. By doing so, it can be thermally decomposed and easily obtained. 3SiH 4 + 4NH 3 → Si 3 N 4 + 12H 2
【0013】10は接着層で光を透過させる材料が用い
られ、フォトダイオードアレイ13とシンチレータアレ
イ14を一体化するためのものである。シンチレータア
レイ14は鉛(Pb)等の隔離板11によって分離され
た、例えば酸化タングステンカドミウム(CdWO4 )
領域12から成っている。The adhesive layer 10 is made of a material that transmits light and is used to integrate the photodiode array 13 and the scintillator array 14. The scintillator array 14 is separated by a separator 11 made of lead (Pb) or the like, for example, cadmium tungsten oxide (CdWO 4 ).
It consists of region 12.
【0014】このような構造のX線CT用検出器によれ
ば、矢印のように被検体を透過したX線はシンチレータ
アレイ14に入射してCdWO4 領域12によって光信
号に変換される。次にこの光信号は接着層10を透過し
てフォトダイオードアレイ13に入射する。そしてその
光信号はフォトダイオードアレイ13によって電気信号
に変換され、アノード電極層7A及びカソード電極層5
Aを介して図示しない演算処理部に出力される。According to the X-ray CT detector having such a structure, the X-rays that have passed through the subject as indicated by the arrows enter the scintillator array 14 and are converted into optical signals by the CdWO 4 region 12. Next, this optical signal passes through the adhesive layer 10 and enters the photodiode array 13. Then, the optical signal is converted into an electric signal by the photodiode array 13, and the anode electrode layer 7A and the cathode electrode layer 5 are converted.
It is output to an arithmetic processing unit (not shown) via A.
【0015】このような本実施例によれば、フォトダイ
オードアレイ13の保護膜としてSi3 N4 膜9のよう
に従来のSiO2 膜8よりも大きな屈折率の材料を用い
るようにしたので、集光効率を高めることができ、フォ
トダイオードアレイの感度を向上させることができる。
一例として本実施例により約10%の感度向上を図るこ
とができた。According to this embodiment as described above, a material having a refractive index larger than that of the conventional SiO 2 film 8 such as the Si 3 N 4 film 9 is used as the protective film of the photodiode array 13. The light collection efficiency can be increased, and the sensitivity of the photodiode array can be improved.
As an example, the present embodiment can improve the sensitivity by about 10%.
【0016】この結果検出器の出力を向上できるので、
画像のS/N,特に低線量撮影時のS/Nを改善するこ
とができる。これによって例えば腹部領域のように低線
量時の影響を受け易い部位を撮影する場合、鮮明な画像
を撮影することができるようになる。As a result, the output of the detector can be improved,
It is possible to improve the S / N of an image, especially the S / N at the time of low dose imaging. This makes it possible to capture a clear image when capturing a region that is easily affected by a low dose, such as the abdominal region.
【0017】フォトダイオードアレイ13を構成してい
る各半導体領域は一例を示したものであり、N+ ,
N- ,P+ 領域は各々逆のP+ ,P- ,N+ 領域に置き
換えることも任意である。また保護膜として用いたSi
3 N4 膜はこれに限らず屈折率の大きな絶縁膜であれ
ば、同様に用いて同様な効果を得ることができる。なお
シンチレータアレイを構成する各材料も任意のものを選
択することができる。Each semiconductor region constituting the photodiode array 13 is an example, and N + ,
N - , P + The regions are the opposite P + , P - , N + Substitution with a region is also optional. Si used as a protective film
The 3 N 4 film is not limited to this, and if it is an insulating film having a large refractive index, the same effect can be obtained by using the same. Any material can be selected as each material forming the scintillator array.
【0018】[0018]
【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、X線
CT用検出器を構成しているフォトダイオードの表面を
覆う保護膜として屈折率の大きな絶縁膜を用いるように
したので、集光効率を高めてフォトダイオードの感度を
向上させることができる。As described above, according to the present invention, the insulating film having a large refractive index is used as the protective film for covering the surface of the photodiode constituting the X-ray CT detector. The light efficiency can be increased and the sensitivity of the photodiode can be improved.
【図1】本発明のX線CT用検出器の実施例を示す断面
図である。FIG. 1 is a sectional view showing an embodiment of an X-ray CT detector of the present invention.
【図2】従来の検出器のフォトダイオードの構造を示す
断面図である。FIG. 2 is a sectional view showing a structure of a photodiode of a conventional detector.
【図3】X線CT装置の構成を示す概略図である。FIG. 3 is a schematic diagram showing a configuration of an X-ray CT apparatus.
5,6 カソード領域 5A カソード電極層 7 アノード領域 7A アノード電極層 9 窒化珪素(Si3 N4 )膜 13 フォトダイオードアレイ 14 シンチレータアレイ5, 6 Cathode region 5A Cathode electrode layer 7 Anode region 7A Anode electrode layer 9 Silicon nitride (Si 3 N 4 ) film 13 Photodiode array 14 Scintillator array
Claims (2)
電気信号に変換するフォトダイオードとが一体化された
X線CT用検出器において、フォトダイオードの表面が
屈折率の大きな絶縁膜で覆われたことを特徴とするX線
CT用検出器。1. In an X-ray CT detector in which a scintillator for converting X-rays into light and a photodiode for converting light into an electric signal are integrated, the surface of the photodiode is covered with an insulating film having a large refractive index. A detector for X-ray CT, which has been characterized.
載のX線CT用検出器。2. The X-ray CT detector according to claim 1, wherein the insulating film is a silicon nitride film.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4068007A JPH05269123A (en) | 1992-03-26 | 1992-03-26 | Detector for x-ray ct |
Applications Claiming Priority (1)
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JP4068007A JPH05269123A (en) | 1992-03-26 | 1992-03-26 | Detector for x-ray ct |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH05269123A true JPH05269123A (en) | 1993-10-19 |
Family
ID=13361375
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP4068007A Pending JPH05269123A (en) | 1992-03-26 | 1992-03-26 | Detector for x-ray ct |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH05269123A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8829450B2 (en) | 2008-12-19 | 2014-09-09 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for acquiring images created by penetration of radioactive ray |
-
1992
- 1992-03-26 JP JP4068007A patent/JPH05269123A/en active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8829450B2 (en) | 2008-12-19 | 2014-09-09 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for acquiring images created by penetration of radioactive ray |
US8866091B2 (en) | 2008-12-19 | 2014-10-21 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for acquiring images created by penetration of radioactive ray |
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