CN104247399A - 半导体光电检测器和放射线检测器 - Google Patents

Abstract

本技术涉及半导体光电检测器和放射线检测器，以此能够提高光电检测的时间分辨率，并且使放射线能量辨别和光子计数成为可能。所述放射线检测器具有闪烁器、放射线检测部和曝光周期调节部。当放射线被输入时，所述闪烁器生成具有与放射线能量相对应的光强度的闪烁光，并且将所述闪烁光的光子分别提供至多个像素。每当所述像素在曝光周期内被所述闪烁光曝光时，所述放射线检测部基于在所述曝光周期内提供来的所述光子的数量检测所述放射线是否被输入。曝光周期调节部基于被检测的所述放射线的输入频率来调节所述曝光周期。

Description

半导体光电检测器和放射线检测器

技术领域

本技术涉及使用光子计数的半导体光电检测器和放射线检测器。

背景技术

近年来，以单光子发射计算机体层摄影(SPECT：Single PhotonEmission Computed Tomography，伽马照相机)和正电子发射断层摄影(PET：Positron Emission Tomography)为代表的、使用放射线的光子计数的医疗诊断设备已经被越来越多地被引入。在放射线的光子计数期间，需要检测器具有高的时间分辨率，并且检测器还进行每个单光子放射线的能量强度的检测，且实施根据该能量强度的计数筛选。

例如，将诸如锝等微量伽马射线源导入生命体内，然后根据发射出的伽马射线的位置信息而确定生命体内的伽马射线源分布，由此诊断诸如生命体内的血流状态和局部缺血等相关疾病。关于上述检测，使用SPECT(伽马照相机)装置并且通常使用闪烁器和光电倍增管作为伽马射线的检测器。

例如在专利文献1(特开2006-242958号公报)的现有技术中，在图25等中介绍了SPECT装置的基本构造。用来确定进入检测器的伽马射线的入射位置和能量强度的信号处理的具体示例在例如专利文献2(特表2006-508344号公报)中被说明。

图1用于解释伽马射线检测的概要。在伽马射线检测中，当从生命体内的伽马射线源1生成的伽马射线2穿过准直器3而进入闪烁器4时，闪烁器4发出荧光，然后由布置成阵列形状的光电倍增管5检测该荧光。光电倍增管5放大上述荧光以产生电流脉冲，然后通过包含电压转换器、放大器和A/D转换器的转换器6而将上述电流脉冲作为入射至每个光电检测元件的入射光量值而输出至运算部7。

另一方面，在某些情况下，在生命体内经过康普顿散射而衰减的伽马射线8穿过准直器3，然后被检测。这样的信号是已经失去原始位置信息的噪声。或者，涉及作为因宇宙射线等而造成的不寻常的高信号而被发出的噪声。SPECT装置通过根据没有经过散射的最初伽马射线的能量辨别而过滤这些噪声。运算部7基于来自与每个光电倍增管连接的转换器6的输出来进行每个伽马射线的噪声辨别和位置判定。当闪烁器4形成有固体板时，多个光电倍增管5同时检测到发光。运算部7从总输出中指定伽马射线能量并且根据例如输出的重心而指定伽马射线的入射位置。为了判定作为独立事件的每个伽马射线入射，需要以非常高的速度执行这些操作。因此，计算被判定为最初伽马射线(不是噪声)的事件的次数，然后鉴定生命体内的伽马射线源分布。

近年来，除了使用具有高透射性的伽马射线的透射摄影以外，涉及这样的能量辨别的放射线的光子计数还被用于X射线透射摄影，并且人们越来越认可它的效果。例如，专利文献3(特开2011-24773号公报)和专利文献4(特开2004-77132号公报)分别说明了这样的装置的一个示例，并且期望其能够应用于乳腺X线摄影和X射线计算机断层扫描(CT：Computed Tomography)。然而，因为在X射线的情况下入射放射线的频率高，所以光子计数的时间分辨率需要比医疗用的伽马射线的时间分辨率更高。

另一方面，在专利文献5(特开2011-97581号公报)中，申请人建议一种利用光子计数的新型摄像器件，该器件在遵循互补金属氧化物半导体(CMOS)成像器的电路构造的同时，还通过并用时间分割和多个像素的屏幕分割使得动态范围增大。这样的器件还能够被用作芯片中的整个像素阵列是一个受光表面的用于光子计数的器件。

当使用这样的半导体摄像器件和闪烁器来检测放射线时，伴随着放射线的入射而从闪烁器发射出的光子的数量反映出放射线的能量强度。通过对其进行光子计数，能够实现与光电倍增管的检测灵敏度相当的检测灵敏度。然而，这里对闪烁光进行光子计数，而放射线的光子数没有被计数。

引用文献列表

专利文献

专利文献1：特开2006-242958号公报

专利文献2：特表2006-508344号公报

专利文献3：特开2011-24773号公报

专利文献4：特开2004-77132号公报

专利文献5：特开2011-97581号公报

发明内容

技术问题

用作上述的放射线的光子计数，使用闪烁器和光电倍增管已经成为主流。或者，使用诸如碲化镉(CdTe)等特殊半导体进行直接检测。当试图将放射线光子计数引入使用这些受光器件的X射线乳腺体摄影和CT摄像中时，形成像素的受光部的尺寸减小难以实现，并且时间分辨率也有可能不足。更具体地，每个受光部和每个处理部接收一个X射线的入射，然后执行检测和能量判定处理，但是在某些情况下，随后的X射线在处理完成前就进入。这种情况导致了如下的事实：装置不能进行正确的能量辨别以及发出的X射线的计数。

例如，在伽马照相机的情况下进入每1mm²受光部的放射线的数量是100个放射线/秒以下，但是与此相比，在乳腺X线摄影的情况下该数量是几万至几百万个，并且在CT摄像的情况下该数量进一步增大一个数量级。为了对所有放射线计数，需要在几微秒内或者在纳秒级内完成检测和判定周期。因此，为了将放射线光子计数应用于乳腺X线摄影或者CT摄像，需要能够克服时间分辨率问题的新型光电检测部。

另一方面，当遵循普通的CMOS成像器的电路构造来进行光电检测时，光电检测的时间分辨率是由帧频来限定的。帧频是由读出并输出所有有效像素所需要的电路性能限定的，并且通常表现为几毫秒至几十毫秒的级别，动态范围对于放射线的光子计数而言是不够的。上述情形同样地适用于专利文献5(特开2011-97581号公报)中所说明的半导体光子计数器。

将参照图2和图3来简略地说明所述情形。图2图示了CMOS成像器的一般电路构造。

在CMOS成像器中，64行×64列的像素PX以阵列的形状布置。每个像素中被检测的入射光被积累在像素中作为光电转换电荷。每个检测判定电路11都具有例如模数(AD)转换器，并且每个检测判定电路11与64个像素连接。当将像素输出读取至检测判定电路11时选择一行像素，然后64个像素的输出被并行地读取至64个检测判定电路11以对这些输出进行AD转换和数字化判定。每个像素的经检测和判定的输出结果一旦被存储于寄存器12中，就会在下一行的读出周期内被传输至输出电路13，然后作为数字数据输出。每行的读取是以循环的方式连续进行的，并且64次读取完成一个循环。因为当积累电荷因读取而被传输时光电二极管被复位，所以每次读取之间的期间是曝光周期和光电转换电荷的积累周期。

这里，假设使用这样的CMOS成像器代替图1中的光电倍增管5作为具有单个受光表面PD1的受光元件。例如，假设光扩散部被布置在每个CMOS成像器的前表面上，并且来自闪烁器4的荧光几乎均匀地进入CMOS成像器。在图3中，来自CMOS成像器中的每行的输出结果被表示为每行中选择的64个像素的总输出。当伽马射线在T1_1时刻进入闪烁器时，生成的荧光被所有像素同时接收，然后随着每行的读取而被逐个输出。然后，主要输出D1_1连续生成直到所有有效行的读取完成一个循环。此外，当随后的伽马射线在T1_2时刻进入闪烁器时，类似地生成输出D1_2。

例如，当CMOS成像器中每行的读取需要5μ秒时，那么完成64行的一个循环需要320μ秒，并且在该周期内输出D1_1和D1_2连续地生成。这里，当伽马射线以短于320μ秒的间隔进入闪烁器时，输出D1_1和输出D1_2就会混合，这使得无法进行伽马射线的能量判定和光子计数。更具体地，CMOS成像器的时间分辨率由所谓的帧频限定。

