JP2002168958A

JP2002168958A - 放射線検出器及び医用画像診断装置

Info

Publication number: JP2002168958A
Application number: JP2000362930A
Authority: JP
Inventors: Kazuo Mori; 一生森; Nobuatsu Motomura; 信篤本村
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-11-29
Filing date: 2000-11-29
Publication date: 2002-06-14

Abstract

(57)【要約】【課題】従来使用されていたアモルファスＳｅや多結
晶半導体の欠点を克服するとともに、現状広く利用され
ている薄膜トランジスタ（以下、「ＴＦＴ」という。）
を用いた信号読出し回路との整合をとり得る光電変換部
材を含む放射線検出器を提供する。【解決手段】本発明の放射線検出器における光電変換
部材１１は、放射線の入射により電荷を生成する機能を
有するとともに、その一方の面に二次元マトリックス状
に配設・形成された複数の電荷収集電極１２を有し他方
の面にバイアス電極１１ａを有する。また、該部材１１
は単結晶半導体から構成されている。そして、この光電
変換部材１１の複数は、ＴＦＴ、画素電極及びコンデン
サを一組とした画素が二次元マトリックス状に配列され
るとともに、信号読み出し回路を有するＴＦＴ回路部１
００上に二次元的に配列されている。この配列は、前記
電荷収集電極１２と前記画素電極１００とが１対１対応
するようになされる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線又はガンマ線
等の放射線を利用して被検体内部の様子を画像化するこ
との可能な医用画像診断装置に関し、特に前記被検体を
前記放射線が透過した後これを検出する放射線検出器に
関するものである。

【０００２】

【従来の技術】従来、被検体内の臓器等の存在・不存在
に応じて、放射線の吸収の度合いが変化するという性質
を利用することにより、この放射線を被検体の外部で検
知して、当該被検体内部の画像化を実現可能なＸ線撮影
装置、Ｘ線ＣＴ装置、また核医学診断装置等その他の各
種装置（医用画像診断装置）が提供されている。

【０００３】このうち上記例示における前二者において
は、Ｘ線源を被検体外部に設置して、ここから発生する
Ｘ線を被検体に爆射する形態で利用し、最後者において
は被検体内に放射性同位元素(以下、「ＲＩ」と略すこ
とがある。)により標識した薬剤を投与し、当該被検体
内部に存在するＲＩから放射されるガンマ線を利用す
る。

【０００４】また、被検体を通過した放射線を検知する
ための放射線検知器としては、従来、イメージインテン
シファイア（いわゆる「Ｉ．Ｉ．」）や、シンチレーシ
ョンカメラと呼称されるもの等が利用されている。ちな
みに、これらはいずれも、その構成要素たる光電変換部
材につき、蛍光体を利用する放射線検出器であることに
変わりはなく、前者ではＸ線、後者では主にガンマ線の
検出を行うものとして使用される。

【０００５】また近年、上記した蛍光体を用いる放射線
検出器ではなく、上記光電変換部材として、入射した放
射線を直接に電気信号に変換することが可能な半導体等
を利用した放射線検出器も提案されている。これは一般
に、画素電極及び画素容量を一対として含む画素の複数
が二次元マトリックス状に配列されて構成されることか
ら、「平面検出器」ないしは「ＦＰＤ（ＦｌａｔＰａ
ｎｅｌＤｅｔｅｃｔｏｒ）」と呼称されることでも知
られる。

【０００６】そして、このＦＰＤによる放射線の検出
は、上記光電変換部材に対し印加されたバイアス電圧に
より、放射線の入射により生じた電子と正孔（以下、ま
とめて呼称する際には「電荷」という。）が所定の方向
に移動し、前記画素電極に達する（＝電気信号になる）
ことで実現される。ちなみに、上記バイアス電圧の好適
値は、上記電荷の光電変換部材内における易動度の影響
を受け、該易動度が小さければ小さい程、高電圧が必要
となる。これは、低電圧にすると、電荷が不純物等にト
ラップされ信号値の低下を招来するのみならず、再構成
後の画像上に、ゴースト等その他の複雑な画質悪化現象
をもたらすからである。

【０００７】また、上記したような直接変換型のＦＰＤ
を構成する光電変換部材用の好ましい材料としては、従
来、非晶質セレン（アモルファスＳｅ）、又はＰｂ
Ｉ₂、ＨｇＩ₂、ＴｌＢｒ、ＣｄＴｅ等の多結晶半導体が
その候補に挙げられ、これらに関する実用化ないし研究
が行われている。ちなみに、これらはいずれも、大面積
の一体型として製造されることが一般的であり、該一体
型の光電変換部材が上記画素電極の全部の上を覆うよう
配置されて、放射線検出器を構成するものとなってい
る。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記し
たような直接変換型ＦＰＤにおいては次のような問題点
があった。すなわちまず、光電変換部材として、アモル
ファスＳｅを用いることの問題点としては、その原子番
号が低いため、Ｘ線阻止能が低いことが挙げられる。例
えば上記Ｘ線源の管電圧を１２０ｋＶとし、この条件の
下でＸ線撮影を実施すると、その半分程度のＸ線は、光
電変換部材内で相互作用することなく透過してしまう。
つまり、入射したＸ線に対応する電気信号を得ることが
できない（ＤＱＥ（Detector Quantum Efficiency）が
小さい）。

【０００９】といって、上記のような弊害を除こうと、
該光電変換部材の厚さを増大させると、今度は非常に高
圧のバイアス電源を用意する必要が生じてくる（ちなみ
に、現状における最大厚は約１ｍｍとされている。）。
例えば、光電変換部材の厚さを倍にすると、原理上バイ
アス電圧は従前の４倍にする必要がある。このような高
いバイアス電圧を利用することとすると、実地に使用す
る際に放電等の問題を生起しやすく、放射線検出器自体
を扱い難いものとしてしまう問題がある。

【００１０】また、アモルファスＳｅを用いることの別
の問題点として、Ｗ値が大きい、すなわち感度が十分高
くないことが挙げられる。したがって、低線量下におい
ては、入射Ｘ線のフォトン揺らぎに相当する信号電荷揺
らぎは小さく、信号読み出し回路で発生する雑音電荷と
同等ないしは下回ることになってしまい、結果、検出さ
れる信号は回路雑音が支配することとなってしまう。し
たがって、フォトン揺らぎによる本質的な信号雑音比を
達成できない。このような事態を回避して所定画質を得
るためには、線量を多くする、すなわち被検体に対する
被曝量を増やさざるを得ない。

