JPWO2013157448A1 - 半導体光検出装置および放射線検出装置 - Google Patents

Abstract

本技術は、光検出の時間分解能を高めることが可能で、放射線のエネルギー分別とフォトンカウンティングを可能にする半導体光検出装置および放射線検出装置に関する。放射線検出装置は、シンチレータ、放射線検出部および露光期間調整部を有する。シンチレータは、放射線が入射されると放射線のエネルギーに応じた光強度のシンチレーション光を生成してシンチレーション光の光子を複数の画素の各々に供給する。放射線検出部は、シンチレーション光により複数の画素が露光期間に亘って露光されるたびに露光期間内に供給された光子の数から放射線が入射されたか否かを検出する。露光期間調整部は、検出された放射線の入射頻度に基づいて露光期間を調整する。

Description

本技術は、フォトカウンティングを用いた半導体光検出装置および放射線検出装置に関するものである。

近年ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography:ガンマカメラ）やＰＥＴ（Positron Emission Tomography）に代表される、放射線のフォトンカウンティングを用いた医療診断機器の導入が進んでいる。放射線のフォトンカウンティングは、検出装置に高い時間分解能を要求されると同時に、個々の放射線１光子が持つエネルギー強度の検出が求められ、エネルギー強度に応じたカウントのフィルタリングが実施される。

たとえば、体内にテクネチウム等微量のガンマ線源を導入し、放出されるガンマ線の位置情報からガンマ線源の体内分布を求めることで、体内の血流状態や虚血症等の関連疾患が診断される。この検出にはＳＰＥＣＴ（ガンマカメラ）装置が使用され、ガンマ線の検出器としては通常シンチレータと光電子増倍管が使用される。

ＳＰＥＣＴ装置の基本的な構成は、たとえば特許文献１（特開２００６−２４２９５８号公報）の従来例において、図２５等に紹介されている。また、検出器に入射したガンマ線の入射位置やエネルギー強度を求めるための信号処理の具体例が、たとえば特許文献２（特表２００６−５０８３４４号公報）に記載されている。

図１は、ガンマ線検出の概略を説明するための図である。ガンマ線検出は、体内のガンマ線源１から発生したガンマ線２が、コリメータ３を通過してシンチレータ４に入射すると、シンチレータ４は蛍光を発し、アレイ状に配置された光電子増倍管５に検出される。光電子増倍管５がそれを増幅して電流パルスを発し、それらは電圧変換器、アンプおよびＡＤ変換器よりなる変換装置６を介して、各光検出素子への入射光量値として演算装置７に出力される。

一方、体内でコンプトン散乱を受けて減衰したガンマ線８が、コリメータ３を通過して検出される場合がある。この信号は本来の位置情報を失ったノイズである。あるいは宇宙線などにより異常に高い信号として発するノイズもある。ＳＰＥＣＴ装置はこれらのノイズを、散乱を受けないプライマリのガンマ線からエネルギー弁別によってフィルタリングする。演算装置７は各光電子増倍管に接続された変換装置６からの出力をもとに、個々のガンマ線についてノイズの弁別と位置判定を行う。シンチレータ４が一枚板により形成されている場合、その発光は複数の光電子増倍管５によって同時に検出される。演算装置７はたとえば出力の総和からガンマ線のエネルギーを、出力の重心からガンマ線の入射位置を特定する。個々のガンマ線入射を独立したイベントとして判定するためには、これらの作業は非常に高速に行われる必要がある。こうしてプライマリ（ノイズではない）と判定されたガンマ線のイベント回数がカウントされ、ガンマ線源の体内分布が同定される。

このようなエネルギー弁別を伴った放射線のフォトンカウンティングは、透過性の高いガンマ線のみならず、近年Ｘ線の透過撮像にも採用され、その効果が認識されつつある。たとえば、特許文献３（特開２０１１−２４７７３号公報）や特許文献４（特開２００４−７７１３２号公報）にはそのような装置の一例が記載されており、それらはマンモグラフィーやＸ線ＣＴ（Computed Tomography）への応用が期待されている。ただし、Ｘ線では入射する放射線の頻度が高いので、フォトンカウンティングには医療用ガンマ線以上に高い時間分解能が求められる。

一方、出願人は、特許文献５（特開２０１１−９７５８１号公報）において、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージャーの回路構成を踏襲しつつ、時分割および複数画素による面分割を併用してダイナミックレンジを上げたフォトンカウンティングによる新しい撮像素子を提案している。このようなデバイスはチップ内の画素アレイ全体を１受光面としたフォトンカウンティング用デバイスとして使用することも可能である。

このような半導体撮像素子とシンチレータを用いて放射線を検出する場合、放射線の入射に伴ってシンチレータから放出された光子数は放射線のエネルギー強度を反映する。これをフォトンカウントすることで光電子増倍管並みの検出感度を達成することが可能である。ただし、ここでフォトンカウントされるのはシンチレーション光であり、放射線の光子数をカウントしている訳ではない。

特開２００６−２４２９５８号公報 特表２００６−５０８３４４号公報 特開２０１１−２４７７３号公報 特開２００４−７７１３２号公報 特開２０１１−９７５８１号公報

上述のような放射線のフォトンカウンティングは、シンチレーションと光電子増倍管を用いたものが主流であった。あるいはカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）等の特殊な半導体を用いて直接検出が行われていた。これらの受光デバイスを用いてＸ線マンモグラフィーやＣＴ撮像に放射線フォトンカウンティングを導入しようとした場合、画素をなす受光部の小型化が困難であると同時に、時間分解能が不足するおそれがある。すなわち、個々の受光部と処理部はＸ線一個の入射を受けて、その検出とエネルギー判定処理を実施するが、その処理が終了する前に次のＸ線が入射してしまうことがある。この場合、装置は、正しいエネルギー判定や照射したＸ線の計数ができなくなってしまう。

例えば、受光部１ｍｍ^２あたりに入射する放射線の個数は、ガンマカメラでは１００個／秒以下であるのに対し、マンモグラフィーでは数万乃至数百万個、ＣＴ撮像ではさらに桁オーダーで高くなる。これらを全てカウントするには数マイクロ秒、あるいは、ナノ秒オーダーで検出および判定サイクルを完了する必要がある。従って放射線フォトンカウンティングをマンモグラフィーやＣＴ撮像に応用するためには、時間分解能の課題を克服できる新しい光検出手段が必要とされる。

一方、通常のＣＭＯＳイメージャーの回路構成を踏襲して光検出を行う場合、光検出の時間分解能はフレームレートによって規定される。フレームレートは有効画素全てを読み出して出力するために要する回路性能によって規定され、通常数ミリ秒から数十ミリ秒のオーダーであり、放射線のフォトンカウンティングにはダイナミックレンジが不足している。このような事情は上述の特許文献５（特開２０１１−９７５８１号公報）に示された半導体フォトンカウンタにおいても同様である。

