JP5771252B2 - アバランシェフォトダイオード型放射線検出器 - Google Patents

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Description

本発明は医用撮像技術に関する。本発明は、特に、医用撮像システム及び/又はその他の用途にて使用されるフォトダイオード(例えば、アバランシェフォトダイオード)に適用される。
陽電子放出型断層撮影(PET)においては、シンチレーション結晶によって、2つの同時発生の511keVガンマ光子が検出される。シンチレーション結晶は、ガンマ光子を検出し、それらのエネルギー部分を電磁スペクトルの青色部分にあるエネルギーを有する光の光子に変換する。その後、これらの光の光子は1つ以上の光検出器、典型的には光電子増倍管、によって検出される。検出された光子の数は、患者の体内での散乱のために511keV未満となり得る実際のガンマ線エネルギーを指し示す。ガンマ線ヒットの時刻は光検出器信号の立ち上がりによって定められる。約5−8nsの幅の時間ウィンドウ内で発生するヒット対である同時ヒット対を検出する一致(コインシデンス)論理には、一般的に、ナノ秒程度の時間分解能で十分である。しかしながら、1nsより十分に短いような一層高い時間分解能は、2つのガンマ線ヒットにより定められる同時計数線(line of response;LOR)に沿った個々の減衰の位置を特定することを可能にする。この付加的な情報は、取得された画像の信号対雑音比を有意に向上させるために使用され得る。
従来から、光電子増倍管は飛行時間(time-of-flight)PET(TOF−PET)を実現するのに十分な時間分解能を提供することができる。しかしながら、真空デバイスである光電子増倍管は、かさばる、高電圧を必要とする、高磁場内では正常に動作しない、といった幾つかの欠点を有する。光ダイオードは、PET及び/又はその他の診断用スキャナ用の検出器において光電子増倍管に対して有意な利点を有するが、その応答がその全面にわたって線形あるいは均一の何れでもないという欠点をも有する。最近、従来の光検出器を置き換える実行可能なものとして、シリコン光電子増倍管という新たな種類の光検出器が出現してきた。シリコン光電子増倍管は、真空による同等物と似通った特性を有するが、上述の欠点を有しない。さらに、読み出し用の電子装置をセンサに沿って集積することができる。大量生産を想定すると、標準CMOSプロセス又はBiCMOSプロセスによるシリコン光電子増倍管は、デジタル式の読み出し電子装置を集積すること、及びダイオードノードの寄生成分を有意に低減することによって、潜在的に、同一あるいは一層高い性能を達成しながら、より安価な光検出器をもたらし得る。しかしながら、標準CMOSプロセス又はBiCMOSプロセスにおいては、より理想的なフォトダイオードを製造するためのプロセス適応の自由度が制限されてしまう。例えば、ディスクリートのダイオードのようにpn接合の端部での降伏(ブレイクダウン)を回避することは容易でない。
シリコン光電子増倍管の基礎的要素は、ガイガー(Geiger)モードで駆動されるアバランシェフォトダイオード(APD)である。この動作モードにおいて、APDは降伏電圧を上回る数ボルトでバイアスされる。このモードで駆動されるとき、ダイオード接合は単一光子に対して感度を有する。吸収された光の光子によって接合部で生成された電子−正孔対は、接合部でのキャリアのなだれ増幅により、ダイオード電流の急峻な増大をもたらす。この電流は、ダイオードが回復し更なる光子の検出に備えることができるよう、パッシブあるいはアクティブに減少させられる。良好な基板材料特性及び最新の処理技術を仮定すると、APDはこの不安定な領域に、熱生成キャリア又はトンネルキャリアの何れかがAPDを降伏させて暗カウントを開始させるまで、数ミリ秒に達する比較的長い時間にわたってとどまることができる。故に、ダイオード接合の降伏動作は最も重要な事項である。降伏は、(半ば)局所的な電界強度に依存する接合部でのキャリアのなだれ現象によって決定される。
