JP2002257937A - 半導体放射線検出器 - Google Patents
半導体放射線検出器Info
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- JP2002257937A JP2002257937A JP2001057743A JP2001057743A JP2002257937A JP 2002257937 A JP2002257937 A JP 2002257937A JP 2001057743 A JP2001057743 A JP 2001057743A JP 2001057743 A JP2001057743 A JP 2001057743A JP 2002257937 A JP2002257937 A JP 2002257937A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線やガンマ線を用いた医療診断シス
テムの小型化を達成しつつ、患者の被爆線量を低く抑え
ることが可能な半導体放射線検出器を提供する。 【解決手段】 Ｘ線やγ線などの放射線をシンチレー
タに代えてその放射線のエネルギーに応じた純度及び厚
さの半導体で直接吸収し、アバランシェ増幅部（ダイオ
ード）で増幅することにより、エネルギー変換による種
々の量子効果によるエネルギーの漏洩が減少し、効率的
に生成電荷量が増加する。また、放射線吸収部とアバラ
ンシェ増幅部との間にフリッシュグリッドを設置し、こ
のフリッシュグリッドとアバランシェ増幅部の出力端と
の間の電圧のみを測定することにより、より完全な電荷
収集を行うことができ、エネルギー分解能が向上すると
ともに、計数率を高くすることができる。従って、少な
い放射線量で効率的な放射線検出を行うことが可能とな
り、特に医療用検査装置に有用である。
テムの小型化を達成しつつ、患者の被爆線量を低く抑え
ることが可能な半導体放射線検出器を提供する。 【解決手段】 Ｘ線やγ線などの放射線をシンチレー
タに代えてその放射線のエネルギーに応じた純度及び厚
さの半導体で直接吸収し、アバランシェ増幅部（ダイオ
ード）で増幅することにより、エネルギー変換による種
々の量子効果によるエネルギーの漏洩が減少し、効率的
に生成電荷量が増加する。また、放射線吸収部とアバラ
ンシェ増幅部との間にフリッシュグリッドを設置し、こ
のフリッシュグリッドとアバランシェ増幅部の出力端と
の間の電圧のみを測定することにより、より完全な電荷
収集を行うことができ、エネルギー分解能が向上すると
ともに、計数率を高くすることができる。従って、少な
い放射線量で効率的な放射線検出を行うことが可能とな
り、特に医療用検査装置に有用である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、医療診断用Ｘ線コ
ンピュータトモグラフィー（ＣＴ）装置、陽子射出断層
撮影装置（ＰＥＴ）、Ｘ線非破壊検査装置等に用いるの
に適した半導体放射線検出器に関するものである。
ンピュータトモグラフィー（ＣＴ）装置、陽子射出断層
撮影装置（ＰＥＴ）、Ｘ線非破壊検査装置等に用いるの
に適した半導体放射線検出器に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】例えばＸ線ＣＴ装置は、ガンの発見に有
効であることが良く知られている。一方、ガンを早期発
見するためには半年乃至１年に一度の検診を行うことが
重要である。
効であることが良く知られている。一方、ガンを早期発
見するためには半年乃至１年に一度の検診を行うことが
重要である。
【０００３】従来のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線発生装置か
ら放出されたＸ線が患者の体を通過した後の強度の変化
を測定している。測定には、ＮａＩ（ＴＩ）やＢＧＯな
どのシンチレータと光電増倍管を利用している。この場