図２、図３に関連付けてそれを簡単に説明する。図２は、ＣＭＯＳイメージャーの一般的な回路構成を示す図である。

このＣＭＯＳイメージャーは、６４行ｘ６４列の画素ＰＸがアレイ状に配置されている。各画素で検出された入射光は、光電変換された電荷として画素内に蓄積される。検出判定回路１１は、たとえばＡＤ（Analog to Digital）変換器を有し、各々６４画素が接続される。検出判定回路１１への画素出力の読出し時には１行が選択され、６４画素の出力が６４個の検出判定回路１１に並列に読み出されてＡＤ変換され、デジタル判定される。検出、判定された各画素の出力結果は、一旦レジスタ１２に保存され、次行の読出し期間内に出力回路１３に転送されて、デジタルデータとして出力される。各行の読出しは順次循環的に行われ、６４回の読出しで一巡する。読出しのために蓄積電荷が転送された時点でフォトダイオードはリセットされるので、読出しと読出しの間が露光期間および光電変換された電荷の蓄積期間となる。

ここで、このようなＣＭＯＳイメージャーを単一の受光面ＰＤ１をもつ受光素子として、図１の光電子増倍管５の代わりに使用することを考える。たとえば、各ＣＭＯＳイメージャーの前面には光拡散手段が配置され、シンチレータ４からの蛍光はほぼ均一にＣＭＯＳイメージャーに入射するとする。図３にはＣＭＯＳイメージャーの各行からの出力結果が、行ごとに選択される６４画素の出力の総和として示されている。タイミングＴ１＿１においてシンチレータにガンマ線が入射すると、そのとき発した蛍光は全ての画素に同時に受光され、行毎の読出しに伴って逐次出力される。そして、全有効行の読出しが一巡するまでの期間、有意な出力Ｄ１＿１が発生し続ける。さらにタイミングＴ１＿２において次のガンマ線がシンチレータに入射すると、同様に出力Ｄ１＿２が発生する。

たとえばＣＭＯＳイメージャーにおける各行の読出しに５μ秒を要するとすると、６４行を一巡させるには３２０μ秒が必要であり、出力Ｄ１＿１、Ｄ１＿２はその期間発生し続ける。ここでガンマ線が３２０μ秒より短い間隔でシンチレータに入射した場合、出力Ｄ１＿１と出力Ｄ１＿２は混合され、ガンマ線のエネルギー判定も、フォトンカウンティングも不可能となる。すなわち、ＣＭＯＳイメージャーの時間分解能は、いわゆるフレームレートによって規定されてしまう。

また、通常ＣＭＯＳイメージャーの撮像はフレーム単位を基本として行われるため、最終アドレス行の読出しと開始アドレス行の読出しの間にはサイクルを１フレーム期間に調整すべくブランク期間が挿入され、遮光画素やダミー画素のアクセス等が行われる。すなわち、有効画素行が等間隔で循環アクセスされている訳ではない。

このブランク期間の存在により、Ｄ２＿１あるいはＤ２＿２の出力の中途にブランクまたは無意味な出力が挿入されることになり、これらを放射線の入射に応じて生じたパルス出力として処理する際の障害となる。

本技術はこのような状況に鑑みて生み出されたものであり、光検出の時間分解能を高めることが可能で、放射線のエネルギー分別とフォトンカウンティングを可能にする半導体光検出装置および放射線検出装置を提供することにある。

本技術は、上述の問題点を解消するためになされたものであり、その第１の側面は、放射線が入射されると上記放射線のエネルギーに応じた光強度のシンチレーション光を生成して当該シンチレーション光の光子を複数の画素の各々に供給するシンチレータと、上記シンチレーション光により上記複数の画素が露光期間に亘って露光されるたびに上記露光期間内に供給された上記光子の数から上記放射線が入射されたか否かを検出する放射線検出部と、上記検出された放射線の入射頻度に基づいて上記露光期間を調整する露光期間調整部とを具備する放射線検出装置である。これにより、放射線の入射頻度に基づいて露光時間が調整されるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、それぞれが上記複数の画素を含む複数の区画の各々を順に上記露光期間に亘って上記シンチレーション光により露光させる露光制御部をさらに具備し、上記放射線検出部は、上記複数の区画のいずれかが露光されるたびに上記放射線が入射されたか否かを検出してもよい。これにより、複数の区画のいずれかが露光されるたびに放射線が検出されるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、上記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の各々の露光期間の一部を重複させて露光させ、上記放射線検出部は、上記隣り合う２つの区画の両方において上記放射線が入射されたことを検出した場合には上記２つの区画において上記放射線が１回入射されたことを検出してもよい。これにより、隣り合う２つの区画の両方において放射線が検出された場合には、その２つの区画において放射線が１回検出されるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、上記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の一方の露光が終了してから一定期間が経過したときに他方を露光させ、上記放射線検出部は、上記露光期間および上記一定期間において上記放射線が入射された回数を上記露光期間における上記放射線の検出結果から求めてもよい。これにより、一定期間および露光期間において放射線が入射された回数が露光期間における放射線の検出結果から求められるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、互いに異なる上記区画において上記光子数に応じた上記画素の出力値を同時に読み出して上記放射線検出部に供給する複数の読出し回路を備え、上記放射線検出部は、上記出力値から上記放射線が入射されたか否かを検出してもよい。これにより、互いに異なる区画において画素の出力値が同時に読み出されるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、上記複数の画素を上記露光期間に亘って上記シンチレーション光により露光させ、当該露光期間が経過してから一定期間が経過したときに上記複数の画素を上記露光期間に亘って上記シンチレーション光により再度露光させる露光制御部をさらに具備し、上記放射線検出部は、上記露光期間および上記一定期間において上記放射線が入射された回数を上記露光期間における上記検出対象放射線の検出結果から求めてもよい。これにより、露光期間および一定期間において放射線が入射された回数が露光期間における放射線の検出結果から求められるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、上記露光期間調整部は、上記入射頻度が高いほど上記設露光期間を短くし、上記入射頻度が低いほど上記設露光期間を長くしてもよい。これにより、入射頻度が低いほど露光期間が長く、入射頻度が高いほど露光時間が短くなるという作用をもたらす。

また、この第１の側面において、上記シンチレーション光の光量を略均一化して上記複数の画素に導く光均一化部をさらに具備してもよい。これにより、シンチレーション光の光量が略均一化されて複数の画素に導かれるという作用をもたらす。

また、上記複数の画素の各々は、上記露光期間内に上記画素に供給された上記光子の数に応じた出力値を上記放射線検出部に供給してもよい。これにより、露光期間内に画素に供給された光子の数に応じた出力値が供給されるという作用をもたらす。