【００１１】一方、光電変換部材として、上記各種材料
による多結晶半導体を用いることの問題点としては、該
多結晶半導体中には不純物や結晶欠陥が多数あること、
また、この不純物や結晶欠陥のゆえに、及び粒界界面に
沿っての漏れ電流があるゆえに、バイアス電圧印加に伴
う暗電流が大きくなることが挙げられる。暗電流が大き
ければ、信号電荷よりも遥かに大きな電荷が前記画素容
量に蓄積し（該蓄積分は、いわゆる「オフセット」とな
る。）、ＦＰＤのダイナミックレンジを食いつぶした
り、前記オフセットの変動によって信号読み出し等を不
安定なものとする。

【００１２】結局、上記のような事情から、印加可能な
バイアス電圧には限界があることになるが、しかしなが
ら、低いバイアス電圧を印加するのみでは、不純物や結
晶欠陥による問題が別の形で顕在化する。すなわち、不
純物や結晶欠陥のゆえに、光電変換部材中で電荷が移動
し難くなり、また特に、ライフタイムが小さくなること
が問題となる。つまり、低いバイアス電圧を印加するの
みによっては、前記電極への電荷の移動が困難（例え
ば、電荷がバルク内にトラップされる）、あるいは発生
した電荷の持続が困難となり、結果、実効的なＷ値を増
大させること、すなわち感度を低下させることとなる。
また、既に述べたように、このような状況では、画像上
にゴースト等その他の不安定現象を顕在化させることに
もなる。

【００１３】以上のような不具合を綜合的に鑑み、これ
を解決するには、光電変換部材を単結晶材料で構成する
ことが考えられるが、実際に、文献「核医学における半
導体検出器の技術動向」、中村信之、Medical Imaging
Technology, Vol18, No.1, January2000, pp3-8等にお
いても、このような考え方が紹介されている。しかしな
がら、当該文献では画素が数ｍｍ程度と大きく、Ｘ線イ
メージングには不適であり、また、現状広く利用されて
いる薄膜トランジスタを用いた信号読み出し回路との整
合性については何ら検討されていない。

【００１４】本発明は、上記事情に鑑みてなされたもの
であり、その目的とするところは、従来使用されていた
アモルファスＳｅや多結晶半導体を材料とする光電変換
部材の欠点を克服するとともに、現状広く利用されてい
る薄膜トランジスタを用いた信号読出し回路との整合を
とり得る光電変換部材を含む放射線検出器及び該検出器
を搭載した医用画像診断装置を提供することにある。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
するために以下の手段をとった。すなわち、請求項１記
載の放射線検出器は、放射線の入射により電荷を生成す
る機能を有するとともに、その一方の面に電荷収集電極
を有し他方の面にバイアス電極を有する、単結晶半導体
から構成された光電変換部材と、薄膜トランジスタ、画
素電極及びコンデンサを一組として含む画素が配列され
るとともに、信号読み出し回路を有する薄膜トランジス
タ回路部とを備え、前記光電変換部材の複数が、前記薄
膜トランジスタ回路部上に配列されてなることを特徴と
するものである。

【００１６】また、請求項２記載の放射線検出器は、上
記請求項１記載の同検出器において、電荷収集電極が二
次元マトリックス状に配設・形成され、前記画素もま
た、二次元マトリックス状に配列されており、前記光電
変換部材の複数が、前記薄膜トランジスタ回路部上に配
列されるにおいては、前記電荷収集電極及び前記画素中
の画素電極とが１対１で対応するように、また、光電変
換部材の配列そのものも二次元的に行われることを特徴
とするものである。

【００１７】また、請求項３記載の放射線検出器は、請
求項１又は２記載の同検出器において、前記薄膜トラン
ジスタ回路部上に配列された複数の光電変換部材の各々
の間には、絶縁層が介されていることを特徴とするもの
である。

【００１８】一方、請求項４記載の医用画像診断装置
は、請求項１乃至３のいずれかに記載の放射線検出器を
搭載することを特徴とするものである。

【００１９】

【発明の実施の形態】以下では、本発明の実施の形態に
ついて図を参照しつつ説明する。図１は、本実施形態に
係る放射線検出器の構成例を示す概要図である。図１に
おいて、放射線検出器１は、二次元マトリックス状に複
数配列された画素電極や、スイッチング素子としての薄
膜トランジスタ（いずれも後に再述）等から構成された
薄膜トランジスタ回路部１００、該薄膜トランジスタ回
路部１００上に、その互いの辺々が略平行となるように
タイル様に配列され、略矩形板状に形成された光電変換
部材１１、該光電変換部材１１にバイアス電圧を印加す
るための電源２１、導線２２及びバイアス電圧印加用導
体（以下、単に「バイアス用導体」という。）２３等か
ら構成されている。以下、これら各構成につき詳述す
る。

【００２０】薄膜トランジスタ回路部１００は、図２に
示すように、薄膜トランジスタ（以下、「ＴＦＴ」と略
す。）１０１、画素電極１０２、ゲート走査線１０３及
び信号線１０４、ゲート走査線駆動部１０５等が、ガラ
ス基板１００Ｂ上に配設された構成となっている。

【００２１】このうち、画素電極１０２には、後述する
光電変換部材１１に生じた電荷を蓄積するためのコンデ
ンサ（画素容量）（図２において不図示、図４中符号１
０９参照）が付設されている（なお、上記ＴＦＴ１０
１、画素電極１０２及びコンデンサ１０９の一組を、以
下、単に「画素」ということがある。）。ＴＦＴ１０１
は、ゲート走査線駆動部１０５が発する制御信号によ
り、図示各行ごとのゲート走査線１０３を通じて、同各
行ごとにＯＮ・ＯＦＦ制御されるようになっている。こ
れにより、同一行に存在するＴＦＴ１０１の各々に接続
された前記コンデンサに蓄えられている電荷（＝信号）
が読み出される。そして、この読み出された信号は、信
号線１０４、増幅器１０６、マルチプレクサ１０７及び
Ａ／Ｄコンバータ１０８を介して、図示しない外部に供
給される。ちなみに、ここにいう「外部」としては、デ
ータ収集部、メモリ、画像作成部及び画像表示部等の公
知の構成が該当し、当該構成では、読み出された信号に
基づき被検体内部の画像の作成、表示及び記憶等が行わ
れるようになっている。