合、Ｘ線がシンチレータに入射してからシンチレータを
含有する検出器母材に吸収される効率、吸収された後に
シンチレーション光が放出される効率、シンチレーショ
ン光が光電増倍管まで到達する効率、光電増倍管で光が
電子に変換される効率を考慮に入れて、全体の効率を導
出し、これに基づき放射線量（被曝線量）を決定してい
る。
ら放出されたＸ線が患者の体を通過した後の強度の変化
を測定している。測定には、ＮａＩ（ＴＩ）やＢＧＯな
どのシンチレータと光電増倍管を利用している。この場
合、Ｘ線がシンチレータに入射してからシンチレータを
含有する検出器母材に吸収される効率、吸収された後に
シンチレーション光が放出される効率、シンチレーショ
ン光が光電増倍管まで到達する効率、光電増倍管で光が
電子に変換される効率を考慮に入れて、全体の効率を導
出し、これに基づき放射線量（被曝線量）を決定してい
る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ところが、特に従来の
スパイラルＣＴやヘリカルＣＴで診察を受けると、胸部
レントゲン撮影の１００倍から１０００倍程度の被曝が
あるとされている。このような被曝線量の多い装置によ
り半年乃至１年に一度検診をすることは困難であった。
スパイラルＣＴやヘリカルＣＴで診察を受けると、胸部
レントゲン撮影の１００倍から１０００倍程度の被曝が
あるとされている。このような被曝線量の多い装置によ
り半年乃至１年に一度検診をすることは困難であった。
【０００５】一方、近年は、装置の小型化を図るべく光
電増倍管に代えてアバランシェフォトダイオード（ＡＰ
Ｄ）を用いるものもある。ＡＰＤは、シンチレータによ
って光に変換された放射線のエネルギーをＡＰＤの受光
部で電子に変換し、電子が増幅部まで移動してから多数
の電子・正孔対を生成し、これらが電極へ移動すること
による誘起電圧を測定するようになっているが、ＡＰＤ
の増幅率は光電増倍管よりは小さいため、ＡＰＤを用い
た診断システムでは光電増倍管を用いたシステムより多
量のＸ線を患者に照射する必要がある。また、ＡＰＤ
は、元々光が入射した場合のタイミング測定に用いられ
ていた検出器であるため、そのエネルギー分解能は、エ
ネルギー測定に用いられるシリコン検出器やゲルマニウ
ム検出器などの０．５％程度のエネルギー分解能にだい
ぶ劣り、１０％から数１０％のエネルギー分解能となっ
ており、放射線のエネルギー分布を精度良く測定するこ
とが困難であった。
電増倍管に代えてアバランシェフォトダイオード（ＡＰ
Ｄ）を用いるものもある。ＡＰＤは、シンチレータによ
って光に変換された放射線のエネルギーをＡＰＤの受光
部で電子に変換し、電子が増幅部まで移動してから多数
の電子・正孔対を生成し、これらが電極へ移動すること
による誘起電圧を測定するようになっているが、ＡＰＤ
の増幅率は光電増倍管よりは小さいため、ＡＰＤを用い
た診断システムでは光電増倍管を用いたシステムより多
量のＸ線を患者に照射する必要がある。また、ＡＰＤ
は、元々光が入射した場合のタイミング測定に用いられ
ていた検出器であるため、そのエネルギー分解能は、エ
ネルギー測定に用いられるシリコン検出器やゲルマニウ
ム検出器などの０．５％程度のエネルギー分解能にだい
ぶ劣り、１０％から数１０％のエネルギー分解能となっ
ており、放射線のエネルギー分布を精度良く測定するこ
とが困難であった。
【０００６】本発明は、上記したような従来技術の問題
点を解決するべく案出されたものであり、Ｘ線やガンマ
線を用いた医療診断システムの小型化を達成しつつ、患
者の被曝線量を低く抑えることが可能な半導体放射線検
出器を提供することを目的とする。
点を解決するべく案出されたものであり、Ｘ線やガンマ
線を用いた医療診断システムの小型化を達成しつつ、患
者の被曝線量を低く抑えることが可能な半導体放射線検
出器を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記した目的を達成する