因为通常的CMOS成像器的摄像是在以帧为单位的基础上进行的，所以为了将循环调节成一个帧周期，在最后地址行的读取与起始地址行的读取之间插入了消隐周期，并且通常进行遮光像素或者伪像素的访问等。更具体地，有效像素行并不总是以循环的方式以相同的间隔而被访问的。

因为消隐周期的存在，在输出D2_1或D2_2的中途被插入了空白或者无意义的输出，在与根据放射线的入射而生成的脉冲输出相同的处理中这就成为了障碍。

鉴于这样的情况形成了本技术，并且本技术提供了能够提高光电检测的时间分辨率且实现放射线的能量辨别和光子计数的半导体光电检测器和放射线检测器。

解决问题的技术方案

为了解决上述问题做出了本技术，并且本技术的第一方面提供了一种放射线检测器，其包括：闪烁器，当放射线进入时，所述闪烁器生成具有取决于所述放射线的能量的光强度的闪烁光，然后将所述闪烁光的光子提供至多个像素中的各者；放射线检测部，每当所述多个像素在曝光周期内被所述闪烁光曝光时，所述放射线检测部基于在所述曝光周期内提供来的所述光子的数量来检测所述放射线是否进入；以及曝光周期调节部，所述曝光周期调节部基于被检测的所述放射线的入射频率来调节所述曝光周期。这获得了如下的效果：基于放射线入射频率而调节曝光时间。

根据第一方面，还可以包括曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使多个分区之中的各分区逐个曝光，每个所述分区包含所述多个像素，并且每当所述多个分区之中的任一分区被曝光时，所述放射线检测部就检测所述放射线是否进入。这产生了如下的效果：每当所述多个分区之中的任一分区被曝光时所述放射线被检测。

根据第一方面，所述曝光控制部可以在使按照曝光顺序相邻的两个分区之中的各者的所述曝光周期部分地重叠的同时使这两个分区曝光，并且当检测到相邻的所述两个分区中都有所述放射线进入时，所述放射线检测部检测所述放射线进入所述两个分区中一次。这产生了如下的效果：当在相邻的所述两个分区两者中都检测到所述放射线时，所述放射线在所述两个分区中被检测一次。

根据第一方面，所述曝光控制部可以在按照曝光顺序相邻的两个分区中的一者的曝光完成后经过了固定周期之后曝光另一者，并且所述放射线检测部可以根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。这产生了如下的效果：根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述固定周期和所述曝光周期内进入的次数。

根据第一实施例，可以包括多个读出电路，所述多个读出电路同时地读出所述像素的输出值并且将所述输出值提供至所述放射线检测部，所述输出值取决于彼此不同的各所述分区中的所述光子的数量，并且所述放射线检测部可以根据所述输出值来检测所述放射线是否进入。这产生了如下的效果：同时读出彼此不同的各所述分区中的所述像素的所述输出值。

根据第一方面，还可以包括曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光而使所述多个像素曝光，并且在所述曝光周期结束后经过了固定周期之后，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使所述多个像素再次曝光，并且所述放射线检测部可以根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。这产生了如下的效果：根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。

根据第一方面，当所述入射频率较高时，所述曝光周期调节部可以缩短所述曝光周期，并且当所述入射频率较低时，所述曝光周期调节部可以延长曝光时间。这产生了如下的效果：当所述入射频率较低时曝光时间较长，并且当所述入射频率较高时所述曝光周期较短。

根据第一方面，还可以包括光均匀化部，所述光均匀化部使所述闪烁光的光量大体上均匀化，然后将均匀化的光引导至所述多个像素。这产生了如下的效果：所述闪烁光的所述光量几乎被均匀化，然后被引导至所述多个像素。

而且，所述多个像素中的各者可以将取决于在所述曝光周期内被提供给所述像素的所述光子的数量的输出值提供给所述放射线检测部。这产生了如下的效果：提供了取决于在所述曝光周期内被提供给所述像素的所述光子的数量的输出值。

本发明的有益效果

根据本技术，能够提高光电检测的时间分辨率且能够实现放射线的能量辨别和光子计数。

附图说明

图1用于解释伽马射线检测的概要。

图2图示了CMOS成像器的一般电路构造。

图3示出了作为每行中选择的64个像素的总输出的、来自图2的CMOS成像器的每行的输出结果。

图4图示了第一实施例的放射线检测器的构造示例。

图5图示了图4的放射线检测器中的数字处理装置的一个构造示例。

图6图示了图4的放射线检测器中的摄像器件的构造示例。

图7示出了图6的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例的图。

图8图示了可应用于本技术的半导体摄像芯片的像素的电路构造的一个示例。

图9图示了检测判定电路(感测电路)的构造示例，该检测判定电路检测来自像素的微小输出信号并进行有无光子入射的二值判定。

图10是示出了图9的感测电路的信号读出程序的流程图。

图11是示出了图5的数字处理装置的操作的流程图。

图12是示出了放射线计数率与每单位曝光周期的平均入射射线数量之间的关系的一个示例的图表。

图13图示了第二实施例的放射线检测器中的摄像器件的一个示例。

图14示出了图13的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

图15图示了图13的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的更优选的示例。

图16图示了根据泊松分布和二项分布的“1”判定的发生频率分布的估计结果。

图17图示了第三实施例的放射线检测器中的摄像器件的一个示例。

图18示出了图17的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

图19示出了第四实施例的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

图20是用于解释在第四实施例的放射线检测器中调节灵敏度和时间分辨率的示例的图。

图21示出了第四实施例的放射线检测器中的曝光周期的输出状态的一般示例。

图22图示了第五实施例的放射线检测器的构造示例。

图23示出了第六实施例的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

图24图示了第六实施例的像素的电路构造的一个示例。

图25示出了第六实施例的像素的控制的一个示例的时序图。

图26图示了第七实施例的放射线检测器中的摄像器件的一个示例。

图27包括图27a和图27b，图27示出了图26的摄像器件中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

具体实施方式

以下，将参照附图来说明本技术的实施例。

将按照下列顺序进行说明。

1.第一实施例(基于计数值调节曝光周期的示例)

2.第二实施例(调节曝光周期且在每个分区(division)中进行曝光的示例)

3.第三实施例(调节曝光周期且通过两个读出电路读出像素的示例)

4.第四实施例(调节曝光周期且通过四个读出电路读出像素的示例)

5.第五实施例(由多个像素阵列部共用一个闪烁器并且调节曝光周期的示例)

6.第六实施例(调节曝光周期且通过由局部快门系统设置非曝光周期来进行曝光的示例)

7.第七实施例(调节曝光周期且通过由全局快门系统设置非曝光周期来进行曝光的示例)

1.第一实施例

图4图示了应用了本技术的放射线检测器的构造示例。

放射线检测器的构造示例

图4的放射线检测器200具有准直器210、闪烁器220、光导230、摄像器件240和数字处理装置250。

在放射线检测器200中，准直器210是使用铅等形成的。闪烁器220接收通过准直器210的放射线以发出闪烁光。光导230收集闪烁光，且将收集的光引导至摄像器件240。光导230具有光均匀化功能，因此闪烁光几乎是均匀地被发射至摄像器件240的受光表面。稍后将参照图6来说明摄像器件240的构造的细节。受光表面包含多个像素阵列并且被分割为多个区域，从而以循环的方式进行曝光。然后，每个区域中的像素的输出值作为数字数据而被逐个输出。数字处理装置250接收上述输出值，然后获取曝光区域的光强度的测量结果。数字处理装置250基于每个光强度结果进行放射线的能量辨别，并且还对重要数据的生成次数进行计数，然后进行放射线的光子计数。

通过以阵列的形状布置大量的这样的检测器，本技术能够被用于SPECT装置、PET装置、诸如乳腺X线摄影等透射X射线检测器、CT装置等。

图4中的摄像器件240和数字处理装置250被用作放射线光电检测器。

数字处理装置的构造示例

图5图示了图4的放射线检测器中的数字处理装置250的一个构造示例。数字处理装置250具有光子计数部251、放射线检测部252、放射线计数率计算部253和曝光周期调节部254。