【００２２】なお、図２においては、画素電極１０２及
びＴＦＴ１０１が、３×３の９個のみ設けられる形態が
図示されているが、実用に供する際には、より多くの画
素電極１０２及びＴＦＴ１０１が設けられる形態となる
ことは言うまでもない。

【００２３】光電変換部材１１は、図１及び図３（ａ）
及び（ｂ）に示すように、その外形が、前記ＴＦＴ回路
部１００全面の面積に比較して小さい面積（具体的に例
えば、本実施形態では図３（ｂ）中、Ａ＝１．９２ｃ
ｍ、Ｂ＝１．９２ｃｍ等）となる面、及び、所定の厚さ
（具体的に例えば、図３（ａ）中、Ｔ＝約２ｍｍ）を有
する板形状、より具体的には略矩形板状に形成されてい
る。また、この光電変換部材１１は、図１及び図３
（ａ）中、矢印Ｘの方向に放射線の入射を受けると、そ
の内部で、電子及び正孔の対を生成する。なお、図３
は、図１中複数描かれている光電変換部材１１のうちの
一のみを取り出して図示したものである。

【００２４】このような光電変換部材１１を構成する材
料としては、入射する放射線を高効率で電気信号に変換
し得る性質を有するものが好ましいことから、一般的に
は、Ｗ値が小さく、体積抵抗率が大きく、電荷易動度が
高く、電荷寿命（ライフタイム）が長く、そして原子番
号が大きい、等の各条件を満たすものであるとよい。こ
こに、「Ｗ値」とは、当該材料に関し、電子・正孔対を
１個生成するのに必要なエネルギの値のことをいう。し
たがって、Ｗ値は低ければ低いほど好ましい（低エネル
ギで電気信号の生成が可能となるから）。具体的に好ま
しくは、例えばＷ≦１０〔ｅＶ〕であるとよい。

【００２５】上記各条件を満たす材料としては、具体的
には例えば、化合物半導体テルル化カドミウムＣｄＴｅ
を採用すると好ましい（本実施形態では、このＣｄＴｅ
を利用することを前提とした説明となっている）。ま
た、このＣｄＴｅの他、ＣｄＺｎＴｅを用いるようにし
てもよい。さらにその他、ＰｂＩ₂、ＨｇＩ₂、ＴｌＢｒ
等を採用してもよい。なお、下記に記す表１において
は、上記ＣｄＴｅ及びＣｄＺｎＴｅに関する体積低効率
ρ〔Ωｃｍ〕、電荷易動度μ〔ｃｍ²/Ｖ/ｓｅｃ〕、電
荷寿命τ〔μｓｅｃ〕の各物性値を、参考までに掲げて
おく。上記各条件の具体的設定は、この表１に示される
数値を概ね好ましい基準として考えることにより、適宜
行うことができる。

【００２６】

【表１】

【００２７】また、本実施形態における光電変換部材１
１を構成する材料は単結晶構造である。つまり、材料と
してＣｄＴｅを選択するのであれば、光電変換部材１１
は「ＣｄＴｅ単結晶」により構成されることとなる。な
お、より好ましくは、ただ「単結晶」であると言うだけ
でなく、材料の純度が高く、結晶欠陥の少ない高品質の
ものを採用すると尚よい。

【００２８】また、上記光電変換部材１１には、図１及
び図３に示すように、その上面（放射線入射面側）に対
し、該光電変換部材１１に前記電源２１に由来するバイ
アス電圧を印加するための、例えば金により構成された
バイアス電極１１ａが形成されており、その下面に対
し、前記ＴＦＴ回路部１００を構成する画素電極１０２
の各々に対応するよう二次元マトリックス状に配設・形
成され、適切な電極材料により構成された電荷収集電極
１２が形成されている。

【００２９】本実施形態においては、上記バイアス電極
１１ａ及び電荷収集電極１２、並びに光電変換部材１１
に関し、「Ｍ−π−ｎ型（metal high-resistivity p-t
ypecrystal, highly n-type epilayer）構造」を採用し
ている。すなわち、図３（ａ）の断面図に示すように、
上部（放射線入射面側）より下部へ向けて、バイアス電
極１１ａ、π型ＣｄＴｅ層１１ｂ、ヨウ素がドープ（ｄ
ｏｐｅ）されたｎ型ＣｄＴｅ層１１ｃ及び電荷収集電極
１２の順に略積層されたような構造を有する。

【００３０】この「Ｍ−π−ｎ型構造」に関しては、例
えば、文献「Development of High-Resolution CdTe Ra
diation Detectors in a New M-Pi-n Design, M.Niraur
a etal, IEEE TRANSACTION ON NUCLEAR SCIENCE, VOL.4
46, NO.4, AUGUST 1999, pp1237-1241」等を参照され
たい。ただし、本発明においては、この他の構造を採用
するようにしてよいことは勿論である。

【００３１】ところで、電荷収集電極１２は、既に述べ
たように、ＴＦＴ回路部１００を構成する画素電極１０
２に１体１対応するように配設・形成されるが、その配
列数は、例えば矩形板状の光電変換部材１１の各々（＝
一枚ごと）につき、１２８×１２８等とし（図３（ｂ）
においては、その一部が図示されている）、その配列ピ
ッチ（図３中、符号Ｐ参照）は、例えば１５０μｍ等と
するとよい。