pn接合の曲率が一層と大きいことにより、電界はダイオードの端部で最大となり、ダイオードの周囲で早まった降伏が発生する。図7は、典型的な従来技術に係るAPDの湾曲したpn接合を例示している。APDを大きい領域にわたって感度を有するものとするため、デバイスは空乏層がこの領域全体で等しく感度を有するように構築されるべきである。この目的のため、エッジ(端部)効果が回避されなければならない。ダイオードの感度領域の実質的な縮小をもたらすダイオード周辺部の電界強度を低減するため、数多くの技術が提案されてきた。図8は、端部での降伏を回避するためにしばしば使用される、端部での降伏電圧を増大させる追加の(この場合、p型の)拡散領域を付加する技術を示している。図9は、降伏領域の電界強度を局所的に高めるように感度領域の下方に補助的なイオン注入を行う、端部での降伏を回避するための別の技術を示している。この構造の端部に生じるドーピング傾斜は、降伏電圧を増大させ、端部で降伏する可能性を低減する。
端部での降伏を抑圧するために従来用いられてきたこれら及び他の技術は、ダイオードの感度領域が縮小されるという犠牲を伴う。さらに、必要とされる全ての処理工程は標準CMOS又はBiCMOSプロセスにて一般的に利用可能であるものの、必要とされるガードリング構造を形成するためにそれらを適用することは設計ルールによって禁止されることがしばしばである。そのため、数多くのこのようなダイオード設計は、所与の変更なしのCMOS又はBiCMOSプロセスでガードリングを実現するために、裏技(トリック)を使用しなければならない。
本発明は、上述及びその他の問題を解決し得る新たな改善されたフォトダイオード、及びその製造方法を提供することを目的とする。
一態様に従って、放射線検出器が提供される。この放射線検出器は、基板上に形成された半導体層を含む。この半導体層は、基板に隣接するように配置されたn型ドープト領域と、n型ドープト領域に隣接するように配置されたp型ドープト領域とを含む。半導体層内にはトレンチが形成されており、このトレンチは、p型ドープト領域を囲み、且つpn接合の端部において該pn接合の曲率を低減し、それにより該端部での降伏を抑制する材料で充填されている。p型ドープト領域上には、該領域に光学的に結合されるようにシンチレータが配置されている。この放射線検出器は更に、n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極を含んでいる。
1つの効果は、表面全体にわたって応答の均一性が高められた光子検出がもたらされることである。
別の1つの効果は、光検出器の検出効率が高められることにある。
以下の詳細な説明を読み、理解することにより、本発明の更なる効果が当業者に認識される。
典型的な医用撮像システムを示す図である。 従来のフォトダイオードで見られるpn接合端部での降伏を抑制するようシャロー・トレンチ・アイソレーション技術を用いて製造されたフォトダイオードを示す側断面図である。 図2のフォトダイオードの上面図である。 アレイ構成又はマトリクス構成で共通基板上に実装された複数個の図2のフォトダイオードの配列を示す上面図である。 シンチレータ又はシンチレーション結晶が取り付けられた図4のフォトダイオードの配列を示す側面図である。 図2のフォトダイオードの製造方法を示す図である。 従来技術に係る典型的なアバランシェフォトダイオードの湾曲したpn接合を示す図である。 追加の拡散材料を付加することによってpn接合の端部における降伏電圧を増大させるために使用される技術を示す図である。 感度領域に隣接する補助的なイオン注入によって降伏領域内の電界強度を高めるために使用される技術を示す図である。
本発明は、様々な構成要素及びそれらの配置、並びに様々な工程及びそれらの編成の形態を取り得る。図面は、好適な実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。
図2及び3を参照するに、ガイガーモード又はその他のモードで駆動される従来のフォトダイオード(例えば、アバランシェフォトダイオード(APD))に関連する早まった端部降伏を抑圧、抑制、あるいは排除などするように製造されたフォトダイオード10が示されている。図2はフォトダイオード10の側断面図を示し、図3はフォトダイオード10の上面図を示している。
フォトダイオード10は、基板14(例えば、シリコン、ガラス、サファイア等のウェハ)上に(例えば、フォトリソグラフィ、リソグラフィ等によって)形成された半導体層12(例えば、シリコン(Si)、ゲルマニウム(Ge)、ガリウム砒素(GaAs)等)を含んでいる。半導体層12は、n型(n−ドープト)ウェル16とそれに隣接するように配置されたp型(p+ドープト)領域18とを含み、これらはそれらの間にpn接合を形成している。このような領域は、例えばイオン注入(イオンが注入され、それにより半導体層12の物理特性が変化される)、拡散、及び/又はこれらに類する技術などの既知の技術によって形成される。
