WO2017033675A1 - 放射線検出装置および医用画像撮像装置 - Google Patents

放射線検出装置および医用画像撮像装置 Download PDF

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小野内　雅文
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株式会社日立製作所
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    • G01N2223/304—Accessories, mechanical or electrical features electric circuits, signal processing

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detection apparatus and a medical imaging apparatus that simultaneously acquire photon measurement data and current measurement data in a radiation detector composed of a plurality of semiconductor cells.
  • the photon counting type detector can individually count the X-ray photons incident on the detection element. As a result, the energy of each incident X-ray photon can be measured, and more information can be obtained compared to a conventional CT apparatus.
  • the detection element of the photon counting detector includes a semiconductor layer such as cadmium zinc telluride (CZT) or cadmium telluride (CdTe), and outputs a pulse signal corresponding to each incident X-ray photon.
  • CZT cadmium zinc telluride
  • CdTe cadmium telluride
  • the generation of the pulse signal by the detection element and the response of the measurement circuit that measures the pulse signal of the detection element take time, and if the X-ray incidence rate is high, the pulse caused by the X-ray photons that have entered earlier It is known that the next X-ray photon is incident before the signal is attenuated and the pulse signals are stacked. This phenomenon is called pile-up, and causes the number and energy of X-ray photons to be measured incorrectly in a photon counting detector. To solve this problem, the number of X-ray photons incident on a single detection element can be reduced by arranging a plurality of detection elements in a region corresponding to one pixel and dividing the X-rays in a plane. There is known a photon counting detector that is configured to adjust and suppress the occurrence of pile-up.
  • Patent Document 1 discloses a circuit configuration in which a photon measurement circuit and a current measurement circuit are connected to a detection element using CdTe.
  • the measurement circuit area is comparable to the detection element group area while achieving practical measurement performance in both measurements. It is desirable to fit in.
  • the measurement circuit area As large as the detection element group area, the board on which the detection element group is mounted and the measurement circuit board (LSI) can be placed on top of each other, increasing the size of the device. Can be prevented, and the manufacturing cost can be reduced.
  • the pixel size is 1 mm 2
  • the total area of the measurement circuit is 1 mm 2 / pixel or less
  • the photon measurement performance is 450 M pieces / mm 2 / second or more
  • current measurement performance Preferably has a measurement accuracy of 20 bits and a measurement speed of 3 ksample / s or more.
  • photon counting circuit design is the optimization of current situation, 0.09 mm 2 / pixel circuit area, counting performance is about 50M pieces / mm 2 / sec.
  • the current measurement circuit has a circuit area of 6 mm 2 , a measurement accuracy of 20 bits, and a measurement speed of about 200 ksamples / second. Since the current measurement circuit requires high measurement accuracy and has a large area, conventionally, one current measurement circuit is generally provided for a plurality of pixels, and is commonly shared in time division by the plurality of pixels. For example, assuming that the current measurement circuit is time-shared by 64 pixels, the area per pixel is 0.094 mm 2 and the measurement speed is 3.1 ksample / second (assumed condition).
  • one photon measurement circuit for one pixel (semiconductor cell 1a, etc.)
  • the current measurement circuit (multiplexer 72, A / D converter 73) is shared by 64 pixels
  • the total circuit area of the photon measurement circuit and the current measurement circuit for a 1 mm 2 pixel is 0.18mm 2 / pixel
  • photon measurement performance is 50M / mm 2 / sec
  • current measurement performance is 20bit accuracy
  • measurement speed is 3.1ksample / sec. Therefore, the target photon measurement performance of 450 M / mm 2 / sec cannot be achieved. Therefore, it is difficult for the conventional technology to achieve a circuit area, photon measurement performance, and current measurement performance that simultaneously satisfy the target performance.
  • An object of the present invention is to provide a configuration capable of realizing both photon measurement and current measurement with practical measurement performance and circuit area.
  • the radiation detection apparatus includes a plurality of detection elements that receive a photon of radiation to generate a current pulse signal, and a photon measurement unit and a current measurement unit connected to the detection elements.
  • the detection elements are arranged in a predetermined array, and constitute one detection pixel for each predetermined number.
  • the photon measurement unit includes a plurality of photon measurement circuits that are connected to the detection elements on a one-to-one basis and count current pulse signals output from the detection elements.
  • the current measurement unit includes an integrator, an adder, and a sample hold circuit arranged for each detection pixel, and a converter that converts one analog signal to a digital signal, which is arranged for each of the plurality of detection pixels.
  • the integrator and the adder integrate and add current pulse signals respectively output from a plurality of detection elements constituting one detection pixel.
  • the sample and hold circuit holds the integration and post-addition outputs of the integrator and adder at a predetermined timing, and the converter selectively converts the analog output of one of the plurality of detection pixels to the digital signal. Convert.
  • both photon measurement and current measurement can be realized with practical measurement performance and circuit area.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating an example of a circuit configuration of a photon measurement circuit according to the first embodiment.
  • the graph which shows the relationship between photon measurement performance and pixel size (b) The graph which shows the relationship between circuit area and pixel size, (c) The graph which shows the relationship between electric current measurement speed and pixel size.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing another example of the layout in the circuit board according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a block diagram showing a circuit configuration of a radiation detection apparatus according to a third embodiment. Explanatory drawing which shows the arrangement
  • FIG. 10 is a block diagram of a medical image capturing apparatus (CT system) according to a seventh embodiment.
  • the radiation detection apparatus of this embodiment improves the photon measurement performance by dividing one detection pixel into a plurality of sub-pixels (detection elements) and arranging a photon measurement circuit for each detection element. Further, an integrator and an adder for adding the outputs of the plurality of detection elements of one detection pixel are arranged for each detection pixel. Then, one A / D converter is arranged for a plurality of detection pixels, and current measurement is performed by selectively converting the outputs of the adders of the plurality of detection pixels into digital signals.
  • a single A / D converter may be arranged for a plurality of pixels as in the conventional case, and the detection pixels are sub-pixels (although the configuration is divided into detection elements), an increase in circuit area can be suppressed.
  • it demonstrates using drawing.
  • the radiation detection apparatus includes a photon measurement unit and a current measurement unit connected to the detection elements (D) 0101a to 0101i.
  • the photon measurement unit includes a photon measurement circuit (P) 301a to 301i connected to a detection element (D) 0101a to 0101i, etc., and a detection element (D) 0101a and the like.
  • Charge amplifiers (A) 313a to 313i disposed between the photon measurement circuit (P) 301a and the like are included.
  • Each of the detection elements (D) 0101a to 0101i receives a photon of radiation and outputs a current pulse signal.
  • the charge amplifiers (A) 313a to 313i convert the current pulse signals output from the detection elements (D) 0101a to 0101i, respectively, into voltage pulses.
  • the photon measurement circuits (P) 301a to 301i count the voltage pulses output from the charge amplifiers (A) 313a to 313i, respectively.
  • one pixel is divided into sub-pixels (detection elements (D) 0101a to 0101i), and the sub-pixels (detection elements (D)) receive the photons of radiation and output the number of current pulses as voltage pulses. Therefore, the detection element (D) can prevent pile-up in which X-ray photons are detected in close proximity to each other, and the photon measurement speed for one detection pixel 0101 can be reduced.
  • the measurement speed of the two photon measurement circuits (P) 301a can be increased to n times. Thereby, photon measurement can be performed at a desired measurement speed.
  • the circuit shown in FIG. 3B can be used as the charge amplifiers (A) 313a to 313i.
  • the current measuring unit includes an integrator and an adder (hereinafter referred to as an integrator + adder) 302a and a sample hold circuit (S / H circuit) 304a arranged for each detection pixel 0101 or the like.
  • the integrator + adder 302a includes the same number of integrators as the charge amplifiers (A) 313a to 313i and an adder that adds the outputs of these integrators.
  • the circuit shown in FIG. 3C can be used as the integrator
  • the circuit shown in FIG. 3D can be used as the adder.
  • the output wiring of the charge amplifier (A) 313a to 313i is branched into two, one (W301a etc.) to the photon measurement circuit (P) 301a etc. and the other (W302a etc.) to the integrator + adder 302a It is connected.
  • the integrator + adder 302a integrates and further adds the voltage pulse signals W301a to W301i output from the charge amplifiers 313a to 313i, respectively. As a result, a current value obtained by adding the current pulse signals output from the n detection elements (D) 0101a to 0101i corresponding to one detection pixel 0101 can be obtained.
  • the S / H circuit 304a holds the output of the integrator + adder 302a at a predetermined timing.
  • the current measurement unit further includes a converter (A / D converter) 310 that is arranged for a plurality of detection pixels 0101, 0102, 0103, etc. and converts an analog signal into a digital signal.
  • a converter A / D converter
  • an integrator + adder 302a and the like are arranged for each detection pixel 0101 and the current pulse signal output from the detection element (D) is added and bundled, so that the A / D converter 310 is There is no need to directly connect to the sub-pixel (detection element (D)), and one sub-pixel (detection element (D)) may be arranged for k detection pixels 0101 and the like. Therefore, one pixel is divided into n sub-pixels (detection elements (D)), but without increasing the number of A / D converters 310 having the largest circuit area in the current measurement unit. Current measurement can be performed. Therefore, the circuit area of the current measurement unit corresponding to one pixel can be suppressed.
  • the photon measurement unit can further include a count adder 303a disposed for each detection pixel 0101 or the like.
  • the count adder 303a adds the count results output from the plurality of photon measurement circuits (P) 301a to 301i connected to the detection elements (D) 0101a to 0101i constituting one detection pixel 0101.
  • the photon count value for one detection pixel 0101 can be obtained at a desired measurement speed.
  • the plurality of detection elements (D) are desirably mounted on the detection element substrate 20101 in a predetermined arrangement.
  • the photon measuring unit and the current measuring unit are desirably mounted on a circuit board 50101 which is an LSI as shown in FIG.
  • the total circuit area of the photon measurement unit and the current measurement unit is the detection elements (D) arranged as shown in FIG.
  • the area of the circuit board 50101 can be made equal to or less than the area of the detection element substrate 20101, and both the boards can be arranged as shown in FIG. 4 (b). it can. Accordingly, it is possible to provide a radiation detection apparatus that performs both photon measurement and current measurement without increasing the size of a conventional radiation detection apparatus that performs photon measurement or current measurement.
  • the circuit board 50101 having the same board size and the detection element board 20101 so as to overlap each other, the length of the wiring connecting the detection element and the photon measurement circuit can be reduced. It can be reduced to a length substantially corresponding to the thickness. Thus, it is possible to realize a circuit that performs both photon measurement and current measurement while maintaining the operation of the photon measurement unit that requires a short time constant of operation and requires a high measurement speed.
  • the current detection unit can be arranged on the same circuit board 50101, so that the integrator from the detection element (D)
  • the length of the wiring reaching the S / H circuit 304a via the + adder 302a or the like can be made as short as necessary to realize the target measurement speed. Therefore, the measurement speed required for the current detection unit can be maintained. That is, the time constant of the operation of the photon measuring circuit can be made shorter than the time constant of the operation of the S / H circuit 304a of the current measuring unit.
  • the photon measurement unit may further include an output selector (digital multiplexer) 308 arranged one for a plurality of detection pixels 0101 and the like.
  • the digital multiplexer 308 selectively outputs the output of the count adder 303a and the like arranged for each of the plurality of detection pixels (D) 0101 and the like. Thereby, it is possible to selectively transfer the count result of any one of the detection pixels to an image reconstruction arithmetic unit, which will be described later, to reconstruct the photon measurement image.
  • an analog multiplexer 309 can be disposed between the A / D converter 310 of the current measuring unit and the S / H circuit 304a such as a plurality of detection pixels 0101. This allows the A / D converter 310 to selectively pass the current integration values of any of the detection pixels 0101 etc. sequentially and convert them to A / D converters, and pass the conversion results to the image reconstruction arithmetic unit described later. Thus, the current measurement image can be reconstructed.
  • This radiation detection device generates radiation by receiving radiation photons, counts the number of pulses and measures the peak value from the output of the detection element that outputs a current pulse signal, and outputs the count result (count value) for each pixel.
  • This is an AD conversion system that can output current data converted into a digital signal after integration of the current pulse signal of the detection element for each pixel.
  • the radiation is X-rays.
  • the radiation according to the present embodiment is not limited to X-rays, and may be other radiation such as gamma rays or proton rays.
  • the other detection pixels 0102, 0103, 0201, 0202, 0203,... Are composed of n detection elements (D) in the same manner as the detection pixels 0101.
  • Element substrate) 20101 see FIG. 2 (a)). The same applies to the other detection element substrates 20102, 20201, and 20202. As shown in FIG.
  • an optimal number ratio may be selected as appropriate.
  • a plurality of detection element substrates 20101 and the like can be integrated.
  • the detection element (D) 0101a or the like is configured by sandwiching a semiconductor layer such as cadmium zinc telluride (CZT) or cadmium telluride (CdTe) between a pair of electrodes, and X-ray photons are incident on the semiconductor layer. Then, electric charges are generated in the semiconductor layer, and the detection element (D) outputs a number of current pulse signals corresponding to the number of photons. The amount of current is approximately proportional to the energy that photons impart to the semiconductor layer.
  • CZT cadmium zinc telluride
  • CdTe cadmium telluride
  • a block 305a for performing signal processing on the outputs of n detection elements (D) 0101a to 0101i such as 1 detection pixel 0101 is a charge amplifier circuit (A) 313a to 313i, a photon measurement circuit (P) 301a to 301i, It has a count adder 303a, an integrator + adder 302a, and a sample hold circuit (S / H) 304a.
  • the blocks 305b and the like corresponding to other pixels such as the detection pixel 0102 have the same configuration.
  • Detecting elements (D) 0101a to 0101i are connected to photon measuring circuits (P) 301a to 301i on a one-to-one basis by wirings W301a to W301i.
  • Charge amplifier circuits (A) 313a to 313i for charge-voltage conversion are inserted between the detection element (D) 0101a and the photon measurement circuit (P) 301a. Further, it is preferable to arrange a capacitor (not shown) constituting a high-pass filter for waveform shaping between the charge amplifier circuit (A) and the photon counting circuit (P).