本技術によれば、光検出の時間分解能を高めることができ、放射線のエネルギー分別とフォトンカウンティングが可能となる。

ガンマ線検出の概略を説明するための図である。 ＣＭＯＳイメージャーの一般的な回路構成を示す図である。 図２のＣＭＯＳイメージャーの各行からの出力結果を、行ごとに選択される６４画素の出力の総和として示す図である。 第１の実施形態に係る放射線検出装置の構成例を示す図である。 図４の放射線検出装置におけるデジタル処理装置の一構成例を示す図である。 図４の放射線検出装置における撮像素子の構成例を示す図である。 図６の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。 本技術に適用可能な半導体撮像チップの画素の回路構成の一例を示す図である。 画素からの微小な出力信号を検出し、光子入射の有無をバイナリ判定する検出判定回路（センシング回路）の構成例を示す図である。 図９のセンシング回路の信号読出し手順を示すフローチャートである。 図５のデジタル処理装置の動作を示すフローチャートである。 放射線計数率と単位露光期間当たりの平均入射線数との関係の一例を示すグラフである。 第２の実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子の一例を示す図である。 図１３の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。 図１３の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミングのより好的な例を示す図である。 "１"判定の発生頻度分布をポワソン分布と二項分布から見積もった結果を示す図である。 第３の実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子の一例を示す図である。 図１７の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。 第４の実施形態に係る放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。 第４の実施形態に係る放射線検出装置において感度と時間分解能を調整する例を説明するための図である。 第４の実施形態に係る放射線検出装置において、露光期間に対する出力状態の一般的な例を示す図である。 第５の実施形態にかかる放射線検出装置の構成例を示す図である。 第６の実施形態に係る放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。 第６の実施形態に係る画素の回路構成の一例を示す図である。 第６の実施形態に係る画素の制御の一例を示すタイミングチャートである。 第７の実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子の一例を示す図である。 図２６の撮像素子における露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

以下、本技術の実施形態を図面に関連付けて説明する。
なお、説明は以下の順序で行う。
１．第１の実施形態（計数値に基づいて露光期間を調整する例）
２．第２の実施形態（露光期間を調整し、区画ごとに露光を行う例）
３．第３の実施形態（露光期間を調整し、２系統の読出し回路により画素を読み出す例）
４．第４の実施形態（露光期間を調整し、４系統の読出し回路により画素を読み出す例）
５．第５の実施形態（複数の画素アレイ部で１つのシンチレータを共用し、露光期間を調整する例）
６．第６の実施形態（露光期間を調整し、ローカルシャッター方式で不感期間を設けて露光を行う例）
７．第７の実施形態（露光期間を調整し、グローバルシャッター方式で不感期間を設けて露光を行う例）

＜１．第１の実施の形態＞
図４は、本技術を適用した放射線検出装置の構成例を示す図である。

［放射線検出装置の構成例］
図４の放射線検出装置２００は、コリメータ２１０、シンチレータ２２０、光ガイド２３０、撮像素子２４０、およびデジタル処理装置２５０を有する。

放射線検出装置２００において、コリメータ２１０は鉛等を用いて形成される。シンチレータ２２０は、コリメータ２１０を通して放射線を受けてシンチレーション光を発する。光ガイド２３０は、シンチレーション光を集めて撮像素子２４０に導く。光ガイド２３０は光均一化機能を内蔵しており、撮像素子２４０の受光面にはシンチレーション光が略均一化されて照射される。撮像素子２４０の構成の詳細については、図６で後述する。その受光面は複数の画素アレイよりなっており、それらは複数領域に分割されて、循環的に露光が行われる。そして、各領域における画素の出力値がデジタルデータとして順次出力される。デジタル処理装置２５０はそれを受けて、露光された領域の光強度の測定結果を取得する。また、デジタル処理装置２５０は、各光強度結果をもとに放射線のエネルギー弁別を行うとともに、有意なデータの発生回数を計測し、放射線のフォトンカウンティングを実施する。

このような検出器をアレイ状に多数並べることによって、ＳＰＥＣＴ装置、ＰＥＴ装置、マンモグラフィー等透過Ｘ線の検出装置、ＣＴ装置等に使用することが可能である。

また、図４における撮像素子２４０およびデジタル処理装置２５０は、放射線光検出装置として用いられる。

［デジタル処理装置の構成例］
図５は、図４の放射線検出装置におけるデジタル処理装置２５０の一構成例を示す図である。このデジタル処理装置２５０は、光子計数部２５１、放射線検出部２５２、放射線計数率算出部２５３、露光期間調整部２５４を有する。

光子計数部２５１は、複数の領域の各々において、その領域内の画素に供給されたシンチレーション光の光子数を計数するものである。例えば、画素に光子が入射された場合には、その画素は「１」の信号を出力し、そうでない場合には「０」の信号を出力する。このため、光子計数部２５１は、それらの出力値の合計を光子数として計数することができる。光子計数部２５１は、制御信号によって撮像素子２４０に露光を実行させ、いずれかの領域が露光されるたびに、その領域内の計数値を、画素の出力値から求める。光子計数部２５１は、領域ごとの計数値をシンチレーション光の光強度の測定結果として放射線計数率算出部２５３に供給する。

放射線検出部２５２は、露光期間の各々において、放射線が入射されたか否かを検出するものである。この放射線検出部２５２は、計数値が一定値より高いか否かにより、所定のエネルギーを超える放射線が露光期間内に入射されたか否かを検出する。さらに放射線検出部２５２は、露光期間ごとの放射線の検出結果から放射線の個数を計数し、その放射線の計数値を必要に応じて外部へ出力する。また、放射線検出部２５２は、露光期間ごとの検出結果を放射線計数率算出部２５３に供給する。

放射線計数率算出部２５３は、各領域の放射線の検出結果から放射線計数率を算出するものである。具体的には、放射線計数率算出部２５３は、放射線が入射された回数を露光の回数により除した値を放射線計数率（言い換えれば、放射線の入射頻度）として算出する。露光ごとのシンチレーション光の光子計数値は、計測された放射線粒子のエネルギーを反映する。このため、一定強度より高い光強度のシンチレーション光の入射頻度が高いほど、所定のエネルギーを超える放射線粒子の入射頻度が高いことを意味し、放射線計数率は大きな値となる。また、露光期間が長いほど、その期間内に入射される放射線個数が多くなるため、露光期間が長いほど放射線計数率は高い値となる。放射線計数率算出部２５３は、算出した放射線計数率を露光期間調整部２５４へ供給する。

露光期間調整部２５４は、放射線計数率に基づいて露光期間を調整するものである。この露光期間調整部２５４は、放射線計数率が上限値Ｌ１より高い場合には露光期間の調整が未完了と判断して露光期間を短くする。これは、放射線計数率が高すぎる場合には、放射線が露光期間内に複数回数入射されており、正確な計数ができていないと判断されるためである。

一方、放射線計数率が下限値Ｌ２（Ｌ２は、Ｌ１より小さい実数）より低い場合には、露光期間調整部２５４は露光期間の調整が未完了と判断して露光期間を長くする。これは、放射線計数率が低すぎる場合には、露光期間内に、所定のエネルギーを超える放射線が領域内に入射されていない、言い換えれば、十分なエネルギー分解能が得られていないと判断されるためである。