【００３２】このような光電変換部材１１と上記ＴＦＴ
回路部１００とは、例えば図４の断面図に示すように接
合されている。この図からわかる通り、ＴＦＴ回路部１
００の画素電極１０２には、光電変換部材１１の電荷収
集電極１２が接合されており、かつ、両者は１対１対応
となっている。また、画素電極１０２には、コンデンサ
（画素容量）１０９が接続されており、該コンデンサ１
０９には、上記ＴＦＴ１０１が接続されている。このよ
うな構成から、バイアス用導体２３を通過して光電変換
部材１１に入射した放射線Ｘは、その内部で電子・正孔
対を生成し、この電荷が電荷収集電極１２及び画素電極
１０２を介してコンデンサ１０９に蓄積される。そし
て、ＴＦＴ１０１が導通状態となったときに、この蓄積
された電荷が、既に述べたように、信号線１０４等を通
じて外部に伝達される。

【００３３】一方、上記バイアス電極１１ａに接続され
る上記バイアス用導体２３は、図１に示すように、ＴＦ
Ｔ回路部１００の上にマトリックス状に配列された光電
変換部材１１のある一行（又はある一列）につき、共通
となっている。つまり、フィルム状とされたバイアス用
導体２３は、当該一行（又は一列）に並んだ光電変換部
材１１の上に延在するように配置され、このような配置
が、各行（又は各列）に関し同様になされる（図１にお
いては、その一部が図示されている）。また、このバイ
アス用導体２３を構成する具体的な材料としては、薄い
フレキシブルＰＣ板等その他、入射するＸ線を阻止する
ことが殆どないようなものを選択するとよい。

【００３４】そして、光電変換部材１１の各行（又は各
列）ごとに配列された上記フィルム状のバイアス用導体
２３の基端は、各列（又は各行）に延在する導線２２に
接続され、該導線２２は、電源２１に接続されるように
なっている。

【００３５】ちなみに、本実施形態において、この電源
２１の電圧（つまり、印加可能なバイアス電圧）は、数
百ボルト程度であればよい。ただし、この値は、光電変
換部材１１の厚さ等により適宜変更しうる。また、図１
及び図４では、バイアス用導体２３ないしバイアス電極
１１ａが正電圧となるような図示がなされているが、本
実施形態におけるＭ−π―ｎ型構造上の電極において
は、正孔に関する易動度や寿命（ライフタイム）に比べ
て、電子に関するそれらの値のほうが良好であり、放射
線は光電変換部材１１内部のバイアス用導体２３側に近
い方で捕らえられる傾向があることを考えると、バイア
ス用導体２３ないしバイアス電極１１ａを負電圧とする
方が、特性上好ましいと考えられる。

【００３６】なお、図１においては、光電変換部材１１
を３個のみ示しているが、実際には、ＴＦＴ回路部１０
０全面を覆い尽くすように該変換部材１１が配置される
こととなるとともに、これら光電変換部材１１の全部に
関し、フィルム状のバイアス用導体２３が、上記したよ
うに各行（又は各列）ごとに設けられることとなるのは
言うまでもない。

【００３７】以下では、上記構成例となる放射線検出器
１の製造方法、ないしは当該製造につき注意すべき点に
ついて説明する。

【００３８】まず、Ｍ−π−ｎ型光電変換部材１１の製
造方法について説明する。これについては、例えば上記
した文献に記載されている通りに製造する等とすればよ
い。ここでは簡単に、当該文献における製造方法を説明
すると、まず、ｐ型（π型）の単結晶ＣｄＴｅを基板と
し、該基板上に、ヨウ素がドープされたｎ型ＣｄＴｅ層
１１ｃをエピタキシャル成長させる。これは、有機金属
の供給を伴う水素プラズマのラディカルを利用したＣＶ
Ｄ（Chemical Vapor Deposition）法による。

【００３９】次に、形成後のｎ型ＣｄＴｅ層１１ｃにイ
ンジウムをＰＶＤ（Physical VaporDeposition）法によ
り蒸着させた後、π形ＣｄＴｅ層１１ｂの残る面（ｎ型
ＣｄＴｅ層が形成されない面）に対し金を蒸着させる。
このうち、インジウムの蒸着は、図３（ｂ）に示したよ
うな、電荷収集電極１２が二次元配設形態となるように
行う。このため、例えば当該蒸着を適当なマスキングを
施した後に実施するようにしたり、また、当該蒸着を一
旦全面に対して実施した後マスキングをし、該マスキン
グ部分以外のエッチングを実施する、等の工程を経るよ
うにする。

【００４０】このような形成方法により、π型ＣｄＴｅ
層１１ｂの厚さが約１ｍｍ、ｎ型ＣｄＴｅ層１１ｃの厚
さが約４００ｎｍ、バイアス電極１１ａ及び電荷収集電
極１２の厚さが２００乃至４００ｎｍで、合計約２ｍｍ
の厚さを有する光電変換部材１１を形成することができ
る。なお、ＣＶＤ法等を実施する際の環境条件、例えば
温度や真空度、また種々の前処理等その他の詳細な条件
等については、上記文献を参照されたい。

【００４１】次に、上記のように形成された光電変換部
材１１の複数を、図１に示すように、ＴＦＴ回路部１０
０の上に配列する。この配列は、隣接する光電変換部材
１１の互いの辺々が接触しないように（接触すると動作
安定上好ましくない）、かつ、大きな間隙を生じないよ
うに、行う必要がある。一般的に認識すべき制約として
は、「電荷収集電極１２のサイズよりも十分小さな位置
誤差で配置する必要」があるといえ、より具体的に数値
で言えば、光電変換部材１１の大きさを上記した通りの
もの（Ａ＝Ｂ＝１．９２ｃｍ等）とした場合、例えば２
０μｍ以下の精度で配置することが好ましい。

【００４２】なお、この程度の精度による配置であれ
ば、適当なアーム部等を備えた自動配列装置（仮称、不
図示）を利用して、これを実施することができよう。た
だし、一般的に、このような配置を自動的に実施すると
なると、水平方向に関する精度、すなわち図５の紙面に
平行な方向に関する精度については、これを確保するこ
とが容易であると考えられるが、同じく図５に示す光電
変換部材１１Ａや１１Ｂに見られるような、「傾き」
（図中、符号θ参照）に関する精度を、所定の程度に維
持するには困難が伴うと考えられるから、この点注意を
要するものと思われる。

