JPH07333348A - 放射線検出器およびこれを用いたｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
放射線検出器およびこれを用いたｘ線ｃｔ装置Info
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- JPH07333348A JPH07333348A JP6122198A JP12219894A JPH07333348A JP H07333348 A JPH07333348 A JP H07333348A JP 6122198 A JP6122198 A JP 6122198A JP 12219894 A JP12219894 A JP 12219894A JP H07333348 A JPH07333348 A JP H07333348A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は各放射線検出素子の検出感度を低下
させることなく、これら各放射線検出素子を２次元方向
に高密度で配列を可能にし、これによって１回のＸ線照
射で広い範囲のＸ線データを得る。 【構成】 Ｐ型のシリコン基板１４の裏面に格子状に溝
８を形成して複数のシリコン突起１３を２次元状に形成
し、これらの各シリコン突起１３の上面側に複数のＮ層
１６を形成して、複数のフォトダイオード２３を構成す
るとともに、前記各Ｎ層１６を覆うように透明な絶縁膜
１７、透明な負電極膜１８を積層して、シンチレータ１
１から出射される可視光を受光する。
させることなく、これら各放射線検出素子を２次元方向
に高密度で配列を可能にし、これによって１回のＸ線照
射で広い範囲のＸ線データを得る。 【構成】 Ｐ型のシリコン基板１４の裏面に格子状に溝
８を形成して複数のシリコン突起１３を２次元状に形成
し、これらの各シリコン突起１３の上面側に複数のＮ層
１６を形成して、複数のフォトダイオード２３を構成す
るとともに、前記各Ｎ層１６を覆うように透明な絶縁膜
１７、透明な負電極膜１８を積層して、シンチレータ１
１から出射される可視光を受光する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＸ線等の放射線を直接電
気信号に変換したり、放射線を可視光線に変換した後電
気信号に変換する放射線検出器およびこれを用いたＸ線
ＣＴ装置に関する。
気信号に変換したり、放射線を可視光線に変換した後電
気信号に変換する放射線検出器およびこれを用いたＸ線
ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療機関などで使用されるＸ線ＣＴ装置
では、寝台天板上に載せられた患者を架台装置の孔に侵
入させ、この架台装置の架台回転部内に配置されたＸ線
管球からＸ線を放射させながら、該Ｘ線管球とは患者を
介して対向配置されたＸ線検出器によって前記患者を透
過したＸ線を収集し、これを電気信号（Ｘ線データ）に
変換する。
では、寝台天板上に載せられた患者を架台装置の孔に侵
入させ、この架台装置の架台回転部内に配置されたＸ線
管球からＸ線を放射させながら、該Ｘ線管球とは患者を
介して対向配置されたＸ線検出器によって前記患者を透
過したＸ線を収集し、これを電気信号（Ｘ線データ）に
変換する。
【０００３】そして、架台回転部を回転させながら、上
述した動作を繰り返して、前記患者の１周分（１周分で
ないときもある）のＸ線データが得られたとき、前記架
台装置および前記寝台装置を制御している操作卓装置内
の中央処理回路によって、前記Ｘ線データにコンボルー
ション（畳み込み）やバックプロジェクション（逆投
影）等の処理を加えて、前記患者のＸ線断面画像を再構
成し、これを前記操作卓装置の表示装置上に表示する。
述した動作を繰り返して、前記患者の１周分（１周分で
ないときもある）のＸ線データが得られたとき、前記架
台装置および前記寝台装置を制御している操作卓装置内
の中央処理回路によって、前記Ｘ線データにコンボルー
ション（畳み込み）やバックプロジェクション（逆投
影）等の処理を加えて、前記患者のＸ線断面画像を再構
成し、これを前記操作卓装置の表示装置上に表示する。
【０００４】図８はこのようなＸ線ＣＴ装置で使用され
るＸ線検出器の一例を示す斜視図である。
るＸ線検出器の一例を示す斜視図である。
【０００５】この図に示すＸ線検出器２０１はシンチレ
ータ２０２と、光検出器２０３とを組み合わせて構成し
た検出器であり、患者を透過したＸ線が入射したとき、
シンチレータ２０２によってこれを可視光に変換した
後、光検出器２０３によって前記可視光を電気信号（Ｘ
線データ）に変換し、これを出力する。
ータ２０２と、光検出器２０３とを組み合わせて構成し
た検出器であり、患者を透過したＸ線が入射したとき、
シンチレータ２０２によってこれを可視光に変換した
後、光検出器２０３によって前記可視光を電気信号（Ｘ
線データ）に変換し、これを出力する。
【０００６】この場合、前記光検出器２０３は図９に示
す如くＮ型シリコンによって構成されるシリコン基板２
０４と、蒸着などの手法によって前記シリコン基板２０
４の裏面（図９では、下面）に形成された導電膜などで
構成される負電極２０５と、イオン注入など手法によっ
て前記シリコン基板２０４の上面側に所定間隔で形成さ
れる複数のＰ層２０６と、これらの各Ｐ層２０６の一部
を残し、残りの部分を覆うように形成されたシリコン酸
化膜などで構成される保護膜２０７と、蒸着などの手法
によって前記保護膜２０７の各孔部分に形成され、前記
各Ｐ層２０６に電気的に接続される正電極２０８と、図
８に示す如く前記シリコン基板２０４上の端部に形成さ
れる複数のコネクタ電極２０９と、蒸着などの手法によ
って保護膜２０７上に形成され、前記各正電極２０８か
ら出力される電気信号を前記各コネクタ電極２０９に各
々、導く複数の配線２１０と、前記負電極２０５を介し
て前記シリコン基板２０４が固定されるプリント基板２
１２と、前記各配線２１０の端部と前記プリント基板２
１２の信号出力端子２１３とを電気的に接続する複数の
ボンディングワイヤ２１１とを備えている。
す如くＮ型シリコンによって構成されるシリコン基板２
０４と、蒸着などの手法によって前記シリコン基板２０
４の裏面（図９では、下面）に形成された導電膜などで
構成される負電極２０５と、イオン注入など手法によっ
て前記シリコン基板２０４の上面側に所定間隔で形成さ
れる複数のＰ層２０６と、これらの各Ｐ層２０６の一部
を残し、残りの部分を覆うように形成されたシリコン酸
化膜などで構成される保護膜２０７と、蒸着などの手法
によって前記保護膜２０７の各孔部分に形成され、前記
各Ｐ層２０６に電気的に接続される正電極２０８と、図
８に示す如く前記シリコン基板２０４上の端部に形成さ
れる複数のコネクタ電極２０９と、蒸着などの手法によ
って保護膜２０７上に形成され、前記各正電極２０８か
ら出力される電気信号を前記各コネクタ電極２０９に各
々、導く複数の配線２１０と、前記負電極２０５を介し
て前記シリコン基板２０４が固定されるプリント基板２
１２と、前記各配線２１０の端部と前記プリント基板２
１２の信号出力端子２１３とを電気的に接続する複数の
ボンディングワイヤ２１１とを備えている。
【０００７】そして、シンチレータ２０２から可視光が
出射され、これが保護膜２０７側に入射したとき、シリ
コン基板２０４と各Ｐ層２０６との境界部分の状態を各
々変化させて複数の電気信号（Ｘ線データ）を生成する
とともに、これらの各電気信号を対応する正電極２０
８、各配線２１０、各コネクタ電極２０９、各ボンディ
ングワイヤ２１１を介して、プリント基板２１２側に出
力する。
出射され、これが保護膜２０７側に入射したとき、シリ
コン基板２０４と各Ｐ層２０６との境界部分の状態を各
々変化させて複数の電気信号（Ｘ線データ）を生成する
とともに、これらの各電気信号を対応する正電極２０
８、各配線２１０、各コネクタ電極２０９、各ボンディ
ングワイヤ２１１を介して、プリント基板２１２側に出
力する。
【０００８】図１０は一般的なＸ線ＣＴ装置で使用され
るＸ線検出器の他の一例を示す斜視図である。
るＸ線検出器の他の一例を示す斜視図である。
【０００９】この図に示すＸ線検出器２３１は複数の配
線２３２や複数の信号出力端子２２９などが形成された
プリント基板２３３と、図１１に示す如く前記プリント
基板２３３上に所定間隔で配置される複数の半導体検出
器２３４と、これらの各半導体検出器２３４の下面に形
成され、前記プリント基板２３３に固定される正電極２
３５と、前記各半導体検出器２３４の上面に形成される
負電極２３６と、前記プリント基板２３３の前記各半導
体検出器２３４の近傍に各々垂設される棒状の信号取出