半導体層12内には、p型領域18とn型領域16の一部とを囲むトレンチ20が形成されている。半導体層12内にトレンチ20を形成することには、例えばエッチング等の様々な技術が使用される。一例において、シャロー・トレンチ・アイソレーション(STI)技術又はこれに類する技術が、半導体層12内にトレンチ20を形成するために使用される。トレンチ20はpn接合の端部における曲率(例えば、図7−9に示したフォトダイオード内に示された湾曲)を実質的に低減するように形成(例えば、成形)されており、それにより、接合終端領域を介しての拡散領域端部での降伏が抑制される。すなわち、トレンチ20は、p型領域18が湾曲するのではなく突然に終端し、pn接合での降伏を緩和するよう、実質的に垂直な側壁を有するように形成されている。
トレンチ20は必要に応じて酸化され、その後、堆積又はその他のプロセスによって、例えば誘電体及び/又は金属等(例えば、隣接し合うフォトダイオードによって発生する光のクロストーク又はクロスコンタミネーションを抑制するため等)の材料22で充填される。n型領域16及びp型領域18の形成にイオン注入を使用する例においては、典型的に、イオン注入プロセスに先立ってトレンチ20の形成及び充填が行われる。pn接合における縁取り(fringing)電界及びトレンチ20内の酸化物による吸収は、フォトダイオード10の端部の電界を低減する。トレンチ20はまた、これらの端部における縁取り電界の結果として、端部の空乏層を拡幅する。この拡幅効果は、ボロン等のp型ドーパントが僅かに吸い出され且つn型ドーパントが僅かに蓄積されるというトレンチ端で発生するプロセス上の影響を矯正あるいは是正することができる。
このように空乏層の幅を広げることは、トレンチ20の処理に関して、標準CMOS又はBiCMOSの処理フローに軽微な変更を加えることによって促進され得る。例えば、空乏層の拡幅は、比較的高い誘電率を有する誘電体材料22を使用することによって、促進あるいは強化され得る。好適な誘電体22の例には、以下に限られないが、窒化物(例えば、約7−8の誘電率を有する)、アンドープのシリコン(例えば、約12の誘電率を有する)、Al(例えば、約8の誘電率を有する)、Ta(例えば、約22の誘電率を有する)、及び/又はHfO(例えば、約25の誘電率を有する)が含まれる。トレンチ20は、上記に加えて、あるいは代えて、隣接するフォトダイオードによって放射される光を阻止することが可能で、適切なバイアスによってトレンチ端での早まった降伏を回避する助けとなることが可能な導電性材料で充填されてもよい。
フォトダイオード10はまた、少なくとも1つの導電性電極(すなわち、n+コンタクト)24と、必要に応じての(p+コンタクトにおける)クエンチ抵抗26とを含んでいる。クエンチ抵抗26は、フォトダイオード10を流れる電流量を制限し、例えば、ダイオード10が回復し更なる光子の検出に備えることができるよう、パッシブあるいはアクティブに電流を減少させる。クエンチ抵抗26は、堆積、表面実装、はんだ付け等の技術によって、フォトダイオードに実装されることが可能である。一部の例においては、詳細に後述するように、上記の少なくとも1つの電極24はまた、例えば、フォトダイオードのアレイ又はマトリクス内の隣接し合うフォトダイオード、及び/又はこのようなアレイ又はマトリクスを複数備えた回路基板内の隣接し合うフォトダイオード、のための電極として使用される。
フォトダイオード10及びその変形例は、ディープ・トレンチ・アイソレーション技術又はシャロー・トレンチ・アイソレーション技術を用いることにより、変更なしの最新のCMOS又はBiCMOSプロセスで製造されることが可能である。得られるフォトダイオード10は、アノードとカソードとの間の優れた電気絶縁を有し、犠牲となる感度領域を最小限にしか必要とせず、且つ隣接し合うフォトダイオードセル間の光クロストークを抑制する。さらに、得られるフォトダイオード10は小型化されることが可能であり、高密度且つ小型のパッケージを可能にする。半導体層12はこの例において長方形の塊として図示されているが、例えば円形、楕円形、六角形、三角形、不規則な形状などの他の形状も意図される。フォトダイオード10は、例えば医用撮像システム、光子の絡み合いを用いる安全な通信、高エネルギー物理及び天文学、レーダ等の用途にて使用され得る。医用撮像用途では、フォトダイオード10は、ガイガーモード又はその他のモードで高い時間分解能で光(例えば、低い光子束)を検出することに使用され得る。これらの用途は、飛行時間陽電子放出型断層撮影(TOF−PET)、単一光子放出型コンピュータ断層撮影(SPECT)、光マンモグラフィ、スペクトルCT及び時間分解分光法を含む。