【００４３】なお、上記したような「傾き」配置精度に
関する点から、光電変換部材１１一枚の大きさを、例え
ば１０×１０ｃｍ程度の大きなサイズとするのは一般に
好ましくないものと思われる。というのも、このような
大きさなサイズとなると、傾き角度θが小さい場合であ
っても、図５に示す変動幅Ｗが大きくなるからである。
また、サイズを大きくすると、良好な単結晶構造を有す
る光電変換部材１１が得られなくなるおそれがあり、そ
の製造歩留まりを悪化させることも考えられる（結晶欠
陥等を有する光電変換部材１１は、基本的に廃棄され
る。）。

【００４４】しかしながら一方で、ＴＦＴ回路部１００
に対する複数の光電変換部材１１の配列効率、つまり放
射線検出器１全体の製造効率という観点からは、配列数
の減少ないし配列工程の短時間化ということから、光電
変換部材１１は、より大きい方が好ましい。

【００４５】結局、本発明においては、上記事情を総合
的に勘案して、光電変換部材１１の大きさ、あるいはそ
れに応じた電荷収集電極１２の配列数等を決定するよう
にすればよい。上記した例、すなわち、図３におけるＡ
及びＢが、Ａ＝Ｂ＝１．９２ｃｍであること、また電荷
収集電極１２の配列数が１２８×１２８等であること等
の限定は、上記事情の比較考量の結果、選択された好適
な「一例」であることを意味する。なお、上記配列の精
度を所定程度以上とするためには、インゴットより切り
出した光電変換部材１１自体の寸法精度も必要である
が、これも、例えば２０μｍ程度の精度で工作すること
が好ましい。

【００４６】なお、配列された各光電変換部材１１間の
間隙を所定量で維持するためには、上記したような配列
精度や加工精度に配慮するのみでなく、次に記すような
手段を採用することも有効である。第一には、隣接する
光電変換部材１１の間に、薄い絶縁スペーサ（絶縁層）
を介装する。第二には、光電変換部材１１の少なくとも
一側面、望ましくは二側面以上に、図５に示すような薄
い絶縁スペーサ１３を予め張りつけておく。ここにいう
「望ましくは二側面」というのは、図５の光電変換部材
１１Ｃにおけるような張付け方を意味する。このように
しておけば、配列される光電変換部材１１のすべてにお
いて、互いに隣接するもの同士の間には絶縁スペーサ１
３が存在することとなるからである。第三には、光電変
換部材１１の少なくとも一側面、望ましくは二側面以上
に、ｐａｓｓｉｖａｔｉｏｎ層を形成する。

【００４７】これらの手段を採用することにより、互い
に正確なピッチでもって複数の光電変換部材１１をＴＦ
Ｔ回路部１００上に配列することを容易にする。

【００４８】さて次に、光電変換部材１１側の電荷収集
電極１２とＴＦＴ回路部１００側の画素電極１０２と
は、図４に示したように電気的に接続する必要がある
が、このためには、いわゆる「バンプ接続」の手法を採
用すればよい。つまり、図示しないインジウムバンプ
（インジウムの微小突起）を画素電極１０２側に載せた
後、その上に、上記自動配列装置によって光電変換部材
１１の電荷収集電極１２側をフェースダウンさせ、適当
な温度で加熱すれば、前記インジウムバンプが溶融し、
両電極１０２及び１２を電気的に接合することができ
る。

【００４９】この際、上記加熱は、比較的低温で実施す
ることができるので、光電変換部材１１のの特性を劣化
させるようなことがない。なお、本発明においては、こ
のようなバンプ接続の他、導電性接着剤を用いて、両電
極１０２及び１２の電気的接合を図るような製造方法を
採用してもよい。この導電性接着剤を用いる手法は、本
実施形態におけるＭ−π―ｎ型における電極と異なる構
造を有するものに関し有効と考えられる。

【００５０】このようにして、ＴＦＴ回路部１００上に
光電変換部材１１群を配置した後には、各光電変換部材
１１の上面に対し、上記したようなフィルム状のバイア
ス用導体２３を電気接続する。この電気接続は、例えば
光電変換部材１１のバイアス電極１１ａの上面とバイア
ス用導体２３の下面との間に、導電性接着剤をごく薄く
塗布すること等により行うことが好ましい。

【００５１】以上のような構成となる放射線検出器１に
よれば、従来技術（例えばアモルファスＳｅや多結晶半
導体を用いる等の技術）に比べて、次のような効果が奏
される。すなわち、第一に、既に述べたように、アモル
ファスＳｅでは例えばＸ線源の管電圧が大きく入射した
Ｘ線の半分程度が何らの相互作用もせず透過してしまう
ような場合でも、本実施形態においては、相当程度以上
（具体的に、上述した厚さ約２ｍｍとなる本実施形態の
光電変換部材１１においては、９０％以上が推測され
る。）のＸ線を捕らえることができる（ＤＱＥが大き
い）。したがって、常に、より低雑音の画像を得ること
ができる。また、このことを言い換えれば、入射する線
量を半減しても、従来と同程度の画質を得ることができ
ることを意味している。

【００５２】第二に、本実施形態のように、光電変換部
材１１をＣｄＴｅで構成する場合、１個のＸ線フォトン
に対し発生する電荷量は、アモルファスＳｅの１０倍近
い。したがって、低線量条件においても回路雑音を無視
することが可能であるから、常に、良好な画質の画像を
得ることができる。また、巨大な被爆線量になりがちな
透視撮影等においても線量を低減することができ、被検
体に対する被爆量の低減を実現することができる。

【００５３】第三に、光電変換部材１１に印加するバイ
アス電圧は、上述したように、数百ボルト程度でよく、
高電圧を要しないから、使用の際に発生する放電等を心
配する必要がなく、放射線検出器１自体の取り扱いが容
易である。

【００５４】第四に、本実施形態における光電変換部材
１１は単結晶構造であるから、電荷のトラップ現象等の
発生は、アモルファスＳｅや多結晶半導体に比べて僅か
となり、感度ドリフトやゴースト等その他の画質劣化の
問題が生じにくい。また仮に、トラップ現象による問題
が発生したとしても、ＣｄＴｅにおいては、バイアス電
圧をいったん落とす等の手段によりすぐに回復させるこ
とが可能である。ちなみにこの点、アモルファスＳｅで
は、バイアス電圧を落としたり反転したりすると、不具
合を起こすことが知られている。したがって、アモルフ
ァスＳｅでは、いわゆるフラッシング処理するくらいし
か対処法がないが、それを実現する構成を実装するの
は、装置を複雑化し、またコスト高を招来することとな
る。