し電極２３７と、これらの各信号取出し電極２３７の上
端と前記各半導体検出器２３４に上部に形成された負電
極２３６とを電気的に接続する複数のボンディングワイ
ヤ２３８とを備えている。
線２３２や複数の信号出力端子２２９などが形成された
プリント基板２３３と、図１１に示す如く前記プリント
基板２３３上に所定間隔で配置される複数の半導体検出
器２３４と、これらの各半導体検出器２３４の下面に形
成され、前記プリント基板２３３に固定される正電極２
３５と、前記各半導体検出器２３４の上面に形成される
負電極２３６と、前記プリント基板２３３の前記各半導
体検出器２３４の近傍に各々垂設される棒状の信号取出
し電極２３７と、これらの各信号取出し電極２３７の上
端と前記各半導体検出器２３４に上部に形成された負電
極２３６とを電気的に接続する複数のボンディングワイ
ヤ２３８とを備えている。
【００１０】そして、各半導体検出器２３４の上面側か
ら、患者を透過したＸ線が入射したとき、各半導体検出
器２３４によって前記Ｘ線を直接、電気信号（Ｘ線デー
タ）に変換し、これらの各電気信号を、各ボンディング
ワイヤ２３８、各信号取出し電極２３７を介して、プリ
ント基板２３３側に出力する。
ら、患者を透過したＸ線が入射したとき、各半導体検出
器２３４によって前記Ｘ線を直接、電気信号（Ｘ線デー
タ）に変換し、これらの各電気信号を、各ボンディング
ワイヤ２３８、各信号取出し電極２３７を介して、プリ
ント基板２３３側に出力する。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】ところで、近年、スラ
イス方向に複数列のＸ線検出素子アレイを配列（即ち、
２次元配列）し、１回のＸ線照射によって２次元のＸ線
データを収集し、複数のＣＴ画像を得ようとする試みが
検討されている。
イス方向に複数列のＸ線検出素子アレイを配列（即ち、
２次元配列）し、１回のＸ線照射によって２次元のＸ線
データを収集し、複数のＣＴ画像を得ようとする試みが
検討されている。
【００１２】そこで、図８に示したＸ線検出器２０１を
スライス方向に複数列配置してＸ線を収集する方法が考
えられる。しかしながら、このような方法では、コネク
タ電極２０９や配線２１０等の占有スペースが大きいの
で、Ｘ線の検出感度が低下してしまい、これによってＣ
Ｔ画像の画質が著しく劣化してしまうという欠点があ
る。
スライス方向に複数列配置してＸ線を収集する方法が考
えられる。しかしながら、このような方法では、コネク
タ電極２０９や配線２１０等の占有スペースが大きいの
で、Ｘ線の検出感度が低下してしまい、これによってＣ
Ｔ画像の画質が著しく劣化してしまうという欠点があ
る。
【００１３】また、図１０に示したＸ線検出器２３１を
スライス方向に並設して２次元のＸ線データを収集する
方法においても、やはり信号取り出し電極２３７，ボン
ディングワイヤ２３８等の占有面積が大きくなるのでＸ
線の検出感度が低下してしまうという欠点がある。
スライス方向に並設して２次元のＸ線データを収集する
方法においても、やはり信号取り出し電極２３７，ボン
ディングワイヤ２３８等の占有面積が大きくなるのでＸ
線の検出感度が低下してしまうという欠点がある。
【００１４】本発明は上記の事情に鑑み、各放射線検出
素子の検出感度を低下させることなく、これら各放射線
検出素子を２次元方向に高密度で配列することができ、
これによって１回のＸ線照射で広い範囲のＸ線データを
得ることができる放射線検出器およびこれを用いたＸ線
ＣＴ装置を提供することを目的としている。
素子の検出感度を低下させることなく、これら各放射線
検出素子を２次元方向に高密度で配列することができ、
これによって１回のＸ線照射で広い範囲のＸ線データを
得ることができる放射線検出器およびこれを用いたＸ線
ＣＴ装置を提供することを目的としている。
【００１５】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに本願第１の発明に係る放射線検出器は、複数の放射
線検出素子から成り、入射した放射線を電気信号に変換
する放射線検出素子において、前記放射線検出素子は２
次元状に密に配設され、当該各放射線検出素子の放射線
入射側とは反対の面に信号配線を取り付けたことが特徴
である。
めに本願第１の発明に係る放射線検出器は、複数の放射
線検出素子から成り、入射した放射線を電気信号に変換
する放射線検出素子において、前記放射線検出素子は２
次元状に密に配設され、当該各放射線検出素子の放射線
入射側とは反対の面に信号配線を取り付けたことが特徴
である。
【００１６】また、第２の発明に係る放射線検出器は、
入射される放射線を光信号に変換するシンチレータ素子
が２次元状に配設されたシンチレータと、前記各シンチ
レータ素子毎に設けられ当該各シンチレータ素子からの
光信号を電気信号に変換するフォトダイオードと、前記
フォトダイオードの光信号受光面とは反対側に配設さ
れ、前記各フォトダイオードからの電気信号を後段の処
理回路へ導く配線基板と、前記各フォトダイオードと配
線基板との間をバンプ接続するバンプ接続素子と、を有
することを特徴とする。
入射される放射線を光信号に変換するシンチレータ素子
が２次元状に配設されたシンチレータと、前記各シンチ
レータ素子毎に設けられ当該各シンチレータ素子からの
光信号を電気信号に変換するフォトダイオードと、前記
フォトダイオードの光信号受光面とは反対側に配設さ
れ、前記各フォトダイオードからの電気信号を後段の処
理回路へ導く配線基板と、前記各フォトダイオードと配
線基板との間をバンプ接続するバンプ接続素子と、を有
することを特徴とする。
【００１７】また、第３の発明に係る放射線検出器は、
前記第２の発明において、前記フォトダイオードは、一
体化されたＰ型シリコン基板に溝を形成して各シンチレ
ータ素子に対応するように分離し、当該分離された各領
域の受光部にＮ層を形成して構成されることを特徴とす
る。
前記第２の発明において、前記フォトダイオードは、一
体化されたＰ型シリコン基板に溝を形成して各シンチレ
ータ素子に対応するように分離し、当該分離された各領
域の受光部にＮ層を形成して構成されることを特徴とす
る。
【００１８】更に、第４の発明に係る放射線検出器は、
前記第２の発明において、前記フォトダイオードは、一
体化されたＮ型シリコン基板をベースとし、該Ｎ型シリ
コン基板の前記各シンチレータ素子に対応する位置のバ
ンプ接続側から受光側近傍にかけてＰ層を埋め込んで形
成したことを特徴とする。
前記第２の発明において、前記フォトダイオードは、一
体化されたＮ型シリコン基板をベースとし、該Ｎ型シリ
コン基板の前記各シンチレータ素子に対応する位置のバ
ンプ接続側から受光側近傍にかけてＰ層を埋め込んで形
成したことを特徴とする。
【００１９】本願第５の発明に係る放射線検出器は、入
射される放射線を電気信号に変換する半導体素子を２次
元状に配設して構成される半導体検出器と、該半導体検
出器の放射線入射面とは反対側に配設され前記各半導体
素子からの電気信号を後段の処理回路へ導く配線基板
と、前記各半導体素子と配線基板との間をバンプ接続す
るバンプ接続素子と、を有することを特徴とする。
射される放射線を電気信号に変換する半導体素子を２次
元状に配設して構成される半導体検出器と、該半導体検
出器の放射線入射面とは反対側に配設され前記各半導体
素子からの電気信号を後段の処理回路へ導く配線基板
と、前記各半導体素子と配線基板との間をバンプ接続す
るバンプ接続素子と、を有することを特徴とする。
【００２０】本願第６の発明に係るＸ線ＣＴ装置は、前
記第１の発明乃至第５の発明のいずれかに記載の放射線
検出器を架台回転部に搭載したことを特徴とする。
記第１の発明乃至第５の発明のいずれかに記載の放射線
検出器を架台回転部に搭載したことを特徴とする。
【００２１】
【作用】上述の如く構成された本願第１乃至第５の発明
の放射線検出器によれば、各放射線検出素子の、放射線
入射面とは反対側の面から電気信号を取り出すことがで
きるので、電気信号用の配線が放射線入射面側に露出す
ることは無い。従って、検出感度を低下させることなく
２次元の放射線データを検出することができる。
の放射線検出器によれば、各放射線検出素子の、放射線
入射面とは反対側の面から電気信号を取り出すことがで
きるので、電気信号用の配線が放射線入射面側に露出す
ることは無い。従って、検出感度を低下させることなく
２次元の放射線データを検出することができる。
【００２２】また、本願第６の発明のＸ線ＣＴ装置によ
れば、前記第１乃至第５の発明の放射線検出器を用いて
被検体を透過した後のＸ線を収集するので、１度のＸ線
の曝射で複数枚の断層像を撮影することができるように
なる。