露光期間調整部２５４は、調整が未完了の場合、増減した露光期間を光子計数部２５１に供給する。光子計数部２５１は、供給された露光期間に亘って、再度、各領域を露光させる。調整が完了した場合、露光期間調整部２５４は、露光期間を固定して以後の調整を実行しない。なお、露光期間調整部２５４は、調整が完了した後も、放射線計数率を継続して取得し、露光期間の調整を継続して実行してもよい。

放射線検出部２５２は、露光期間の調整が完了していない間は放射線の計数値を出力せず、調整が完了してから出力する。

［撮像素子の構成例］
図６は、図４の放射線検出装置における撮像素子の構成例を示す図である。図７は、図４の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

図６の撮像素子２４０は、本実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子の基本概念を示している。撮像素子２４０は、基本的に、複数の画素ＰＸＬのアレイよりなる受光面（受光部）が複数領域に分割され、各領域で独立した一定の露光期間が振り分けられ、略等間隔かつ循環的に露光を実施することによって光検出の時間分解能を飛躍的に向上させる。

図６において、ＰＤ１００が受光面（受光部）を、１１０が画素アレイ部を、１２０が検出回路（検出判定回路）を、ＣＴＬ１００が制御部をそれぞれ示している。図６の撮像素子２４０において、単一の受光面ＰＤ１００の画素アレイ部１１０が、Ｎ領域（ここではＮ＝４）Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４に分割されている。ここで、各領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４には独立した一定の露光期間が振り分けられ、順次、循環的に露光が行われる。このとき、受光面ＰＤ１００の分割領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４の露光時間は１／Ｎとなり、受光面ＰＤ１００の実効感度も１／Ｎとなる。

その一方、光検出は領域ごとに時間軸に振り分けられて、各領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４の出力信号は各露光期間における受光面ＰＤ１００に入射した光の量を反映することになる。すなわち、時間分解能はＮ倍になる。

各々の領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４に蓄積された電荷の出力信号は、信号ラインＬＳＧＮを通してたとえば共通の検出判定回路１２０によって読み出される。各領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４の露光、蓄積期間は、各領域の蓄積電荷を排出するリセット動作によって開始される。

これらの動作はＣＭＯＳイメージャーの電子シャッターにやや似ており、同一の回路構成で実行できる場合もある。ただし、通常のＣＭＯＳイメージャーにおける電子シャッターが光量調整を目的としているのに対し、本技術の動作は時間分解能の向上を目的としている点が本質的に異なっている。

具体的動作面や構成面においては以下の差異がある。単一の受光面ＰＤ１００が複数領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４に分割され、各領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４の出力が同じ受光面ＰＤ１００への光入射の量を反映する。領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４ごとの露光ＥＸは略等間隔かつ循環的に実施されている。すなわち、通常のイメージャーのようなフレーム期間に該当する制約がなく、たとえば領域Ｒ１＿４からＲ１＿１に露光期間が折り返す際も、等間隔が保たれている。その間にブランク期間を設けたり、遮光画素のスキャンを行ったりしていない。その結果、任意のタイミングで入射する光パルスに対して、部分的かつ同一数の領域（この例では１領域のみ）しか露光されない。また、通常のＣＭＯＳイメージャーでは、読出しサイクル中の厳密な露光終了のタイミングは殆ど意識されないが、本技術ではたとえば領域Ｒ１＿１の露光蓄積ＥＸの終了と、Ｒ１＿２の露光蓄積ＥＸの開始は略同時であることが望まれる。これについては後述する。

また、このような基本概念を放射線のシンチレーション検出に応用し、そのエネルギー分別とファトンカウントを可能にすることも、本技術に特徴的な点である。

この際、各領域Ｒ１＿１乃至Ｒ１＿４の光検出量がおのおの受光面ＰＤ１００の光検出量を正確に反映するように、受光面に照射される光は均一であることが望ましく、そのために受光面ＰＤ１００の光入射側に光均一化部を設けても良い。光均一化は、たとえば光を多重に散乱させることにより行われる。たとえば、反射を用いたカライドスコープ、小型レンズを敷き詰めたフライレンズ等のインテグレートレンズ、回折を用いた回折光学素子（ＤＯＥ：Digital Optics Elements）、ガラスや樹脂に光を散乱させる微粒子やドットを添加した光散乱材等が用いられる。

また、比較的入射光が強い場合は、画素は通常のＣＭＯＳイメージセンサと同様でも良い。ただし、ＳＰＥＣＴのような微弱なガンマ線を検出する場合には、画素が内部増幅機能や高い変換効率をもち、光子入射数をデジタル値で出力するデジタル画素であることが望ましい。

本技術による放射線検出装置は、ＣＭＯＳ型イメージセンサの回路アーキテクチャーを踏襲しつつ、その光検出の時間分解能を飛躍的に向上させる。これによって、放射線のシンチレーション検出において、エネルギー分別とフォトンカウンティングが可能となり、さらに検出結果は装置からデジタル出力することが可能である。したがって、アナログ信号を扱う外部装置は不要となり、ガンマカメラ、ＰＥＴ、ＣＴ装置やマンモグラフィー等において装置を飛躍的に小型化し、低価格化することが可能となる。

以上、本実施形態に係る放射線検出装置の基本点な概念について説明した。以下に本技術における放射線検出装置内の撮像素子（検出素子）の具体的な実施形態を示す。以下の実施形態では、まずフォトンカウンティング方式のＣＭＯＳイメージャーについて説明する。次に、本技術のポイントとなるその新しい動作モードについて説明し、さらにそれを用いた放射線検出装置について説明を進める。フォトンカウンティング方式はセンサ自体が発するノイズがフィルタリングされて、信号のＳ／Ｎ比（Signal to Noise ratio）が極限まで高くなる。したがって、本技術を採用して実効感度を低下させても、十分なＳ／Ｎ比が確保でき、微量ガンマ線のシンチレーション検出等に適している。一方、検出対象の発光強度が高く、超高感度を要しない場合には、通常のＣＭＯＳイメージセンサを使用しても良い。

［画素の構成例］
図８は、本技術に適用可能な半導体撮像チップの画素の回路構成の一例を示す図である。図８は、１単位画素ＰＸで３つのトランジスタを含む画素回路の一例を示している。

１単位画素ＰＸは、光電変換素子としてのフォトダイオード１１１、転送トランジスタ１１２、リセットトランジスタ１１３、およびアンプ素子としてのアンプトランジスタ１１４を有する。画素ＰＸは、蓄積ノード１１５、および検出ノード（フローティングディフュージョン：ＦＤ：Floating Diffusion、浮遊拡散層）１１６を有する。転送トランジスタ１１２のゲート電極が転送線１１７に接続され、リセットトランジスタ１１３のゲート電極がリセット線１１８に接続されている。アンプトランジスタ１１４のゲート電極が検出ノード１１６に接続され、アンプトランジスタ１１４のソースが出力信号線１１９（ＬＳＧＮ）に接続されている。ＦＤノード１１６は、アンプトランジスタ１１４の入力ノードとして機能する。