  • an integrator + adder 302a is connected to the detection elements (D) 0101a to 0101i and the charge amplifier circuits (A) 313a to 313i in an n-to-1 relationship by wirings W302a to W302i.
  • the output wirings of the charge amplifier circuits (A) 313a to 313i are branched into wirings W301a to W301i and wirings W302a to W302i, respectively.
  • Photon measuring circuit (P) 301a to 301i and integrator + adder 302a It is connected to the.
  • the capacitance constituting the high-pass filter is arranged closer to the photon measurement circuit (P) than the branch position.
  • the photon measurement circuits (P) 301a to 301i respectively count the number of voltage pulse signals output from the charge amplifier circuits (A) 313a to 313i, and output the counting results as digital signals.
  • the counting results are input to the count adder 303a arranged for each pixel by the wirings W303a to W303i and added together. As a result, the total number of photons input to one pixel divided and detected by the n detection elements (D) is calculated by the count adder 303a.
  • the integrator + adder 302a adds the voltage pulse signals output from the charge amplifier circuits (A) 313a to 313i as analog signals and outputs them to the sample hold circuit 304a through the wiring W304a.
  • the sample hold circuit 304a holds the output of the integrator + adder 302a by sample holding.
  • examples of the charge amplifier, the integrator, and the adder are shown in FIGS. 3B to 3D, but may be appropriately changed to other circuit configurations.
  • the output of the analog multiplexer 309 is input to the A / D converter 310 via the wiring W310, converted into a digital signal, and transferred to a current measurement image reconstruction processing unit described later.
  • the photon measurement circuit (P) 301a and the like a circuit as shown in FIG. 5 can be used. That is, the photon measurement circuit (P) includes a high-pass filter circuit 1301 and a plurality of voltage comparison circuits 1302 to 1305. After the voltage pulse signal output from the detection element 0101a and the like is formed by the high-pass filter circuit 1301, the voltage comparison The number of pulses and the peak value are measured by comparing with a plurality of voltage levels by circuits 1302 to 1305.
  • FIG. 5 shows a circuit configuration for comparison with four types of voltages, but the type of voltage for comparison may be changed as appropriate. Further, depending on the pulse shape, the high-pass filter circuit 1301 may be omitted.
  • the detection element (D) 0101a and the like generate charges according to the irradiation amount of the X-ray photons, and the generated charges are output as current pulse signals.
  • the charge amplifier circuit (A) 313a and the like receive current pulse signals from the detection elements 0101a and convert them into voltage pulse signals.
  • the photon measuring circuit (P) 301a or the like receives the voltage pulse signal, measures the number of pulses and the peak value, and outputs them as a count value of the digital signal.
  • Count results (count values) from the photon measurement circuit (P) 301a and the like are added by a count adder 303a. In the count adder 303a, the output 306a of the addition result becomes the photon measurement result in the detection pixel 0101.
  • the charge amplifier circuit (A) 313a and the like are also connected to an integrator + adder 302a, and the voltage pulse signal is integrated after being integrated by the integrator + adder 302a.
  • the output of the integrator + adder 302a is held in the sample hold circuit 304a in synchronization with a trigger signal (not shown) separately distributed from the CT system, for example.
  • Other blocks 305b and the like perform the same processing as block 305a to obtain digital outputs 306a, 306b, 306c, etc. of photon measurement results in units of pixels, and analog outputs 307a, 307b, 307c, etc. of voltage addition results.
  • the output 306a, 306b, 306c, etc. of the photon measurement result for each pixel is appropriately output as a signal 311 for each pixel by controlling the digital multiplexer 308, and is passed to the reconstruction calculation processing unit for the photon measurement image to the CT system, for example. It is.
  • the analog output 307a, 307b, 307c of the voltage addition result is selectively input to the A / D converter 310 by the analog multiplexer 309, converted into a digital signal, and appropriately output as a signal 312 for each pixel, for example, CT
  • the current measurement image of the system is transferred to the reconstruction calculation processing unit.
  • the photon measurement circuit with a small operation time constant performs counting in units of sub-pixels smaller than the pixel, and the current measurement circuit (A / D converter 309) with a large operation time constant is a pixel. Measure in units. This makes it possible to achieve practical photon measurement performance and current measurement performance at a low cost as calculated below.
  • the photon measurement performance is 450M / mm 2 / sec or more, which is the target performance that can be put to practical use as a CT system, and the current measurement performance has achieved a speed of 3k samples / second or more with a measurement accuracy of 20bit.
  • FIGS. 6A to 6C are graphs in which the relationship between the photon measurement performance, the circuit area, the current measurement speed, and the detection element size is estimated by the following equations (1) to (3).
  • Circuit performance and area used for the calculation are as assumptions described above, the circuit area of the photon counting circuit 0.09 mm 2 / number, counting performance is 2 / sec / piece 50M photons / mm.
  • the circuit area of the current measurement circuit is 6 mm 2
  • the accuracy is 20 bits
  • the measurement speed is 200 ksamples / second.
  • Photon measurement performance FP is expressed by the following formula (1) when the pixel size is D (mm).
  • the detection element (D) size is set to about 0.33 mm, photon measurement is performed in units of detection elements, and current measurement is performed in units of pixels, thereby achieving target performance.
  • the circuit area is 1 mm 2 / pixel or less, the photon measurement performance is 450 M / mm 2 / sec or more, and the current measurement speed is 3 ksample / sec or more).
  • Comparative Example 1 one pixel is divided into nine sub-pixels of 0.333 mm square, and one photon measurement circuit (P) 301a and the like are arranged for one sub-pixel, and an integrator + adder 302a It is assumed that the A / D converter 310 is arranged so as to be shared by 64 pixels (64 pixels ⁇ 9 sub-pixels) without arranging. In this case, the total circuit area of the photon measurement circuit (P) and the A / D converter 310 is 0.90 mm 2 / pixel, and the photon measurement performance is 450 M pieces / mm 2 / sec. Although it can be maintained at 20 bits, since the pixel is divided into nine sub-pixels, the measurement speed is reduced to 0.34 ksamples / second. For this reason, the current measurement speed cannot achieve the target performance.
  • the total circuit area is 1.65 mm 2 / Since the pixel and photon measurement performance is 450M / mm 2 / sec, the current measurement performance is 20bit accuracy, and the current measurement speed is 3.1k samples / second, the current measurement speed meets the target performance, but this time the circuit area It can be seen that the sum does not meet the target performance.
  • the target performance of the photon measurement performance and the current measurement performance can be achieved, but in order to actually realize this, it is necessary to shorten the wiring length to a predetermined value or less.
  • the limitations on the operation speed and wiring distance of the photon and current measurement circuit will be described. In general, using circuit wiring distance L (mm), parasitic wiring capacitance C para (pF / mm), and parasitic wiring resistance R para ( ⁇ ), the RC time constant ⁇ of signal propagation is expressed.
  • the photon measurement circuit (P) has an allowable RC time constant of ⁇ P (seconds) and a current measurement circuit (integrator + adder 302a, sample hold circuit 304a, analog multiplexer 309, A / D converter 310).
  • the allowable RC time constant is ⁇ I (seconds)
  • the wiring lengths L P and L I allowed by each circuit are expressed by the following equations (5) and (6), respectively.
  • the wiring length allowed for the circuit is proportional to the square root of the time constant of the circuit.
  • the RC time constant of the photon measurement circuit (P) is 20 nsec
  • the RC time constant of the current measurement circuit (integrator + adder 302a, sample hold circuit 304a, analog multiplexer 309, A / D converter 310) is 5 ⁇ sec.
  • this RC time constant and wiring distance is shown as a more specific example as follows. If the counting performance of the photon measurement circuit (P) is 50M photons / second, the circuit operation time per photon is 20nsec, and if the current measurement circuit and counting performance are 200k samples / second, the circuit operation time per sample Is 5 ⁇ sec. If the time allocated to signal propagation is 5% of the operation time of each circuit, the signal propagation time allowed in the photon measurement circuit is 1 nsec, and the signal propagation time allowed in the current measurement circuit is 250 nsec.
  • the time of 5 ⁇ when the error from the final static voltage becomes 0.7% is 0.3 (pF / mm) x 300 ( ⁇ / mm) x (wiring length) 2 x 5
  • 0.45 nsec when the wiring length is 1 mm, 1.8 nsec when 2 mm, 45 nsec when 10 mm, 180 nsec when 20 mm
  • the wiring length allowed for the photon measurement circuit (P) Is as short as 1.5mm, while the wiring length allowed for the current measurement circuit is longer than 20mm.
  • the detection element 0101a and the sample hold circuit If the wiring length with 304a etc. can be suppressed within 20mm and the wiring length between sample hold circuit 304a etc. with A / D converter 310 within 20mm, the operation speed of photon measurement times and current measurement circuit can be controlled by the above target performance. This can be done.
  • the circuit board 50101 can be equal to or smaller than the detection element substrate 20101, and the circuit board 50101 and the detection element substrate 20101 are illustrated in FIG. As shown in FIG. 4 (b), they can be stacked and connected by bumps 40 or the like.
  • the length of the wiring W301a can be reduced by making the connected detection element (D) 0101a and the like and the photon measurement circuit circuit (P) 301a and the like have a one-to-one correspondence in the thickness direction of the substrate. It can be reduced to a length that is almost equivalent to the thickness of 20101, and the wiring length can be within 1.5mm.
  • the wiring length between the detection element 0101a etc. and the sample hold circuit 304a etc. should be within 20 mm, and the wiring length between the sample hold circuit 304a etc. and the A / D converter 310 should be within 20 mm, so the circuit is relatively free. It can be placed on the substrate 50101.
  • FIG. 4 (a) shows a layout of a circuit board 50101 for processing the output of each detection element (D) 0101a of the 8 ⁇ 8 pixel detection element substrate 20101 of FIG.
  • the region 45 long in the y direction has a count adder (DSUM) 303a, an integrator + adder (ASUM) 302a, a sample hold circuit (S / H 304a, a digital multiplexer (DMUX) 308, and an analog multiplexer (AMUX) 309 are disposed, and an A / D converter 310 is disposed in the region 46 that is long in the x direction.
  • DSUM count adder
  • ASUM integrator + adder
  • S / H 304a sample hold circuit
  • DMUX digital multiplexer
  • AMUX analog multiplexer
  • the photon measurement circuit (P) with a small time constant is almost directly below the detection element (D), and the thickness of the detection element substrate 20101 and the thickness of the bump 40 It is in a very close position corresponding to that. Therefore, the distance between the wirings W301a, W301b,... W301i connecting the detection element (D) 0101a and the photon measurement circuit (P) 301a and the like can be shortened.
  • a rough route of .about.W303i is as shown by a line 51 shown in FIG.
  • the wiring W310 connecting the analog multiplexer (AMUX) 309 and the A / D converter 310 is provided.
  • the rough route is as shown by a line 52 shown in FIG.
  • analog circuits such as an integrator + adder (ASUM) 302a, a sample hold circuit (S / H) 304a, and an analog multiplexer (AMUX) 309 are concentrated in the region 45. Therefore, there is an advantage that circuit functions such as a current source can be shared, and the circuit area and current consumption can be reduced.
  • ASUM integrator + adder
  • S / H sample hold circuit
  • AMUX analog multiplexer
  • the wiring W310 should be connected so as to have the same distance for each pixel.
  • the effect of aligning the measurement timing for each pixel can also be obtained.
  • a / D converters 310 having a large area in the region 46 in a concentrated manner, there is an effect of suppressing a waste area of the circuit layout.
  • DSUM, DMUX, ASUM, S / H, and AMUX are arranged in area 45 and an A / D converter is arranged in area 46.
  • S / H and A / D conversion are performed.
  • the placement location may be changed as appropriate, such as placing a vessel in the region 46.
  • Fig. 7 shows another layout of the circuit board.
  • 4 (a) is the same as the layout of FIG. 4 (a), except that a strip-shaped region 47 having a predetermined width is provided in the center of each of the regions 41 to 44 along the y direction. ) Is different from the layout. By providing the region 47, the width of the region 45 is narrowed.
  • a plurality of integrators + adders (ASUM) 302a, sample hold circuits (S / H) 304a, and analog multiplexers (AMUX) 309 are provided. Be placed. In the central region 45, a count adder (DSUM) 303a and a digital multiplexer (DMUX) 308 are arranged.
  • a line 61 shown in FIG. 7 shows a rough path of the wirings W303a to W303i connecting the photon measurement circuit (P) 301a and the like in FIG. 3 (a) and the count adder (DSUM) 303a.
  • a line 62 illustrated in FIG. 7 indicates a rough path of the wirings W302a to W302i from the detection element (D) 0101a and the like to the integrator + adder (ASUM) 302a.
  • a line 63 indicates a rough path of the wiring W310 connecting the analog multiplexer (AMUX) 309 and the A / D converter 310.
  • a digital circuit count adder (DSUM) 303a and digital multiplexer (DMUX) 308), an analog circuit (integrator + adder (ASUM) 302a, and sample hold circuit (S / S H) Since the 304a and the analog multiplexer (AMUX) 309) can be divided and arranged in a concentrated manner, there is an advantage that it is easy to supply power. Further, by separating the digital circuit and the analog circuit, there is an advantage that noise can be prevented from being mixed into the analog circuit from the digital circuit.
  • the layout of FIG. 7 has an advantage that the variation amount of the wiring distance from the detection element (D) to the sample hold circuit (S / H) 304a can be suppressed as compared with the layout of FIG. 4 (a).
  • an S / H and A / D converter may be arranged in the region 46, and the arrangement location may be changed as appropriate. .
  • a layout in which the region 45 and the region 47 in FIG. 7 are exchanged that is, a digital circuit is disposed in the region 47 and an analog circuit is disposed in the region 45. May be.
  • FIG. 8 (a) shows a circuit board 70101 having yet another example layout.
  • 576/2 288 photon measurement circuits (P) are arranged in the upper right region 73 and the lower right region 74, respectively.