れば、前記第１乃至第５の発明の放射線検出器を用いて
被検体を透過した後のＸ線を収集するので、１度のＸ線
の曝射で複数枚の断層像を撮影することができるように
なる。
【００２３】
【実施例】図１は本発明に係る放射線検出器を搭載した
Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す斜視図である。
Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す斜視図である。
【００２４】この図に示すＸ線ＣＴ装置１は診察対象と
なる患者が載せられる寝台装置２と、架台回転部９内
に、Ｘ線管球およびＸ線検出器１０などを有し、前記寝
台装置２に載せられている患者に対してＸ線を照射しな
がら、Ｘ線データを収集する架台装置３と、医師（また
は、技師）の操作内容に基づき、前記架台装置３および
前記寝台装置２を制御するとともに、前記架台装置３に
よって収集されたＸ線データに基づいて前記患者のＸ線
断面画像などを生成して画像表示装置４上に表示する操
作卓装置５などとを備えている。
なる患者が載せられる寝台装置２と、架台回転部９内
に、Ｘ線管球およびＸ線検出器１０などを有し、前記寝
台装置２に載せられている患者に対してＸ線を照射しな
がら、Ｘ線データを収集する架台装置３と、医師（また
は、技師）の操作内容に基づき、前記架台装置３および
前記寝台装置２を制御するとともに、前記架台装置３に
よって収集されたＸ線データに基づいて前記患者のＸ線
断面画像などを生成して画像表示装置４上に表示する操
作卓装置５などとを備えている。
【００２５】そして、診察対象となる患者を寝台装置２
上に載せ、操作卓装置５の操作内容に基づいて前記寝台
装置２上に載せられている患者の高さや位置などを調整
した後、中央部分に孔が形成された架台装置３に前記患
者を通しながら、架台装置３からＸ線を出射させて、前
記患者を透過したＸ線データを収集し、このＸ線データ
に基づいて前記患者のＸ線断面画像を作成し、これを前
記操作卓装置５の画像表示装置４上に表示する。
上に載せ、操作卓装置５の操作内容に基づいて前記寝台
装置２上に載せられている患者の高さや位置などを調整
した後、中央部分に孔が形成された架台装置３に前記患
者を通しながら、架台装置３からＸ線を出射させて、前
記患者を透過したＸ線データを収集し、このＸ線データ
に基づいて前記患者のＸ線断面画像を作成し、これを前
記操作卓装置５の画像表示装置４上に表示する。
【００２６】この後、前記画像表示装置４上に表示され
ている各Ｘ線断面画像のうち、診断に必要なＸ線断面画
像をイメージャ装置（図示は省略する）に転送してフィ
ルム上に焼き付け、医師による診断で使用させる。
ている各Ｘ線断面画像のうち、診断に必要なＸ線断面画
像をイメージャ装置（図示は省略する）に転送してフィ
ルム上に焼き付け、医師による診断で使用させる。
【００２７】図２は本発明の第１実施例に係るＸ線検出
器の構成図，図３は図２のＣ−Ｃ断面図である。図２に
示すＸ線検出器１０はシンチレータ１１と、光検出器１
２とを組み合わせて構成した検出器であり、患者を透過
したＸ線が入射したとき、シンチレータ１１によってこ
れを可視光に変換した後、光検出器１２によって該可視
光を電気信号（Ｘ線データ）に変換し、これを出力す
る。
器の構成図，図３は図２のＣ−Ｃ断面図である。図２に
示すＸ線検出器１０はシンチレータ１１と、光検出器１
２とを組み合わせて構成した検出器であり、患者を透過
したＸ線が入射したとき、シンチレータ１１によってこ
れを可視光に変換した後、光検出器１２によって該可視
光を電気信号（Ｘ線データ）に変換し、これを出力す
る。
【００２８】前記光検出器１２はＰ型シリコンによって
構成され、その裏面に形成された格子状の溝８によって
複数のシリコン突起１３が形成されたシリコン基板１４
と、図３に示す如く蒸着などの手法によって前記各シリ
コン突起１３の面上に形成された導電膜などで構成され
る複数の正電極（信号電極）１５と、イオン注入など手
法によって前記シリコン基板１４の上面側に所定間隔で
格子配列となるように形成される複数のＮ層１６と、こ
れらの各Ｎ層１６の一部を残し、残りの部分を覆うよう
に形成されたシリコン酸化膜などで構成される透明な絶
縁膜１７と、蒸着などの手法によって絶縁膜１７上に形
成され、前記絶縁膜１７の各孔部分を介して前記各Ｎ層
１６に電気的に接続される透明な複数の負電極膜１８
と、前記絶縁膜１７上に配置され、前記各負電極膜１８
を相互に接続して負電圧を与える透明な配線１９と、前
記各正電極１５とプリント基板２０に形成された各ハン
ダパッド２１とをバンプ接続する複数のハンダ球２２と
を備えている。
構成され、その裏面に形成された格子状の溝８によって
複数のシリコン突起１３が形成されたシリコン基板１４
と、図３に示す如く蒸着などの手法によって前記各シリ
コン突起１３の面上に形成された導電膜などで構成され
る複数の正電極（信号電極）１５と、イオン注入など手
法によって前記シリコン基板１４の上面側に所定間隔で
格子配列となるように形成される複数のＮ層１６と、こ
れらの各Ｎ層１６の一部を残し、残りの部分を覆うよう
に形成されたシリコン酸化膜などで構成される透明な絶
縁膜１７と、蒸着などの手法によって絶縁膜１７上に形
成され、前記絶縁膜１７の各孔部分を介して前記各Ｎ層
１６に電気的に接続される透明な複数の負電極膜１８
と、前記絶縁膜１７上に配置され、前記各負電極膜１８
を相互に接続して負電圧を与える透明な配線１９と、前
記各正電極１５とプリント基板２０に形成された各ハン
ダパッド２１とをバンプ接続する複数のハンダ球２２と
を備えている。
【００２９】そして、シンチレータ１１から可視光が出
射され、これが負電極膜１８側に入射したとき、これを
透明な負電極膜１８、透明な絶縁膜１７、薄いＮ層１６
を介してＰ型のシリコン基板１３とＮ層１６との境界部
分に導き、これによってこの部分の状態を変化させて、
電気信号（Ｘ線データ）を発生させるとともに、これら
の電気信号を各シリコン突起１３の各正電極１５、ハン
ダ球２２、プリント基板２０側のハンダパッド２１を介
してプリント基板２０の端部や裏面などに形成された信
号出力端子（図示は省略する）から外部に出力する。
射され、これが負電極膜１８側に入射したとき、これを
透明な負電極膜１８、透明な絶縁膜１７、薄いＮ層１６
を介してＰ型のシリコン基板１３とＮ層１６との境界部
分に導き、これによってこの部分の状態を変化させて、
電気信号（Ｘ線データ）を発生させるとともに、これら
の電気信号を各シリコン突起１３の各正電極１５、ハン
ダ球２２、プリント基板２０側のハンダパッド２１を介
してプリント基板２０の端部や裏面などに形成された信
号出力端子（図示は省略する）から外部に出力する。
【００３０】この場合、シリコン基板１４の裏面側に形
成した格子状の溝８によってシリコン基板１４の裏面側
を物理的に分割して複数のシリコン突起１３を形成して
いるので、各Ｎ層１６とＰ型のシリコン突起１３との間
に発生する電気信号のクロストークを防止できるととも
に、各シリコン突起１３を高密度で、かつ一定間隔で規
則正しく配置することができる。
成した格子状の溝８によってシリコン基板１４の裏面側
を物理的に分割して複数のシリコン突起１３を形成して
いるので、各Ｎ層１６とＰ型のシリコン突起１３との間
に発生する電気信号のクロストークを防止できるととも
に、各シリコン突起１３を高密度で、かつ一定間隔で規
則正しく配置することができる。
【００３１】また、各シリコン突起１３に正電極１５を
形成し、これらの各正電極１５にハンダ球２２を取り付
け、リフロー加熱により前記ハンダ球２２を溶融させて
シリコン基板１４側の各正電極１５と、プリント基板２
０側の各ハンダパッド２１とを各々、バンプ接続するよ
うにしているので、ボンディングワイヤやコネクタなど
を使用することなく、各シリコン突起１３の正電極１５
から出力される電気信号をプリント基板２０側に伝達す
ることができ、これによって高密度接続処理を容易に行
うことができる。
形成し、これらの各正電極１５にハンダ球２２を取り付
け、リフロー加熱により前記ハンダ球２２を溶融させて
シリコン基板１４側の各正電極１５と、プリント基板２
０側の各ハンダパッド２１とを各々、バンプ接続するよ
うにしているので、ボンディングワイヤやコネクタなど
を使用することなく、各シリコン突起１３の正電極１５
から出力される電気信号をプリント基板２０側に伝達す
ることができ、これによって高密度接続処理を容易に行
うことができる。
【００３２】このように、第１実施例によるＸ線検出器
１０においては、Ｐ型のシリコン基板１４の裏面に格子
状に溝８を形成して複数のシリコン突起１３を２次元状