在多个区域之中的每个区域内，光子计数部251对被提供至该区域中的像素的闪烁光的光子数进行计数。例如，当光子进入像素时，像素输出“1”的信号，且当光子没有进入时，像素输出“0”的信号。因此，光子计数部251能够计算出总输出值作为光子的数量。光子计数部251通过控制信号而使摄像器件240进行曝光，然后，当任一个区域被曝光时，根据像素的输出值来确定该区域中的计数值。光子计数部251将每个区域的测量值作为闪烁光的光强度的测量结果而提供至放射线计数率计算部253。

放射线检测部252检测在每个曝光周期内放射线是否进入。放射线检测部252基于计数值是否高于固定值来检测在曝光周期内超过预定能量的放射线是否进入。此外，放射线检测部252根据每个曝光周期内的放射线的检测结果来计算放射线的数量，然后根据需要将放射线的计数值输出至外部。而且，放射线检测部252将每个曝光周期内的检测结果提供给放射线计数率计算部253。

放射线计数率计算部253根据每个区域的放射线的检测结果来计算放射线计数率。具体地，放射线计数率计算部253计算通过用放射线进入的次数除以曝光的次数而获得的值并将该值作为放射线计数率(换言之，放射线的入射频率)。各个曝光中的闪烁光的光子计数值反映了被计数的放射线粒子的能量。因此，当具有高于固定强度的光强度的闪烁光的入射频率越高时，超过预定能量的放射线粒子的入射频率就越高，因此放射线计数率就显示出更高值。当曝光周期较长时，在该周期内进入的放射线的数量变得较大。因此，当曝光周期较长时，放射线计数率显示出较高值。放射线计数率计算部253将计算出的放射线计数率提供给曝光周期调节部254。

曝光周期调节部254基于放射线计数率来调节曝光周期。当放射线计数率高于上限L1时，曝光周期调节部254判定曝光周期的调节没有完成，然后缩短曝光周期。这是因为当放射线计数率过高时，就判定放射线在曝光周期内多次进入，且因此无法进行准确计算。

另一方面，当放射线计数率低于下限L2(L2是小于L1的实数)时，曝光周期调节部254判定曝光周期的调节没有完成，然后延长曝光周期。这是因为当放射线计数率过低时，就判定在曝光周期内没有超过预定能量的放射线进入区域，换言之，没有获得足够的能量分辨率。

当调节没有完成时，曝光周期调节部254将延长/缩短的曝光周期提供给光子计数部251。光子计数部251在提供来的曝光周期内使每个区域再次进行曝光。当调节完成时，曝光周期调节部254固定曝光周期且不进行接下来的调节。即使在调节完成之后，曝光周期调节部254也可以连续地获取放射线计数率，然后可以连续地进行曝光周期的调节。

在曝光周期的调节没有完成的时候，放射线检测部252不输出放射线的计数值，而是在上述调节完成之后输出放射线的计数值。

摄像器件的构造示例

图6图示了图4的放射线检测器中的摄像器件的构造示例。图7示出了图4的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

图6的摄像器件240示出了本实施例的放射线检测器中的摄像器件的基本概念。在摄像器件240中，基本上，包含由多个像素PXL构成的阵列的受光表面(受光部)被分割为多个区域，分配有每个区域独立的固定曝光周期，并且曝光以几乎相同的间隔以循环的方式进行，由此光电检测的时间分辨率显著提高。

在图6中，PD100表示受光表面(受光部)，110表示像素阵列部，120表示检测器电路(检测判定电路)，并且CTL100表示控制部。在图6的摄像器件240中，单个受光表面PD100的像素阵列部110被分割为N个区域(本文中，N＝4)R1_1至R1_4。这里，独立的固定曝光周期被分配给区域R1_1至R1_4中的各者，并且这些区域以循环的方式被逐个地曝光。在该过程中，受光表面PD100的分割区域R1_1至R1_4的曝光时间是1/N且受光表面PD100的有效灵敏度也是1/N。

另一方面，在每个区域中光电检测以时间为基础被分割，并且区域R1_1至R1_4中的各者的输出信号反映了在每个曝光周期内进入受光表面PD100的光量。更具体地，时间分辨率增大了N倍。

区域R1_1至R1_4各者中的积累电荷的输出信号通过信号线LSGN而被共用的检测判定电路120读出。区域R1_1至R1_4各者的曝光和积累周期通过排出每个区域的积累电荷的复位操作而开始。

这些操作与CMOS成像器的电子快门多少有些相似，并且在某些情况下能够由相同的电路构造进行。然而，这两类操作在如下的方面上彼此是本质不同的：通常的CMOS成像器中的电子快门的目的是光量调节，但是本技术旨在提高时间分辨率。

具体操作和构造存在在如下的不同。单个受光表面PD100被分割为多个区域R1_1至R1_4，并且区域R1_1至R1_4各者的输出反映了进入受光表面PD100的光量。以几乎相同的间隔并以循环的方式进行区域R1_1至R1_4各者的曝光EX。更具体地，不存在如在普通的成像器中那样的与帧周期相对应的限制，并且例如当曝光周期从区域R1_4返回至区域R1_1时还保持相同的间隔。在该期间内，不设置消隐期间或者不进行遮光像素的扫描。结果，在任意时刻只有部分区域和相同数量的区域(在这个示例中，只有一个区域)被进入的光脉冲曝光。此外，虽然在通常的CMOS成像器中很难关注到读出周期中的准确曝光完成时刻，但是在本技术中理想的是，例如区域R1_1的曝光和积累EX的结束与R1_2的曝光和积累的开始EX几乎同时进行。稍后将给出对此的说明。

此外，本技术还具有如下的特征：将这样的基本概念应用于放射线的闪烁检测并且实现放射线的能量辨别和光子计数。

在这种情况下，为了使区域R1_1至R1_4中各者的光电检测量能够正确地反映相应的受光表面PD100的光电检测量，理想的是，发射至受光表面的光是均匀的，并且受光表面PD100可以设置有光均匀化部。例如，通过以多路复用的方式对光进行散射来进行光均匀化。例如，使用诸如利用反射的万花筒和覆盖有小透镜的蝇眼透镜等集成透镜、利用衍射的数字光学元件(DOE)、将散射光的粒子和点添加到玻璃和树脂中的光散射材料等。

当入射光相对强时，像素可以与普通的CMOS图像传感器中的像素相同。然而，当如在SPECT中检测微弱的伽马射线时，像素理想的是具有内部放大功能和高转换效率的且以数字值输出入射光子数的数字像素。

本技术的放射线检测器遵循CMOS型图像传感器的电路架构且显著地提高了它的光电检测的时间分辨率。因此，能够在放射线的闪烁检测中实现能量辨别和光子计数并且还能够从装置中数字化地输出检测结果。因而，不需要处理模拟信号的外部装置，并且在伽马照相机、PET、CT装置、乳腺X线摄影等中能够显著地减小装置的尺寸和成本。

因此，已经说明了本实施例的放射线检测器的基本概念。以下，将说明本技术中的放射线检测器中的摄像器件(检测元件)的具体实施例。下面的实施例首先说明了光子计数系统的CMOS成像器。接着，给出了作为本技术的要点的新操作模式的说明，且进一步给出了采用该操作模式的放射线检测器的说明。在上述光子计数系统中，由传感器本身生成的噪声被过滤，且信号的信噪比(S/N比)增大至极限。因此，即使当本技术被用于降低有效灵敏度时，也能够确保足够的S/N比，因此该系统适用于非常微小量的伽马射线的闪烁检测等。另一方面，当检测目标的发光强度高且不需要超高灵敏度时，可以使用普通的CMOS图像传感器。

像素的构造示例

图8是图示了可应用于本技术的半导体摄像芯片的像素的电路构造的一个示例的图。图8图示了在一个单位像素PX中包含三个晶体管的像素电路的一个示例。

一个单位像素PX具有作为光电转换元件的光电二极管111、传输晶体管112、复位晶体管113和作为放大器元件的放大器晶体管114。像素PX具有积累节点115和检测节点(FD：Floating Diffusion，浮动扩散层)116。传输晶体管112的栅电极与传输线117连接且复位晶体管113的栅电极与复位线118连接。放大器晶体管114的栅电极与检测节点116连接且放大器晶体管114的源极与输出信号线119(LSGN)连接。FD节点116充当放大器晶体管114的输入节点。