【００５５】第五に、本実施形態においては光電変換部
材１１を矩形板状に形成し、この複数をＴＦＴ回路部１
００の上に、いわば「タイル様」に配列する構成をとっ
ており（図１、図５等参照）、また、光電変換部材１１
に基因する電荷信号のコンデンサ１０９への蓄積やＴＦ
Ｔ１０１のＯＮ・ＯＦＦによる当該コンデンサ１０９か
らの電荷読み出し等は、上述したように、現在実用化さ
れているＦＰＤと全く同様な構成ないし作用で行うこと
ができる。つまり、本実施形態においては、二次元高分
解能の放射線検出器にとって非常に効率的で安価である
ＴＦＴ１０１等を用いた電荷読み出し等の構成ないし作
用を、そのまま利用することが可能である点、極めて優
れている。

【００５６】なお、上記実施形態では、光電変換部材１
１は「矩形板状」とされていたが、本発明は、この形状
に特に限定されるものでないことは勿論である。また、
その具体的大きさ、あるいは厚さ等についても、既に述
べたように、製造歩留まりや配列効率等の諸事情によっ
て適宜変更し得ることから、本発明がこの点につき、特
に限定されることはない。さらに、上記では光電変換部
材１１及びＴＦＴ回路部１００は、平面的に構成されて
いたが、本発明においては、これに代え、例えば光電変
換部材１１及びＴＦＴ回路部１００が緩やかに湾曲した
形状を有するものとしてもよい。本発明にいう「二次
元」ないし「二次元的」とは、このような場合を含むも
のとする。

【００５７】以下では、本実施形態における放射線検出
器１の特徴を生かし、これを各種具体的場面に適用した
実施例について説明する。

【００５８】（実施例１）まず、本実施形態における放
射線検出器１は、入射した放射線の全体をまとめて検出
する、いわゆる「電流モード」で運用し得ることは当然
として（いわゆる「Ｘ線イメージング（Ｘ線撮影）」は
該モードによる運用となる）、これとともに、又はこれ
に代えて、所定の条件を課せば、入射フォトンの一つ一
つを計数する「フォトンカウンティングモード」で使用
することが可能である。

【００５９】ここで上記所定の条件とは、まず入射する
放射線量を低くする、つまり低線量下において放射線検
出器１を利用することである。例えば後述の読み出し時
間ｔが１５ｍｓであるような場合に、一つの画素に入射
する平均放射線個数が１よりずっと小さい、等とする。

【００６０】また、ＴＦＴ回路部１００における、ＴＦ
Ｔ１０１、あるいは信号読み出し回路（上記図２で言え
ば、ゲート走査線駆動部１０５、ゲート走査線１０３及
び信号線１０４、増幅器１０６、マルチプレクサ１０
７、並びにＡ／Ｄコンバータ１０８が該当する）は、な
るべく高速動作させることが好ましい。これを実現する
には、例えば、通常アモルファスシリコンで形成される
ＴＦＴ１０１を、多結晶シリコンで形成する等の処置を
施すとよい。このような対処により、例えば、ＴＦＴ回
路部１００を構成する全画素についての読み出し時間ｔ
を、例えば１５ｍｓ等とする（つまり、ｔ＝１５ｍｓご
とに全画素の読み出しが行なわれる。）。

【００６１】なお、フォトンカウンティングモードでは
入射するフォトンの相対量は小さい（全画素の一部のみ
放射線の入射を経験する）から、最も好ましい電荷読み
出し形態は、入射を経験した画素に関してのみ行うよう
なものであるとよい。そのようにすれば、上記高速動作
に資することとなるからである。しかしながら、図２に
示すような現状のＴＦＴ回路部１００（各行ごとのスイ
ッチングによる読み出し）では、これを実現することは
困難である。ただし、各画素ごとに読み出しが可能であ
るような技術が可能となれば、それを採用することが望
ましいことは言うまでもない。本発明は、このような形
態を積極的に除外する意図を有さない。

【００６２】上記のような条件の下、フォトンカウンテ
ィングモードで運用する放射線検出器１の作用は、以下
のようになる。すなわち、上記条件の下では、通常、読
み出し時間ｔの間に、一部の画素にのみフォトンが１個
だけ入射する。この１個のフォトン（例えば５０ｋｅ
Ｖ）によれば、本実施形態における光電変換部材１１を
構成するＣｄＴｅ単結晶において、約１００００ｅの電
荷を得ることができる。つまり、当該１個のフォトンに
基づく信号電荷を、本実施形態においては、十分に読み
取ることが可能である。

【００６３】読み出した結果は、ＴＦＴ回路部１００以
降の「外部」、つまり上記したデータ収集部等その他適
当な演算装置等によりチェックして、これを画素毎に、
所定の信号量閾値（例えば４０００ｅ相当）と比較し、
閾値を超えている場合は、当該画素に対応するメモリア
ドレスを１カウントアップする。後は、このようなフォ
トンカウンティングを、所定時間Ｔの間繰り返し、蓄積
された計数値をもって画像化すればよい。

【００６４】なお、以上の作用ないし処理をまとめる
と、図６に示すようなフローチャートとなる。ここで、
ステップＳ１乃至Ｓ３の処理と、ステップＴ１乃至Ｔ４
の処理とは、各々独立に実施することが可能であるか
ら、図６に示す、ステップＴ４からステップＳ１への進
行は、これを厳密に解する必要はない。つまり、ステッ
プＳ１乃至Ｓ３は、ステップＴ１乃至Ｔ４の処理とは無
関係に繰り返し実施され、該ステップＴ１乃至Ｔ４が実
施されるのは、ステップＳ２において信号読み出し時間
ｔにかかる条件が満たされたときだけである、というよ
うに図６を解することができる。

【００６５】このように本実施形態における放射線検出
器１によれば、一般に、多色Ｘ線でトータルエネルギを
検出する「電流モード」による運用に比べ、「フォトン
カウンティングモード」では、理論上二割ないし三割程
度、信号雑音比が増加するにも関わらず、そのようなフ
ォトンカウンティングモードによる運用を行うことがで
きる。