に形成し、これらの各シリコン突起１３の上面側に複数
のＮ層１６を形成して、複数のフォトダイオード２３を
構成するとともに、前記各Ｎ層１６を覆うように透明な
絶縁膜１７、透明な負電極膜１８を積層して、シンチレ
ータ１１から出射される可視光を受光するようにしてい
るので、各フォトダイオード２３の有感領域を小さくす
ることなくこれらの各フォトダイオード２３を２次元方
向に高密度で配置して入射したＸ線を高い２次元分解能
で検出することができる。
１０においては、Ｐ型のシリコン基板１４の裏面に格子
状に溝８を形成して複数のシリコン突起１３を２次元状
に形成し、これらの各シリコン突起１３の上面側に複数
のＮ層１６を形成して、複数のフォトダイオード２３を
構成するとともに、前記各Ｎ層１６を覆うように透明な
絶縁膜１７、透明な負電極膜１８を積層して、シンチレ
ータ１１から出射される可視光を受光するようにしてい
るので、各フォトダイオード２３の有感領域を小さくす
ることなくこれらの各フォトダイオード２３を２次元方
向に高密度で配置して入射したＸ線を高い２次元分解能
で検出することができる。
【００３３】そして、このＸ線検出器１０を架台回転部
９に配置することにより、この実施例によるＸ線ＣＴ装
置１では、１回のＸ線照射によって広い範囲のＸ線断面
画像を得ることができる。
９に配置することにより、この実施例によるＸ線ＣＴ装
置１では、１回のＸ線照射によって広い範囲のＸ線断面
画像を得ることができる。
【００３４】図４は本発明による放射線検出器の第２実
施例を示すＸ線検出器の斜視図であり、図５は図４のＤ
−Ｄ断面図である。
施例を示すＸ線検出器の斜視図であり、図５は図４のＤ
−Ｄ断面図である。
【００３５】図４に示すＸ線検出器３０はシンチレータ
３１と、光検出器３２とを組み合わせて構成した検出器
であり、患者を透過したＸ線が入射したとき、シンチレ
ータ３１によってこれを可視光に変換した後、光検出器
３２によって前記可視光を電気信号（Ｘ線データ）に変
換し、これを出力する。
３１と、光検出器３２とを組み合わせて構成した検出器
であり、患者を透過したＸ線が入射したとき、シンチレ
ータ３１によってこれを可視光に変換した後、光検出器
３２によって前記可視光を電気信号（Ｘ線データ）に変
換し、これを出力する。
【００３６】前記光検出器３２は図５に示す如くＮ型シ
リコンによって構成されるシリコン基板３３と、イオン
注入など手法によって前記シリコン基板３３の裏面側か
ら上面側の近傍付近まで不純物を注入することにより、
所定間隔で格子状配列となるように形成される複数の角
柱状Ｐ層３４と、蒸着などの手法によって前記各角柱状
Ｐ層３４の下面上に形成された導電膜などで構成される
複数の正電極（信号電極）３５と、蒸着などの手法によ
って前記シリコン基板３３の上面側を覆うように形成さ
れる透明な負電極膜３６と、前記各正電極３５とプリン
ト基板３７に形成された各ハンダパッド３８とをバンプ
接続する複数のハンダ球３９とを備えている。
リコンによって構成されるシリコン基板３３と、イオン
注入など手法によって前記シリコン基板３３の裏面側か
ら上面側の近傍付近まで不純物を注入することにより、
所定間隔で格子状配列となるように形成される複数の角
柱状Ｐ層３４と、蒸着などの手法によって前記各角柱状
Ｐ層３４の下面上に形成された導電膜などで構成される
複数の正電極（信号電極）３５と、蒸着などの手法によ
って前記シリコン基板３３の上面側を覆うように形成さ
れる透明な負電極膜３６と、前記各正電極３５とプリン
ト基板３７に形成された各ハンダパッド３８とをバンプ
接続する複数のハンダ球３９とを備えている。
【００３７】そして、シンチレータ３１から可視光が出
射され、これが負電極膜３６側に入射したとき、これを
透明な負電極膜３６、シリコン基板３３の薄い部分（薄
いＮ層）を介してシリコン基板３３と、角柱状Ｐ層３４
との境界部分に導き、これによってこの部分の状態を変
化させて、電気信号（Ｘ線データ）を発生させるととも
に、これらの電気信号を各角柱状Ｐ層３４の各正電極３
５、ハンダ球３９、プリント基板３７側のハンダパッド
３８を介してプリント基板３７の端部や裏面などに形成
された信号出力端子（図示は省略する）から外部に出力
する。
射され、これが負電極膜３６側に入射したとき、これを
透明な負電極膜３６、シリコン基板３３の薄い部分（薄
いＮ層）を介してシリコン基板３３と、角柱状Ｐ層３４
との境界部分に導き、これによってこの部分の状態を変
化させて、電気信号（Ｘ線データ）を発生させるととも
に、これらの電気信号を各角柱状Ｐ層３４の各正電極３
５、ハンダ球３９、プリント基板３７側のハンダパッド
３８を介してプリント基板３７の端部や裏面などに形成
された信号出力端子（図示は省略する）から外部に出力
する。
【００３８】この場合、シリコン基板３３の裏面側から
不純物をイオン注入して受光面まで伸びる角柱状Ｐ層３
４を形成し、これらの各角柱状Ｐ層３４の間にＮ型のシ
リコンを残して、各角柱状Ｐ層３４を電気的に分離する
ようにしているので、各角柱状Ｐ層３４とＮ型のシリコ
ンとの間に発生した電気信号がクロストークしないよう
にすることができるとともに、各角柱状Ｐ層３４を高密
度で、かつ一定間隔で規則正しく配置することができ
る。
不純物をイオン注入して受光面まで伸びる角柱状Ｐ層３
４を形成し、これらの各角柱状Ｐ層３４の間にＮ型のシ
リコンを残して、各角柱状Ｐ層３４を電気的に分離する
ようにしているので、各角柱状Ｐ層３４とＮ型のシリコ
ンとの間に発生した電気信号がクロストークしないよう
にすることができるとともに、各角柱状Ｐ層３４を高密
度で、かつ一定間隔で規則正しく配置することができ
る。
【００３９】また、各角柱状Ｐ層３４に正電極３５を形
成し、これらの各正電極３５にハンダ球３９を取り付
け、リフロー加熱により、ハンダ球３９を溶融させてシ
リコン基板３３側の各正電極３５と、プリント基板３７
側のハンダパッド３８とをバンプ接続するようにしてい
るので、ボンディングワイヤやコネクタなどを使用する
ことなく、各角柱状Ｐ層３４の正電極３５から出力され
る電気信号をプリント基板３７側に伝達することがで
き、これによって高密度接続処理を容易にすることがで
きる。
成し、これらの各正電極３５にハンダ球３９を取り付
け、リフロー加熱により、ハンダ球３９を溶融させてシ
リコン基板３３側の各正電極３５と、プリント基板３７
側のハンダパッド３８とをバンプ接続するようにしてい
るので、ボンディングワイヤやコネクタなどを使用する
ことなく、各角柱状Ｐ層３４の正電極３５から出力され
る電気信号をプリント基板３７側に伝達することがで
き、これによって高密度接続処理を容易にすることがで
きる。
【００４０】このように、第２実施例によるＸ線検出器
３０においては、シリコン基板３３の下面側から不純物
をイオン注入して受光面まで伸びる角柱状Ｐ層３４を形
成し、これらの各角柱状Ｐ層３４の間にＮ型のシリコン
を残して、各角柱状Ｐ層３４を電気的に分離して複数の
フォトダイオード４０を構成するとともに、シリコン基
板３３の上面側に透明な負電極膜３６を形成して、シン
チレータ３１から出射される可視光を受光するようにし
ているので、各フォトダイオード４０の有感領域を小さ
くすることなく、これらの各フォトダイオード４０を２
次元方向に高密度で配置して入射したＸ線を高い２次元
分解能で検出することができる。
３０においては、シリコン基板３３の下面側から不純物
をイオン注入して受光面まで伸びる角柱状Ｐ層３４を形
成し、これらの各角柱状Ｐ層３４の間にＮ型のシリコン
を残して、各角柱状Ｐ層３４を電気的に分離して複数の
フォトダイオード４０を構成するとともに、シリコン基
板３３の上面側に透明な負電極膜３６を形成して、シン
チレータ３１から出射される可視光を受光するようにし
ているので、各フォトダイオード４０の有感領域を小さ
くすることなく、これらの各フォトダイオード４０を２
次元方向に高密度で配置して入射したＸ線を高い２次元
分解能で検出することができる。
【００４１】図６は本発明による放射線検出器の第３実
施例を示すＸ線検出器の斜視図、図７は図６に示すＥ−
Ｅ断面図である。
施例を示すＸ線検出器の斜視図、図７は図６に示すＥ−
Ｅ断面図である。
【００４２】図６に示すＸ線検出器５０はＸ線が入射し
たとき、電荷を発生するＣｄＴｅなどの重元素を含む半
導体によって構成され、その裏面に形成された格子状の
溝５１によって複数の半導体突起５２が形成された半導
体基板５３と、図７に示す如く蒸着などの手法によって
前記各半導体突起５２の面上に形成された導電膜などで
構成される複数の正電極（信号電極）５４と、蒸着など
の手法によって前記半導体基板５３の上面に形成される
透明な負電極膜５５と、前記各正電極５４とプリント基