  • a count adder (DSUM) 303a In the band-like region 75 along the y direction of the left end side of the circuit board 70101, a count adder (DSUM) 303a, an integrator + adder (ASUM) 302a, a sample hold circuit (S / H) 304a, a digital multiplexer (DMUX) 308 and analog multiplexer (AMUX) 309 are arranged.
  • An A / D converter 310 is disposed in the central region 46 that is long in the x direction.
  • Line 71 in FIG. 8 (a) indicates an integrator + adder from the wiring W303a to W303i that connects the photon measurement circuit (P) 301a and the count adder (DSUM) 303a, and the detection element (D) 0101a and the like.
  • a rough route of wirings W302a to W302i connecting (ASUM) 302a is shown.
  • a line 72 indicates a rough path of the wiring W310 connecting the analog multiplexer (AMUX) 309 and the A / D converter 310.
  • the analog circuit (integrator + adder (ASUM) 302a, sample-and-hold circuit (S / H) 304a, and analog multiplexer (AMUX) 309) is arranged in a concentrated manner.
  • the circuit functions such as the above can be shared, and the circuit area and current consumption can be reduced.
  • the A / D converter 310 having a large area in the region 46 in a concentrated manner, there is an effect of suppressing a waste area of the circuit layout.
  • circuit boards 70101 in FIG. 8 (a) are arranged in an array, as shown in FIG. 8 (b), the circuit board 70101 adjacent in the x direction is reversed in the x direction, so that the region 75 Can be adjacent to each other by adjacent circuit boards 70101.
  • This also has the advantage that the power supply when the circuit boards 70101 are arranged in an array can be simplified.
  • an S / H and an A / D converter may be arranged in the region 46 for layout optimization, and the arrangement location may be changed as appropriate. good.
  • FIG. 9A shows a circuit board 80101 having yet another layout.
  • a belt-like region 75 along the y direction is provided at the left end of the circuit board 80101, and a belt-like region along the x direction is provided at the lower end of the circuit board 80101.
  • All the photon measurement circuits P are arranged in the region 83 other than this.
  • a band-like region 75 along the y direction on the left end of the circuit board 80101 includes a count adder (DSUM) 303a, an integrator + adder (ASUM) 302a, a sample hold circuit (S / H) 304a, a digital multiplexer (DMUX ) 308 and analog multiplexer (AMUX) 309 are arranged.
  • An A / D converter 310 is disposed in a region 84 that is long in the x direction at the lower end.
  • the line 81 in FIG. 9 (a) indicates the integrator + adder from the wiring W303a to W303i connecting the photon measurement circuit (P) 301a and the count adder (DSUM) 303a, and the detection element (D) 0101a and the like.
  • a rough route of wirings W302a to W302i connecting (ASUM) 302a is shown.
  • a line 82 indicates a rough path of the wiring W310 connecting the analog multiplexer (AMUX) 309 and the A / D converter 310.
  • analog circuits integrated + adder (ASUM) 302a, sample hold circuit (S / H) 304a, and analog multiplexer (AMUX) 309) is centrally arranged, so that there is an advantage that circuit functions such as a current source can be shared and the circuit area and current consumption can be reduced.
  • AMUX analog multiplexer
  • circuit boards 80101 in FIG. 9A are arranged in an array, as shown in FIG. 9B, the circuit board 80101 adjacent in the x direction is reversed in the x direction and adjacent in the y direction.
  • the regions 75 and 84 can be adjacent to each other by the adjacent circuit boards 80101.
  • This also has the advantage that the power supply when the circuit boards 80101 are arranged in an array can be simplified.
  • an S / H and an A / D converter may be arranged in the region 46 for layout optimization, and the arrangement location may be changed as appropriate. good.
  • digital multiplexer 308 and the analog multiplexer 309 in FIG. 3 (a) can each have a multi-stage configuration.
  • FIGS. 4 (a), 7, 8 (a), and 9 (a) are examples of this embodiment, and even if the layout direction is changed by X axis inversion, Y axis inversion, rotation, etc. good.
  • the input terminal of the A / D converter conversion circuit 310 is the central portion at the left end, but may be changed as appropriate.
  • the configuration of the measurement circuit of the radiation detection apparatus of the second embodiment is the same as the configuration of FIG. 3A of the first embodiment, but in the block 305b corresponding to the detection pixel 0102.
  • the wiring W312a to W312i that is input to the integrator + adder 312b after the current pulse signals of the n detection elements 0102a to 0102i of the pixel 102 are converted into voltage pulse signals by the charge amplifiers (A) 323a to 323i
  • This is different from the first embodiment in that wirings W901a to W901i to be input to the integrator + adder 302a of the adjacent detection pixel 0101 are arranged.
  • switches 91a to 91i are arranged between the wirings W312a to W312i and the wirings W901a to W901i, respectively.
  • a control circuit not shown
  • the current pulse signals output from the detection elements 0102a to 0102i of the detection pixel 0102 are converted into voltage pulse signals, and then the integrator of the block 305b corresponding to the detection pixel 0102 It is possible to select whether to input to the + adder 312b or to input to the integrator + adder 302a of the block 305a corresponding to the adjacent detection pixel 0101.
  • a voltage pulse signal obtained by converting the current pulse signals output from the detection elements 0102a to 0102i by the charge amplifiers 323a to 323i, as in the first embodiment. are added by integrators + adders 302a and 312b, respectively.
  • the wirings W901a to W901i are selected by the switches 91a to 91i, the voltage pulse signals obtained by converting the current pulse signals output from the detection elements 0102a to 0102i of the detection pixel 0102 by the charge amplifiers 323a to 323i are detected.
  • the voltage pulse signal obtained by converting the current pulse signal output from the detection elements 0102a to 0102i of the pixel 0102 is input to the integrator + adder 302a.
  • the voltage pulse signal based on the current pulse signal output from the detection elements 0101a to 0101i of the detection pixel 0101 and the voltage pulse signal based on the current pulse signal output from the detection elements 0102a to 0102i of the detection pixel 0102 are all integrators + adders.
  • the result is added by 302a and output to the sample and hold circuit 304a.
  • the current between the pixels to be added can be added by an integrator + adder (ASUM) 302a. Therefore, the operation of the integrator + adder (ASUM) 312b and the sample hold circuit 304b corresponding to the detection pixel 0102 can be stopped, and current consumption can be suppressed.
  • wirings W901a to W901i and switches 91a to 91i can be arranged for all pixels, and wirings W901a to W901i and switches can be used only for pixels that may add measurement values between multiple pixels. Of course, it is possible to arrange 91a to 91i.
  • the detection element (D) and the photon measurement circuit (P) are one-to-one in any detection pixel 0101, 0102, etc., as in the first embodiment. It is desirable to connect with.
  • the configuration of the measurement circuit of the radiation detection apparatus of the third embodiment is the same as the configuration of FIG. 3A of the first embodiment, but among the plurality of detection elements 0101a to 0101i
  • wirings W902b and W902i connected to the charge amplifier circuits 313b and 313i, etc. wirings W902a and W902h connected to the adjacent charge amplifier circuits 313a and 313h etc. are also connected to the half of the detection elements 0101b and 0101i. This is different from the first embodiment.
  • Switches 92b and 92i are arranged between the wirings W902b and W902i and the wirings W902a and W902h, respectively.
  • a control circuit not shown
  • the switch 92b By switching the switch 92b by a control circuit (not shown), it is possible to select whether the current pulse signal output from the detection element 0101b is input to the charge amplifier circuit 313b or the adjacent charge amplifier circuit 313a.
  • the switch 92i is switched by a control circuit (not shown) to select whether the current pulse signal output from the detection element 0101i is input to the charge amplifier circuit 313i or the adjacent charge amplifier circuit 313h. Can do.
  • the charge amplifier circuit 313a to which the current pulse signals of the two detection elements 0101a and 0101b are input outputs a voltage pulse obtained by adding both current pulse signals.
  • the number of current pulses input to the photon measuring circuits 301a and 301h does not exceed the countable number, all the detection elements of the detection pixel 0101 are detected by about half the number of photon counting circuits 301a and 301h.
  • the current pulse signals output from 0101a to 0101i can be counted.
  • the counted value is added by the count adder 303a.
  • FIG. 11 shows an example in which the detection element (D) and the charge amplifier circuit (A) are connected two-to-one, but if there is a mode in which the number of photons to be measured is lower, three-to-one or four You may connect one-on-one.
  • the circuit board of the radiation detection apparatus of the fourth embodiment is the same as the circuit board of the layout of FIGS. 4 (a), 7, 8 (a), and 9 (a) of the first embodiment.
  • the charge amplifier circuit (A) and photon measurement circuit connected to the detection element (D) located outside the X-ray irradiation field Stop the operation of (P).
  • FIG. 12 shows an arrangement of a part of the detection elements (D) of the detection element substrate 20101.
  • the control circuit stops the operation of the charge amplifier circuit (A) and the photon measurement circuit (P) connected to the detection element (D) that is not irradiated with X-rays, thereby suppressing power consumption.
  • control circuit receives the X-ray irradiation field by receiving the X-ray irradiation field set by the operator in the opening of the collimator of the X-ray generator of the CT system or the operation unit, etc., and detection that is located outside the X-ray irradiation field
  • the element (D) is specified, and the current supply to the charge amplifier circuit (A) and the photon measurement circuit (P) connected to the specified detection element (D) is stopped.
  • the fifth embodiment will be described with reference to FIG.
  • all the circuits are mounted on the circuit board 50101 or the like having an area equal to or smaller than that of the detection element substrate 20101, but the number of circuit boards is two or more, and two circuits are provided. It is also possible to have a configuration in which circuits are separately mounted on a substrate.
  • the detection element substrate 20101 under the detection element substrate 20101, two circuit boards 50101a and 50101b, both of which are LSIs, are arranged so as to overlap each other.
  • the detection element substrate 20101 and the upper circuit substrate 50101a are connected by bumps 41.
  • the upper circuit board 50101 is provided with through silicon vias (Through Silicon Via (TSV)) 42 in the thickness direction.
  • TSV Through Silicon Via
  • the upper circuit board 50101a and the lower circuit board 50101b are connected by the TSV 42 and the bumps 43.
  • the upper circuit board 50101a is a circuit for photon measurement (photon measurement circuit (P) 301a, count adder (DSUM) 303a, digital multiplexer (DMUX) 308 ) Is installed.
  • a circuit for current measurement integrated + adder (ASUM) 302a, sample hold circuit (S / H) 304a, analog multiplexer (AMUX) 309, A / D converter 310) Is installed.
  • the circuit for current measurement is mounted on the lower circuit board 50101b.
  • the decrease in circuit performance is small.
  • a circuit board 50101a having a circuit for photon measurement and a circuit for current measurement are provided. Since the mounted circuit board 50101b can be created with different semiconductor process nodes, there is an advantage that it is easy to achieve the optimum performance of each circuit.
  • each circuit board 50101a, 50101b has a margin in layout area, so that the area is allocated to a sufficiently low-impedance power supply wiring or redundant for yield improvement, such as further circuit performance improvement and yield There is also an advantage that improvement can be realized.
  • connection means such as wire bonding may be used as appropriate.
  • the circuits mounted on the two circuit boards (LSIs) 50101a and 50101b are not limited to being divided into the circuit for photon measurement and the circuit for current measurement as described above.
  • the upper circuit board (LSI) 50101a includes a photon measurement circuit (photon measurement circuit (P) 301a, count adder (DSUM) 303a, digital multiplexer (DMUX) 308), integrator + An adder (ASUM) 302a may be mounted.
  • Other circuits (sample hold circuit (S / H) 304a, analog multiplexer (AMUX) 309, A / D converter 310) are mounted on the lower circuit board 50101b.
  • a configuration may be adopted in which an instrument (ASUM) 302a and a sample hold circuit (S / H) 304a are mounted.
  • Other circuits analog multiplexer (AMUX) 309, A / D converter 310) are mounted on the lower circuit board 50101b.
  • a configuration may be adopted in which an instrument (ASUM) 302a, a sample hold circuit (S / H) 304a, and an analog multiplexer (AMUX) 309 are mounted. Only the A / D converter 310 is mounted on the lower circuit board 50101b.
  • both photon measurement data and current measurement data can be acquired simultaneously by one X-ray irradiation. Therefore, as described in the seventh embodiment, both a photon measurement image reconstructed from photon measurement data and a current measurement image reconstructed from current measurement data can be generated. These images can be selectively displayed on the screen of the display device by the display control unit, or can be displayed at the same time.
  • the display screen 1601 in FIG. 14 includes a current measurement image display area 1603, a photon measurement image display area 1604, and an image switching icon 1602.
  • the display control unit displays a current measurement image in the region 1603, and when “pulse image” is selected, the photon measurement is performed in the region 1604. Display an image.
  • both “current image” and “pulse image” of the image switching icon 1602 are selected, both images are displayed in the areas 1603 and 1604.
  • the arrangement and size of the areas 1603 and 1604 on the display screen 1601 in FIG. 14 and the image switching icon 1602 are not limited to the configuration in FIG. 14 and can be changed as appropriate.
  • ⁇ Seventh Embodiment an example of a CT system will be described with reference to FIG. 15 as a medical image imaging apparatus provided with the radiation detection apparatuses of the first to sixth embodiments.
  • the CT system includes a scanner 101 used for imaging, a bed 102 for moving a subject, and an operation unit 106.
  • the scanner 101 includes an X-ray generator 111, a high voltage generator 112, an X-ray controller 113, a radiation detector 121, a scanner controller 115, and a central controller 126.
  • the high voltage generator 112 generates a predetermined current and high voltage under the control of the X-ray controller 113 and supplies the generated current and high voltage to the X-ray generator 111.
  • the X-ray generator 111 generates X-rays.
  • the X-ray generator 111 and the radiation detector 121 are mounted on a disk 114 having an opening for inserting a subject 117 at the center.
  • the disk 114 is provided with a drive device 116 that rotationally drives the disk 114.
  • the disk 114 is also mounted with a bow-tie filter 118 and a collimator 119 at a position where X-rays generated by the X-ray generator 111 are transmitted.
  • a collimator control device 120 is connected to the collimator 119.