画素ＰＸにおいては、画素のシリコン基板に入射した光は電子とホールのペアを発生させ、その内の電子がフォトダイオード１１１によって、ノード１１５に蓄積される。それらは所定のタイミングで転送トランジスタ１１２をオンさせることで検出ノード１１６に転送され、アンプトランジスタ１１４のゲートを駆動する。これにより、信号電荷は出力信号線１１９への信号となって読み出される。リセットトランジスタ１１３は、転送トランジスタ１１２と同時並列的にオンさせることでフォトダイオード１１１に蓄積された電子を電源に引き抜き、画素を蓄積前の暗状態、すなわち光子が未入射の状態にリセットする。なお、図８において、ＰＳはリセットやソースフォロアに使用される電源を示し、電源ＰＳはたとえば３Ｖが供給されている。

画素の読出しは、まずリセットトランジスタ１１３をオンさらにオフさせ、検出ノード１１６をリセット状態にして一回目の読出しを行う。この出力信号を、図中に記述されない判定回路が電荷として保存する。さらに転送トランジスタ１１２をオンさらにオフさせ、ノード１１５の蓄積電荷を検出ノード１１６に完全転送した後二回目の読出しを行う。判定回路は両者の差分をいわゆるＣＤＳ（相関二重サンプリング）によって抽出し、正味の画素信号を得る。

このような画素の基本回路や動作機構は通常のＣＭＯＳイメージャーにおける画素と同様であり、さまざまなバリエーションが存在し得る。ただし、本技術で想定されている画素は、通常に比べ、変換効率が著しく高くなるように設計される。そのためには、ソースフォロアを構成するアンプの入力ノード１１６の寄生容量が、実効的に極限まで小さくなるように工夫する。それはたとえば、レイアウト状の各種工夫や、ソースフォロアの出力を画素内の回路にフィードバックする特許文献（特開平５−６３４６８号公報）や特許文献（特開２０１１−１１９４４１号公報）に示された手法等によって達成される。こうして一光子から得られる垂直信号線１１９への出力信号が、アンプトランジスタ１１４のランダムノイズより十分大きな状態になれば、画素からの信号は量子化され、画素の蓄積光子数をデジタル信号として検出できるようになる。

たとえば、変換効率を６００μＶ／ｅ−まで引き上げた場合、信号量はアンプトランジスタ１１４のランダムノイズより十分大きくなるので、原理的には１光子の検出が可能である。ここで、単位露光期間中の光子入射の有無をバイナリ判定し、その結果をデジタル出力とすれば、アンプ以降のノイズを実質上ゼロにすることができる。たとえば、このような判定を１２８ｘ１２８の画素アレイについて実施し、それを１受光面として扱えば、最大１２８ｘ１２８＝１６，３８４個の光子までフォトンカウンティングが可能となる。

あるいは、露光ごとに０個から２個までの光子入射に対する出力を、０乃至２の３値をとるデジタル出力として判別してカウントしても良い。この場合、判定マージン、すなわち判定時のエラーレートは厳しくなるが、フォトンカウントのダイナミックレンジは拡大する。

半導体の光電変換は、本来１光子の入射について１電子が発生する量子化された現象であるが、通常のイメージセンサはこれをフォトダイオードに多数蓄積し、アナログ信号として出力するために、後段の伝送でさまざまなノイズが混入する。しかし、発生した電子数を画素がそのままデジタル信号として出力し、後段でエラー無く処理されていけば、伝送中にノイズが混入する余地はない。

なお、上記例では寄生容量の低減による変換効率の増大で１光子検出が可能な信号量を得たが、たとえば光電変換で得られた電子を画素内で増倍しても同様の効果が得られる。たとえば、特許文献（特開２００８−３５０１５号公報）には、画素内のフォトダイオードとアンプ入力ノードとの間に複数段のＣＣＤ増倍転送素子を埋め込む構造が提案されている。このような手法等を用いて、光電変換された電子を画素内で１０倍程度に増倍することによっても１光子検出は可能であり、同機能の半導体撮像チップを構成することができる。

［検出判定回路の構成例］
図９は、画素からの微小な出力信号を検出し、光子入射の有無をバイナリ判定する検出判定回路（センシング回路）の構成例を示す図である。

図９において、画素アレイＰＸＡは、図６以降に示した本技術における画素ＰＸ−０乃至ＰＸ−３が、たとえば選択トランジスタ（記載は省略）を介して同一出力信号線１１９に接続されている。各画素ＰＸ−０乃至ＰＸ−３は露光蓄積期間における光子入射の有無をデジタル信号として出力する。

図９の検出判定回路１２０Ａは、アナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１、デジタルＣＤＳ回路（ＤＣＤＳ）１２２、およびデジタル比較判定器（ＤＣＭＰ）１２３を含んで構成されている。アナログＣＤＳ回路１２１は、演算増幅器（オペアンプ）１２１１、スイッチ１２１２、およびキャパシタＣ１２１を有する。デジタルＣＤＳ回路１２２は、ＡＤ（アナログデジタル）変換器（ＡＤＣ）１２２１、スイッチ１２２２、レジスタ（ＲＥＳ）１２２３、および減算器１２２４を有する。

アナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１は、たとえばゲイン１のオペアンプ１２１１の基準電圧側に画素のリセット信号をサンプル／ホールドすることで、画素のリセット信号を相殺する電荷を保持する。それ出力はアナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１の入力信号とリセット信号の差分を反映し、入力がリセット信号の場合、出力は無信号である。

アナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１の次段には高解像度のＡＤ変換器（ＡＤＣ）１２２１を含むデジタルＣＤＳ回路（ＤＣＤＳ）１２２が配置されている。デジタルＣＤＳ回路（ＤＣＤＳ）１２２は微小な画素信号に対して、検出回路側のオフセットばらつきを、デジタル処理によってキャンセルする回路である。その出力には純粋な画素信号が、デジタル階調で表れる。

最終段はデジタル比較判定器（ＤＣＭＰ）１２３である。上記デジタルＣＤＳ回路１２２の出力であるデジタル信号を参照信号ＲＥＦと比較し、光子入射の有無をバイナリ判定する。アナログＣＤＳ回路１２１、デジタルＣＤＳ回路１２２およびデジタル比較判定器１２３は、複数の画素に共有されている。

［センシング回路の動作例］
図１０は、図９のセンシング回路の信号読出し手順を示すフローチャートである。信号読出し時には、以下の手順が実行される。

（ステップＳＴ１）
まず、ステップＳＴ１において、選択画素のアンプ入力ノード１１６がリセットされ、出力信号線１１９にリセット信号が出力される。

（ステップＳＴ２）
ステップＳＴ２において、上記リセット信号がアナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１によってサンプル／ホールドされる。このときアナログＣＤＳ回路(ＡＣＤＳ）１２１は無信号を出力し、それがデジタルＣＤＳ回路（ＤＣＤＳ）１２２に入力される。