図4は、M及びNを1以上の整数として、M×N個のフォトダイオード10、すなわち、101,1、・・・、10I,1、・・・、10M,1;101,2、・・・、10I,2、・・・、10M,2;101,N−1、・・・、10I,N−1、・・・、10M,N−1;101,N、・・・、10I,N、・・・、10M,Nが基板(図4では見えない)に実装されたフォトダイオード配列28の上面図を示している。上述のように、各フォトダイオード10は、n−ウェル16(図4では見えない)とp+領域18、すなわち、181,1、・・・、18I,1、・・・、18M,1;181,2、・・・、18I,2、・・・、18M,2;181,N−1、・・・、18I,N−1、・・・、18M,N−1;181,N、・・・、18I,N、・・・、18M,Nとの間の界面に形成されたpn接合を含んでいる。さらに、各フォトダイオードはトレンチ20及びp+コンタクト24を含んでいる。トレンチ20は、好適に成形され、材料22で充填され、且つp+領域18の各々を囲んでいる。STI及び/又はその他の技術が各トレンチ20を形成するために使用される。この例においては、電極24は、フォトダイオード配列28内のM×N個のフォトダイオード10の各々によって共有されている。しかしながら、他の例においては、フォトダイオード配列28内に2つ以上の電極24が形成されることも可能であり、その場合、電極24の1つ又は複数が単一あるいは複数のフォトダイオード10によって使用されてもよいし、各フォトダイオード10がそれ自身の電極24に結合されてもよい。
フォトダイオード配列28内の各フォトダイオード10は、その長さ、幅及び/又は深さに関して様々に実装され得る。非限定的な例として、各フォトダイオード10は約30μm又は50μmであり、あるいは約30−50μmの範囲内である。各フォトダイオード10が約50μmであると仮定すると、1mm×1mmの基板上に約400すなわち20×20個のフォトダイオードを形成することができる。一例において、Nドープト領域の深さは約300−400nmであり、Pドープト領域の深さは約100nmである。また、フォトダイオード10は、図示されているように長方形の形状とし得るが、正方形、円形、楕円形などの形状としてもよい。
図5は、フォトダイオード配列28の側面図を示しており、シンチレータ30が少なくとも一列のフォトダイオード10(例えば、10M,1、10M,2、・・・、10M,N−1、10M,N)を横切るように搭載(例えば、積層)され、場合により1mm×1mmのアレイを覆い、1つの検出器素子を画成している。シンチレータ30は、高エネルギーの(電離)電磁放射線又は帯電粒子放射線を吸収し、それに応答して特性波長の光子を放出して先に吸収したエネルギーを解き放つ材料(例えば、結晶)を含んでいる。好適なシンチレータの例には、以下に限られないが、核医学ラジオアイソトープ撮像に使用されるガンマカメラにおけるタリウムドープされたヨウ化ナトリウム結晶、陽電子放出型断層撮影装置において陽電子の消滅時に放出された逆方向のガンマ線対を検出するためのゲルマン酸ビスマス(BGO)一致検出器、一部の発光ダイオード(LED)におけるチップ上のセリウムドープされたイットリウムアルミニウムガーネット(Ce:YAG)被覆や、LSO、YSO、LYSO、GSO、LGSO等が含まれる。各シンチレータは、必要に応じて、結晶内に高い光子を拘束して隣接結晶間でのクロストークを阻止するため、反射層で覆われる。光の光子は、その後、各々が単一光子を検出するフォトダイオード10群によって検出される。十分な光子エネルギーを有する光がフォトダイオード10に衝突すると、光子は吸収され、電子及び/又は正孔が生成される。吸収が接合部の空乏領域内で起こる場合、これらのキャリアは接合部から掃き出され、検出された光子のエネルギーに比例する電気信号(例えば、光電流)が発生する。アバランシェフォトダイオードの場合、各キャリアはなだれ降伏によって増倍されることができ、フォトダイオード内で内部利得が生じる。これはデバイスの実効的な応答性を向上させる。