べく、本発明では、放射線を直接受けて電荷に変換する
放射線吸収部と、変換された電荷を増幅するアバランシ
ェ型増幅部とを有し、前記放射線吸収部が、エネルギ−
範囲３０ｋｅＶ乃至１５０ｋｅＶの放射線を９０％以上
吸収可能な不純物濃度及び厚さの半導体吸収体からなる
ことを特徴とする半導体放射線検出器を提供する。これ
により、放射線のエネルギーが直接、電子・正孔対に変
換されるため、エネルギー変換による損失を低減でき、
照射放射線量を減らすことができる。また、特に前記半
導体吸収体をシリコン吸収体とし、更に１×１０１３／
ｃｍ３以下の不純物濃度とすることで、即ち高純度シリ
コンを用いることで、医療機器として実用的な５００Ｖ
以下の電圧を印加して放射線の吸収率を９０％以上とす
ることができる。更に、半導体吸収体の厚みが厚くなる
と、そこにかかる電界強度が弱くなり、内部での電荷捕
獲の確率が高くなるために、結果としてエネルギー分解
能が劣化することが考えられるが、放射線吸収部とアバ
ランシェ型増幅部との間にフリッシュ（Ｆｒｉｓｃｈ）
グリッドを配置し、このフリッシュグリッドとアバラン
シェ型増幅部の出力端との間に誘起される電圧のみを用
いることで、吸収体内部での電荷捕獲による影響を回避
することができる。また、出力信号は、フリッシュグリ
ッドからアバランシェ型増幅部に入射した電子のみに誘
起されるため、吸収体を電荷が通過する時間の影響も受
けない。従って、高感度かつ高エネルギー分解能を実現
でき、測定時間を短縮することができ、また被曝線量も
低減可能となる。
べく、本発明では、放射線を直接受けて電荷に変換する
放射線吸収部と、変換された電荷を増幅するアバランシ
ェ型増幅部とを有し、前記放射線吸収部が、エネルギ−
範囲３０ｋｅＶ乃至１５０ｋｅＶの放射線を９０％以上
吸収可能な不純物濃度及び厚さの半導体吸収体からなる
ことを特徴とする半導体放射線検出器を提供する。これ
により、放射線のエネルギーが直接、電子・正孔対に変
換されるため、エネルギー変換による損失を低減でき、
照射放射線量を減らすことができる。また、特に前記半
導体吸収体をシリコン吸収体とし、更に１×１０１３／
ｃｍ３以下の不純物濃度とすることで、即ち高純度シリ
コンを用いることで、医療機器として実用的な５００Ｖ
以下の電圧を印加して放射線の吸収率を９０％以上とす
ることができる。更に、半導体吸収体の厚みが厚くなる
と、そこにかかる電界強度が弱くなり、内部での電荷捕
獲の確率が高くなるために、結果としてエネルギー分解
能が劣化することが考えられるが、放射線吸収部とアバ
ランシェ型増幅部との間にフリッシュ（Ｆｒｉｓｃｈ）
グリッドを配置し、このフリッシュグリッドとアバラン
シェ型増幅部の出力端との間に誘起される電圧のみを用
いることで、吸収体内部での電荷捕獲による影響を回避
することができる。また、出力信号は、フリッシュグリ
ッドからアバランシェ型増幅部に入射した電子のみに誘
起されるため、吸収体を電荷が通過する時間の影響も受
けない。従って、高感度かつ高エネルギー分解能を実現
でき、測定時間を短縮することができ、また被曝線量も
低減可能となる。
【０００８】
【発明の実施の形態】以下に、本発明の好適な実施形態
について添付の図面を参照して詳細に説明する。
について添付の図面を参照して詳細に説明する。
【０００９】図１は、本発明が適用された医療診断用Ｘ
線ＣＴ装置に於ける個々の放射線検出器の構造を概念的
に示す図である。この放射線検出器は、エネルギ−範囲
３０ｋｅＶ乃至１５０ｋｅＶの放射線を９０％以上吸収
可能な純度及び厚さのシリコン吸収体からなる放射線吸
収部１と、変換された電荷を増幅するためのアバランシ
ェ型増幅部２と、放射線吸収部１と増幅部２との間に設
けられたフリッシュグリッド３とを有している。
線ＣＴ装置に於ける個々の放射線検出器の構造を概念的
に示す図である。この放射線検出器は、エネルギ−範囲