板５６に形成された各ハンダパッド５７とをバンプ接続
する複数のハンダ球５８とを備えている。
たとき、電荷を発生するＣｄＴｅなどの重元素を含む半
導体によって構成され、その裏面に形成された格子状の
溝５１によって複数の半導体突起５２が形成された半導
体基板５３と、図７に示す如く蒸着などの手法によって
前記各半導体突起５２の面上に形成された導電膜などで
構成される複数の正電極（信号電極）５４と、蒸着など
の手法によって前記半導体基板５３の上面に形成される
透明な負電極膜５５と、前記各正電極５４とプリント基
板５６に形成された各ハンダパッド５７とをバンプ接続
する複数のハンダ球５８とを備えている。
【００４３】そして、患者を透過したＸ線が負電極膜５
５側に入射したとき、負電極膜５５、半導体突起５２お
よび正電極５４によって構成される各Ｘ線検出素子５９
により、前記Ｘ線に応じた電気信号（Ｘ線データ）を発
生させるとともに、これらの電気信号を各Ｘ線検出素子
５９の各正電極５４、ハンダ球５８、プリント基板５６
側のハンダパッド５７を介してプリント基板５６の端部
や裏面などに形成された信号出力端子（図示は省略す
る）から外部に出力する。
５側に入射したとき、負電極膜５５、半導体突起５２お
よび正電極５４によって構成される各Ｘ線検出素子５９
により、前記Ｘ線に応じた電気信号（Ｘ線データ）を発
生させるとともに、これらの電気信号を各Ｘ線検出素子
５９の各正電極５４、ハンダ球５８、プリント基板５６
側のハンダパッド５７を介してプリント基板５６の端部
や裏面などに形成された信号出力端子（図示は省略す
る）から外部に出力する。
【００４４】この場合、半導体基板５３の裏面側に形成
した格子状の溝５１によって半導体基板５３の裏面側を
物理的に分割して複数の半導体突起５２を形成するよう
にしているので、各半導体突起５２で発生した電気信号
がクロストークしないようにすることができるととも
に、各半導体突起５２を高密度で、かつ一定間隔で規則
正しく配置することができる。
した格子状の溝５１によって半導体基板５３の裏面側を
物理的に分割して複数の半導体突起５２を形成するよう
にしているので、各半導体突起５２で発生した電気信号
がクロストークしないようにすることができるととも
に、各半導体突起５２を高密度で、かつ一定間隔で規則
正しく配置することができる。
【００４５】また、各半導体突起５２に正電極５４を形
成し、これらの各正電極５４にハンダ球５８を取り付
け、リフロー加熱により、ハンダ球５８を溶融させて、
半導体基板５３側の正電極５４をプリント基板５６側の
ハンダパッド５７にバンプ接続するようにしているの
で、ボンディングワイヤやコネクタなどを使用すること
なく、各半導体突起５２の正電極５４から出力される電
気信号をプリント基板５６側に伝達することができ、こ
れによって高密度接続処理を容易にすることができる。
成し、これらの各正電極５４にハンダ球５８を取り付
け、リフロー加熱により、ハンダ球５８を溶融させて、
半導体基板５３側の正電極５４をプリント基板５６側の
ハンダパッド５７にバンプ接続するようにしているの
で、ボンディングワイヤやコネクタなどを使用すること
なく、各半導体突起５２の正電極５４から出力される電
気信号をプリント基板５６側に伝達することができ、こ
れによって高密度接続処理を容易にすることができる。
【００４６】このように、第３実施例によるＸ線検出器
５０においては、半導体基板５３の裏面に格子状に溝５
１を形成して複数の半導体突起５２を２次元状に形成
し、これらの各半導体突起５２の下面に正電極５４を形
成するとともに、前記半導体基板５３の上面側に透明な
負電極膜５５を形成して、この負電極膜５５側で、患者
を透過したＸ線を受光するようにしているので、各半導
体素子５３の有感領域を小さくすることなくこれらの各
半導体素子５３を２次元方向に高密度で配置して入射し
たＸ線を高い２次元分解能で検出することができる。
５０においては、半導体基板５３の裏面に格子状に溝５
１を形成して複数の半導体突起５２を２次元状に形成
し、これらの各半導体突起５２の下面に正電極５４を形
成するとともに、前記半導体基板５３の上面側に透明な
負電極膜５５を形成して、この負電極膜５５側で、患者
を透過したＸ線を受光するようにしているので、各半導
体素子５３の有感領域を小さくすることなくこれらの各
半導体素子５３を２次元方向に高密度で配置して入射し
たＸ線を高い２次元分解能で検出することができる。
【００４７】なお、上記した各実施例では放射線検出器
としてＸ線検出器を例に説明したが、本発明はこれに限
定されるものではなく、例えば、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥ
Ｔ装置に用いられる放射線検出器についても適用できる
ことは自明である。
としてＸ線検出器を例に説明したが、本発明はこれに限
定されるものではなく、例えば、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥ
Ｔ装置に用いられる放射線検出器についても適用できる
ことは自明である。
【００４８】
【発明の効果】以上説明したように本発明の放射線検出
器によれば、各放射線検出素子の検出感度を低下させる
ことなく、これら各放射線検出素子を２次元方向に高密
度で配列することができ、これによって１回のＸ線照射
で広い範囲のＸ線データを得ることができる。また、本
発明のＸ線ＣＴ装置では、架台回転部を１回転させるだ
けで、複数のスライス面におけるＸ線断面画像を得るこ
とができる。
器によれば、各放射線検出素子の検出感度を低下させる
ことなく、これら各放射線検出素子を２次元方向に高密
度で配列することができ、これによって１回のＸ線照射
で広い範囲のＸ線データを得ることができる。また、本
発明のＸ線ＣＴ装置では、架台回転部を１回転させるだ
けで、複数のスライス面におけるＸ線断面画像を得るこ
とができる。
【図１】本発明による放射線検出器およびこれを用いた
Ｘ線ＣＴ装置の一実施例を示す斜視図である。
Ｘ線ＣＴ装置の一実施例を示す斜視図である。
【図２】図１に示すＸ線検出器の詳細な構成例を示す斜
視図である。
視図である。
【図３】図２に示すＸ線検出器をＣ−Ｃ線で切断したと
きの断面図である。
きの断面図である。
【図４】本発明による放射線検出器の他の実施例を示す
Ｘ線検出器の斜視図である。
Ｘ線検出器の斜視図である。
【図５】図４に示すＸ線検出器をＤ−Ｄ線で切断したと
きの断面図である。
きの断面図である。
【図６】本発明による放射線検出器の他の実施例を示す
Ｘ線検出器の斜視図である。
Ｘ線検出器の斜視図である。
【図７】図６に示すＸ線検出器をＤ−Ｄ線で切断したと
きの断面図である。
きの断面図である。
【図８】Ｘ線ＣＴ装置で使用されるＸ線検出器の従来例
を示す斜視図である。
を示す斜視図である。
【図９】図８に示すＸ線検出器をＡ−Ａ線で切断したと
きの断面図である。
きの断面図である。
【図１０】Ｘ線ＣＴ装置で使用されるＸ線検出器の他の
従来例を示す斜視図である。
従来例を示す斜視図である。
【図１１】図１０に示すＸ線検出器をＢ−Ｂ線で切断し
たときの断面図である。
たときの断面図である。
１ Ｘ線ＣＴ装置 ２ 寝台装置 ３ 架台装置
４ 画像表示装置 ５ 操作卓装置 ８，５１ 溝 ９ 架台回転部 １０，３０，５０ Ｘ線検出器（放射線検出器） １１，３１ シンチレータ １２ 光検出器 １３ シリコン突起（放射線検出素子） １４，３３
シリコン基板 １５，３５，５４ 正電極 １６ Ｎ層 １７ 絶
縁膜 １８，３６，５５ 負電極膜 １９ 配線 ２０，３７，５６ プリント基板 ２１，３８，５７
ハンダパッド ２２，３９，５８ ハンダ球（バンプ接続素子） ２３，４０ フォトダイオード ３２ 光検出器
３４ 角柱状Ｐ層 ５２ 半導体突起 ５３ 半導体基板 ５９ Ｘ線
検出素子
４ 画像表示装置 ５ 操作卓装置 ８，５１ 溝 ９ 架台回転部 １０，３０，５０ Ｘ線検出器（放射線検出器） １１，３１ シンチレータ １２ 光検出器 １３ シリコン突起（放射線検出素子） １４，３３
シリコン基板 １５，３５，５４ 正電極 １６ Ｎ層 １７ 絶
縁膜 １８，３６，５５ 負電極膜 １９ 配線 ２０，３７，５６ プリント基板 ２１，３８，５７
ハンダパッド ２２，３９，５８ ハンダ球（バンプ接続素子） ２３，４０ フォトダイオード ３２ 光検出器
３４ 角柱状Ｐ層 ５２ 半導体突起 ５３ 半導体基板 ５９ Ｘ線
検出素子
Claims (6)
- 【請求項１】 複数の放射線検出素子から成り、入射し
た放射線を電気信号に変換する放射線検出素子におい
て、 前記放射線検出素子は２次元状に密に配設され、当該各
放射線検出素子の放射線入射側とは反対の面に信号配線