  • the scanner control device 115 is connected to the drive device 116 and the collimator control device 120, and controls the rotation and stop of the disk 114 and the opening of the collimator 120.
  • the radiation detection apparatus 121 may have any of the configurations of the first to fourth embodiments, and a detection element substrate 20101 and a circuit board (for example, 50101) are laminated.
  • the bed 102 has a built-in bed driving unit that moves the bed 102 with respect to the disk 114.
  • the couch drive unit is connected to a couch controller 124 that controls the amount of driving thereof and a couch movement measuring device 125.
  • the operation unit 106 includes an input device 107 and an arithmetic device 104.
  • the input / output device 107 includes a display control unit 105, an input device 103, and a storage device 108.
  • a display device 109 is connected to the display control unit 105.
  • the display control unit 105 causes the display device 109 to display the display screen 1601 described in the sixth embodiment, for example.
  • the display screen also displays an operation screen when the operator inputs parameters via the input device 103.
  • the input device 103 is configured with a mouse, a keyboard, and the like, and receives input of parameters used for measurement and reconstruction, such as bed moving speed information and a reconstruction position, from an operator.
  • the computing device 104 includes a correction processing device 131, a reconstruction computing device 132, and an image processing device 133.
  • the reconstruction calculation device 132 includes a current measurement image reconstruction unit 132a and a photon measurement image reconstruction unit 132b.
  • the output signal 312 of the A / D converter 310 of FIG. 3A of the radiation detection apparatus 121 is input to the current measurement image reconstruction unit 132a.
  • the output signal 311 of the digital multiplexer 308 in FIG. 3A is input to the photon measurement image reconstruction unit 132b.
  • the operator can set the imaging conditions (bed movement speed, tube current, tube voltage, slice position, etc.) and reconstruction parameters (region of interest, reconstruction image size, back projection phase width, reconstruction filter function, etc.) from the input device 103.
  • the central controller 126 Upon input, the central controller 126 outputs a control signal necessary for imaging to the X-ray controller 113, the bed controller 124, and the scanner controller 115 based on the instruction.
  • shooting is started.
  • a control signal is sent from the X-ray controller 113 to the high-voltage generator, a high voltage is applied to the X-ray generator, and the subject 117 is irradiated with X-rays from the X-ray generator.
  • a control signal is sent from the scanner control device 115 to the drive device 116 to rotate the disk 114.
  • the X-ray generator 111 and the radiation detector 121 circulate around the subject.
  • the bed control device 124 Under the control of the bed control device 124, the bed 102 on which the subject 117 is placed moves in parallel in the body axis direction or stops.
  • the X-rays irradiated from the X-ray generator 111 are shaped by the Bow-tie filter 118, and then the irradiation region is limited by the collimator 119, and the subject 117 is irradiated.
  • X-rays are absorbed (attenuated) by each tissue in the subject 117, pass through the subject 117, and enter the radiation detection apparatus 121 at a sampling interval determined with respect to the rotation direction.
  • This data collection unit in the rotation direction is called a view.
  • the detection element substrate 20101 of the radiation detection apparatus 121 has a configuration in which detection elements (D) are two-dimensionally arranged.
  • the arrangement of elements in the rotation direction is called a channel, and the direction perpendicular to the elements is called a column.
  • a current pulse signal is generated by an X-ray photon incident on the detection element (D) of the detection element substrate 20101 of the radiation detection apparatus 121, and as described in the first to fourth embodiments, by the circuit of the circuit board 50101, Photon measurement data and current measurement data are generated and input as output signals 311 and 312 to the photon measurement image reconstruction unit 132b and the current measurement image reconstruction unit 132a, respectively.
  • the reconstruction unit 132b reconstructs a photon measurement image from photon measurement data.
  • the reconstruction unit 132a reconstructs a current measurement image from the current measurement data.
  • the reconstructed image is displayed on the display device 105 as described in the sixth embodiment.
  • the reconstructed image is stored in the storage device 108.
  • the correction processing device 131 suppresses the offset correction processing, the air correction processing, the reference correction processing, the logarithmic conversion processing, and the beam hardening effect on the output signals 311 and 312 from the radiation detection device 121 as necessary. To perform phantom correction processing. When correction is performed, the reconstruction calculation device 132 performs reconstruction processing using the corrected signal.
  • Detection element (D), 121 Radiation detector, 301a, etc.
  • Photon measurement circuit (P), 302a Integrator + adder (ASUM), 303a count adder ( DSUM), 304a Sample hold circuit (S / H), 308 Digital multiplexer (DMUX), 309 Analog multiplexer (AMUX), 310 A / D converter, 313a etc.
  • Charge amplifier circuit 20101 Detection element board, 50101 circuit board

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Abstract

光子計測と電流計測の両方を、実用的な計測性能および回路面積で実現可能な構成を提供するために、一つの検出画素を構成する複数の検出素子には、1対1に光子計測回路が接続され、検出素子が出力する電流パルス信号をカウントし、電流計測部は、検出画素毎に配置された積分器、加算器およびサンプルホールド回路と、複数の前記検出画素に対して一つ配置された、アナログ信号をデジタル信号に変換する変換器とを含み、積分器、加算器は、一つの検出画素を構成する複数の検出素子がそれぞれ出力する電流パルス信号を積分し加算し、サンプルホールド回路は、加算器の出力を積分し、変換器は、複数の検出画素のうちいずれかの積分回路のアナログ出力を選択的にデジタル信号に変換する。

Description

放射線検出装置および医用画像撮像装置
　本発明は、複数の半導体セルで構成された放射線検出器において、光子計測データと電流計測データを同時に取得する放射線検出装置および医用画像撮像装置に関する。
　近年、フォトンカウンティング方式を採用する検出器(光子計数型検出器)を搭載したフォトンカウンティングCT(Computed Tomography)装置の開発が進められている。光子計数型検出器は、従来のCT装置で採用されている電荷積分型の検出器と異なり、検出素子に入射したX線光子を個々に計数可能である。このことにより、入射したX線光子ごとのエネルギーを計測でき、従来のCT装置に比べてより多くの情報を得られる特長がある。
　光子計数型検出器の検出素子では、テルル化カドミウム亜鉛(CZT)やテルル化カドミウム(CdTe)等の半導体層を備え、X線光子が入射するたびにそれに対応したパルス信号を出力する。
　しかし、検出素子によるパルス信号の発生、及び、検出素子のパルス信号を計測する計測回路の応答は、時間を要し、X線入射レートが高い場合には、先に入射したX線光子によるパルス信号が減衰する前に次のX線光子が入射してしまい、パルス信号が積み重なってしまうことが知られている。この現象はパイルアップと呼ばれ、光子計数型検出器においてX線光子の個数及びエネルギーが正しく計測できない原因となる。この問題に対しては、1画素に対応する領域に複数の検出素子を配置し、X線を平面的に分割してそれぞれ検出することで、一つの検出素子に入射するX線光子の量を調節し、パイルアップの発生を抑制する構成とした光子計数型検出器が知られている。
　また、従来のCT装置では電荷積分型検出器が採用されているが、この電荷積分型検出器によって取得された計測データ(電流データ)から画像を生成し、画像を用いて診断する手法は十分に成熟している。このため、フォトンカウンティングCT装置においても、X線光子を計数した出力の他に、電流データを同時に取得できるようにすることが望まれている。これを達成するために、特許文献1には、CdTeを用いた検出素子に、光子計測回路と電流計測回路とを接続した回路構成が開示されている。
特開2000-131440号公報
　実際の装置において、X線光子の計測と、積分した電流の計測とを同時に行う場合、両方の計測において実用的な計測性能を達成しつつ、計測回路の面積を検出素子群の面積と同程度に収めることが望ましい。計測回路の面積を検出素子群の面積と同程度に収めることにより、検出素子群が搭載された基板と、計測回路の基板(LSI)とを重ねて配置することができるため、装置の大型化を防ぐことができるとともに、製造コストを抑制することができる。
　例えばCTシステムとしての実用に耐え得る目標性能として、画素サイズが1mm2である場合、計測回路の全体面積は1mm2/画素以下、光子計測性能は450M個/mm2/秒以上、電流計測性能は計測精度20bitで計測速度3kサンプル/秒以上であることが望ましい。しかしながら、これら諸性能を同時に達成することは、従来の技術では困難である。これについて以下で説明する。