３０ｋｅＶ乃至１５０ｋｅＶの放射線を９０％以上吸収
可能な純度及び厚さのシリコン吸収体からなる放射線吸
収部１と、変換された電荷を増幅するためのアバランシ
ェ型増幅部２と、放射線吸収部１と増幅部２との間に設
けられたフリッシュグリッド３とを有している。
【００１０】放射線吸収部１は、放射線吸収端面１ａを
図に於ける右端とし、この放射線吸収端面１ａからＰ型
領域１ｂと、１×１０１３／ｃｍ３以下の不純物濃度の
高比抵抗のＮ型領域１ｃとが形成され、ＰＮ接合されて
いる。アバランシェ型増幅部２は、Ｎ型領域１ｃと接す
るＰ型領域２ａと、出力側のＮ型領域２ｂとが形成さ
れ、ＰＮ接合されている。フリッシュグリッド３は、実
際にはＮ型領域１ｃとＰ型領域２ａとが接する部分に、
これを外囲するように例えば環状に設けられている。
図に於ける右端とし、この放射線吸収端面１ａからＰ型
領域１ｂと、１×１０１３／ｃｍ３以下の不純物濃度の
高比抵抗のＮ型領域１ｃとが形成され、ＰＮ接合されて
いる。アバランシェ型増幅部２は、Ｎ型領域１ｃと接す
るＰ型領域２ａと、出力側のＮ型領域２ｂとが形成さ
れ、ＰＮ接合されている。フリッシュグリッド３は、実
際にはＮ型領域１ｃとＰ型領域２ａとが接する部分に、
これを外囲するように例えば環状に設けられている。
【００１１】放射線吸収端面１ａには電源４の陰極が接
続され、陽極がフリッシュグリッド３に接続されると共
に接地されている。また、アバランシェ型増幅部２の出
力端には電源５の陽極が接続され、陰極はフリッシュグ
リッド３に接続されている。従って、フリッシュグリッ
ド３は放射線吸収部１では陽極として機能し、アバラン
シェ型増幅部２では陰極として機能することとなる。
尚、アバランシェ型増幅部２の出力端にはプリアンプ６
が接続され、信号を取り出すようになっている。
続され、陽極がフリッシュグリッド３に接続されると共
に接地されている。また、アバランシェ型増幅部２の出
力端には電源５の陽極が接続され、陰極はフリッシュグ
リッド３に接続されている。従って、フリッシュグリッ
ド３は放射線吸収部１では陽極として機能し、アバラン
シェ型増幅部２では陰極として機能することとなる。
尚、アバランシェ型増幅部２の出力端にはプリアンプ６
が接続され、信号を取り出すようになっている。
【００１２】上記放射線検出器を図２に示すように多数
配列し、扇状またはアレイ状とし、各放射線検出器間を
タングステン（Ｗ）やモリブデン（Ｍｏ）等の金属壁７
により遮蔽して検出装置を構成する。そして、相反する
側に図示されないＸ線の照射装置を配置してこれら照射
装置と検出装置との相対位置を保ったまま検査台の周り
を回転可能として医療診断用Ｘ線ＣＴ装置を構成する。
配列し、扇状またはアレイ状とし、各放射線検出器間を
タングステン（Ｗ）やモリブデン（Ｍｏ）等の金属壁７
により遮蔽して検出装置を構成する。そして、相反する
側に図示されないＸ線の照射装置を配置してこれら照射
装置と検出装置との相対位置を保ったまま検査台の周り
を回転可能として医療診断用Ｘ線ＣＴ装置を構成する。
【００１３】以下に、上記放射線検出器の作動要領につ
いて説明する。まず、放射線吸収端面１ａに負バイア
ス、アバランシェ型増幅部２の出力端に正バイアスを印
加した状態で、Ｘ線が放射線吸収端面１ａに入射する
と、放射線吸収部１で吸収される。ここで、エネルギー
範囲３０ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの医療用の放射線を９０
％以上吸収するためには、放射線吸収部１のシリコン
（Ｓｉ）は、下式からその厚さｔが２ｃｍ〜８ｃｍとな
る（例えば１５０ｋｅＶのＸ線で厚さ７．５ｃｍの場
合、吸収率は９１．３％）。
いて説明する。まず、放射線吸収端面１ａに負バイア
ス、アバランシェ型増幅部２の出力端に正バイアスを印
加した状態で、Ｘ線が放射線吸収端面１ａに入射する
と、放射線吸収部１で吸収される。ここで、エネルギー