を取り付けたことを特徴とする放射線検出器。 - 【請求項２】 入射される放射線を光信号に変換するシ
ンチレータ素子が２次元状に配設されたシンチレータ
と、 前記各シンチレータ素子毎に設けられ当該各シンチレー
タ素子からの光信号を電気信号に変換するフォトダイオ
ードと、 前記フォトダイオードの光信号受光面とは反対側に配設
され、前記各フォトダイオードからの電気信号を後段の
処理回路へ導く配線基板と、 前記各フォトダイオードと配線基板との間をバンプ接続
するバンプ接続素子と、 を有することを特徴とする放
射線検出器。 - 【請求項３】 前記フォトダイオードは、一体化された
Ｐ型シリコン基板に溝を形成して各シンチレータ素子に
対応するように分離し、当該分離された各領域の受光部
にＮ層を形成して構成されることを特徴とする請求項２
記載の放射線検出器。 - 【請求項４】 前記フォトダイオードは、一体化された
Ｎ型シリコン基板をベースとし、該Ｎ型シリコン基板の
前記各シンチレータ素子に対応する位置のバンプ接続側
から受光側近傍にかけてＰ層を埋め込んで形成したこと
を特徴とする請求項２記載の放射線検出器。 - 【請求項５】 入射される放射線を電気信号に変換する
半導体素子を２次元状に配設して構成される半導体検出
器と、 該半導体検出器の放射線入射面とは反対側に配設され前
記各半導体素子からの電気信号を後段の処理回路へ導く
配線基板と、 前記各半導体素子と配線基板との間をバンプ接続するバ
ンプ接続素子と、 を有することを特徴とする放射線検出器。 - 【請求項６】 前記請求項１乃至５のいずれかに記載の
放射線検出器を架台回転部に搭載したことを特徴とする
Ｘ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6122198A JPH07333348A (ja) | 1994-06-03 | 1994-06-03 | 放射線検出器およびこれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6122198A JPH07333348A (ja) | 1994-06-03 | 1994-06-03 | 放射線検出器およびこれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07333348A true JPH07333348A (ja) | 1995-12-22 |
Family
ID=14829994
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6122198A Pending JPH07333348A (ja) | 1994-06-03 | 1994-06-03 | 放射線検出器およびこれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07333348A (ja) |
Cited By (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002062359A (ja) * | 2000-08-21 | 2002-02-28 | Aloka Co Ltd | 放射線測定装置 |
| US6362480B1 (en) * | 1998-09-10 | 2002-03-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Radiation detector, particularly for a computed tomography apparatus |
| JP2003098261A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-03 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2004205359A (ja) * | 2002-12-25 | 2004-07-22 | Hamamatsu Photonics Kk | 光検出装置 |
| WO2004086505A1 (ja) | 2003-03-27 | 2004-10-07 | Hamamatsu Photonics K.K. | ホトダイオードアレイ及びその製造方法、並びに放射線検出器 |
| WO2004086504A1 (ja) | 2003-03-27 | 2004-10-07 | Hamamatsu Photonics K.K. | ホトダイオードアレイ及びその製造方法、並びに放射線検出器 |
| US6844570B2 (en) | 2001-04-11 | 2005-01-18 | Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. | Component of a radiation detector comprising a substrate with positioning structure for a photoelectric element array |
| EP1569275A1 (en) * | 2002-11-18 | 2005-08-31 | Hamamatsu Photonics K.K. | Backside-illuminated photodiode array, method for manufacturing same, and semiconductor device |
| WO2006018767A2 (en) * | 2004-08-13 | 2006-02-23 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Solid state radiation detector packaging technique |
| JP2006513411A (ja) * | 2003-01-06 | 2006-04-20 | 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 | コンピュータ断層撮影のためのシールドエレクトロニクスを有する放射線検出装置 |
| US7148464B2 (en) | 2002-08-09 | 2006-12-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array with a plurality of depressions |
| US7230247B2 (en) | 2002-03-08 | 2007-06-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Detector |
| JP2007155561A (ja) * | 2005-12-07 | 2007-06-21 | Acrorad Co Ltd | 放射線画像検出モジュールおよび放射線画像検出装置 |
| CN100385673C (zh) * | 2002-03-08 | 2008-04-30 | 浜松光子学株式会社 | 检测器 |
| US7391845B2 (en) | 2006-05-30 | 2008-06-24 | Hitachi, Ltd. | Semiconductor radiation detector with guard ring, and imaging system with this detector |
| JP2008525161A (ja) * | 2004-12-29 | 2008-07-17 | シーメンス メディカル ソリューションズ ユーエスエー インコーポレイテッド | 陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合撮像システム及び陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影の同時撮像に用いられるアバランシェフォトダイオードベースの陽電子放出断層撮影検出器 |
| US7408238B2 (en) | 2003-03-27 | 2008-08-05 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array and production method thereof, and radiation detector |
| US7545044B2 (en) | 2003-02-24 | 2009-06-09 | Hamamatsu Photonics K.K. | Semiconductor device and radiation detector employing it |