図6はフォトダイオード10の製造方法を例示している。この例においては単一のフォトダイオード10が形成されるが、これらの工程は、上述のようにフォトダイオードのアレイ又はマトリクスを含む図4及び5に示したようなフォトダイオード配列28を作り出すように、複数のフォトダイオード10を同時あるいは順次に形成することにも使用され得る。また、得られるフォトダイオード10は、シンチレータ30がフォトダイオード10に積層され、且つ複数の検出器ボード(例えば、各々が複数のフォトダイオード配列28を含む複数のプリント回路基板)が、被検体を透過した光又は被検体内から放射された光を検出するために医用撮像スキャナ(例えば、SPECT、PET、CT等)内で使用される医用撮像用途など、様々な用途で使用され得る。
工程32にて、基板14が入手(例えば、購入、製造など)される。基板14は、シリコン、及び/又は例えばガラス、サファイア等のその他の半導体材料、から形成された半導体ウェハである。工程34にて、基板14上に半導体層12が形成される。基板14上に半導体層12を形成することには、例えば物理気相成長法(PVD)、化学気相成長法(CVD)、電気化学析出法(ECD)、分子線エピタキシ法(MBE)、原子層成長法(ALD)等の堆積技術を含む様々な既知のプロセス技術が用いられ得る。工程36にて、トレンチ20を形成するために除去プロセスが用いられる。このようなプロセスは、ディープ・トレンチ・アイソレーション技術又はシャロー・トレンチ・アイソレーション(STI)技術、エッチング(例えば、ウェット、ドライ、プラズマ等)、化学的機械的研磨(CMP)等を含む。トレンチ20は、pn接合の湾曲を防止し且つpn接合部のp層を突然に終端させるため、実質的に垂直な側壁を有するように形成される。工程38にて、トレンチ20は必要に応じて酸化される。工程40にて、トレンチ20は、例えば誘電体(例えば、低誘電率の絶縁材料)及び/又は金属などの材料で充填される。工程42にて、半導体層12の特性が変更される。例えば、半導体層12は、例えば拡散又はイオン注入などの技術を用いて、pドープト領域及びnドープト領域を作り出すようにドープされる。このドーピングプロセスに続いて、炉アニール、急速熱アニール(RTA)、又は注入されたドーパントを活性化させる他のプロセスが行われる。必要に応じて、別個の処理工程にて、フォトダイオード10上にシンチレータ30が実装される。他の一例においては、ドーピング工程42はトレンチ形成工程36の前に行われる。
図1を参照するに、各検出器がフォトダイオード配列28/シンチレータ30の組立体を含む複数の検出器46を用いて光子を検出する、医用撮像システム44が例示されている。図示されるように、各検出器は、1つのシンチレータ30、n−ウェル16、材料22で充填されたトレンチ20によって分離されたp+領域18のアレイ、及び、隣接し合うフォトダイオード10によって共有される付随の1つ以上の電極24を含んでいる。この非限定的な例においては、医用撮像システム44は飛行時間陽電子放出型断層撮影装置(TOF−PET)である。しかしながら、例えば、一般的なPET、単一光子放出型コンピュータ断層撮影装置(SPECT)、光マンモグラフィ、スペクトルCT等の他の医用撮像システムも意図される。
撮像システム44は、撮像領域48内から放出された放射線イベント(例えば、ガンマ線)を検出するように撮像領域48の周りに配置された(例えば、100個、1000個などの)放射線検出器46から成る複数のリングを含んでいる。各放射線検出器46は、アレイ状あるいはマトリクス状に構成された、シンチレータ30に隣接する複数のフォトダイオード10を含んでいる。図示されるように、上記の複数の放射線検出器46は、軸方向に沿った複数(例えば、2個、10個、100個など)の検出器リング内に配列され得る。システム44は更に、撮像領域48内に患者又は撮像対象を位置付けるための支持機構50を含んでいる。一部の例において、支持機構50は、放射線検出器46を概して横断する軸方向に、直線的に移動可能にされる。
システム44を用いた撮像に備え、スキャンされることになる被検体に好適な放射性医薬品が投与され、被検体が撮像領域48内に位置付けられる。放射性医薬品は放射性崩壊を起こし、陽電子が放出される。各陽電子は近くにある1つ以上の電子と相互作用して消滅し、各々が約511keVのエネルギーを有する2つの反対向き(180°)のガンマ線を生成する。2つの反対向きのガンマ線は相対する検出器に、陽電子がこの一対の検出器から等距離にあるところを起源とするとき、実質的に同時すなわち同時発生的に突き当たる。相異なる進行距離のため、同時発生イベントの間には僅かな時間オフセットが存在する。