範囲３０ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの医療用の放射線を９０
％以上吸収するためには、放射線吸収部１のシリコン
（Ｓｉ）は、下式からその厚さｔが２ｃｍ〜８ｃｍとな
る（例えば１５０ｋｅＶのＸ線で厚さ７．５ｃｍの場
合、吸収率は９１．３％）。
【００１４】Ｉ＝Ｉ０ｅｘｐ（−μｓｔ） Ｉ：透過した後のＸ線の強さ Ｉ０：入射するＸ線の強さ μｓ：シリコン（Ｓｉ）の吸収係数 また、生成した電荷（電子）の移動距離Ｌは、下式の通
りであり、特にライフタイムτが不純物濃度の影響を大
きく受ける。ここで、医療機器として無理のない、即ち
特殊な耐圧構造を必要としない使用電圧（バイアス電
圧）は５００Ｖ以下である。
りであり、特にライフタイムτが不純物濃度の影響を大
きく受ける。ここで、医療機器として無理のない、即ち
特殊な耐圧構造を必要としない使用電圧（バイアス電
圧）は５００Ｖ以下である。
【００１５】Ｌ＝μ・τ・Ｅ μ：移動度（ｃｍ２／Ｖ・ｓ） τ：ライフタイム（ｓ） Ｅ：バイアス電圧（Ｖ／ｃｍ） 例えば、８ｃｍの厚さのシリコン（Ｓｉ）でＸ線を吸収
する場合、バイアス電圧を５００Ｖとすると、τ＞１×
１０−４ｓとなるシリコンを使用すれば良く、そのため
には不純物濃度１×１０１３／ｃｍ３以下の素材を用い
れば良い。云うまでもなく不純物濃度を下げればバイア
ス電圧を下げることができる。また、例えば３０ｋｅＶ
程度の低エネルギーの放射線を検出する場合、放射線吸
収部１のシリコン（Ｓｉ）の厚さは２ｃｍ程度で良いの
で、不純物濃度を１×１０１３／ｃｍ３以下とすれば、
バイアス電圧を約３０Ｖとすることができる。
する場合、バイアス電圧を５００Ｖとすると、τ＞１×
１０−４ｓとなるシリコンを使用すれば良く、そのため
には不純物濃度１×１０１３／ｃｍ３以下の素材を用い
れば良い。云うまでもなく不純物濃度を下げればバイア
ス電圧を下げることができる。また、例えば３０ｋｅＶ
程度の低エネルギーの放射線を検出する場合、放射線吸
収部１のシリコン（Ｓｉ）の厚さは２ｃｍ程度で良いの
で、不純物濃度を１×１０１３／ｃｍ３以下とすれば、
バイアス電圧を約３０Ｖとすることができる。
【００１６】即ち、用いる放射線のエネルギーに応じて
半導体吸収体の純度及び厚さを調節することで、実用的
なバイアス電圧で容易に放射線を検出することができ
る。
半導体吸収体の純度及び厚さを調節することで、実用的
なバイアス電圧で容易に放射線を検出することができ
る。
【００１７】Ｘ線が放射線吸収部１で吸収されると電離
し、入射Ｘ線エネルギーＥ（ｅＶ）に応じてＮ＝Ｅ／
３．６個の電荷が生じる。そして、生じた電子がフリッ
シュグリッド３に移動する。このとき、フリッシュグリ
ッド３がなくてもアバランシェ型増幅部２の出力端の陽
極と放射線吸収端面１ａの陰極との間の電位差により生
じる電場で電子がアバランシェ型増幅部２側に移動する
が、上記したようにエネルギー範囲３０ｋｅＶ〜１５０
ｋｅＶの放射線を９０％以上吸収するためには、シリコ
ンの場合、移動距離が約２ｃｍ〜８ｃｍと長くなるた
め、移動するには比較的長い時間を要し、移動中に格子
欠陥等に取り込まれ易くなることが考えられる。そこ
で、両極間にアバランシェ型増幅部２を介在させずフリ
ッシュグリッド３と放射線吸収端面１ａの陰極との間の
電位差により生じる電場を用いることで、充分な電界強
度が得られ、電子が確実にフリッシュグリッド３に到達
するようになり、高いエネルギー分解能が得られるよう
になる。
し、入射Ｘ線エネルギーＥ（ｅＶ）に応じてＮ＝Ｅ／
３．６個の電荷が生じる。そして、生じた電子がフリッ
シュグリッド３に移動する。このとき、フリッシュグリ
ッド３がなくてもアバランシェ型増幅部２の出力端の陽
極と放射線吸収端面１ａの陰極との間の電位差により生
じる電場で電子がアバランシェ型増幅部２側に移動する
が、上記したようにエネルギー範囲３０ｋｅＶ〜１５０
ｋｅＶの放射線を９０％以上吸収するためには、シリコ