在像素PX中，进入像素的硅基板中的光生成一对电子和空穴，并且其中的电子被光电二极管111积累在节点115中。通过在预定时刻导通传输晶体管112而将电子传输至检测节点116，以此驱动放大器晶体管114的栅极。因此，信号电荷变为将被读出的输出至输出信号线119的信号。复位晶体管113与传输晶体管112一起以并行的方式被同时导通，从而将光电二极管111中积累的电子取出至电源，并且使像素复位至积累前的暗状态，即，光子没有进入的状态。在图8中，PS表示用于复位或者源极跟随器的电源，且例如，3V被提供给电源PS。

关于像素的读出，复位晶体管113首先被导通然后被切断，以此使检测节点116复位，然后进行第一次读出。判定电路(未图示)将输出信号作为电荷存储。此外，传输晶体管112被导通然后被切断，以此将节点115的积累电荷完全地传输至检测节点116，然后进行第二次读出。判定电路利用所谓的相关双采样(CDS)提取第二次读出与第一次读出之间的差，并且获取净像素信号。

这样的像素的基本电路和操作原理与普通CMOS成像器中的像素的基本电路和操作原理相同，并且包括各种变化。然而，本技术中提出的像素被设计成与普通像素相比转换效果非常高。为了这个目的，构成源极跟随器的放大器的输入节点116的寄生电容被设计成有效地减小至极限。该设计是通过布局的各种设计、在专利文献(特开平5-63468号公报)和专利文献(特开2011-119441号公报)中说明的将源极跟随器的输出反馈至像素中的电路的技术等实现的。因此，当从单个光子获得的、输出至垂直信号线119的输出信号充分大于放大器晶体管114的随机噪声时，来自像素的信号被量子化，从而像素中积累的光子的数量能够作为数字信号被检测。

例如，当转换效率增大至600μV/e-时，信号量变得充分大于放大器晶体管114的随机噪声，因此理论上能实现单个光子的检测。这里，当对单位曝光周期内光子入射的有无进行二值判定并且结果被数字化输出时，放大器之后的噪声能够被设定成基本为零。例如，当对128×128的像素阵列执行这样的判定且该像素阵列被视为一个受光表面时，能够实现最大达到128×128＝16,384个光子的光子计数。

或者，在每个曝光中从0个至2个光子入射的输出可以被辨别为用0至2这三个值计数的数字输出。在这种情况下，虽然判定界限(即，判定的错误率)变得严格，但是光子计数的动态范围扩大。

半导体的光电转换是量子化现象，其中每个光子入射最初产生一个电子。普通摄像器件在光电二极管中积累大量的电子，然后将电子作为模拟信号输出，因此各种噪声在稍后阶段的传输中被混合。然而，当像素将所生成的电子的数量作为数字信号原样输出，然后在后续阶段中无误差地对该数字信号进行处理时，在传输期间就不会存在噪声混合。

在上述的示例中，使单个光子检测能够进行的信号量是通过因寄生电容的减小而造成的转换效率的提高而获得的，但是即使在例如通过光电转换获得的电子在像素中被增倍时也能获得相同的效果。例如，专利文献(特开2008-35015号公报)提出了如下的结构：其中，在像素内的光电二极管与放大器输入节点之间嵌入有多段的CCD增倍传输线元件。通过使用这样的技术等将像素中的光电转换的电子增加约10倍，也能够实现单个光子检测，并且能够构成具有相同功能的半导体摄像芯片。

检测判定电路的构造示例

图9图示了检测判定电路(感测电路)的构造示例，该检测判定电路检测来自像素的微小输出信号且进行光子入射的有无的二值判定。

在图9中，在像素阵列PXA中，在图6及后续图中所示的本技术中的像素PX-0至PX-3通过例如选择晶体管(省略了它的说明)而连接至同一输出信号线119。像素PX-0至PX-3中的各者输出在曝光和积累周期内光子入射的有无作为数字信号。

图9的检测判定电路120A包括模拟CDS电路(ACDS)121、数字CDS电路(DCDS)122和数字比较器(DCMP)123。模拟CDS电路121具有运算放大器(operational amplifier)1211、开关1212和电容器C121。数字CDS电路122具有AD(模数)转换器(ADC)1221、开关1222、寄存器(RES)1223和减法器1224。

模拟CDS电路(ACDS)121将像素的复位信号采样/保持至例如具有增益1的运算放大器1211的基准电压侧，以此保持抵消像素的复位信号的电荷。输出反映了模拟CDS电路(ACDS)121的输入信号与复位信号之间的差，并且当输入是复位信号时，输出无信号。

在模拟CDS电路(ACDS)121的下一段中，布置有包含高分辨率的A/D转换器(ADC)1221的数字CDS电路(DCDS)122。数字CDS电路(DCDS)122是针对微小像素信号通过数字处理来消除检测器电路侧的偏移变化的电路。在输出中以数字等级表现纯像素信号。

最后段是数字比较器(DCMP)123。作为数字CDS电路122的输出的数字信号与参考信号REF比较，然后进行光子入射的有无的二值判定。模拟CDS电路121、数字CDS电路122和数字比较器123被多个像素共用。

感测电路的操作示例

图10是示出了图9的感测电路的信号读出程序的流程图。在信号读出中执行了下列步骤。

(步骤ST1)

首先，在步骤ST1中，使选择的像素的放大器输入节点116复位，然后将复位信号输出至输出信号线119。

(步骤ST2)

在步骤ST2中，由模拟CDS电路(ACDS)121采样/保持复位信号。在该步骤中，模拟CDS电路(ACDS)121输出无信号，然后将无信号输入至数字CDS电路(DCDS)122中。

步骤ST3

这里，在步骤ST3中，A/D转换器(ADC)1221进行第一次AD转换，然后通过开关1222将结果锁存至寄存器(RES)1223。该结果是通过对A/D转换器(ADC)1221本身的偏移变化进行数字化检测而获得的结果。

步骤ST4

接着，在步骤ST4中，将在像素的光电二极管111中积累的信号电荷传输至放大器晶体管114的输入节点116，然后像素输出积累信号。在该步骤中，模拟CDS电路(ACDS)121输出积累信号与复位信号之间的差，即，净积累信号。

步骤ST5

在步骤ST5中，A/D转换器(ADC)1221在该步骤中进行第二次AD转换。

步骤ST6

在步骤ST6中，从数字CDS电路(DCDS)122输出通过从步骤ST5的数字值中减去步骤ST3的数字值而获得的差值。

因此，还消除了A/D转换器(ADC)1221中包含的偏移成分，然后以数字等级仅输出净像素积累信号。

步骤ST7

在步骤ST7中，数字比较器(DCMP)123将数字CDS电路122的输出与参考信号REF比较。参考信号REF被设定成接近单个光子信号的中间值。当像素信号超过该值时，将信号“1”作为“光子进入”输出至BINOUT，并且当像素信号在该值以下时，将信号“0”作为“没有光子进入”输出至BINOUT。

当在数字比较器(DCMP)123中准备两个参考信号REF，并且一个被设定成单个光子信号的中间值且另一个被设定成单个光子信号与两个光子信号的中间值时，能实现“0”、“1”和“2”这三个值的判定。因此，摄像的动态范围增大。因为多值判定受到每个像素中的转换效率变化等的影响，所以需要比二值判定更高的制造精度。然而，作为数字输出的像素信号的判定与二值判定相同，并且与模拟输出相关的在传输期间的噪声被完全去除。

数字处理装置的操作示例

步骤ST901

图11是示出了图5的数字处理装置的操作的流程图。例如，当将电源提供给放射线检测器时，该操作开始。数字处理装置250只是使任一个分区曝光，然后对该分区内的光子数量计数(步骤ST901)。

步骤ST902

数字处理装置250基于是否获得大于固定值Cp的光子计数值来检测放射线是否在曝光周期内进入。当曝光周期的调节完成时，数字处理装置250将根据放射线检测结果而获得的放射线的计数值输出(步骤T902)。

步骤ST903

数字处理装置250判定放射线的入射是否被检测了K(K是2以上的整数)次(步骤ST903)。当入射没有被检测K次时(步骤ST903：否)，数字处理装置250返回步骤ST901。例如，K值是“64”。当摄像器件240被分割为四个区域时，每个区域曝光16次，从而总计进行了64次曝光。