（ステップＳＴ３）
ここで、ステップＳＴ３において、ＡＤ変換器（ＡＤＣ）１２２１は一回目のＡＤ変換を行って結果を、スイッチ１２２２を介してレジスタ（ＲＥＳ）１２２３にラッチする。この結果はＡＤ変換器(ＡＤＣ)１２２１自体がもつオフセットばらつきがデジタル検出されたものである。

（ステップＳＴ４）
次に、ステップＳＴ４において、画素のフォトダイオード１１１に蓄積された信号電荷がアンプトランジスタ１１４の入力ノード１１６に転送され、画素は蓄積信号を出力する。このときアナログＣＤＳ回路（ＡＣＤＳ）１２１は蓄積信号とリセット信号の差分、すなわち正味の蓄積信号を出力する。

（ステップＳＴ５）
ステップＳＴ５において、ここでＡＤ変換器（ＡＤＣ）１２２１は二回目のＡＤ変換を実施する。

（ステップＳＴ６）
ステップＳＴ６において、デジタルＣＤＳ回路（ＤＣＤＳ）１２２からは、ステップＳＴ５のデジタル値からステップＳＴ３のデジタル値を差し引いた差分値が出力される。
これにより、ＡＤ変換器（ＡＤＣ）１２２１に含まれるオフセット成分もキャンセルされ、正味の画素蓄積信号のみがデジタル階調をもって出力される。

（ステップＳＴ７）
ステップＳＴ７において、デジタル比較判定器（ＤＣＭＰ）１２３が、デジタルＣＤＳ回路１２２の出力と参照信号ＲＥＦを比較する。参照信号ＲＥＦは１光子信号の中間値付近に設定され、画素信号がそれを超えれば「光子入射あり」として信号"１"が、それ以下なら「光子入射なし」として信号"０"がＢＩＮＯＵＴに出力される。

なお、上記デジタル比較判定器（ＤＣＭＰ）１２３において参照信号ＲＥＦを２系統用意し、ひとつを１光子信号の中間値に、ひとつを１光子信号と２光子信号との中間値に設定すれば、 "０"、"１"、"２"の３値の判定が可能となる。これにより、撮像のダイナミックレンジが向上する。多値判定は画素ごとの変換効率ばらつき等の影響を受けるので、２値判定より高い製造の精度を要する。しかし、画素信号をデジタル出力として判定することにおいてはバイナリ判定と同様であり、アナログ出力に伴う伝送中のノイズは完全に除去される。

［デジタル処理装置の動作例］
（ステップＳＴ９０１）
図１１は、図５のデジタル処理装置の動作を示すフローチャートである。この動作は、例えば、放射線検出装置に電源が投入されたときに開始される。デジタル処理装置２５０は、いずれかの区画のみを露光させて、その区画内の光子数を計数する（ステップＳＴ９０１）。

（ステップＳＴ９０２）
デジタル処理装置２５０は、一定値Ｃｐより大きな光子の計数値が得られたか否かにより、露光期間内に放射線が入射されたか否かを検出する。露光期間の調整が完了していれば、デジタル処理装置２５０は、放射線の検出結果から得られる放射線の計数値を出力する（ステップＴ９０２）。

（ステップＳＴ９０３）
デジタル処理装置２５０は、放射線が入射されたか否かをＫ（Ｋは、２以上の整数）回検出した否かを判断する（ステップＳＴ９０３）。Ｋ回検出していない場合には（ステップＳＴ９０３：Ｎｏ）、デジタル処理装置２５０は、ステップＳＴ９０１に戻る。Ｋの値は、例えば、「６４」である。撮像素子２４０を４つの領域に分割した場合、それらの領域が、それぞれ１６回ずつ順に露光されて、合計で６４回の露光が行われる。

（ステップＳＴ９０４）
Ｋ回計数した場合には（ステップＳＴ９０３：Ｙｅｓ）、デジタル処理装置２５０は、放射線が入射された回数をＫにより除した値を放射線計数率として算出する（ステップＳＴ９０４）。

（ステップＳＴ９０５およびＳＴ９０６）
デジタル処理装置２５０は、放射線計数率が上限値Ｌ１より高いか否かを判断する（ステップＳＴ９０５）。放射線計数率が上限値Ｌ１より高い場合には（ステップＳＴ９０５：Ｙｅｓ）、デジタル処理装置２５０は、露光期間を一定時間短くする（ステップＳＴ９０６）。ステップＳＴ９０６の後、デジタル処理装置２５０は、ステップＳＴ９０１に戻る。なお、デジタル処理装置２５０は、露光期間を一定時間短くしているが、上限値Ｌ１と放射線計数率との差に応じて、露光期間を短くしてもよい。

（ステップＳＴ９０７およびＳＴ９０８）
放射線計数率が上限値Ｌ１以下である場合には（ステップＳＴ９０５：Ｎｏ）、デジタル処理装置２５０は、放射線計数率が下限値Ｌ２より低いか否かを判断する（ステップＳＴ９０７）。放射線計数率が下限値Ｌ２より低い場合には（ステップＳＴ９０７：Ｙｅｓ）、デジタル処理装置２５０は、露光期間を一定時間長くする（ステップＳＴ９０８）。ステップＳＴ９０７の後、デジタル処理装置２５０は、ステップＳＴ９０１に戻る。放射線計数率が下限値Ｌ２以上である場合には（ステップＳＴ９０７：Ｎｏ）、デジタル処理装置２５０は、露光期間の調整が完了したと判断してステップＳＴ９０１に戻る。なお、デジタル処理装置２５０は、露光期間を一定時間長くしているが、下限値Ｌ２と放射線計数率との差に応じて、露光期間を長くしてもよい。

ここで、最適露出とみなせる下限値Ｌ２から上限値Ｌ１までの範囲は、用途に応じて設定すればよい。例えば、撮像素子には、それぞれの露光期間において放射線がランダムに入射することを仮定する。

このような条件において、露光期間内に入射される放射線の平均数（平均入射数）と、入射した放射線がカウントされる確率（放射線計数率）との関係は、ポワソン分布に従う。ポワソン分布に従う場合、平均入射数と放射線計数率との関係は、次の式１に示す関係になる。

式１において、Ｐ（ｋ）は、露光期間内において、放射線の入射がｋ回発生する確率である。また、λは、単位露光期間内において、撮像素子に入射される放射線の平均個数（すなわち、平均入射線数）である。また、ｅは、自然対数の底（≒２．７１８）である。