　まず前提条件として、現状の最適化された設計の光子計測回路は、回路面積が0.09mm2/画素、計数性能は50M個/mm2/秒程度である。一方、電流計測回路は、回路面積が6mm2、計測精度20bit、計測速度200kサンプル/秒程度である。電流計測回路は、高い計測精度が要求され、面積も大きいため、従来、複数の画素に対して1つ備えられ、複数の画素によって時分割共有されるのが一般的である。例えば、電流計測回路を64画素分で時分割共有したとすると、1画素あたりの面積は0.094mm2、計測速度は3.1kサンプル/秒となる(仮定条件)。
　この仮定条件に沿って、特許文献1に開示されているように、一つの画素(半導体セル1a等)に対して一つの光子計測回路(高速波形整形回路5a、フリップフロップ7a、エンコーダ8等)を配置するとともに、64画素で電流計測回路(マルチプレクサ72、A/D変換器73)を共有するように配置したとすると、1mm2の画素に対する光子計測回路と電流計測回路の回路面積の合計は、0.18mm2/画素、光子計測性能が50M個/mm2/秒、電流計測性能が精度20bit、計測速度が3.1kサンプル/秒となる。このため、目標とする光子計測性能450M個/mm2/秒が達成できない。よって、回路面積、光子計測性能および電流計測性能が、同時に目標性能を満たす構成は、従来の技術では困難である。
　本発明の目的は、光子計測と電流計測の両方を、実用的な計測性能および回路面積で実現可能な構成を提供することにある。
　本発明の放射線検出装置は、放射線の光子を受けて電流パルス信号を発生する複数の検出素子と、検出素子に接続された光子計測部および電流計測部とを有する。検出素子は、所定の配列で配置され、所定数ごとに一つの検出画素を構成する。光子計測部は、検出素子に1対1で接続され、検出素子が出力する電流パルス信号をカウントする複数の光子計測回路を含む。
　電流計測部は、検出画素毎に配置された積分器、加算器およびサンプルホールド回路と、複数の前記検出画素に対して一つ配置された、アナログ信号をデジタル信号に変換する変換器とを含む。積分器および加算器は、一つの検出画素を構成する複数の検出素子がそれぞれ出力する電流パルス信号を積分し加算する。サンプルホールド回路は、積分器および加算器の積分及び加算後出力を所定のタイミングで保持し、変換器は、複数の検出画素のうちいずれかのサンプルホールド回路のアナログ出力を選択的にデジタル信号に変換する。
　本発明によれば、光子計測と電流計測の両方を、実用的な計測性能および回路面積で実現可能である。
(a)第1の実施形態の検出画素内の検出素子の配置を示す説明図、(b)検出画素の配列を示す説明図。 (a)第1の実施形態の検出素子基板内の検出画素の配列を示す検出素子と画素と処理単位の関係を示す説明図、(b)複数の検出素子基板を配列した状態を示す説明図。 (a)第1の実施形態の放射線検出装置の回路構成を示すブロック図、(b)チャージアンプの構成例を示す回路図、(c)積分器の構成例を示す回路図、(d)加算器の構成例を示す回路図。 (a)第1の実施形態の回路基板内のレイアウトを示す説明図、(b)積層された検出素子基板と回路基板の断面図。 第1の実施形態で光子計測回路の回路構成の例を示すブロック図。 (a)光子計測性能と画素サイズとの関係を示すグラフ、(b)回路面積と画素サイズとの関係を示すグラフ、(c)電流計測速度と画素サイズとの関係を示すグラフ。 第1の実施形態の回路基板内のレイアウトの他の例を示す説明図。 (a)第1の実施形態の回路基板内のレイアウトの他の例を示す説明図、(b)回路基板を配列した状態を示す説明図。 (a)第1の実施形態の回路基板内のレイアウトの他の例を示す説明図、(b)回路基板を配列した状態を示す説明図。 第2の実施形態の放射線検出装置の回路構成を示すブロック図。 第3の実施形態の放射線検出装置の回路構成を示すブロック図。 第4の実施形態の検出素子基板の検出素子の配列を示す説明図。 第5の実施形態の積層された検出素子基板と回路基板の断面図。 第6の実施形態の画面例を示す説明図。 第7の実施形態の医用画像撮像装置(CTシステム)のブロック図。
　本発明の実施形態について説明する。
　＜＜第1の実施形態＞＞
　第1の実施形態の放射線検出装置について図面を用いて説明する。
　本実施形態の放射線検出装置は、一つの検出画素を複数のサブ画素(検出素子)に分割し、検出素子毎に光子計測回路を配置することにより、光子計測性能を向上させる。また、一つの検出画素の複数の検出素子の出力を加算する積分器及び加算器を検出画素毎に配置する。そして、複数の検出画素に対して一つのA/D変換器を配置し、複数の検出画素の加算器の出力を選択的にデジタル信号に変換することにより、電流計測を行う。このように検出画素毎に複数の検出素子の出力を束ねる加算器を配置することにより、従来と同様に複数の画素に一つのA/D変換器を配置すればよく、検出画素をサブ画素(検出素子)に分割した構成でありながら、回路面積の増大を抑制できる。以下、図面を用いて説明する。
　本実施形態では、図1のように、放射線の光子を受けて電流パルス信号を発生する検出画素0101が、n個(例えばn＝9)のサブ画素(検出素子(D)0101a～0101i)に分割されている。すなわち、図1および図2のように、複数の検出素子(D)は、所定の配列で配置され、所定数nごとに一つの検出画素0101等を構成する。放射線検出装置は、検出素子(D)0101a～0101i等に接続された光子計測部および電流計測部を有する。
　光子計測部は図3(a)のように、検出素子(D)0101a～0101i等に1対1に接続された光子計測回路(P)301a～301i、および、検出素子(D)0101a等と光子計測回路(P)301a等との間にそれぞれ配置されたチャージアンプ(A)313a～313iを含む。検出素子(D)0101a～0101iはそれぞれ、放射線の光子を受けて電流パルス信号を出力する。チャージアンプ(A)313a～313iは、検出素子(D)0101a～0101iがそれぞれ出力する電流パルス信号を電圧パルスへ変換する。
　光子計測回路(P)301a～301iはそれぞれ、チャージアンプ(A)313a～313iが出力する電圧パルスをカウントする。これにより、一つの画素をサブ画素(検出素子(D)0101a～0101i)に分割して、サブ画素(検出素子(D))がそれぞれ放射線の光子を受けて出力した電流パルスの数を電圧パルスに変換した後、カウントすることができるため、検出素子(D)でX線光子が時間的に近接して検出されるパイルアップを防止でき、一つの検出画素0101についての光子の計測速度を一つの光子計測回路(P)301aの計測速度のn倍にすることができる。これにより、所望の計測速度で、光子計測を行うことができる。なお、チャージアンプ(A)313a～313iとしては、例えば図3(b)の回路を用いることができる。
　一方、電流計測部は、検出画素0101等毎に配置された積分器および加算器(以下、積分器＋加算器と表す)302aおよびサンプルホールド回路(S/H回路)304aを備える。積分器＋加算器302aは、チャージアンプ(A)313a～313iと同数の積分器と、これらの積分器の出力を加算する加算器とを備えている。積分器としては、例えば図3(c)に示した回路を、加算器としては、例えば図3(d)に示した回路を用いることができる。チャージアンプ(A)313a～313iの出力配線は、2つに分岐されて、一方(W301a等)は上記光子計測回路(P)301a等に、他方(W302a等)は積分器＋加算器302aに接続されている。
　積分器＋加算器302aは、チャージアンプ313a～313iがそれぞれ出力する電圧パルス信号W301a～W301iを積分し更に加算する。これにより、一つの検出画素0101に対応するn個の検出素子(D)0101a～0101iが出力した電流パルス信号を合算した電流値を得ることができる。S/H回路304aは、積分器＋加算器302aの出力を所定のタイミングで保持する。
　電流計測部はさらに、複数の検出画素0101、0102、0103等に対して一つ配置され、アナログ信号をデジタル信号に変換する変換器(A/D変換器)310を含む。
　A/D変換器310は、k個(例えば、k＝64画素)の検出画素0101～0103等のうちいずれかのS/H回路304a～304c等のアナログ出力を選択的にデジタル信号に変換する。これにより、電流計測部は、画素毎の電流計測を行うことができる。
　本実施形態では、検出画素0101等毎に積分器＋加算器302a等を配置して、検出素子(D)の出力する電流パルス信号を、加算して束ねるため、A/D変換器310を、サブ画素(検出素子(D))に直接接続する必要がなく、k個の検出画素0101等に対して一つ配置すればよい。よって、一つの画素をn個のサブ画素(検出素子(D))に分割した構成でありながら、電流計測部の中で最も回路面積の大きいA/D変換器310の数を増加させることなく、電流計測を行うことができる。よって、1画素に対応する電流計測部の回路面積を抑制することができる。
　なお、光子計測部は、検出画素0101等毎に配置されたカウント加算器303aをさらに備える構成にすることができる。カウント加算器303aは、一つの検出画素0101を構成する検出素子(D)0101a～0101iごとに接続された複数の光子計測回路(P)301a～301iの出力するカウント結果を加算する。これにより、一つの検出画素0101についての光子のカウント値を、所望の計測速度で得ることができる。
　複数の検出素子(D)は、図2に示すように、検出素子基板20101に所定の配列により配列されて搭載されていることが望ましい。一方、光子計測部および電流計測部は、図4(a)に示すようにLSIである回路基板50101に搭載されていることが望ましい。本実施形態の光子計測部および電流計測部の回路構成を採用することにより、光子計測部および電流計測部の回路面積の合計は、図2(a)のように配列された検出素子(D)の面積と同等以下にすることができるため、回路基板50101の面積を検出素子基板20101の面積の同等以下にすることができ、図4(b)のように両基板を重ねて配置することができる。これにより、従来の光子計測または電流計測を行う放射線検出装置の大きさを増大させることなく、光子計測および電流計測の両方を行う放射線検出装置を提供することができる。
　また、図4(b)のように、同等の基板サイズの回路基板50101と検出素子基板20101とを重ねて配置することにより、検出素子と光子計測回路とを接続する配線の長さを基板の厚さにほぼ相当する長さまで低減することができる。これにより、動作の時定数が短く、高速な計測速度が要求される光子計測部の動作を維持しながら、光子計測および電流計測の両方を行う回路を実現できる。また、光子計測部の回路の配線長を優先しながら、電流検出部を配置した場合でも、同一の回路基板50101上に電流検出部を配置することができるため、検出素子(D)から積分器＋加算器302a等を介してS/H回路304aに至る配線の長さを、目標とする計測速度を実現するために必要な短さにすることができる。よって、電流検出部に必要とされる計測速度を維持できる。すなわち、光子計測回路の動作の時定数を、電流計測部のS/H回路304aの動作の時定数よりも短くすることができる。
　光子計測部には、複数の検出画素0101等に対して一つ配置された出力選択器(デジタルマルチプレクサ)308をさらに有する構成にすることもできる。デジタルマルチプレクサ308は、複数の検出画素(D)0101等ごとに配置されたカウント加算器303a等の出力を選択的に出力する。これにより、後述する画像再構成の演算装置に対していずれかの検出画素のカウント結果を選択的に順次受け渡して光子計測画像の再構成を行わせることができる。
　同様に、電流計測部のA/D変換器310と、複数の検出画素0101等のS/H回路304a等との間にアナログマルチプレクサ309を配置することも可能である。これにより、A/D変換器310に、いずれかの検出画素0101等の電流積分値を選択的に順次受け渡してA/D変換器変換させ、変換結果を後述する画像再構成の演算装置に受け渡して、電流計測画像の再構成を行わせることができる。
　上述してきたように、本実施形態では、検出画素について光子計測データと電流計測データを取得する際に、計数する単位を光子計測部および電流計測部のそれぞれ動作時定数に応じて設定している。すなわち、動作時定数の小さい光子計測回路に対しては、画素の計数単位を小さくために、サブ画素(検出素子(D))の単位で計測させ、動作時定数の大きい電流計測部については、計数単位を大きく(例えば、n＝9個)設定する。このとき、電流計測部については、画素単位で出力を束ねる加算器＋積分器302a等を配置することで、計数単位を大きく(例えば、n＝9個)設定することを可能にしている。このように画素の計数単位を設定することで、実用的な光子計測性能と電流計測性能を低コストで達成できる。以下、さらに具体的に説明する。
　図1～図4等を用いて、第1の実施形態の放射線検出装置の構成をさらに具体的に説明する。この放射線検出装置は、放射線光子を受けて電荷を発生し、電流パルス信号を出力する検出素子の出力から、パルス数の計数と波高値の計測を行って、カウント結果(カウント値)を画素毎のデジタル信号として出力可能であるとともに、検出素子の電流パルス信号を積分後、デジタル信号に変換した電流データを画素毎に出力可能なAD変換システムである。以下の説明では、放射線がX線である場合について説明するが、本実施形態の放射線は、X線に限られるものではなく、ガンマ線や陽子線等の他の放射線であってもよい。
　一つの検出画素0101は、n個(ここではn＝9)の検出素子(D)0101a～0101iによって構成される。他の検出画素0102、0103、0201、0202、0203、…も検出画素0101と同様にn個の検出素子(D)から構成される。さらに、複数の検出画素0101、0102…0108、0201、02020…0208、0801、0802…0808をk個(k＝8×8＝64)配列した構成が、本実施形態におけるAD変換処理単位(検出素子基板)20101である(図2(a)参照)。他の検出素子基板20102、20201、20202も同様である。図2(b)のように、複数の検出素子基板を配列してアレイを構成することも可能である。なお、ここでは、1画素がn(＝9)個の検出素子で構成され、AD変換処理単位がk(＝64)画素で構成される例を示したが、検出素子やLSIの製造、作成の観点から最適な個数比を適宜選択して良い。また、複数の検出素子基板20101等を一体構成にすることも可能である。
　ここで、検出素子(D)0101a等は、テルル化カドミウム亜鉛(CZT)やテルル化カドミウム(CdTe)等の半導体層を、一対の電極で挟んだ構成であり、X線光子が半導体層に入射すると、半導体層に電荷が生じ、検出素子(D)は、光子数に対応した数の電流パルス信号を出力する。また、電流量は光子が半導体層に付与したエネルギーに凡そ比例する。
　次に、図4(a)を用いて、AD変換処理単位(検出素子基板)に対して信号処理を行う回路基板50101の回路構成を説明する。1検出画素0101等のn個の検出素子(D)0101a～0101iの出力に対して信号処理を行うブロック305aは、チャージアンプ回路(A)313a～313i、光子計測回路(P)301a～301i、カウント加算器303a、積分器＋加算器302a、サンプルホールド回路(S/H)304aを有している。検出画素0102等の他の画素に対応しているブロック305b等も同様の構成である。k(＝64)個のブロック305a等に対して、一つのデジタルマルチプレクサ308、アナログマルチプレクサ309およびA/D変換器310が配置されている。
　検出素子(D)0101a～0101iには、光子計測回路(P)301a～301iが配線W301a～W301iによって、1対1で接続されている。検出素子(D)0101aと光子計測回路(P)301aとの間には、電荷電圧変換のためのチャージアンプ回路(A)313a～313iが挿入されている。また、チャージアンプ回路(A)と光子計数回路(P)との間には波形整形のためのハイパスフィルタを構成する容量(不図示)を配置することが好ましい。
　同時に、検出素子(D)0101a～0101iおよびチャージアンプ回路(A)313a～313iには、積分器＋加算器302aが配線W302a～W302iによってn対1で接続されている。すなわち、チャージアンプ回路(A)313a～313iの出力配線は、配線W301a～W301iと配線W302a～W302iに分岐して、それぞれ光子計測回路光子計測回路(P)301a～301iと積分器＋加算器302aに接続されている。上記ハイパスフィルタを構成する容量は、分岐位置よりも光子計測回路(P)寄りに配置されている。
　光子計測回路(P)301a～301iは、チャージアンプ回路(A)313a～313iの出力する電圧パルス信号の数をそれぞれ計数し、計数結果をデジタル信号として出力する。計数結果は、配線W303a～W303iによって、画素毎に一つ配置されたカウント加算器303aに入力され、合算される。これにより、n個の検出素子(D)によって分割して検出された一つの画素に入力した光子の数の合計が、カウント加算器303aによって算出される。