步骤ST904

当入射被计数了K次时(步骤ST903：是)，数字处理装置250计算通过将放射线进入的次数除以K而获得的值作为放射线计数率(步骤ST904)。

步骤ST905和ST906

数字处理装置250判断放射线计数率是否高于上限L1(步骤ST905)。当放射线计数率高于上限L1时(步骤ST905：是)，数字处理装置250使曝光周期缩短固定时间长度(步骤ST906)。在步骤ST906之后，数字处理装置250返回步骤ST901。虽然数字处理装置250使曝光周期缩短了固定时间长度，但是可以根据上限L1与放射线计数率之间的差来缩短曝光周期。

步骤ST907和ST908

当放射线计数率在上限L1以下时(步骤ST905：否)，数字处理装置250判断放射线计数率是否低于下限L2(步骤ST907)。当放射线计数率低于下限L2时(步骤ST907：是)，数字处理装置250使曝光周期延长固定时间长度(步骤ST908)。在步骤ST907之后，数字处理装置250返回至步骤ST901。当放射线计数率在下限L2以上时(步骤ST907：否)，数字处理装置250判定曝光周期的调节完成，然后返回至步骤ST901。虽然数字处理装置250使曝光周期延长了固定时间长度，但是可以根据下限L2与放射线计数率之间的差来延长曝光周期。

这里，可以根据预期的用途来设定被认为是最佳曝光的从下限L2至上限L1的范围。例如，假定在每个曝光周期内放射线随机地进入摄像器件。

在这样的条件下，在曝光周期内进入的放射线的平均数(平均入射数)与入射放射线被计数的概率(放射线计数率)之间的关系遵循泊松分布。当遵循泊松分布时，平均入射数与放射线计数率之间的关系满足下面的表达式1所示的关系。

表达式1

$P\left(k\right)=\frac{{\mathrm{\λ}}^k{e}^{-\mathrm{\λ}}}{k!}$        表达式1

在表达式1中，P(k)是在曝光周期内放射线入射发生k次的概率，λ是在单位曝光周期内进入摄像器件的放射线的平均数(即，入射射线的平均数)，e是自然对数的底数(≈2.718)。

这里，在假定平均入射数λ为“0.21”的前提下说明入射射线的平均数与放射线计数率之间的关系。在这种情况下，基于上述的表达式1，放射线的入射次数k与概率P(k)之间的关系如下所示。

放射线入射0次的概率(k＝0)：0.8105

放射线入射1次的概率(k＝1)：0.1702

放射线入射2次的概率(k＝2)：0.0179

放射线入射3次的概率(k＝3)：0.0013

...(因为值变得非常小(0.00007以下)，所以省略下面的值。)

这里，当进行放射线是否进入的二值判定时，放射线进入一次以上的概率(1-0.8105≈0.19)充当放射线计数率。

更具体地，当放射线的平均入射数λ是“0.21”时，放射线计数率是“0.19”，这表示约90％的放射线被计数。图12示出了放射线的平均入射数λ与放射线计数率之间的关系的一个示例。在图12中，纵轴表示放射线计数率，横轴表示在单位曝光周期内进入的放射线的平均数λ。如图12所示，所述关系不是线性的。更具体地，当放射线的入射频率高且λ大时，在曝光周期内多个放射线进入的概率增大。因为通过二值判定将放射线计数为1，所以计数损失增大且计数精度劣化。因此，放射线计数率能够起到表示计数精度的指标的作用。例如，当放射线计数率在0.19以下时，能够保证约90％以上的放射线被计数。

例如，当在步骤ST901中能量分辨率被认为在曝光周期内已经足够时，放射线计数率的下限L2可以被设定成“0”，并且数字处理装置250可以进行只缩短曝光周期的调节。在调节完成之前，可以检测光强度比对应于固定值Cp的光强度更高的闪烁光。在调节完成之后，可以检测光强度比对应于固定值Cp的光强度更低的闪烁光。在这种情况下，在调节完成之后，固定值Cp被更新为比调节完成之前的值小的值。

通过提供这样的调节机制，放射线检测器能够被用于从非常微量的伽马射线的检测到具有高入射频率的X射线透射摄像等的多种用途。而且，在该放射线检测器中，还能够调节灵敏度与时间分辨率之间的权衡，并且能够在最佳条件下进行光电检测。

在两个以上的图6所示的受光部被布置用来对放射线进行计数和摄像的伽马照相机、X射线乳腺摄影、CT装置等中，可以在摄像过程中在每个受光部中实时地调节曝光。因此，能够在对非常微量的放射线正确计数的同时，实现具有宽的动态范围的放射线计数和摄像。这样的曝光调节功能还能够通过以下的方式进行：在半导体受光元件内的寄存器中对诸如用于判定样品监视器的监视器曝光数和最佳曝光的计数率范围等各种条件编程，然后在元件中执行自动调节。

除了放射线计数以外，本发明还能够被应用于采用荧光观察的医疗诊断设备等。在上述荧光观察中，当以脉冲形式发出激发光时，脉冲状的荧光从荧光体中生成。例如，在DNA芯片用的荧光扫描仪或者成像板的光激励发光检测用的扫描仪中，在每个检测目标样本或者检测目标区域中以脉冲的方式发出激发光，然后测量从检查对象生成的荧光的强度。

当采用本发明而使检测的时间分辨率提高时，能够在以与该提高相对应的高速度扫描大量的检查部位的同时进行荧光检测，从而能够急剧地增大观察吞吐量。以这样的方式，可以通过布置多个受光部进行同时测量而进一步提高吞吐量。

2.第二实施例

摄像器件的构造示例

接着，说明放射线检测器中的摄像器件的整体构造和使用本技术的操作示例作为第二实施例。图13图示了本实施例的放射线检测器中的摄像器件240B的一个示例。图14示出了图13的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

在摄像器件(摄像芯片)100B中，32行×128列的像素PX1以阵列形状布置在像素阵列部110B中。像素是长宽比约为4：1的矩形。像素阵列部110B近似正方形且形成受光表面(受光部)PD100B。每个像素PX1中所检测的入射光被积累在像素中作为光电转换电荷。32个像素均通过信号线LSGN而与检测判定电路120B连接。在被输出至检测判定电路120B的像素的读出中，选择一行，128个像素的输出被并行读出到128个检测判定电路120B中，然后被AD转换，并随后被数字化判定。在检测判定电路120B中被检测和判定的每个像素的输出结果一旦被存储于寄存器130中，就会在下一行的读出周期内被传输至输出电路140，然后作为数字数据输出。

这里，单个受光表面PD100B被分割为分别对应于每行的区域R2_1至R2_32。这些区域的读出是以循环的方式逐个进行的，并且32次读出完成一个循环。这里，每行的曝光和积累在当前选择的行之前的选择行的曝光和积累结束之后立即开始。以如上所述的光电二极管中的积累电荷的强制提取(即，复位操作)开始像素的曝光和积累。然后，曝光和积累伴随着积累数据的读出而结束。

因为在本实施例中32行共用检测判定电路120B，所以读出每个像素数据所需要的时间限定了每个曝光和积累EX的最小循环周期。例如，当上述时间是5μ秒时，以5μ秒以上的间隔进入的光子必定被不同的行曝光，然后这些光子被彼此相区别地读出。因此，摄像器件(摄像芯片)100B中的光电检测的时间分辨率是5μ秒，并且与参照图2说明的前面示例相比，时间分辨率急剧提高。

当假定是图9所示的电路操作时，例如，曝光和积累的准确结束时刻是步骤ST6中的积累电荷在读出过程中从光电二极管被传输至检测节点的时刻。因此，曝光和积累的准确循环图如图15所示。理想的是，几乎在前一曝光区域中的像素的积累电荷的传输的同时，下一个曝光区域中的像素的光电二极管被复位，然后开始曝光。

然而，即使当检测判定电路的操作如上所述地整体移位时，最小循环周期也不会改变，并且斜线阴影部的总和限定最小循环周期。除此之外，检测器电路的操作包括各种变化，并且存在如下的情况：管线被引入内部，并且斜线阴影部在某些情况下有限度地彼此重叠。这些情形不是本质问题，且因此参照简单的循环图来给出随后的讨论。