| JP2010099361A (ja) * | 2008-10-27 | 2010-05-06 | Hitachi Medical Corp | 放射線検出装置及びこれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
| US7810740B2 (en) | 2002-11-18 | 2010-10-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Back illuminated photodiode array, manufacturing method and semiconductor device thereof |
| US8847168B2 (en) | 2010-06-21 | 2014-09-30 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Large-scale X-ray detectors and methods of manufacturing the same |
| CN105242390A (zh) * | 2015-10-27 | 2016-01-13 | 西安交通大学 | 一种多环带形mems共焦针孔探测器及测量方法 |
| WO2016093140A1 (ja) * | 2014-12-09 | 2016-06-16 | 雫石 誠 | 撮像装置 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6415690A (en) * | 1987-07-09 | 1989-01-19 | Toshiba Corp | Radiation detector |
| JPH01216290A (ja) * | 1988-02-24 | 1989-08-30 | Shimadzu Corp | 半導体放射線位置検出器とその製造方法 |
| JPH04130665A (ja) * | 1990-09-20 | 1992-05-01 | Fujitsu Ltd | 固体撮像装置 |
| JPH0536966A (ja) * | 1991-07-19 | 1993-02-12 | Fujitsu Ltd | 半導体装置 |
| JPH0560871A (ja) * | 1991-09-04 | 1993-03-12 | Hamamatsu Photonics Kk | 放射線検出素子 |
| JPH05335375A (ja) * | 1992-05-29 | 1993-12-17 | Toshiba Corp | インジウムバンプ接続方法 |
-
1994
- 1994-06-03 JP JP6122198A patent/JPH07333348A/ja active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6415690A (en) * | 1987-07-09 | 1989-01-19 | Toshiba Corp | Radiation detector |
| JPH01216290A (ja) * | 1988-02-24 | 1989-08-30 | Shimadzu Corp | 半導体放射線位置検出器とその製造方法 |
| JPH04130665A (ja) * | 1990-09-20 | 1992-05-01 | Fujitsu Ltd | 固体撮像装置 |
| JPH0536966A (ja) * | 1991-07-19 | 1993-02-12 | Fujitsu Ltd | 半導体装置 |
| JPH0560871A (ja) * | 1991-09-04 | 1993-03-12 | Hamamatsu Photonics Kk | 放射線検出素子 |
| JPH05335375A (ja) * | 1992-05-29 | 1993-12-17 | Toshiba Corp | インジウムバンプ接続方法 |
Cited By (41)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6362480B1 (en) * | 1998-09-10 | 2002-03-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Radiation detector, particularly for a computed tomography apparatus |
| JP4643809B2 (ja) * | 2000-08-21 | 2011-03-02 | アロカ株式会社 | 放射線測定装置 |
| JP2002062359A (ja) * | 2000-08-21 | 2002-02-28 | Aloka Co Ltd | 放射線測定装置 |
| US6844570B2 (en) | 2001-04-11 | 2005-01-18 | Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. | Component of a radiation detector comprising a substrate with positioning structure for a photoelectric element array |
| US6876086B2 (en) | 2001-04-11 | 2005-04-05 | Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. | Component of a radiation detector comprising a substrate with positioning structure for a photoelectronic element array |
| US7301214B2 (en) | 2001-04-11 | 2007-11-27 | Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. | Component of a radiation detector comprising a substrate with positioning structure for a photoelectric element array |
| JP2003098261A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-03 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| US7230247B2 (en) | 2002-03-08 | 2007-06-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Detector |
| CN100385673C (zh) * | 2002-03-08 | 2008-04-30 | 浜松光子学株式会社 | 检测器 |
| US7148464B2 (en) | 2002-08-09 | 2006-12-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array with a plurality of depressions |
| CN100446261C (zh) * | 2002-11-18 | 2008-12-24 | 浜松光子学株式会社 | 背面入射型光电二极管阵列、其制造方法以及半导体装置 |
| EP1569275A4 (en) * | 2002-11-18 | 2006-01-25 | Hamamatsu Photonics Kk | BACKLIGHT PHOTODIODE ARRAY, METHOD FOR MANUFACTURING THE SAME, AND SEMICONDUCTOR DEVICE |
| US7810740B2 (en) | 2002-11-18 | 2010-10-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Back illuminated photodiode array, manufacturing method and semiconductor device thereof |
| EP1569275A1 (en) * | 2002-11-18 | 2005-08-31 | Hamamatsu Photonics K.K. | Backside-illuminated photodiode array, method for manufacturing same, and semiconductor device |