ンの場合、移動距離が約２ｃｍ〜８ｃｍと長くなるた
め、移動するには比較的長い時間を要し、移動中に格子
欠陥等に取り込まれ易くなることが考えられる。そこ
で、両極間にアバランシェ型増幅部２を介在させずフリ
ッシュグリッド３と放射線吸収端面１ａの陰極との間の
電位差により生じる電場を用いることで、充分な電界強
度が得られ、電子が確実にフリッシュグリッド３に到達
するようになり、高いエネルギー分解能が得られるよう
になる。
【００１８】フリッシュグリッド３に至った電子は該フ
リッシュグリッド３を通過し、加速され、アバランシェ
型増幅部２で多数の電子・正孔対を発生し、電荷量が増
幅されてアバランシェ型増幅部２の出力端に至り、プリ
アンプ６を介して出力されることとなる。
リッシュグリッド３を通過し、加速され、アバランシェ
型増幅部２で多数の電子・正孔対を発生し、電荷量が増
幅されてアバランシェ型増幅部２の出力端に至り、プリ
アンプ６を介して出力されることとなる。
【００１９】本構成では電子を移動させ、検出するもの
としたが、ＰＮ接合及び電極を逆にして正孔を移動さ
せ、検出しても良い。但し、その場合、両者の移動度μ
及びライフタイムτの違いから不純物濃度もやや低いも
のが要求される。
としたが、ＰＮ接合及び電極を逆にして正孔を移動さ
せ、検出しても良い。但し、その場合、両者の移動度μ
及びライフタイムτの違いから不純物濃度もやや低いも
のが要求される。
【００２０】また、本構成では半導体吸収体としてシリ
コン（Ｓｉ）を用いたが、ゲルマニウム（Ｇｅ）等の他
種の単体半導体または化合物半導体（ＧａＡｓ，ＣｄＴ
ｅ等）を用いても良い。
コン（Ｓｉ）を用いたが、ゲルマニウム（Ｇｅ）等の他
種の単体半導体または化合物半導体（ＧａＡｓ，ＣｄＴ
ｅ等）を用いても良い。
【００２１】尚、例えば放射線源に単色のＸ線源を用い
れば、本発明による検出器の高エネルギー分解能を活用
して直接Ｘ線と散乱Ｘ線とを弁別測定することができ、
その応用範囲は極めて広くなる。
れば、本発明による検出器の高エネルギー分解能を活用
して直接Ｘ線と散乱Ｘ線とを弁別測定することができ、
その応用範囲は極めて広くなる。
【００２２】
【発明の効果】上記した説明により明らかなように、本
発明による半導体放射線検出器によれば、Ｘ線やγ線な
どの放射線をシンチレータに代えてその放射線のエネル
ギーに応じた純度及び厚さの半導体で直接吸収し、アバ
ランシェ増幅部（ダイオード）で増幅することにより、
エネルギー変換による種々の量子効果によるエネルギー
の漏洩が減少し、効率的に生成電荷量が増加する。ま
た、放射線吸収部とアバランシェ増幅部との間にフリッ
シュグリッドを設置し、このフリッシュグリッドとアバ
ランシェ増幅部の出力端との間の電圧のみを測定するこ
とにより、より完全な電荷収集を行うことができ、エネ
ルギー分解能が向上するとともに、計数率を高くするこ
とができる。従って、少ない放射線量で効率的な放射線
検出を行うことが可能となり、特に医療用検査装置に有
用である。
発明による半導体放射線検出器によれば、Ｘ線やγ線な
どの放射線をシンチレータに代えてその放射線のエネル
ギーに応じた純度及び厚さの半導体で直接吸収し、アバ
ランシェ増幅部（ダイオード）で増幅することにより、
エネルギー変換による種々の量子効果によるエネルギー
の漏洩が減少し、効率的に生成電荷量が増加する。ま
た、放射線吸収部とアバランシェ増幅部との間にフリッ
シュグリッドを設置し、このフリッシュグリッドとアバ
ランシェ増幅部の出力端との間の電圧のみを測定するこ
とにより、より完全な電荷収集を行うことができ、エネ
ルギー分解能が向上するとともに、計数率を高くするこ
とができる。従って、少ない放射線量で効率的な放射線
検出を行うことが可能となり、特に医療用検査装置に有
用である。
【図１】本発明が適用された医療診断用Ｘ線ＣＴ装置に
於ける個々の放射線検出器の構造を概念的に示す図。
於ける個々の放射線検出器の構造を概念的に示す図。