在光子计数中，曝光区域中的像素数量限定了检测的动态范围。当在该示例中将每行定义为独立的曝光区域时，像素数量等于列的数量且这里是128。另一方面，当存在2行以上时，能够实现本示例的循环操作。当行的数量更大时，曝光灵敏度降低。因此，列的数量较多且行的数量较少的像素阵列是理想的。另一方面，当受光表面PD100B是近似正方形时，便于在阵列中布置两个以上的受光表面PD100B，并且垂直分辨率和水平分辨率容易被均匀化。

因此，当使用光子计数系统时，有利的是，本技术的像素PX1是在列方向上更长的矩形像素。然而，光电二极管中的电子传输需要足够的电位梯度。当距离过长时，无法实现正常的传输。因此，必不可少的是以固定距离分割像素。需要综合地考虑上述情况来确定像素形状。

例如由锝生成的单个光子伽马射线具有140keV的能量。假定光子与含有NaI的闪烁器碰撞而不被分散，然后1500个光子以均匀的平面分布进入摄像芯片。在这种情况下，平均1500/32个光子在任一行中被曝光和积累，然后光子计数结果作为每个像素的二值判定值而被输出。

另一方面，被分散的伽马射线的能量减小，因此假定只有700个由闪烁器生成的光子进入所述芯片。这时，平均700/32个的光子在任一行中被曝光和积累，然后光子计数结果作为每个像素的二值判定值而被输出。每行中的“1”判定的发生次数(这里，最大是128)反映了伽马射线的能量。

图16示出了根据泊松分布和二项分布的“1”判定的发生频率分布的估计结果。

被分散的伽马射线和没有被分散的最初伽马射线显示了完全不同的频率分布，因此能够被统计分类。例如，当其中“1”的发生次数在29至49的范围内的输出被辨认为最初伽马射线入射时，实际上96％的最初伽马射线被收集且大部分被分散的放射线能够被过滤掉。

更具体地，虽然本技术显著地提高了时间分辨率且能够实现伽马射线的光子计数，但能够确认的是，即使当灵敏度降低1/32时，也不会失去能量辨别功能。

3第三实施例

摄像器件的构造示例

图17图示了第三实施例的放射线检测器中的摄像器件240C的一个示例。图18示出了图17的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

本实施例的摄像器件240C通过设置两个检测判定电路120C和两个寄存器130C而进一步提高时间分辨率。

在像素阵列部110C中，像素PX2以阵列的形状布置以形成受光表面PD100C。这里，为简单起见，图示了四行的构造且受光表面PD100C被分割为四个区域R3_1至R3_4。

每个像素中被检测的入射光被积累在像素中作为光电转换电荷。两个检测判定电路120C-1、120C-2均连接有两个像素。在读出被输出至检测判定电路的像素时选择一行，这些像素被并行读出至检测判定电路，然后对这些像素进行AD转换以使它们被数字化判定。每个被检测且判定的像素的输出结果一旦被存储于寄存器130C-1、130C-2中，就会在检测判定电路120C-1、120C-2的下一个读出周期内被传输至输出电路140C，然后作为数字数据输出。

单个受光表面PD100C被分割为对应于每行的区域R3_1至R3_4。区域R3_1、R3_2被连接至检测判定电路120C-2且区域R3_3、R3_4被连接至检测判定电路120C-1。这两个检测判定电路120C-1、120C-2在将时序移位的同时以并行的方式进行像素数据读出操作。读出是按照R3_1、R3_3、R3_2、R3_4的顺序以循环的方式进行的。

在图13(第二实施例)的摄像器件240B中，所有的分割区域共用一个检测判定电路。因此，需要由一个电路连续地进行像素读出，这限定了曝光和积累的循环时间。在第三实施例中，通过使用两个检测判定电路并且在移位时序的同时使该电路以并行的方式操作来消除上述限制，因此循环时间能够被缩短为1/2。当检测判定电路需要5μ秒用于像素读出和数字化判定时，在该实施例中，时间分辨率被缩短为2.5μ秒。

在这种情况下，每次循环的各区域的曝光时间是原来的1/2，但是因为曝光是以两倍的循环时间进行的，所以有效灵敏度不会下降。

4.第四实施例

图19示出了第四实施例的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

在第四实施例中，类似地，单个受光表面被分割为八个区域R4_1至R4_8，并且使用四个检测判定电路120D-1至120D-4进行像素读出和数字化判定。曝光和积累是按照区域R4_1→R4_3→R4_5→R4_7→R4_2→R4_4→R4_6→R4_8的顺序以循环的方式进行的。通过在使时序移位的同时使四个检测判定电路并行操作，曝光的循环时间变为1/4。当检测判定电路需要5μ秒用于像素读出和数字化判定时，时间分辨率被缩短至1.25μ秒。这里显著的优势是每个检测判定电路系统中的读出操作彼此不重叠。

近年来，背面照射型成像器的引入增加了像素区域的金属布线的布局灵活性，从而使得易于设置来自像素的多个输出信号线。这使得四个检测判定电路能够并行操作。此外，当能够在根据三维构造的像素阵列下布置检测器电路时，能够实现更高的并行化。

在现有的成像器中，这样的并行化的目的是提高帧频，并且电路基本上以同时并行的方式而被操作。另一方面，在本技术中，与被分割为多个区域的受光表面的曝光和积累循环相对应地，多个检测判定电路以几乎相同的间隔在移位时序的同时执行操作，由此提高了光电检测的时间分辨率。

在上述的CMOS成像器的电路操作中，像素中的光电二极管的复位时序能够以读出循环的单位而被调节。普通CMOS成像器采用用于光量调节的调节作为“电子快门”。

另一方面，在本技术的光电检测器中，还能够通过改变时序而调节灵敏度和时间分辨率。图20是用于解释调节本实施例中的放射线检测器的灵敏度和时间分辨率的示例的图。这里，受光表面被分割为区域R5_1至R5_32这32个分区并且如在图13的第二实施例中那样由一个电路进行读出，但是曝光周期加倍并且两个分区的曝光总是彼此重叠。因此，与第二实施例中的操作相比，有效灵敏度加倍。曝光彼此重叠的分区的数据被连续地输出。

这时，在T10_1时刻进入的放射线的闪烁光在区域R5_2和区域R5_3中曝光，然后作为输出D10_1而输出。在T10_2时刻进入的放射线的闪烁光在区域R5_1和区域R5_2中曝光，然后作为输出D10_2而输出。更具体地，当两行中的重要数据被连续地输出时，判定放射线已经进入，然后根据其总数来确定能量值。这时，放射线检测的时间分辨率是两个分区(即，两行)的读出时间。为了过滤诸如暗电流等噪声，可以通过设置任意的阈值来判定数据的重要性。

类似地，通过将曝光时间增大A倍，A个分区的曝光彼此重叠。以重叠的方式被曝光的分区的数据被连续地输出。这时，灵敏度提高了A倍且时间分辨率劣化至A倍的粒度。

图21图示了在本实施例的放射线检测器中在曝光周期内的输出状态的一般示例。在T11_1时刻至T11_3时刻进入的脉冲光在相同数量的多个分区中被曝光，然后分别输出作为输出D11_1至D11_3。同时，被曝光的分区不需要在空间上连续，但理想的是输出是连续的。因此，输出能够被视为具有固定宽度的数字脉冲。通过对这样的脉冲计数，能够计算入射脉冲光(即，当光是闪烁光时的放射线)的个数。输出脉冲中所包含的全部数据反映了脉冲光的光强度(即，放射线能量)。

通过设置这样的调节功能，一个装置能够被用于从非常微量的伽马射线的检测到具有高入射频率的X射线透射摄像等多个用途。此外，还能够在同一检测器中调节灵敏度与时间分辨率之间的权衡，并且能够在最佳条件下进行光电检测。