各シンチレーション結晶30は、陽電子の消滅から生成されたガンマ線などの放射線イベントに突き当たられると、光のシンチレーションを生じさせる。各結晶によって生成された光は、該結晶に光学的に結合された光検出器10群のうちの1つ以上によって受光される。各光検出器10は光を対応する電気信号に変換する。各検出器はまた、信号増幅、フィルタリング、コンディショニング等を提供するローカルの処理回路及び/又は遠隔の処理回路(図示せず)に結合されていてもよい。ガンマ光子から光の光子への、そして光から電気信号への変換、及びその他の処理は、得られる信号の各々に異なる時間遅延を導入し得る。
電気信号は変換器52に伝達され、変換器によってデジタル化され、タイムスタンプを付される。対検出器54が、対応する電子−陽電子消滅イベントに属する実質的に同時の、すなわち、同時発生のガンマ線検出の対を特定する。この処理は、例えば、エネルギーウィンドウを設定すること(例えば、約511keVに置かれた選択されたエネルギーウィンドウの外側にある放射線検出イベントを捨て去ること)、及び一致検出(例えば、選択された時間ウィンドウより大きく時間的に離れた放射線検出イベントの対を捨て去ること)を含むことが可能である。
一致イベント対を特定すると、LOR(line of response)プロセッサ56が、各イベント対に関する空間情報を処理して、2つのガンマ線検出を結ぶ空間的なLORを特定する。1つの陽電子−電子消滅イベントによって放出される2つのガンマ線は空間的に逆向きであるので、その陽電子−電子消滅イベントはそのLOR上の何処かで起こったことがわかる。TOF−PETにおいては、放射線検出器46及び変換器52によるタイムスタンプ付けは、2つの実質的に同時のガンマ線検出の間の飛行時間(TOF)差を検出するのに十分な高い時間分解能を有する。TOFプロセッサ58は、一致対の各イベント時間の間の時間差を分析して、陽電子−電子消滅イベントの位置をLORに沿って特定する。
多数の陽電子−電子消滅イベントに関して蓄積された結果は、一組のヒストプロジェクション(histoprojection)を含んでいる。ヒストプロジェクションは再構成エンジン60に伝達される。再構成エンジン60は、例えばフィルタ補正逆投影法、及び/又は補正を伴う反復逆投影法などの好適な再構成アルゴリズムを用いてヒストプロジェクションを再構成し、1つ以上の画像を生成する。生データ及び/又は再構成された画像は、記憶装置62に格納されるとともに、例えば、表示され、印刷され、アーカイブされ、フィルム化され、処理され、他の装置に転送され、モニタ64上に表示されることができる。放射線医又はその他の好適な臨床医は、生データ及び/又は再構成された画像を用いて、TOF−PETシステム44を制御すること、被検体を診断すること等を行うことができる。
本発明をその好適な実施形態を参照して説明してきた。以上の詳細な説明を読み、理解した当業者は、これらへの変更及び代替に想到し得る。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲に入る限りにおいて、全てのそのような変更及び代替を含むとして解されるものである。
1. 基板;
前記基板上に形成された半導体層であり:
前記基板に隣接するように配置された少なくとも1つのn型ドープト領域と、
前記基板に複数のpn接合を形成するよう、前記n型ドープト領域に隣接するように配置された複数のp型ドープト領域と、
を含む半導体層;
前記p型ドープト領域の各々を囲むように前記半導体層内に形成され、前記p型ドープト領域を貫通して前記n型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、前記pn接合の端部付近の曲率を低減し該端部付近での降伏を抑制するトレンチ;
前記n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極;及び
前記p型ドープト領域上に、それに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ;
を有する放射線検出器。