【図２】本発明が適用された医療診断用Ｘ線ＣＴ装置に
於ける各放射線検出器の配列を示す図。
於ける各放射線検出器の配列を示す図。
１ 放射線吸収部 １ａ 放射線吸収端面 １ｂ Ｐ型領域 １ｃ Ｎ型領域 ２ アバランシェ型増幅部 ２ａ Ｐ型領域 ２ｂ Ｎ型領域 ３ フリッシュグリッド ４、５ 電源 ６ プリアンプ ７ 金属壁
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｔ 1/161 Ｈ０１Ｌ 31/00 Ａ Ｆターム(参考） 2G088 EE01 EE02 FF02 FF04 FF07 FF14 GG21 JJ04 JJ05 JJ15 JJ31 4M118 AA01 AA10 AB01 BA04 BA06 CA03 CA18 CA40 CB01 CB02 CB05 DD02 DD20 GA10 GB11 HA21 5C024 AX11 CX41 GY00 5F088 AA02 AA05 AB02 BB07 DA20 EA04 JA05 LA08
Claims (4)
- 【請求項１】 放射線を直接受けて電荷に変換する放
射線吸収部と、変換された電荷を増幅するアバランシェ
型増幅部とを有し、 前記放射線吸収部が、エネルギ−範囲３０ｋｅＶ乃至１
５０ｋｅＶの放射線を９０％以上吸収可能な不純物濃度
及び厚さの半導体吸収体からなることを特徴とする半導
体放射線検出器。 - 【請求項２】 半導体吸収体が、シリコン吸収体から
なることを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検
出器。 - 【請求項３】 前記シリコン吸収体が、１×１０１３
／ｃｍ３以下の不純物濃度となっていることを特徴とす
る請求項２に記載の半導体放射線検出器。 - 【請求項４】 前記放射線吸収部と、前記アバランシ
ェ型増幅部との間にフリッシュグリッドを介在させたこ
とを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載
の半導体放射線検出器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JP2001057743A JP2002257937A (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 半導体放射線検出器 |
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| JP2001057743A JP2002257937A (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 半導体放射線検出器 |
Publications (1)
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ID=18917570
Family Applications (1)
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| JP2001057743A Pending JP2002257937A (ja) | 2001-03-02 | 2001-03-02 | 半導体放射線検出器 |
Country Status (1)
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| JP (1) | JP2002257937A (ja) |
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- 2001-03-02 JP JP2001057743A patent/JP2002257937A/ja active Pending
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