因此，利用本技术的时间分辨率的显著提高使得能够进行放射线的能量辨别和光子计数。

5.第五实施例

放射线检测器的构造示例

图22图示了第五实施例的放射线检测器的构造示例。

图22的放射线检测器200A是SPECT装置的示例，在该SPECT装置中，为了实现较便宜的构造，由多个检测器共用单板闪烁器220A。

在放射线检测器200A中，当从生命体中的伽马射线源260生成的伽马射线270通过准直器210A而进入闪烁器220A时，闪烁器220A显示出荧光。光导230A收集闪烁光，并且将收集的光引导至摄像器件240A。这里，光导230A具有光均匀化功能。闪烁光几乎均匀地被发射至摄像器件240A的受光表面。摄像器件240A是上述的本技术的摄像器件，其中受光表面包括多个像素阵列，并且该表面被分割为多个区域，从而以循环的方式进行曝光。然后，逐个地输出每个区域中的光强度测量结果作为数字数据。

运算部280响应于来自每个摄像器件240A的输出而进行每个伽马射线的噪声辨别和位置判定。当闪烁器220A包含单板时，由多个摄像器件240A同时检测发光。例如，运算部280根据同时发生的事件的总输出指定伽马射线的能量并且根据输出的重心指定伽马射线的入射位置。因此，被判定是最初伽马射线(非噪声)的事件次数被计数，并且生命体内的伽马射线源分布被确定。

根据多个摄像器件的输出判定放射线的能量和入射位置的运算处理可以包括根据现有的伽马照相机中的数字处理的各种变化。与光电倍增管相比，本技术的半导体光电检测器(摄像器件和数字处理装置)更小、更轻且更便宜，因此能够高密度地安装大量的这样的器件，从而位置检测的分辨率变高。或者，在多个伽马射线几乎同时进入不同位置的情况下，当检测器被高密度地安装时，伽马射线以输出强度分布呈现。因此，能够使用图案匹配等实现辨别和检测。

除此之外，还能够使用闪烁器和本技术的半导体光电检测器有效地构成剂量仪。在这种情况下，因为也能够以并行的方式同时进行放射线的能量检测和光子计数，所以能够测量例如取决于放射线的能量的计数率(即，放射线的能谱)。例如，能够恰当地进行在专利文献(特开2004-108796号公报)中说明的通过G函数和DBM方法等进行的剂量校正。此外，因为检测器的输出已经被数字化，所以多通道分析仪也是不必要的，并且包括校正在内的所有后阶段的处理步骤都能够通过较便宜的单芯片微型计算机来执行。因此，能够实现小而轻量化的且具有高精度的剂量仪。

或者，在荧光观察中，当以脉冲形状发射激发光时，脉冲状的荧光从荧光体中被生成。当使用本技术而使检测的时间分辨率提高时，能够在高速扫描大量的检查部位的同时进行荧光检测，从而能够急剧地增大观察的吞吐量。因此，使用本技术的光电检测器还能够被用作用于DNA芯片的荧光扫描仪的光电检测器以及用于检测成像板的光激励发光检测的扫描仪。

6.第六实施例

放射线检测器的操作示例

图23示出了第六实施例的放射线检测器中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。

在第六实施例的数字处理装置250中，在按照曝光顺序相邻的两个分区中的一个分区的曝光完成后经过一段固定时间之后，另一个分区进行曝光。因此，在相邻的曝光周期之间产生任何分区都不被曝光的周期(以下，称为“非曝光周期”)。

能够根据曝光周期的计数值估计在非曝光周期内进入的光子的数量。例如，当曝光周期与非曝光周期的长度比被设定为1：(a-1)时，非曝光周期内的放射线的个数被估计为是曝光周期内的放射线的个数的(a-1)倍。这里，a是大于1的实数。因此，曝光周期和非曝光周期(以下，称为“测量周期”)内的放射线的个数是曝光周期内的放射线的个数的a倍。因此，数字处理装置250输出通过使曝光周期内的放射线的计数值乘以a倍而获得的值作为测量周期内的放射线的计数值。

如图23所示，假定三个放射线在T9_1、T9_2和T9_3时刻连续地进入。在T9_1时刻，只有分区R1_1被曝光，然后电荷被积累。另一方面，T9_2时刻是非曝光周期，并且没有分区被曝光。此外，在T9_3时刻，只有分区R1_2被曝光，然后电荷被积累。结果，分别与T9_1和T9_3对应的输出D9_1和D9_3没有与其它输出混合且完全地被分开。

这里，因为在T9_2时刻进入的放射线完全没有被反映到输出，所以需要根据非曝光周期来校正放射线计数值。这里，非曝光周期的长度等于曝光周期的长度(即，a＝2)。在这种情况下，数字处理装置250进行使曝光周期内的放射线计数值加倍的校正。

通过这样的曝光控制和计数值校正，受光部的有效时间分辨率不会受到检测判定电路的检测所需时间的限制，并且仅由每个分区的曝光时间来确定。换言之，因为在测量周期内进入的放射线之中只有曝光周期内的放射线可以被计数，所以可以减少判定放射线的有无和对放射线计数的处理的总处理量。

在用于一般摄像的先前的CMOS成像器中，整个受光部的这样的非曝光周期不是被特意设置的，并且无法从中单独地导出没有设置非曝光周期的状态。因此，用于如图23所示的曝光控制和校正的电路具有测量单个光脉冲的强度或者它的入射次数(诸如放射线的计数)的用途所特有的规格。

像素的构造示例

图24示出了第六实施例的像素PX3的一个示例，在像素PX3中，假如执行图23的操作，就能够实现曝光周期的极度缩短并且能够实现时间分辨率的提高。像素PX3与图8所示的第一实施例的像素的不同之处是其还具有复位晶体管300。复位晶体管300将光电二极管111中的积累电荷提取至电源，并且将状态复位至积累前的状态。复位晶体管300的栅电极被连接至复位线，并且复位晶体管300的漏电极被连接至积累节点115。

图25是示出了用于控制图24中的像素的一个示例的时序图。摄像器件240G在T19_1时刻切断复位晶体管113和传输晶体管112并且导通复位晶体管300，然后对复位电平采样。接着，摄像器件240G在T19_2时刻切断复位晶体管300，并且开始曝光和积累。然后，摄像器件240G导通传输晶体管112，其后当经过了曝光周期时(T19_3时刻)摄像器件240G切断传输晶体管112，然后对信号电平采样。摄像器件240G利用相关双采样(CDS：Correlated Double Sampling)来提取复位电平与信号电平之间的差，并且获得像素信号。

在该操作中，采样周期完全没有被包含在曝光周期内并且曝光周期仅是基于传输晶体管112的传输脉冲和复位晶体管300的复位时序而确定的。因此，曝光周期能够被缩短至几纳秒至几十纳秒的级别。通过将该操作与图23的操作相组合，摄像器件的有效时间分辨率也是几纳秒至几十纳秒，以此使得放射线计数的动态范围提高了几个数量级。

7.第七实施例

摄像器件的构造示例

图26图示了第七实施例的放射线检测器中的摄像器件240G的一个示例。在第六实施例中说明的利用电子快门设置非曝光周期以提高放射线计数的时间分辨率的技术还能够被应用于诸如电荷耦合器件(CCD)成像器等全局快门装置。第七实施例的放射线检测器与第六实施例的放射线检测器的不同之处是在全局快门装置中设置了非曝光周期。

第七实施例的摄像器件240G具有多个像素PX3、垂直CCD寄存器110G、节点120G和130G、放大器140G以及A/D转换器150G。

像素PX3以二维晶格的形状布置。像素PX3具有光电二极管和传输晶体管并且具有向基板施加偏压以将光电二极管中积累的所有信号电荷排放至该基板的电子快门功能。

垂直CCD寄存器110G保持从在列方向上布置的像素的每个光电二极管传输来的信号电荷并且将该信号电荷提供至节点120G。

节点120G对来自垂直CCD寄存器110G的信号进行模拟加法，然后将相加后的信号水平传输至节点130G。节点130G对来自各节点120G的信号进行模拟加法，然后将所得信号提供至放大器140G。

放大器140G将来自节点130G的信号放大，然后将经过放大的信号提供给A/D转换器150G。A/D转换器150G将来自放大器140G的信号转换成数字输出值，然后将该数字输出值提供至数字处理装置250。

因此，摄像器件240G通过同时曝光而将闪烁的脉冲光采集到所有像素中，进行垂直传输或者水平传输，然后进行模拟加法，并随后输出结果。另一方面，摄像器件240G能够在该处理的期间内开始下一次曝光。因此，在使用CCD等的摄像器件240G中，同时曝光是以帧为单位以循环的方式重复的。