【００６６】また、従来のアモルファスＳｅを光電変換
部材として用いる場合には、信号量が小さく、また電荷
易動度も非常に低いから、上記した低線量条件を課した
状態でも、フォトンカウンティングを実現するのは不可
能に近い。この点からも、本実施形態における放射線検
出器１の優位性を確認することができる。

【００６７】（実施例２）次に、上記実施例１を更に発
展させた実施例について説明する。上記実施例１では、
読み出し時間ｔの間に、全画素の一部につきフォトン
「１個」が入射する状態のみを念頭においていたが、場
合により、ごく一部の画素には、読み出し時間ｔの間に
二つ以上のフォトンが入射する場合もある。この場合、
上記した１００００ｅよりずっと大きい電荷が発生する
ことになるが、上記実施例１では、フォトンが１個であ
る場合も２個以上である場合も、同じく１カウントアッ
プすることになる。この点、上記した条件、つまり線量
が極めて低い場合には殆ど支障はないが、しかしなが
ら、そこまで低線量とはいえない場合は、２個以上のフ
ォトンが入射する画素を無視し得ない。

【００６８】そこで、このような場合においては、上記
信号量閾値を二つ、ないしそれ以上有するようにすれば
よい。つまり、第１の閾値を上記と同様、４０００ｅと
し、新たに第二の閾値を８０００ｅ相当等としておく。
そして、第１閾値を超えたら１カウントアップ、第２閾
値を超えたら２カウントアップとするのである。これに
より、ほぼ理想に近いフォトンカウンティングを実行す
ることができる。

【００６９】なお、以上の処理ないし作用をまとめる
と、図７に示すようなフローチャートとなる。ただし、
図７においては、図６におけるフローチャートのステッ
プＴ１乃至Ｔ４に該当する部分のみ抜書されたものが示
されている。本実施例２として特徴的なのは、ステップ
Ｔ３とステップＴ４との間に、ステップＴＰ１及びＴＰ
２が追加された点にある。

【００７０】（実施例３）さらに、上記実施例２をより
発展させると、いわゆる「エネルギ弁別」を実施するこ
とが可能である。すなわち、これを実現するには、上記
信号量閾値を複数用意し、その各々の信号量閾値につき
「意味」を持たせるようにすればよい。例えば第１の閾
値と第２の閾値（＞第１閾値）との間にあるエネルギ値
が観測されたフォトンのみカウンティングを実施する
（逆にいえば、第１閾値を超えない又は第２閾値を超え
るものは棄却される）、等とすればよい。これにより、
任意のエネルギ値近傍のフォトンだけを使った画像化を
実現することができる。

【００７１】なお、以上の作用ないし処理をまとめる
と、図８に示すようなフローチャートとなる。この図８
は、上記図７と同様に、図６におけるフローチャートの
ステップＴ１乃至Ｔ４に該当する部分のみ抜書されたも
のが示されている。本実施例３として特徴的なのは、ス
テップＴ２に代えて、ステップＴ２´が置換された点に
ある。

【００７２】ただし、本実施例３におけるようなエネル
ギ弁別を行う場合においては、上記実施例１及び実施例
２に比べて、線量を更に低く、また信号読み出し回路に
おける回路雑音をより低減する必要があるものと思われ
る。というのも、画素１個につきフォトン１個が入射す
るという状態を現出させることが、殆ど必須条件となる
と考えられるからである。

【００７３】（実施例４）上記実施例１から３までに示
したように、フォトンカウンティングモードによる運用
が可能であるということから、本実施形態の放射線検出
器１は、いわゆる核医学診断装置に適用することが可能
である。ここに、核医学診断装置とは、従来の技術の項
でも若干説明したように、被検体内にＲＩを含む薬剤を
投与し、該ＲＩから放射されるガンマ線を被検体外部で
検知することにより、この検知結果に基づいて画像を作
成する装置である。この場合においては、分解能は然程
高いことを要しないから画素の寸法を大きく、また、光
電変換部材１１の厚さは２ｍｍよりもやや大きく（例え
ば４〜５ｍｍ）することが好ましい。

【００７４】ところで、核医学診断装置は、極端な低線
量率で運用されるのが通常である（具体的には、フォト
ン数を基準として３０ｋｃｏｕｎｔ／ｓ程度であ
る。）。したがって、上記読み出し時間ｔの間に複数の
フォトンが入射する可能性は非常に低く、放射線検出器
１からの信号量は、時間ｔ内に入射した１個のフォトン
のエネルギを反映するものとみなすことができる。よっ
て、上記実施例３で示したようなエネルギ弁別の手法を
用い、検出されたエネルギが、所定のエネルギ閾値範囲
内に入る場合には、これを関心核種からの直接線として
採用し、それに入らない場合には被写体散乱に由来する
ものとして棄却する、等とすれば、本実施形態における
放射線検出器１も、いわゆる通常のガンマカメラとして
使用できることになる。また、そのようにすると、従前
よりも安価に装置構成することが可能である。

【００７５】さらに、本実施形態のようにＴＦＴ回路部
１００を用いる場合には、エネルギ分解能が多少低下す
る可能性はあるが、図１に示す構成から明らかなよう
に、本放射線検出器１は薄型軽量に構成することが可能
であるから、その特長を生かした特異なガンマカメラと
して、手術室における使用等の有用性を見出すこともで
きる。つまり、放射線検出器１自体を自由に取り回しつ
つ使用する等の使用形態も可能となる。

【００７６】なお、上記では、「エネルギ分解能が多少
低下する可能性」について言及したが、これについて
は、本実施形態における放射線検出器１においても、通
常のガンマカメラ程度、ないしはそれ以上のエネルギ分
解能を確保することは必ずしも不可能ではない。それに
はまず、信号読み出し回路の雑音を、該回路において高
品質の素子を用いる等の処置を施すことで減らすことで
ある。また、極めて低線量率で運用するのであるから、
読み出し時間ｔをやや長くし、さらには、画素サイズな
いし読み出し単位を大きくすることで、信号読み出し回
路の動作周波数を低減させる、すなわち雑音帯域幅を低
減することで、信号読み出し回路の雑音等価電荷を低減
させることもできよう。