　一方、積分器＋加算器302aは、チャージアンプ回路(A)313a～313iの出力した電圧パルス信号をアナログ信号のまま加算し、配線W304aによりサンプルホールド回路304aへ出力する。サンプルホールド回路304aは、積分器＋加算器302aの出力をサンプルホールドすることにより保持する。ここで、チャージアンプ、積分器、加算器の例を図3(b)～(d)に示しているが、他の回路構成に適宜変更しても良い。
　k(＝64)個のブロック305a、305b、305c等のそれぞれに配置されたカウント加算器303a、303b、303c等のデジタル信号の出力306a、306b、306c等は、一つのデジタルマルチプレクサ308に入力され、選択的に出力され、後述の光子計測画像用の再構成処理部に受け渡される。
　一方、k(＝64)個のブロック305a、305b、305c等のそれぞれに配置されたサンプルホールド回路304a，304b，304c等の出力307a、307b、307c等は、一つのアナログマルチプレクサ309へ入力され、選択的に出力される。
　アナログマルチプレクサ309の出力は、配線W310により、A/D変換器310へ入力され、デジタル信号に変換されて、後述の電流計測画像用の再構成処理部へ受け渡される。
　光子計測回路(P)301a等の構成としては、具体的には、図5に示すような回路を用いることができる。すなわち、光子計測回路(P)は、ハイパスフィルタ回路1301と、複数の電圧比較回路1302～1305とを含み、検出素子0101a等の出力する電圧パルス信号を、ハイパスフィルタ回路1301で成形後に、電圧比較回路1302～1305によって複数の電圧レベルと比較することにより、パルス数と波高値を計測する。なお、図5は4種類の電圧と比較を行う回路構成であるが、比較を行う電圧の種類は適宜変更して良い。また、パルスの形状によってはハイパスフィルタ回路1301を省いても良い。
　つぎに、図3(a)の回路の動作について説明する。検出素子(D)0101a等は、X線光子の照射量に応じて電荷を発生し、発生した電荷は電流パルス信号となって出力される。チャージアンプ回路(A)313a等は各検出素子0101a等の電流パルス信号を受け取って電圧パルス信号へと変換する。光子計測回路(P)301a等は、電圧パルス信号を受け取って、パルスの個数と波高値を計測し、デジタル信号のカウント値として出力する。光子計測回路(P)301a等のカウント結果(カウント値)は、カウント加算器303aで加算される。このカウント加算器303aは、加算結果の出力306aが検出画素0101における光子計測結果となる。
　一方、チャージアンプ回路(A)313a等は、積分器＋加算器302aにも接続されており、電圧パルス信号は、積分器＋加算器302aで積分された後に加算される。積分器＋加算器302aの出力は、例えばCTシステムから別途分配されるトリガ信号(図示しない)に同期して、サンプルホールド回路304aで保持される。
　他のブロック305b等においてもブロック305aと同様の処理が行われ、画素単位での光子計測結果のデジタル出力306a、306b、306c等と、電圧加算結果のアナログ出力307a、307b、307c等が得られる。画素ごとの光子計測結果の出力306a、306b、306c等は、デジタルマルチプレクサ308を制御することで画素毎に信号311として適宜出力され、例えばCTシステムへ光子計測画像の再構成演算処理部へ受け渡される。また、電圧加算結果のアナログ出力307a、307b、307cは、アナログマルチプレクサ309で選択的にA/D変換器310へ入力され、デジタル信号に変換され、画素毎に信号312として適宜出力され、例えばCTシステムの電流計測画像の再構成演算処理部へ受け渡される。
　このように本実施形態では、動作時定数の小さい光子計測回路には、画素よりも小さいサブ画素単位で計数を行い、動作時定数の大きい電流計測回路(A/D変換器309)は、画素単位で計測を行う。これにより、以下で計算されるように実用的な光子計測性能と電流計測性能を低コストで達成することができる。
　まず、光子計測回路301a～301iは、1画素(1mm2)に対してn(＝9)個配置されている。一つの光子計測回路301aは、現状の最適化された設計で、光子計測性能が50M個/mm2/秒で回路面積は0.09mm2であると仮定する。一つの画素あたり、9個の光子計測回路301a等が配置されているとすると、光子計測回路301a～301iの全体では、光子計測性能が50M×9＝450M個/mm2/秒であり、その面積は0.09mm2×9＝0.81mm2/画素となる。
　一方、電流計測回路は、その大部分の面積を占めるのがA/D変換器310であり、回路面積が6mm2、計測精度20bit、計測速度200kサンプル/秒程度であると仮定する。A/D変換器310は、k(＝64)画素(64mm2)に対して1個備えられているため、計測精度20bit、計測速度200k/64＝3.1kサンプル/秒、その面積は6mm2/64＝0.09mm2/画素となる。よって、光子計測回路と電流計測回路の合計面積は、約0.9mm2/画素となり、回路面積は、画素サイズと同等以下に小さくできている。また、CTシステムとしての実用に耐え得る目標性能である光子計測性能450M個/mm2/秒以上、電流計測性能は計測精度20bitで速度3kサンプル/秒以上を達成できている。
　図6(a)～(c)は、光子計測性能、回路面積および電流計測速度のそれぞれと、検出素子サイズとの関係を下記式(1)～(3)により見積もったグラフである。計算に用いた回路性能や面積は、上述の仮定条件の通りであり、光子計測回路の回路面積は0.09mm2/個、計数性能は50M光子/mm2/秒/個である。一方、電流計測回路の回路面積は6mm2、精度20bit、計測速度200kサンプル/秒とする。
　光子計測性能FPは、画素サイズをD(mm)とした場合に、下式(1)となる。
　　　　FP＝1/D2×50　(M個/mm2/秒)　　・・・(1)
　また、1画素あたりの回路面積Sは、光子計測回路面積が0.09mm2/個、電流計測回路面積は6mm2であるが、電流計測回路は64画素で共用されるため、1画素あたりは0.094mm/画素となるので、下式(2)で表される。
　　　　S＝1/D2×0.09＋0.094　(mm2/画素)　　・・・(2)
　また、電流計測回路の計測速度FIは、積分器＋加算器302aを備えたことにより、サブ画素である検出素子(D)単位ではなく、画素単位で行われるため、どのような検出素子サイズに対しても、下式(3)が維持される。
　　　　FI＝200k/64＝3.1kサンプル/秒　　・・・(3)
　図6(a)～(c)から分かる通り、検出素子(D)のサイズを0.33mm程度とし、光子計測を検出素子単位で行う一方、電流計測を画素単位で行うことにより、目標とする性能(回路面積を1mm2/画素以下、光子計測性能を450M個/mm2/秒以上、電流計測速度3kサンプル/秒以上)を達成できることが分かる。
　一方、比較例1として、1画素を0.333mm角の9個のサブ画素に分割し、1サブ画素に対して一つの光子計測回路(P)301a等を配置するとともに、積分器＋加算器302aを配置することなく、A/D変換器310を64個の画素(64画素×9個のサブ画素)で共有するように配置したとする。この場合、光子計測回路(P)とA/D変換器310の回路面積の合計は、0.90mm2/画素、光子計測性能が450M個/mm2/秒となるが、電流計測性能は、精度20bitに維持できるが、画素が9個のサブ画素に分割されているため計測速度が0.34kサンプル/秒に低下する。このため、電流計測速度が目標性能を達成できない。
　さらに別の比較例2として、上記比較例1において、目標性能の電流計測速度を満たすようにA/D変換器310の数を9倍に増加させた場合、回路面積の合計が1.65mm2/画素、光子計測性能が450M個/mm2/秒、電流計測性能が精度20bit、電流計測速度が3.1kサンプル/秒となるため、電流計測速度は目標性能を満たすが、今度は、回路面積の合計が目標性能を満たさなくなることがわかる。
　上述のように、本実施形態の構成では、光子計測性能および電流計測性能の目標性能をそれぞれ達成可能であるが、実際にこれを実現するためには、配線長を所定値以下に短くする必要がある。以下、光子および電流の計測回路の動作速度と配線距離の制約について説明する。一般に回路の配線距離L(mm)、寄生配線容量Cpara(pF/mm)、および、寄生配線抵抗Rpara(Ω)を用いると、信号伝播のRC時定数τは、下式(4)で表される。
　　　　τ＝Cpara×Rpara×L2　　　・・・(4)
　そのため、光子計測回路(P)が、許容するRC時定数をτP(秒)、電流計測回路(積分器＋加算器302a、サンプルホールド回路304a、アナログマルチプレクサ309、A/D変換器310)の許容するRC時定数をτI(秒)とすると、それぞれの回路が許容する配線長LP、LIは、下式(5)、(6)でそれぞれ表される。
　　　　LP∝√τP　　　・・・(5)
　　　　LI∝√τI　　　・・・(6)
　つまり、回路に許容される配線長は、回路の時定数の平方根に比例する。ここで、光子計測回路(P)のRC時定数を20nsec、電流計測回路(積分器＋加算器302a、サンプルホールド回路304a、アナログマルチプレクサ309、A/D変換器310)のRC時定数を5μsecとして、それぞれの回路が許容する配線長LP、LIを計算すると、最大配線長の比は1：16となる。
　このRC時定数と配線距離の関係をより具体的な例で示すと次のようになる。光子計測回路(P)の計数性能を50M光子/秒とすると、1光子あたりの回路動作時間は20nsec、また、電流計測回路と計数性能を200kサンプル/秒とすると、1サンプルあたりの回路動作時間は5μsecとなる。それぞれの回路の動作時間のうち、信号伝播に割り当てられる時間を5％とすれば、光子計測回路で許容される信号伝播時間は1nsec、電流計測回路で許容される信号伝播時間は250nsecとなる。
　ここで、回路基板内の配線の寄生成分として寄生配線容量を0.3pF/mm、寄生配線抵抗を300Ω/mmとすると、最終静定電圧との誤差が0.7％となる5τの時間は、
　　　　0.3(pF/mm)×300(Ω/mm)×(配線長)2×5
と表され、例えば、配線長が1mmのときに0.45nsec、2mmのときに1.8nsec、10mmのときに45nsec、20mmのときに180nsecとなるので、光子計測回路(P)に許容される配線長は1.5mm程度と短い一方、電流計測回路に許容される配線長は20mm超と長くなる。したがって、検出素子(D)0101a等と光子計測回路(P)301a等との配線長を1.5mm以内に抑制し、電流計測回路の各回路の動作を考慮すると、検出素子0101a等とサンプルホールド回路304a等との配線長を20mm以内、サンプルホールド回路304a等とA/D変換器310との配線長を20mm以内に抑制することができれば、光子計測回と電流計測回路の動作速度を上記目標性能以上にすることができる。
　なお、回路の動作時定数と許容される最大配線長の関係について上記説明では具体的な数値をあげて述べたが、これらの制約、及び、具体的な数値は、回路基板(LSIチップ)の製造プロセスや駆動電流によって、ある程度の幅をもって変動し得るものであり、回路の動作を阻害しない範囲で適宜変更して良いことは言うまでもない。
　本実施形態では、上述したように、回路面積が画素面積以下であるため、回路基板50101を検出素子基板20101と同等以下の面積にすることができ、回路基板50101と検出素子基板20101とを図4(b)のように重ねて配置し、バンプ40等で接続することができる。これにより、接続する検出素子(D)0101a等と光子計測回路回路(P)301a等とを基板の厚み方向についてほぼ1対1で対応する位置関係にすることにより、配線W301aの長さを基板20101のほぼ厚みに相当する長さまで低減でき、配線長を1.5mm以内にすることが可能である。一方、検出素子0101a等とサンプルホールド回路304a等との配線長は20mm以内、サンプルホールド回路304a等とA/D変換器310との配線長は20mm以内であればよいため、比較的自由に回路基板50101上に配置することができる。
　以下、図3(a)で示した回路構成の回路基板50101内の具体的なレイアウト例について説明する。図4(a)は、図2の8×8画素の検出素子基板20101の各検出素子(D)0101aの出力を処理する回路基板50101のレイアウトを示している。回路基板50101には、図3(a)のブロック305a、305b、305c等が64個搭載されている。すなわち、1画素あたり3×3＝9個のサブ画素(検出素子(D))を含む画素が8×8＝64個搭載された検出素子基板20101の合計576個の検出素子(D)にそれぞれ接続される同数の光子計測回路(P)と、それぞれ64個のカウント加算器(DSUM)303a、積分器＋加算器(ASUM)302aおよびサンプルホールド回路(S/H)304aと、1個ずつのデジタルマルチプレクサ(DMUX)308、アナログマルチプレクサ(AMUX)309およびA/D変換器310が、回路基板50101に搭載されている。
　図4(a)のレイアウトでは、回路基板50101の4隅にそれぞれ領域41～44を設け、この4つの領域に576個/4＝144個ずつの光子計測回路(P)を配列している。また、4つの領域の間の帯状の領域45，46のうち、y方向に長い領域45にはカウント加算器(DSUM)303a、積分器＋加算器(ASUM)302a、サンプルホールド回路(S/H)304a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308、および、アナログマルチプレクサ(AMUX)309を配置し、x方向に長い領域46にはA/D変換器310を配置している。
　この回路基板50101と重なる形で検出素子基板20101配置されるため、時定数の小さい光子計測回路(P)は、検出素子(D)のほぼ真下にあり検出素子基板20101の厚さとバンプ40の厚さに相当する非常に近い位置にある。よって、検出素子(D)0101a等と光子計測回路(P)301a等を接続する配線W301a、W301b、…W301iの距離を短くすることができる。
　一方、図3(a)における検出素子(D)と積分器＋加算器(ASUM)302aを接続する配線W302a～W302i、光子計測回路301a等とカウント加算器(DSUM)303aとを接続する配線W303a～W303iの大まかな経路は、図4(a)に示した線51のようになる。また、時定数が大きく、回路面積も大きいA/D変換器変換回路310は、領域46に配置されているため、アナログマルチプレクサ(AMUX)309とA/D変換器310とを接続する配線W310の大まかな経路は、図4(a)に示した線52のようになる。
　図4(a)のレイアウトでは、積分器＋加算器(ASUM)302a、サンプルホールド回路(S/H)304a、および、アナログマルチプレクサ(AMUX)309等のアナログ回路が、領域45に集中配置されるので、電流源等の回路機能を共有でき、回路面積と消費電流を削減できるというメリットがある。
　また、信号伝播の遅延時間は、画素ごとに大きく変わらないようおくことが望ましいことから、図4(a)において線52で示すように、画素ごとの配線W310の距離を揃えるように接続することで、画素ごとの計測タイミングを揃えるという効果も得られる。
　さらに、面積の大きいA/D変換器310を領域46に集中して配置することで、回路レイアウトの無駄面積を抑制する効果もある。なお、本実施例ではDSUM、DMUX、ASUM、S/H、AMUXを領域45に、A/D変換器を領域46に配置したが、レイアウト最適化のために例えばS/HとA/D変換器を領域46に配置する等、適宜配置場所を変更しても良い。
　図7は、回路基板の別のレイアウトを示している。図7のレイアウトの回路基板60101は、回路基板60101の4隅にそれぞれ領域41～44を設け、この4つの領域に576個/4＝144個ずつの光子計測回路(P)を配列しているという点では、図4(a)のレイアウトと同じであるが、各領域41～44内の中央にy方向に沿って、所定の幅の帯状の領域47を設けている点が図4(a)のレイアウトとは異なっている。領域47を設けたことにより、領域45の幅は狭くなっている。
　4つの領域41～44内に設けられたy方向の帯状領域47には、積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aとアナログマルチプレクサ(AMUX)309が複数個ずつ配置される。中央の領域45には、カウント加算器(DSUM)303aとデジタルマルチプレクサ(DMUX)308が配置される。
　図7に示した線61は、図3(a)における光子計測回路(P)301a等とカウント加算器(DSUM)303aとを接続する配線W303a～W303iの大まかな経路を示している。図7に示した線62は、検出素子(D)0101a等から積分器＋加算器(ASUM)302aとの間の配線W302a～W302iの大まかな経路を示している。線63は、アナログマルチプレクサ(AMUX)309とA/D変換器310とを接続する配線W310の大まかな経路を示している。