2. 前記トレンチは実質的に垂直な側壁を有する、上記1に記載の放射線検出器。
3. 前記材料は、隣接し合う前記p型ドープト領域によって受光される光のクロスコンタミネーションを抑制する、上記1に記載の放射線検出器。
4. 撮像領域内の光子を検出するため、複数個の上記1に記載の放射線検出器を使用する医用撮像システム。
5. 複数個の上記1に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。
6. 上記1に記載の放射線検出器から成る複数のリング;
前記検出器の出力をデジタル化し且つ該出力にタイムスタンプを付す変換器;
前記タイムスタンプを付されたデジタル出力から、検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出部;及び
決定された同時発生対によって定められるLORから画像を再構成する再構成システム;
を有するPET撮像システム。
7. 基板;
前記基板上に形成された半導体層であり:
前記基板に隣接するように配置されたn型ドープト領域と、
前記n型ドープト領域に隣接するように配置されたp型ドープト領域と、
を含む半導体層;
前記p型ドープト領域を囲むように前記半導体層内に形成され、前記p型ドープト領域を貫通して前記n型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、pn接合の端部において該pn接合の曲率を低減し、該端部での降伏を抑制するトレンチ;及び
前記n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極;
を有する半導体デバイス。
8. 前記トレンチは、前記pn接合において前記p型ドープト領域を突然に終端する実質的に垂直な側壁を有する、上記7に記載の半導体デバイス。
9. 前記n型ドープト領域及び前記p型ドープト領域は、イオン注入プロセスによって形成される、上記7に記載の半導体デバイス。
10. 前記材料は誘電体及び金属のうちの一方である、上記7に記載の半導体デバイス。
11. ガイガーモードで駆動されるアバランシェフォトダイオードである上記7に記載の半導体デバイス。
12. 前記トレンチは前記材料の堆積に先立って酸化されている、上記7に記載の半導体デバイス。
13. 前記トレンチ内の前記材料に隣接するように配置された、フォトダイオードを流れる電流を制限するクエンチ抵抗;
を更に含む上記7に記載の半導体デバイス。
14. 撮像領域内の光子を検出するため、上記7に記載の半導体デバイスを使用する医用撮像システム。
15. 前記半導体層上に、それに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ;
を更に含む上記7に記載の半導体デバイス。
16. 複数の前記p型ドープト領域が前記n型ドープト領域上に配置され、且つ前記トレンチはこれら複数のp型ドープト領域の周りに延在している、上記7に記載の半導体デバイス。
17. 上記16に記載の半導体デバイス;及び
前記複数のp型ドープト領域に隣接して、それらに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ;
を有する放射線検出器。
18. 共通基板上に、複数個の上記7に記載の半導体デバイスを含むフォトダイオードアレイ。
19. 基板;
前記基板上に形成された半導体層であり:
前記基板に隣接するように配置された少なくとも1つのn型ドープト領域と、
前記基板に複数のpn接合を形成するよう、前記n型ドープト領域に隣接するように配置された複数のp型ドープト領域と、
を含む半導体層;
前記p型ドープト領域の各々を囲むように前記半導体層内に形成され、前記p型ドープト領域を貫通して前記n型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、前記pn接合の端部付近の曲率を低減し該端部付近での降伏を抑制するトレンチ;及び
前記n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極;
を有するフォトダイオードアレイ。
20. 前記トレンチは実質的に垂直な側壁を有する、上記19に記載のフォトダイオードアレイ。
21. 前記材料は、隣接し合う前記p型ドープト領域によって受光される光のクロスコンタミネーションを抑制する、上記19に記載のフォトダイオードアレイ。