ここで、平均入射数λが「０．２１」であることを想定して、平均入射線数と放射線計数率との関係を説明する。この場合において、放射線の入射の回数ｋと、確率Ｐ（ｋ）とは、上述の式１に基づいて、次のような関係になる。
放射線の入射が０回（ｋ＝０）の確率：０．８１０５
放射線の入射が１回（ｋ＝１）の確率：０．１７０２
放射線の入射が２回（ｋ＝２）の確率：０．０１７９
放射線の入射が３回（ｋ＝３）の確率：０．００１３
・・・（これ以下は、値が非常に小さい（０．００００７以下）ため省略）
ここにおいて放射線が入射したか否かをバイナリ判定すると、放射線が１回以上入射する確率（１−０．８１０５≒０．１９）が放射線計数率となる。

即ち放射線の平均入射数λが「０．２１」の場合、放射線計数率は「０．１９」となって、約９０％の放射線が計数されたことになる。放射線の平均入射線数λと放射線計数率の関係の一例を図１２に示す。図１２の縦軸が、放射線計数率であり、横軸が、単位露光期間に入射する平均放射線数λである。図１２に例示するように、その関係はリニアではない。即ち放射線の入射頻度が高くλが大きいと、露光期間内に複数の放射線が入射する確率が増加する。それらは全てバイナリ判定で１とカウントされるので、数え落としが増えてカウントの精度が悪化する。従って放射線計数率はカウントの精度を示す指標となり得る。例えば放射線計数率が０．１９以下であれば、約９０％以上の放射線が計数されたことが保証される。

また、例えば、ステップＳＴ９０１における露光期間でエネルギー分解能が既に十分とみなしうる場合には、放射線計数率の下限値Ｌ２を「０」とし、デジタル処理装置２５０が露光期間を短縮していくのみの調整を行ってもよい。また、調整完了前においては、一定値Ｃｐに対応する光強度より大きなシンチレーション光を検出対象とし、調整完了後においては、それより低い光強度のシンチレーション光を検出対象としてもよい。この場合、調整完了後は、一定値Ｃｐの値が調整完了前より小さい値に更新される。

このような調整機構を設けることにより、極微量のガンマ線検出から、入射頻度の高い透過Ｘ線の撮像までの、複数の用途に放射線検出装置を使用することができる。また、同一の放射線検出装置においても、感度と時間分解能のトレードオフを調整し、最適な条件で光検出を実施することが可能となる。

また、図６に例示したような受光部を複数並べて放射線の計数撮像を行うガンマカメラ、Ｘ線マンモグラフィー、ＣＴ装置等において、撮像時に受光部ごとにリアルタイムで露出を調整しても良い。これによって微量な放射線を正確に計数しつつ、ダイナミックレンジの広い放射線の計数撮像が可能になる。このような露出調整機能は、サンプルモニタのモニタ露光数や最適露出を判定する計数率範囲等の諸条件を半導体受光素子内のレジスタにプログラムし、素子内で自動調整により実行することも可能である。

さらに本発明は放射線計数以外にも、蛍光観察を用いた医療用診断機器等に応用することが可能である。蛍光観察においては、励起光をパルス状に照射すると蛍光体からはパルス状の蛍光が発生する。例えばＤＮＡチップ用の蛍光スキャナーやイメージングプレートの輝尽発光検出用スキャナーでは、検出対象サンプル或いは検出対象区域ごとに励起光をパルス照射し、検査対象から発生する蛍光の強度を測定していくことになる。

本発明を用いて検出の時間分解能を向上させれば、その分多くの検査箇所を高速にスキャンしながら蛍光検出を実施でき、観察のスループットを大幅に向上させることが可能になる。このようなスキャナーは、複数の受光部を並べて同時測定することで、さらにスループットを向上させてもよい。

＜２．第２の実施形態＞
［撮像素子の構成例］
次に、第２の実施形態として放射線検出装置における撮像素子の全体構成と、本技術を採用したその動作例を示す。図１３は、本実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子２４０Ｂの一例を示す図である。図１４は、図１３の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

撮像素子（撮像チップ）１００Ｂは、画素アレイ部１１０Ｂにおいて３２行ｘ１２８列の画素ＰＸ１がアレイ状に配置されている。画素は縦横が略４：１の長方形となっており、画素アレイ部１１０Ｂは略正方形となって受光面（受光部）ＰＤ１００Ｂを形成している。各画素ＰＸ１で検出された入射光は、光電変換された電荷として画素内に蓄積される。検出判定回路１２０Ｂには、信号線ＬＳＧＮを介して各々３２画素が接続される。検出判定回路１２０Ｂへの画素出力の読出し時には１行が選択され、１２８画素の出力が１２８個の検出判定回路１２０Ｂに並列に読み出されてＡＤ変換され、デジタル判定される。検出判定回路１２０Ｂで検出、判定された各画素の出力結果は、一旦レジスタ１３０に保存され、次行の読出し期間内に出力回路１４０に転送されて、デジタルデータとして出力される。

ここでは、単一の受光面ＰＤ１００Ｂは、各行に対応する領域Ｒ２＿１乃至Ｒ２＿３２に分割されている。それらの読出しは順次循環的に行われ、３２回で一巡する。ここで各行の露光蓄積は、その前の選択行の露光蓄積の終了の直後に開始される。画素の露光蓄積は、前述の如くフォトダイオード内蓄積電荷の強制引き抜き、すなわちリセット動作に伴ってスタートする。そして蓄積データの読出しに伴って終了する。

この実施形態では検出判定回路１２０Ｂは３２行で共有されているので、各画素データの読出しに要する所要時間が各露光蓄積ＥＸの最小サイクル期間を規定する。たとえば、それを５μ秒とすると、５μ秒以上の間隔をおいて入射した光子は、必ず異なる行によって露光され、各々区別して読み出されることになる。したがって、この撮像素子（撮像チップ）１００Ｂにおける光検出の時間分解能は５μ秒であり、図２に説明した従来例に対して大幅に向上している。

なお、厳密な露光蓄積の終了タイミングは、たとえば図９のような回路動作を想定した場合、読出し時におけるフォトダイオードから検出ノードへの蓄積電荷転送が行われるステップＳＴ６でのタイミングとなる。したがって、露光蓄積の厳密なサイクル図は図１５のようになり、前の露光領域における画素の蓄積電荷転送が実施されるのと略同時に次の露光領域における画素のフォトダイオードがリセットされ、露光が開始されるのが望ましい。

ただし、このように検出判定回路の動作が全体でずれても最小サイクル期間が変わる訳ではなく、斜線部の合計がそれを規定する。その他検出回路の動作には各種バリエーションがあり、内部にパイプラインを導入して斜線部に限定的な重なりが出る場合もある。これらは本質的な問題ではないので以降の議論は簡単なサイクル図で行っていく。

ところで、フォトンカウンティングにおいては露光領域の画素数が検出のダイナミックレンジを規定する。本例のように各行を独立した露光領域とする場合、画素数は列数に相当し、ここでは１２８である。一方、２以上の行があれば本例の循環動作は可能であり、露光感度は行数が多いほど低下する。したがって、画素アレイの列数は多い方が、行数は少ない方が望ましい。その一方、受光面ＰＤ１００Ｂは略正方形である方が、それらを複数アレイ配置する際には使いやすく、縦横の解像度を揃えやすい。