图27示出了图26的摄像器件中的每个分割区域的曝光和积累以及读出时序的示例。图27的a示出了当曝光周期被限于测量周期(曝光周期和非曝光周期)的1/2时的曝光和积累以及读出时序的示例。假定三个放射线在T20_1、T20_2和T20_3时刻逐个地进入。在T20_1，像素阵列被曝光且电荷积累。另一方面，在T20_2时刻，放射线在非曝光周期内进入且没有分区被曝光。在T20_3时刻，像素阵列再次被曝光且电荷积累。结果，与T20_1和T20_3时刻分别对应的输出D20_1和D20_3没有与其它输出混合并且完全地被分开。

另一方面，在T20_2时刻进入的放射线完全没有被反映到输出，且因此，需要根据非曝光周期来校正放射线计数值。这里，曝光周期是测量周期的1/2(即，a＝2)，数字处理装置250进行使由半导体受光元件的输出获得的放射线计数值加倍的校正。因此，放射线计数的有效时间分辨率提高至帧周期的1/2。

图27的b示出了当曝光周期被限于测量周期(曝光周期和非曝光周期)的1/4(即，a＝4)时的曝光和积累以及读出时序的示例。在这种情况下，放射线计数值被校正成是计数值4倍的值。通过这样的曝光控制和计数校正，受光部的有效时间分辨率不受帧周期的限制并且仅由每个分区的曝光时间来确定。

在诸如CCD等全局快门装置中，大量的像素被同时地曝光。因此，当闪烁(scintillation)的发光量充足时，易于确保能量分辨率。然而，在这样的装置中，采样周期受到帧中的所有有效像素数据的传输和输出所需的时间的限制。因此，为了获得计数精度，需要在测量上花费更多的时间。

在包括光子计数型在内的CMOS成像器中，也能够通过例如在光电二极管之后的级中单独地设置积累部而设置如CCD中那样的全局快门机构。这里，当所有有效像素被同时地曝光时，能够进行与CCD的曝光调节相同的曝光调节，并且与之相关联地，能获得与第七实施例的效果相同的效果。

此外，本技术还可以被如下地构造。

(1)一种放射线检测器，其包括：

闪烁器，当放射线进入时，所述闪烁器生成具有取决于所述放射线的能量的光强度的闪烁光，然后将所述闪烁光的光子提供至多个像素之中的每个像素；

放射线检测部，每当所述多个像素在曝光周期内被所述闪烁光曝光时，所述放射线检测部基于在所述曝光周期内提供的所述光子的数量来检测所述放射线是否进入；以及

曝光周期调节部，所述曝光周期调节部基于被检测的所述放射线的入射频率来调节所述曝光周期。

(2)根据(1)所述的放射线检测器，还包括：

曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使多个分区之中的各分区逐个曝光，各所述分区包含所述多个像素，

其中每当所述多个分区之中的任一分区被曝光时，所述放射线检测部就检测所述放射线是否进入。

(3)根据(2)所述的放射线检测器，

其中，所述曝光控制部在使按照曝光顺序相邻的两个分区中的各者的所述曝光周期部分地重叠的同时使这两个分区曝光，并且

其中，当检测到相邻的所述两个分区都有所述放射线进入时，所述放射线检测部检测所述放射线进入所述两个分区中一次。

(4)根据(2)所述的放射线检测器，

其中所述曝光控制部在按照曝光顺序相邻的两个分区之中的一者的曝光完成后经过了固定周期之后曝光另一者，并且

其中所述放射线检测部根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。

(5)如(2)所述的放射线检测器，其包括：

多个读出电路，所述多个读出电路同时读出像素的输出值并且将所述输出值提供至所述放射线检测部，所述输出值取决于彼此不同的各所述分区中的所述光子的数量，

其中所述放射线检测部根据所述输出值来检测所述放射线是否进入。

(6)根据(1)所述的半导体光电检测器，还包括：

曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使所述多个像素曝光，并且在所述曝光周期结束后经过了固定周期之后，在所述曝光周期内利用所述闪烁光再次使所述多个像素曝光，

其中所述放射线检测部根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。

(7)根据(1)至(6)中任一项所述的放射线检测器，

其中当所述入射频率较高时，所述曝光周期调节部缩短所述曝光周期，并且当所述入射频率较低时，所述曝光周期调节部延长曝光时间。

(8)根据(1)至(7)中任一项所述的放射线检测器，还包括：

光均匀化部，所述光均匀化部使所述闪烁光的光量大体上均匀化，然后将均匀化的光引导至所述多个像素。

(9)根据(1)至(8)中任一项所述的放射线检测器，

其中所述多个像素中的各者将取决于在所述曝光周期内被提供至所述像素的所述光子的数量的输出值提供至所述放射线检测部。

附图标记列表

240、240A、240B、240C、240G  摄像器件

110、110A至110C  像素阵列部

110G  垂直CCD寄存器

PD100、PD100A至PD 100C  受光表面(受光部)

120、120A至120C  检测判定电路

120G  节点

130、130C  寄存器

130G  节点

140、140C  输出电路

140G  放大器

150G  A/D转换器

PX1、PXA、PX2、PX3  像素

111  光电二极管

112  传输晶体管

113  复位晶体管

114  放大器晶体管

115  积累节点

116  检测节点

200、200A  放射线检测器

210、210A  准直器

220、220A  闪烁器

230、230A  光导

240A  摄像器件

250  数字处理装置

251  光子计数部

252  放射线检测部

253  放射线计数率计算部

254  曝光周期调节部

260  伽马射线源

270  伽马射线

280  运算部

300  复位晶体管

Claims (9)

1.一种放射线检测器，其包括：

闪烁器，当放射线进入时，所述闪烁器生成具有取决于所述放射线的能量的光强度的闪烁光，然后将所述闪烁光的光子提供至多个像素之中的每个像素；

放射线检测部，每当所述多个像素在曝光周期内被所述闪烁光曝光时，所述放射线检测部基于在所述曝光周期内提供的所述光子的数量来检测所述放射线是否进入；以及

曝光周期调节部，所述曝光周期调节部基于被检测的所述放射线的入射频率来调节所述曝光周期。

2.如权利要求1所述的放射线检测器，还包括：

曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使多个分区之中的各分区逐个曝光，各所述分区包含所述多个像素，

其中每当所述多个分区之中的任一分区被曝光时，所述放射线检测部就检测所述放射线是否进入。

3.如权利要求2所述的放射线检测器，

其中，所述曝光控制部在使按照曝光顺序相邻的两个分区中的各者的所述曝光周期部分地重叠的同时使这两个分区曝光，并且

其中，当检测到相邻的所述两个分区都有所述放射线进入时，所述放射线检测部检测所述放射线进入所述两个分区中一次。

4.如权利要求2所述的放射线检测器，

其中所述曝光控制部在按照曝光顺序相邻的两个分区之中的一者的曝光完成后经过了固定周期之后曝光另一者，并且

其中所述放射线检测部根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。

5.如权利要求2所述的放射线检测器，包括：

多个读出电路，所述多个读出电路同时读出像素的输出值并且将所述输出值提供至所述放射线检测部，所述输出值取决于彼此不同的各所述分区中的所述光子的数量，

其中所述放射线检测部根据所述输出值来检测所述放射线是否进入。

6.如权利要求1所述的半导体光电检测器，还包括：

曝光控制部，所述曝光控制部在所述曝光周期内利用所述闪烁光使所述多个像素曝光，并且在所述曝光周期结束后经过了固定周期之后，在所述曝光周期内利用所述闪烁光再次使所述多个像素曝光，

其中所述放射线检测部根据所述曝光周期内的所述放射线的检测结果来判定所述放射线在所述曝光周期和所述固定周期内进入的次数。

7.如权利要求1所述的放射线检测器，

其中当所述入射频率较高时，所述曝光周期调节部缩短所述曝光周期，并且当所述入射频率较低时，所述曝光周期调节部延长所述曝光时间。

8.如权利要求1所述的放射线检测器，还包括：

光均匀化部，所述光均匀化部使所述闪烁光的光量大体上均匀化，然后将均匀化的光引导至所述多个像素。

9.如权利要求1所述的放射线检测器，

其中所述多个像素中的各者将取决于在所述曝光周期内被提供至所述像素的所述光子的数量的输出值提供至所述放射线检测部。