　図7のレイアウトにおいては、デジタル系の回路(カウント加算器(DSUM)303aとデジタルマルチプレクサ(DMUX)308)と、アナログ系の回路(積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aとアナログマルチプレクサ(AMUX)309)を分けてそれぞれ集中配置できるため、電源供給がしやすいというメリットがある。また、デジタル系の回路とアナログ系の回路を分けたことにより、アナログ系の回路へデジタル系の回路からノイズが混入するのを抑制できるというメリットもある。
　さらに、図7のレイアウトは、検出素子(D)からサンプルホールド回路(S/H)304aまでの配線距離の変動量を、図4(a)のレイアウトよりも抑制できるメリットもある。なお、本実施例においても図4で述べたことと同様に、レイアウト最適化のために例えばS/HとA/D変換器を領域46に配置する等、適宜配置場所を変更しても良い。
　また、特に図示しないが、各回路の面積や形状によっては、図7において領域45と領域47を交換したレイアウト、つまり、デジタル系の回路を領域47に、アナログ系の回路を領域45に配置しても良い。
　図8(a)は、さらに別の例のレイアウトの回路基板70101を示している。図8(a)の回路基板70101は、上部右側の領域73と下部右側の領域74にそれぞれ、576個/2＝288個ずつの光子計測回路(P)を配列している。回路基板70101の左端の辺のy方向の沿った帯状の領域75には、カウント加算器(DSUM)303a、積分器＋加算器(ASUM)302a、サンプルホールド回路(S/H)304a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308、および、アナログマルチプレクサ(AMUX)309を配置する。中央のx方向に長い領域46には、A/D変換器310を配置している。
　図8(a)のレイアウトでは、図4(a)や図7のレイアウトと異なり、2つの領域73，74に光子計測回路(P)を集中配置している。図8(a)の線71は、光子計測回路(P)301a等とカウント加算器(DSUM)303aとを接続する配線W303a～W303i、および、検出素子(D)0101a等から積分器＋加算器(ASUM)302aとを接続する配線W302a～W302iの大まかな経路を示している。線72は、アナログマルチプレクサ(AMUX)309とA/D変換器310とを接続する配線W310の大まかな経路を示している。
　図8(a)のレイアウトでは、アナログ系の回路(積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aとアナログマルチプレクサ(AMUX)309)が集中配置されるので、電流源等の回路機能を共有し、回路面積と消費電流を削減できるメリットがある。また、面積の大きいA/D変換器310を領域46に集中して配置することで、回路レイアウトの無駄面積を抑制する効果もある。
　さらに、図8(a)の回路基板70101をアレイ状に配置する際、図8(b)のように、x方向に隣り合う回路基板70101をx方向に反転したレイアウトにすることで、領域75を隣同士の回路基板70101で隣接させることができる。これにより、回路基板70101をアレイ状に配置した際の電源供給がより単純化できるというメリットもある。なお、本実施例においても図4等で述べたことと同様に、レイアウト最適化のために例えばS/HとA/D変換器を領域46に配置する等、適宜配置場所を変更しても良い。
　図9(a)は、さらに別のレイアウトの回路基板80101を示している。図9(a)のレイアウトは、回路基板80101の左端にy方向に沿った帯状の領域75を設け、回路基板80101の下端にx方向に沿った帯状の領域を設けている。そして、これ以外の領域83にすべての光子計測回路Pを配列している。回路基板80101の左端のy方向の沿った帯状の領域75には、カウント加算器(DSUM)303a、積分器＋加算器(ASUM)302a、サンプルホールド回路(S/H)304a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308、および、アナログマルチプレクサ(AMUX)309を配置する。下端のx方向に長い領域84には、A/D変換器310を配置している。
　図9(a)の線81は、光子計測回路(P)301a等とカウント加算器(DSUM)303aとを接続する配線W303a～W303i、および、検出素子(D)0101a等から積分器＋加算器(ASUM)302aとを接続する配線W302a～W302iの大まかな経路を示している。線82は、アナログマルチプレクサ(AMUX)309とA/D変換器310とを接続する配線W310の大まかな経路を示している。
　図9(a)のレイアウトでは、図8(a)のレイアウトと同様に、アナログ系の回路(積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aとアナログマルチプレクサ(AMUX)309)が集中配置されるので、電流源等の回路機能を共有し、回路面積と消費電流を削減できるメリットがある。また、面積の大きいA/D変換器310を領域84に集中して配置することで、回路レイアウトの無駄面積を抑制する効果もある。
　さらに、図9(a)の回路基板80101をアレイ状に配置する際、図9(b)のように、x方向に隣り合う回路基板80101をx方向に反転したレイアウトにし、y方向に隣り合う回路基板80101をy方向に反転したレイアウトにすることで、領域75および84を隣同士の回路基板80101で隣接させることができる。これにより、回路基板80101をアレイ状に配置した際の電源供給がより単純化できるというメリットもある。なお、本実施例においても図5等で述べたことと同様に、レイアウト最適化のために例えばS/HとA/D変換器を領域46に配置する等、適宜配置場所を変更しても良い。
　なお、図3(a)のデジタルマルチプレクサ308およびアナログマルチプレクサ309は、それぞれ多段構成にすることも可能である。
　図4(a)、図7、図8(a)、図9(a)のレイアウトは、本実施形態の一例であり、X軸反転、Y軸反転、回転等によりレイアウト方向を変更しても良い。また、A/D変換器変換回路310の入力端子は、左端の中央部としているが、適宜変更しても良い。
　＜＜第2の実施形態＞＞
　図10を用いて、第2の実施形態の放射線検出装置について説明する。
　図10のように、第2の実施形態の放射線検出装置の計測回路の構成は、第1の実施形態の図3(a)の構成と同様であるが、検出画素0102に対応するブロック305bにおいて、画素102のn個の検出素子0102a～0102iの電流パルス信号をチャージアンプ(A)323a～323iで電圧パルス信号に変換した後、積分器＋加算器312bに入力させる配線W312a～W312iのみならず、隣の検出画素0101の積分器＋加算器302aに入力させる配線W901a～W901iが配置されている点が、第1の実施形態とは異なっている。
　また、配線W312a～W312iと配線W901a～W901iとの間には、スイッチ91a～91iがそれぞれ配置されている。スイッチ91a～91iを不図示の制御回路が切り替えることにより、検出画素0102の検出素子0102a～0102iの出力する電流パルス信号を電圧パルス信号に変換した後、検出画素0102に対応するブロック305bの積分器＋加算器312bに入力させるか、隣接する検出画素0101に対応するブロック305aの積分器＋加算器302aに入力させるかを選択することができる。
　スイッチ91a～91iにより、配線W312a～W312i側を選択した場合には、第1の実施形態と同様に、検出素子0102a～0102iの出力する電流パルス信号をチャージアンプ323a～323iで変換した電圧パルス信号は、積分器＋加算器302a，312bによってそれぞれ加算される。一方、スイッチ91a～91iにより、配線W901a～W901i側を選択した場合には、検出画素0102の検出素子0102a～0102iの出力する電流パルス信号をチャージアンプ323a～323iで変換した電圧パルス信号は、検出画素0102の検出素子0102a～0102iの出力する電流パルス信号を変換した電圧パルス信号とともに、積分器＋加算器302aに入力される。これにより、検出画素0101の検出素子0101a～0101iの出力する電流パルス信号による電圧パルス信号と、検出画素0102の検出素子0102a～0102iの出力する電流パルス信号による電圧パルス信号がすべて積分器＋加算器302aによって加算されて、サンプルホールド回路304aに出力される。
　したがって、CTシステムにおいて複数の画素間で計測値を加算する公知の撮影を行う場合には、加算する画素同士の電流を積分器＋加算器(ASUM)302aで加算することができる。よって、検出画素0102に対応する積分器＋加算器(ASUM)312bおよびサンプルホールド回路304bの動作を停止させることができ、消費電流を抑制することができる。
　なお、全ての画素に、配線W901a～W901iとスイッチ91a～91iを配置することも可能であるし、複数の画素間で計測値を加算する可能性のある画素にのみ、配線W901a～W901iとスイッチ91a～91iを配置することももちろん可能である。
　一方、光子計測は、計測量を維持するために、第1の実施形態と同様に、いずれの検出画素0101、0102等においても検出素子(D)と光子計測回路(P)とを1対1で接続することが望ましい。
　他の構成および動作については、第1の実施形態と同様であるので説明を省略する。
　＜＜第3の実施形態＞＞
　図11を用いて、第3の実施形態の放射線検出装置について説明する。
　図11のように、第3の実施形態の放射線検出装置の計測回路の構成は、第1の実施形態の図3(a)の構成と同様であるが、複数の検出素子0101a～0101iのうち、半数の検出素子0101b、0101i等には、チャージアンプ回路313b、313i等に接続する配線W902b、W902iの他に、隣のチャージアンプ回路313a、313h等に接続する配線W902a、W902hも接続されている点が第1の実施形態とは異なっている。
　配線W902b、W902iと配線W902a、W902hとの間には、スイッチ92b、92iがそれぞれ配置されている。スイッチ92bを不図示の制御回路が切り替えることにより、検出素子0101bの出力する電流パルス信号を、チャージアンプ回路313bに入力させるか、隣のチャージアンプ回路313aに入力させるかを選択することができる。同様に、スイッチ92iを不図示の制御回路が切り替えることにより、検出素子0101iの出力する電流パルス信号を、チャージアンプ回路313iに入力させるか、隣のチャージアンプ回路313hに入力させるかを選択することができる。
　スイッチ92bの選択によって、2つの検出素子0101aおよび0101bの電流パルス信号が入力したチャージアンプ回路313aは、両方の電流パルス信号を合計した電圧パルスを出力する。スイッチ92iの選択によって、2つの検出素子0101hおよび0101iの電流パルス信号が入力したチャージアンプ回路313hについても同様であり、両方の電流パルス信号を合計した電圧パルスを出力する。これにより、光子計測回路301a、301hに入力する電流パルス数が、計数可能な数を超えない場合には、約半分の数の光子計数回路301a，301h等によって、検出画素0101の全ての検出素子0101a～0101iの出力する電流パルス信号を計数することができる。計数されたカウント値は、カウント加算器303aによって加算される。
　このように、光子計測回路301a、301hに入力する電流パルス数が、計数可能な数を超えないような低照射X線量の場合には、約半分の数の光子計測回路301a，301h等によって、検出画素0101の全ての検出素子0101a～0101iの出力する電流パルス信号を計数することができる。よって、半分のチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)を停止させることができるため、回路動作による電力消費を抑制することができる。また、高照射X線量の場合には、スイッチ92b，92iの選択によって、全て光子計測回路301a～301iを用いて光子の計数を行うことができる。
　なお、図11では検出素子(D)とチャージアンプ回路(A)を2対1で接続した例を示したが、計測する光子数がさらに低いモードがある場合は、3対1、あるいは、4対1で接続しても良い。
　他の構成および動作については、第1の実施形態と同様であるので説明を省略する。
　＜＜第4の実施形態＞＞
　図12を用いて、第4の実施形態の放射線検出装置について説明する。
　第4の実施形態の放射線検出装置の回路基板は、第1の実施形態の図4(a)、図7、図8(a)、図9(a)のレイアウトの回路基板と同様であるが、搭載されているチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)のうち、X線照射野の外側に位置する検出素子(D)に接続されているチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)の動作を停止させる。
　図12は、検出素子基板20101の一部の検出素子(D)の配列を示している。CTシステムにおいては、X線の照射野を検出素子(D)の配列領域よりも狭くする撮影方法を用いることがある。本実施形態では、X線が照射されない検出素子(D)に接続されているチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)の動作を制御回路が停止させ、消費電力を抑制する。例えば、制御回路は、CTシステムのX線発生装置のコリメータの開度もしくは操作部に操作者が設定したX線照射野を受け取る等によりX線照射野を受け取り、X線照射野外に位置する検出素子(D)を特定し、特定した検出素子(D)に接続されているチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)への電流供給を停止させる。
　例えば、図12の場合は、X線照射野外となる検出素子(D)0101a、0101b、0101c、0101d、0101e、0101f、0102a、0102b、0102c、0102d、0102e、0102f、0301a、0301b、0301c、0301d、0301e、0301f、0302a、0302b、0302c、0302d、0302e、0302fに接続されているチャージアンプ回路(A)及び光子計測回路(P)の動作を停止させることで消費電流を抑制する。
　＜＜第5の実施形態＞＞
　図13等を用いて、第5の実施形態を説明する。第1～第4の実施形態では、検出素子基板20101と同等以下の面積の回路基板50101等に、全ての回路を搭載する構成であったが、回路基板を2枚以上にし、2枚の回路基板に回路を分けて搭載する構成にすることも可能である。
　図13のように、検出素子基板20101の下には、いずれもLSIである2枚の回路基板50101aと50101bとが重ねて配置されている。検出素子基板20101と上側の回路基板50101aとはバンプ41により接続されている。上側の回路基板50101には、厚さ方向にシリコン貫通電電極(Through Silicon Via(TSV))42が設けられている。上側の回路基板50101aと下側の回路基板50101bは、TSV42とバンプ43により接続されている。
　図13では、上側の回路基板50101aは、チャージアンプ回路(A)に加えて、光子計測のための回路(光子計測回路(P)301a、カウント加算器(DSUM)303a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308)が搭載されている。下側の回路基板50101bには、電流計測のための回路(積分器＋加算器(ASUM)302a、サンプルホールド回路(S/H)304a、アナログマルチプレクサ(AMUX)309、A/D変換器310)が搭載されている。
　これまで述べてきたように、光子計測のための回路の時定数は短く、電流計測のための回路の時定数は長いため、電流計測のための回路を下側の回路基板50101bに搭載しても、回路性能の低下は小さい。
　また、図13のように、2枚の回路基板(LSI)50101a、50101bに回路を分けて搭載することにより、光子計測のための回路を搭載した回路基板50101aと、電流計測のための回路を搭載した回路基板50101bを異なる半導体プロセスノードで作成することができるため、それぞれの回路の最適な性能を達成できしやいというメリットがある。
　また、2枚の回路基板50101a、50101bに分けられていることにより、光子計測のための回路と、電流計測のための回路との間で、回路ノイズの伝播を抑制できるというメリットもある。さらに、それぞれの回路基板50101a、50101bにおいて、レイアウト面積に余裕が生じるため、その面積を十分に低インピーダンスな電源供給配線に割り当てたり、歩留まり向上の冗長化に割り当てるなど、回路のさらなる性能向上や歩留まり向上を実現できるメリットもある。
　なお、図13の構成では、基板間の接続に、バンプ41，43を用いる例を示したが、適宜ワイヤボンディング等の異なる接続手段を用いても良い。