【００７７】（実施例５）上記実施例４において、本実
施形態における放射線検出器１が核医学診断装置に適用
可能であることが示されたことからもわかるとおり、本
放射線検出器１は、Ｘ線及びガンマ線の別に関わらず、
種々の放射線を検出するための検出機として利用するこ
とが可能であり、また実施例１で述べたように「電流モ
ード」及び「フォトンカウンティングモード」の別に関
わらず適用可能である。

【００７８】したがって例えば、本放射線検出器１を、
透視撮影を含むＸ線撮影が可能な装置（例えば、いわゆ
る「アンギオ装置」）に供される検出器として搭載した
り、ＣＴ撮影が可能な装置（いわゆる「Ｘ線ＣＴスキャ
ナ」）に供される検出器として搭載すること等が可能で
ある。後者のＸ線ＣＴスキャナでは特に、本放射線検出
器１が二次元的な検出が可能であることから、これを、
Ｘ線が円錐状に放射される、いわゆる「コーンビームＸ
線ＣＴスキャナ」に適用するとより有用である。

【００７９】また、より広く、本放射線検出器１を、前
記Ｘ線撮影及び前記ＣＴ撮影が可能であるとともに、上
記実施例４で示したガンマカメラ相当の機能をも有す
る、等の多機能な装置に供される検出器として搭載する
ことも可能である。なお、ここにいう、「多機能な装
置」、あるいは上記した核医学診断装置、アンギオ装置
又はＸ線ＣＴスキャナ等は、これらをまとめて、いわば
「医用画像診断装置」と呼称することができよう。

【００８０】さらに、上記のような多機能な医用画像診
断装置に本放射線検出器１を適用する場合においては、
該医用画像診断装置内で適当なモード切換手段を用意し
ておき、装置使用者がこれを通じた指令を発することに
より、あるときはＸ線撮影（かつ、電流モード）、ある
ときは核医学診断撮影（かつ、フォトンカウンティング
モード）、等といった運用を行うことが可能である。ま
た、より細かく「透視モード」、あるいは「撮影モー
ド」の別に応じた切り換えも可能であるとしてよく、さ
らには、上記モード切換手段によって選択されたモード
が、図示しない画像表示部上に表示されるような構成と
し、装置使用者が容易に現在のモードを認識し得るよう
なものとなっていると尚よい。

【００８１】なお、本明細書において使用されている
「放射線」という用語は、上記実施形態の説明からも明
らかな通り、現状、医用画像を作成し診断に供する装置
において利用されている「Ｘ線」及び「ガンマ線」の双
方を含む意味に解される。

【００８２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の放射線検
出器及び医用画像診断装置によれば、従来使用されてい
たアモルファスＳｅや多結晶半導体を材料とする光電変
換部材が有していた種々の欠点を克服することができ
る。また、本発明の放射線検出器は、現状広く利用され
ている薄膜トランジスタを用いた信号読み出し回路との
整合がとられているから、信号読み出しを効率的に実施
でき、かつ、装置を安価に構成することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態に係る放射線検出器の構成
例を示す概要図である。

【図２】図１に示す放射線検出器の薄膜トランジスタ
回路部の構成例を示す概要図である。

【図３】図１に複数示されている光電変換部材の一を
取り出してその模式的な構成例を示す概要図であって、
（ａ）はその断面図、（ｂ）は平面図である。

【図４】光電変換部材とＴＦＴ回路部との接合部位を
示す断面図である。

【図５】ＴＦＴ回路部上に対する光電変換部材の配列
の様子を示す説明図である。

【図６】本実施形態に係る放射線検出器をフォトンカ
ウンティグモードにより運用した場合の処理の流れを示
すフローチャートである。

【図７】本実施形態に係る放射線検出器をフォトンカ
ウンティングモードにより運用した場合の処理の流れで
あって、図６とは異なるもののフローチャートである。

【図８】本実施形態に係る放射線検出器をフォトンカ
ウンティングモードにより運用した場合の処理の流れで
あって、図６及び図７とは異なるもののフローチャート
である。

【符号の説明】

１放射線検出器１１光電変換部材１１ａバイアス電極１１ｂ π型ＣｄＴｅ層１１ｃｎ型ＣｄＴｅ層１２電荷収集電極１３絶縁スペーサ２１電源２２導線２３バイアス電圧印加用導体１００薄膜トランジスタ回路部１０１薄膜トランジスタ１０２画素電極１０３ゲート走査線１０４信号線１０５ゲート走査線駆動部１０６増幅器１０７マルチプレクサ１０８Ａ／Ｄコンバータ１０９コンデンサ１００Ｂガラス基板

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Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射線の入射により電荷を生成する機能
を有するとともに、その一方の面に電荷収集電極を有し
他方の面にバイアス電極を有する、単結晶半導体から構
成された光電変換部材と、薄膜トランジスタ、画素電極及びコンデンサを一組とし
て含む画素が配列されるとともに、信号読み出し回路を
有する薄膜トランジスタ回路部とを備え、前記光電変換部材の複数が、前記薄膜トランジスタ回路
部上に配列されてなることを特徴とする放射線検出器。
【請求項２】放射線の入射により電荷を生成する機能
を有するとともに、その一方の面に二次元マトリックス
状に配設・形成された複数の電荷収集電極を有し他方の
面にバイアス電極を有する、単結晶半導体から構成され
た光電変換部材と、薄膜トランジスタ、画素電極及びコンデンサを一組とし
て含む画素が二次元マトリックス状に配列されるととも
に、信号読み出し回路を有する薄膜トランジスタ回路部
とを備え、前記電荷収集電極と前記画素電極とが１対１で対応する
ように、前記光電変換部材の複数が、前記薄膜トランジ
スタ回路部上に二次元的に配列されてなることを特徴と
する放射線検出器。
【請求項３】前記薄膜トランジスタ回路部上に配列さ
れた複数の光電変換部材の各々の間には、絶縁層が介さ
れていることを特徴とする請求項１又は２記載の放射線
検出器。
【請求項４】請求項１乃至３のいずれかに記載の放射
線検出器を搭載することを特徴とする医用画像診断装
置。