22. 前記p型ドープト領域上に、それに光学的に結合されるように配置された少なくとも1つのシンチレータ;
を更に含む上記19に記載のフォトダイオードアレイ。
23. 撮像領域内の光子を検出するため、複数個の上記19に記載のフォトダイオードアレイを使用する医用撮像システム。
24. 上記19に記載のフォトダイオードアレイに光学的に結合されたシンチレータ、
を有する放射線検出器。
25. 複数個の上記24に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。
26. 上記12に記載の放射線検出器から成る複数のリング;
前記検出器の出力をデジタル化し且つ該出力にタイムスタンプを付す変換器;
前記タイムスタンプを付されたデジタル出力から、検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出部;及び
決定された同時発生対によって定められるLORから画像を再構成する再構成システム;
を有するPET撮像システム。
27. 検出された放射線イベントを表すアナログ信号を生成する複数の放射線検出器であり、各放射線検出器が、複数個の上記1に記載の半導体デバイスを含み、各半導体デバイスが光イベントを検出する、複数の放射線検出器;
前記半導体デバイスに光学的に結合された、前記検出された放射線イベントを前記光イベントに変換するシンチレーション結晶;
前記アナログ信号をデジタル化エネルギーへとデジタル化し、且つタイムスタンプを付す変換器;
前記検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出器;及び
前記検出された放射線イベントに含まれる前記同時発生対から、画像を再構成する再構成システム;
を有する医用撮像システム。
28. pn接合の端部での降伏が抑制される半導体デバイスを製造する方法であって:
基板上に半導体層を形成する工程;
前記半導体層内にトレンチを形成する工程;
前記トレンチを材料で充填する工程;及び
前記トレンチによって囲まれたp型ドープト領域と、該p型ドープト領域の下方のn型ドープト領域とを形成するよう、前記半導体層をドープする工程;
を有し、
前記トレンチは、前記p型ドープト領域を貫通して前記n型ドープト領域中まで延在している、
方法。
29. 前記n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極を形成する工程;
を更に含む上記28に記載の方法。
30. 前記p型ドープト領域に隣接させて、フォトダイオードの表面上にシンチレータを取り付ける工程;
を更に含む上記28に記載の方法。
31. 前記半導体層内に複数の前記p型ドープト領域を形成する工程であり、各p型ドープト領域がトレンチによって囲まれるように形成する工程;
を更に含む上記28に記載の方法。
32. 上記28に記載の方法に従って製造された半導体デバイス。
33. 上記28に記載の方法に従って製造された放射線検出器。
34. 複数個の上記33に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。

Claims (1)

  1. 基板;
    前記基板上に形成された半導体層であり:
    前記基板に隣接するように配置された少なくとも1つのn型ドープト領域と、
    前記基板に複数のpn接合を形成するよう、前記n型ドープト領域に隣接するように配置された複数のp型ドープト領域と、
    を含む半導体層;
    前記p型ドープト領域の各々を囲むように前記半導体層内に形成され、前記p型ドープト領域を貫通して前記n型ドープト領域中まで延在し、且つ酸化膜を介して導電性材料を充填されたトレンチ;
    前記n型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも1つの導電性電極;及び
    前記p型ドープト領域上に、それに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ;
    を有し、
    前記トレンチの端部での降伏の発生を回避するよう、前記トレンチに充填された前記導電性材料にバイアスが印加される、
    ガイガーモードで駆動されるアバランシェフォトダイオード型放射線検出器。
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