　また、2枚の回路基板(LSI)50101a、50101bに搭載する回路は、上記のように光子計測のための回路と、電流計測のための回路とに分けることに限定されるものではない。例えば、上側の回路基板(LSI)50101aには、光子計測のための回路(光子計測回路(P)301a、カウント加算器(DSUM)303a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308)に加えて、積分器＋加算器(ASUM)302aを搭載する構成にしてもよい。下側の回路基板50101bには、それ以外の回路(サンプルホールド回路(S/H)304a、アナログマルチプレクサ(AMUX)309、A/D変換器310)を搭載する。
　これにより、下側の回路基板50101bのレイアウト面積に、図13の構成の場合よりもさらに余裕が生じるため、下側の回路基板50101bの面積を削減できるメリットがある。
　また、上側の回路基板(LSI)50101aに、光子計測のための回路(光子計測回路(P)301a、カウント加算器(DSUM)303a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308)に加えて、積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aを搭載する構成にしてもよい。下側の回路基板50101bには、それ以外の回路(アナログマルチプレクサ(AMUX)309、A/D変換器310)を搭載する。
　さらに、上側の回路基板(LSI)50101aに、光子計測のための回路(光子計測回路(P)301a、カウント加算器(DSUM)303a、デジタルマルチプレクサ(DMUX)308)に加えて、積分器＋加算器(ASUM)302aとサンプルホールド回路(S/H)304aとアナログマルチプレクサ(AMUX)309を搭載する構成にしてもよい。下側の回路基板50101bには、A/D変換器310のみを搭載する。
　＜＜第6の実施形態＞＞
　第6の実施形態として、光子計測データにより再構成した画像と、電流計測データにより再構成した画像の表示画面について図14を用いて説明する。
　上述してきた各実施形態では、1回のX線照射によって光子計測データと電流計測データの両方を同時に取得することができる。そのため、第7の実施形態で説明するように、光子計測データにより再構成した光子計測画像と、電流計測データにより再構成した電流計測画像の両方を生成することができる。それらの画像は、表示制御部が、表示装置の画面上で任意に切り替えて選択的に表示させることも可能であるし、あるいは同時に表示することも可能である。
　例えば、図14の表示画面1601は、電流計測画像の表示領域1603と、光子計測画像の表示領域1604と、画像切替えアイコン1602を含む。画像切替アイコン1602において、「電流画像」が選択された場合には、表示制御部が、領域1603に電流計測画像が表示させ、「パルス画像」が選択された場合には、領域1604に光子計測画像を表示させる。また、画像切替アイコン1602の「電流画像」と「パルス画像」の両方が選択された場合には、領域1603と1604に両方の画像を表示させる。
　なお、図14の表示画面1601の領域1603，1604の配置や大きさ、画像切替アイコン1602は、図14の構成に限定されるものではなく、適宜変更することができる。
　＜＜第7の実施形態＞＞
　第7の実施形態として、上記第1～第6の実施形態の放射線検出装置を備えた医用画像撮像装置として、CTシステムの例について、図15を用いて説明する。
　図15のように、CTシステムは、撮影用に用いるスキャナ101、被検体をのせて移動するための寝台102と、操作ユニット106とを備えて構成される。
　スキャナ101は、X線発生装置111、高電圧発生装置112、X線制御装置113、放射線検出装置121、スキャナ制御装置115および中央制御装置126を含む。高電圧発生装置112は、X線制御装置113の制御下で所定の電流及び高電圧を発生し、X線発生装置111に供給する。これにより、X線発生装置111は、X線を発生する。
　X線発生装置111と放射線検出装置121は、中央に被検体117を挿入するための開口を備えた円盤114に搭載されている。円盤114には、円盤114を回転駆動する駆動装置116が備えられている。また、円盤114には、X線発生装置111が発生したX線が透過する位置に、Bow－tieフィルタ118とコリメータ119も搭載されている。コリメータ119には、コリメータ制御装置120が接続されている。スキャナ制御装置115は、駆動装置116およびコリメータ制御装置120に接続され、円盤114の回転および停止、ならびに、コリメータ120の開口を制御する。
　放射線検出装置121は、第1～第4の実施形態のいずれの構成であってもよく、検出素子基板20101と、回路基板(例えば50101)が積層されている。
　寝台102は、円盤114に対して寝台102を移動させる寝台駆動部を内蔵している。寝台駆動部には、その駆動量を制御する寝台制御装置124と、寝台移動計測装置125が接続されている。
　操作ユニット106は、入力装置107と、演算装置104とを含む。入出力装置107は、表示制御部105と、入力装置103と、記憶装置108を備えている。表示制御部105には、表示装置109が接続されている。
　表示制御部105は、表示装置109に例えば第6の実施形態で説明した表示画面1601が表示させる。また、表示画面には、入力装置103を介した操作者がパラメータを入力する際の操作画面も表示される。入力装置103は、マウスやキーボードなどで構成され寝台移動速度情報や再構成位置など計測や再構成に用いるパラメータの入力を操作者から受け付ける。
　演算装置104は、補正処理装置131と、再構成演算装置132と、画像処理装置133とを備えている。
　再構成演算装置132は、電流計測画像の再構成部132aと、光子計測画像の再構成部132bとを含む。電流計測画像の再構成部132aには、放射線検出装置121の図3(a)のA/D変換器310の出力信号312が入力される。光子計測画像の再構成部132bには、図3(a)のデジタルマルチプレクサ308の出力信号311が入力される。
　各部の動作を説明する。操作者が、入力装置103から撮影条件(寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置など)や再構成パラメータ(関心領域、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数など)を入力すると、その指示に基づいて、中央制御装置126は、撮影に必要な制御信号を、X線制御装置113、寝台制御装置124、スキャナ制御装置115に出力する。これにより、操作者が入力装置103を操作して、撮影スタート信号が出力したならば、撮影が開始される。
　撮影が開始されるとX線制御装置113により高電圧発生装置に制御信号が送られ、高電圧がX線発生装置に印加され、X線発生装置からX線が被検体117へ照射される。同時に、スキャナ制御装置115から駆動装置116に制御信号が送られ、円盤114を回転させる。これにより、X線発生装置111および放射線検出装置121が被検体の周りを周回する。
　一方、寝台制御装置124の制御により、被検体117を乗せた寝台102は、体軸方向に平行移動したり、静止したりする。
　X線発生装置111から照射されたX線は、Bow－tieフィルタ118によってX線ビームの形状を整形された後、コリメータ119によって照射領域を制限され、被検体117に照射される。X線は、被検体117内の各組織で吸収(減衰)され、被検体117を通過し、回転方向について定められたサンプリング間隔において放射線検出装置121に入射する。この回転方向のデータ収集単位をビューと呼ぶ。放射線検出装置121の検出素子基板20101は、検出素子(D)を2次元に配列した構成である。回転方向の素子の並びをチャネル、それに直交する方向を列と呼ばれる。
　放射線検出装置121の検出素子基板20101の検出素子(D)に入射したX線光子により電流パルス信号が発生し、第1～第4の実施形態で説明したように、回路基板50101の回路によって、光子計測データおよび電流計測データが生成され、それぞれ出力信号311，312として光子計測画像の再構成部132bおよび電流計測画像の再構成部132aに入力される。再構成部132bは、光子計測データから光子計測画像を再構成する。再構成部132aは、電流計測データから電流計測画像を再構成する。
　再構成画像は、表示装置105に第6の実施形態で説明したように表示される。再構成画像は、記憶装置108に保存される。
　なお、補正処理装置131は、放射線検出装置121からの出力信号311，312に対して、必要に応じて、オフセット補正処理、エアー補正処理、リファレンス補正処理、対数変換処理、ビームハードニング効果を抑制するためのファントム補正処理等を行う。
補正を行った場合には、再構成演算装置132は、補正後の信号を用いて再構成処理を行う。
　41，43　バンプ、42　シリコン貫通電極(TSV)、0101a等　検出素子(D)、121　放射線検出装置、301a等　光子計測回路(P)、302a　積分器＋加算器(ASUM)、303a　カウント加算器(DSUM)、304a　サンプルホールド回路(S/H)、308　デジタルマルチプレクサ(DMUX)、309　アナログマルチプレクサ(AMUX)、310　A/D変換器、313a等　チャージアンプ回路、20101　検出素子基板、50101　回路基板

Claims (20)

  1. 　放射線の光子を受けて電流パルス信号を発生する複数の検出素子と、前記検出素子に接続された光子計測部および電流計測部とを有し、
    　前記検出素子は、所定の配列で配置され、所定数ごとに一つの検出画素を構成し、
    　前記光子計測部は、前記検出素子に1対1に接続され、前記検出素子が出力する電流パルス信号をカウントする複数の光子計測回路を含み、
    　前記電流計測部は、前記検出画素毎に配置された積分器、加算器およびサンプルホールド回路と、複数の前記検出画素に対して一つ配置された、アナログ信号をデジタル信号に変換する変換器とを含み、前記積分器と加算器は、一つの前記検出画素を構成する複数の前記検出素子がそれぞれ出力する電流パルス信号を積分して加算し、前記サンプルホールド回路は、前記加算器の出力を所定のタイミングで保持し、前記変換器は、複数の前記検出画素のうちいずれかの前記サンプルホールド回路のアナログ出力を選択的にデジタル信号に変換することを特徴とする放射線検出装置。
  2. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、前記複数の検出素子は、検出素子基板に前記所定の配列により配列されて搭載され、前記光子計測部および電流計測部は、前記検出素子基板に重なるように配置された回路基板に搭載され、
    　前記光子計測部および前記電流計測部の回路面積の合計は、前記配列された前記複数の検出素子の面積と同等以下であることを特徴とする放射線検出装置。
  3. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、前記光子計測部は、前記検出画素毎に配置されたカウント加算器をさらに有し、前記カウント加算器は、一つの前記検出画素の前記検出素子ごとに接続された複数の前記光子計測回路の出力するカウント結果を加算することを特徴とする放射線検出装置。
  4. 　請求項3に記載の放射線検出装置であって、前記光子計測部は、複数の前記検出画素に対して一つ配置された出力選択器をさらに有し、前記出力選択器は、複数の前記検出画素ごとに配置された前記カウント加算器の出力を選択的に出力することを特徴とする放射線検出装置。
  5. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、前記検出素子と前記光子計測回路とを接続する配線の長さは、前記検出素子から前記積分器、前記加算器を介して前記サンプルホールド回路に至る配線の長さよりも短いことを特徴とする放射線検出装置。
  6. 　請求項5に記載の放射線検出装置であって、前記光子計測回路の動作の時定数は、前記サンプルホールド回路の動作の時定数よりも短いことを特徴とする放射線検出装置。
  7. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、前記検出素子が前記電流パルス信号を出力する配線は、2つに分岐されて、一方は前記光子計測回路に、他方は前記積分器に接続されていることを特徴とする放射線検出装置。
  8. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、前記電流計測部の前記積分器には、対応する前記検出画素の前記検出素子が出力する電流パルス信号の他に、隣接する前記検出画素の前記検出素子が出力する電流パルス信号も入力され、2つの前記検出画素の前記電流パルス信号を加算することを特徴とする放射線検出装置。
  9. 　請求項8に記載の放射線検出装置であって、前記電流計測部は、前記検出画素の前記検出素子の出力する電流パルス信号を、その検出画素に対応する前記電流計測部の前記積分器に入力させるか、その検出画素に隣接する検出画素の対応する前記電流計測部の前記積分器に入力させるかを選択するスイッチを備えることを特徴とする放射線検出装置。
  10. 　請求項8に記載の放射線検出装置であって、対応する前記検出画素の前記検出素子が出力する電流パルス信号が前記隣接する検出画素の前記積分器に入力され、対応する前記検出画素の前記検出素子から電流パルス信号が入力しない前記積分器、前記加算器、前記サンプルホールド回路を停止させる制御部をさらに有することを特徴とする放射線検出装置。
  11. 　請求項1に記載の放射線検出装置であって、複数の前記光子計測回路の一部には、対応する前記検出素子が出力する電流パルス信号の他に、同一の前記検出画素内の他の前記検出画素子が出力する電流パルス信号も入力され、2つの前記検出素子の前記電流パルス信号の両方をカウントすることを特徴とする放射線検出装置。
  12. 　請求項11に記載の放射線検出装置であって、前記光子計測部は、前記検出素子の出力する電流パルス信号を、その検出素子に対応する前記光子計測回路に入力させるか、その検出画素とは異なる検出素子に対応する前記光子計測回路に入力させるかを選択するスイッチを備えることを特徴とする放射線検出装置。
  13. 　請求項11に記載の放射線検出装置であって、対応する前記検出素子が出力する電流パルス信号が他の前記検出素子に対応する前記光子計測回路に入力され、対応する前記検出素子から電流パルス信号が入力しない前記光子計測回路を停止させる制御部をさらに有することを特徴とする放射線検出装置。
  14. 　請求項2に記載の放射線検出装置であって、前記回路基板は、複数の前記光子計測回路を配置する領域と、前記積分器、前記加算器、前記サンプルホールド回路および前記変換器を配置する領域とに分けられ、前記光子計測回路を配置する領域には、前記光子計測回路が配列して配置されていることを特徴とする放射線検出装置。
  15. 　請求項14に記載の放射線検出装置であって、前記積分器、前記加算器、前記サンプルホールド回路および前記変換器を配置する領域は、長手方向が直交する2つの帯状領域を含み、一方に、前記積分器、前記加算器および前記サンプルホールド回路が、他方に前記変換器が配置されることを特徴とする放射線検出装置。
  16. 　請求項15に記載の放射線検出装置であって、前記2つの帯状領域は、前記回路基板の中央に配置され、前記光子計測回路を配置する領域は、前記2つの帯状領域によって4つの領域に分けられていることを特徴とする放射線検出装置。
  17. 　請求項15に記載の放射線検出装置であって、前記2つの帯状領域は、前記回路基板の直交する2辺に沿って配置されていることを特徴とする放射線検出装置。
  18. 　請求項2に記載の放射線検出装置であって、前記回路基板は、積層された2枚の基板を有し、
    　前記光子計測回路、前記積分器、前記加算器、前記サンプルホールド回路および前記変換器のうち、前記光子計測回路は、前記2枚の基板のうち、前記検出素子基板に近い側の基板に搭載されることを特徴とする放射線検出装置。
  19. 　放射線を出射する放射線発生装置と、被検体を通過した放射線を検出する放射線検出装置と、前記放射線検出装置が検出したデータを用いて画像を再構成する再構成部とを有し、
    　前記放射線検出装置として、請求項1に記載の放射線検出装置を備え、
    　前記再構成部は、前記光子計測部の計測結果を用いて光子計測画像を生成する再構成部と、前記電流計測部の計測結果を用いて電流計測画像を生成する再構成部とを含むことを特徴とする医用画像撮像装置。
  20. 　請求項19に記載の医用画像撮像装置であって、前記光子計測画像と前記電流計測画像とを同時に表示装置に表示させる表示制御部を備えることを特徴とする医用画像撮像装置。
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