| JP4663956B2 (ja) * | 2002-12-25 | 2011-04-06 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
| US7642496B2 (en) | 2002-12-25 | 2010-01-05 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodetector including a plurality of photodiodes |
| JP2004205359A (ja) * | 2002-12-25 | 2004-07-22 | Hamamatsu Photonics Kk | 光検出装置 |
| JP2006513411A (ja) * | 2003-01-06 | 2006-04-20 | 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 | コンピュータ断層撮影のためのシールドエレクトロニクスを有する放射線検出装置 |
| JP4833554B2 (ja) * | 2003-01-06 | 2011-12-07 | 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 | 放射線検出器モジュールと該放射線検出器モジュールを用いたコンピュータ断層撮影用スキャナ、および放射線検出方法 |
| US7545044B2 (en) | 2003-02-24 | 2009-06-09 | Hamamatsu Photonics K.K. | Semiconductor device and radiation detector employing it |
| US7408238B2 (en) | 2003-03-27 | 2008-08-05 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array and production method thereof, and radiation detector |
| US7663169B2 (en) | 2003-03-27 | 2010-02-16 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array and production method thereof, and radiation detector |
| WO2004086505A1 (ja) | 2003-03-27 | 2004-10-07 | Hamamatsu Photonics K.K. | ホトダイオードアレイ及びその製造方法、並びに放射線検出器 |
| WO2004086504A1 (ja) | 2003-03-27 | 2004-10-07 | Hamamatsu Photonics K.K. | ホトダイオードアレイ及びその製造方法、並びに放射線検出器 |
| US7888766B2 (en) | 2003-03-27 | 2011-02-15 | Hamamatsu Photonics K.K. | Photodiode array and radiation detector having depressions of predetermined depth formed in regions corresponding to the regions where the photodiodes are formed in the semiconductor substrate |
| US7649178B2 (en) | 2004-08-13 | 2010-01-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Solid state detector packaging technique |
| WO2006018767A3 (en) * | 2004-08-13 | 2006-04-20 | Koninkl Philips Electronics Nv | Solid state radiation detector packaging technique |
| WO2006018767A2 (en) * | 2004-08-13 | 2006-02-23 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Solid state radiation detector packaging technique |
| JP2008525161A (ja) * | 2004-12-29 | 2008-07-17 | シーメンス メディカル ソリューションズ ユーエスエー インコーポレイテッド | 陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合撮像システム及び陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影の同時撮像に用いられるアバランシェフォトダイオードベースの陽電子放出断層撮影検出器 |
| US9121893B2 (en) | 2004-12-29 | 2015-09-01 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Combined PET/MR imaging system and APD-based pet detector for use in simultaneous PET/MR imaging |
| JP2014032204A (ja) * | 2004-12-29 | 2014-02-20 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | 陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置 |
| US10036790B2 (en) | 2004-12-29 | 2018-07-31 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Combined PET/MR imaging system and APD-based PET detector for use in simultaneous PET/MR imaging |
| JP2007155561A (ja) * | 2005-12-07 | 2007-06-21 | Acrorad Co Ltd | 放射線画像検出モジュールおよび放射線画像検出装置 |
| US7391845B2 (en) | 2006-05-30 | 2008-06-24 | Hitachi, Ltd. | Semiconductor radiation detector with guard ring, and imaging system with this detector |
| JP2010099361A (ja) * | 2008-10-27 | 2010-05-06 | Hitachi Medical Corp | 放射線検出装置及びこれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
| US8847168B2 (en) | 2010-06-21 | 2014-09-30 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Large-scale X-ray detectors and methods of manufacturing the same |
| WO2016093140A1 (ja) * | 2014-12-09 | 2016-06-16 | 雫石 誠 | 撮像装置 |
| US9943275B2 (en) | 2014-12-09 | 2018-04-17 | Makoto Shizukuishi | Imaging apparatus |
| US10327720B2 (en) | 2014-12-09 | 2019-06-25 | Makoto Shizukuishi | Imaging apparatus |
| US10327721B2 (en) | 2014-12-09 | 2019-06-25 | Makoto Shizukuishi | Imaging apparatus |
| CN105242390A (zh) * | 2015-10-27 | 2016-01-13 | 西安交通大学 | 一种多环带形mems共焦针孔探测器及测量方法 |
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