そのため、本技術の画素ＰＸ１は、フォトンカウンティング方式をとるに当たっては、列方向に縦長の長方形画素が有利である。ただし，フォトダイオード内の電子移動には十分なポテンシャル勾配が必要であり、その距離が長すぎると正常な転送ができなくなるので、一定距離ごとに画素を分割することは必須である。画素形状はそれらを総合的に勘案して決定する必要がある。

ところで、たとえばテクネチウムから発生するガンマ線１光子は１４０ｋｅＶのエネルギーをもつ。それが散乱を受けることなくＮａＩからなるシンチレータに衝突し、１５００個の光子が均一な面分布で上記撮像チップに入射したとする。このとき、平均１５００／３２の光子がいずれかの行によって露光蓄積され、そのフォトンカウント結果が各画素のバイナリ判定値として出力される。

一方、散乱を受けたガンマ線はエネルギーが減衰し、その結果シンチレータから発生した光子は７００個しかチップに入射しないとする。このとき、平均７００／３２の光子がいずれかの行によって露光蓄積され、そのフォトンカウント結果が各画素のバイナリ判定値として出力される。各行における"１"判定の発生回数（ここでは最大１２８）はガンマ線のエネルギーを反映する。

図１６は、この"１"判定の発生頻度分布をポワソン分布と二項分布から見積もった結果を示している。

散乱ガンマ線と散乱を受けないプライマリなガンマ線は全く異なる頻度分布を示すので、統計的に分別が可能である。たとえば、"１"の発生回数が２９乃至４９の範囲にある出力をプライマリなガンマ線入射として弁別すると、実際の９６％が収集され、かつ散乱線の殆どはフィルタリングできる。

すなわち本技術は、時間分解能を飛躍的に向上させ、ガンマ線のフォトンカウントを可能にするが、１／３２の感度低下を経ても、尚エネルギー弁別の機能は失っていないことが確認される。

＜３．第３の実施形態＞
［撮像素子の構成例］
図１７は、第３の実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子２４０Ｃの一例を示す図である。図１８は、図１７の放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

本実施形態に係る撮像素子２４０Ｃは、検出判定回路１２０Ｃおよびレジスタ１３０Ｃを２系統とすることで、さらに時間分解能を高めている。

画素アレイ部１１０Ｃにおいて画素ＰＸ２がアレイ状に配置されて受光面ＰＤ１００Ｃを形成している。ここでは簡単のため４行の構成とし、受光面ＰＤ１００Ｃは領域Ｒ３＿１乃至Ｒ３＿４に４分割されている。

各画素で検出された入射光は、光電変換された電荷として画素内に蓄積される。２系統の検出判定回路１２０Ｃ−１，１２０Ｃ−２には各々２画素が接続される。検出判定回路への画素出力の読出し時には１行が選択され、検出判定回路に並列に読み出されてＡＤ変換され、デジタル判定される。検出、判定された各画素の出力結果は、一旦レジスタ１３０Ｃ−１，１３０Ｃ−２に保存され、検出判定回路１２０Ｃ−１，１２０Ｃ−２の次回の読出し期間内に出力回路１４０Ｃに転送されて、デジタルデータとして出力される。

単一の受光面ＰＤ１００Ｃは、各行に対応する領域Ｒ３＿１乃至Ｒ３＿４に分割され、領域Ｒ３＿１、Ｒ３＿２は検出判定回路１２０Ｃ−２に、領域Ｒ３＿３、Ｒ３＿４は検出判定回路１２０Ｃ−１に接続されている。２系統の検出判定回路１２０Ｃ−１，１２０Ｃ−２はタイミングをずらしながら並列して画素データの読出し動作を実行する。読出しは領域Ｒ３＿１、Ｒ３＿３、Ｒ３＿２、Ｒ３＿４の順で循環的に実施されている。

第２の実施形態である図１３の撮像素子２４０Ｂでは分割された領域全てが１系統の検出判定回路を共有していたため、画素読出しは一つの回路でシリアルに実行するし必要があり、それが露光蓄積のサイクル時間を規定していた。第３の実施形態では２系統の検出判定回路を用い、それをずらしながら並列動作させることで上記制約を解消し、サイクル時間を１／２に短縮できる。検出判定回路が画素読出しとデジタル判定に要する時間を５μ秒とすると、本実施形態では時間分解能は２．５μ秒に短縮される。

なお、この場合サイクルあたりの各領域の露光時間は１／２になるが、２倍のサイクルで露光するので実効感度が低下する訳ではない。

＜４．第４の実施形態＞
図１９は、第４の実施形態に係る放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

第４の実施形態では、同様に、単一の受光面を領域Ｒ４＿１乃至Ｒ４＿８に８分割しており、４系統の検出判定回路１２０Ｄ−１乃至１２０Ｄ−４で画素読出しとデジタル判定を行っている。露光蓄積は領域Ｒ４＿１→Ｒ４＿３→Ｒ４＿５→Ｒ４＿７→Ｒ４＿２→Ｒ４＿４→Ｒ４＿６→Ｒ４＿８の順で循環的に実施される。４系統の検出判定回路をずらしながら並列動作させることで、露光のサイクル時間は１／４となる。検出判定回路が画素読出しとデジタル判定に要する時間を５μ秒とすると、時間分解能は１．２５μ秒に短縮される。ここで注目すべき利点は、個々の検出判定回路系統において、読出し動作に重複がないことである。

近年裏面照射型イメージャーの導入により、画素領域のメタル配線のレイアウト自由度が上がり、画素からの出力信号線を複数系統設けることが容易になった。それに伴って４系統程度の検出判定回路を並列動作させることも可能となっている。さらに三次元構造によって画素アレイの下に検出回路を配置できるようになれば、さらなる高並列化が可能である。

既存のイメージャーにおいては、このような並列化はフレームレートの向上を目指すものであり、それらは基本的に同時並列的に動作させる。一方、本技術では複数系統の検出判定回路は、複数に分割された受光面の露光蓄積サイクルに対応させて、互いにほぼ等間隔にタイミングをずらしながら動作を行っており、これによって光検出の時間分解能を向上させている。

ところで、前述のようなＣＭＯＳイメージャーに準じた回路動作においては、画素おけるフォトダイオードのリセットタイミングは、読出しサイクルの単位で調整が可能である。通常のＣＭＯＳイメージャーではこれを「電子シャッター」として光量調整に用いている。

一方、本技術における光検出装置でも、このタイミングを変えることで、感度と時間分解能の調整を行うことが可能である。図２０は、本実施形態に係る放射線検出装置において感度と時間分解能を調整する例を説明するための図である。ここでは図１３の第２の実施形態と同様に、受光面を領域Ｒ５＿１乃至Ｒ５＿３２の３２区画に分割し、１系統の回路で読出しを行っているが、露光期間を２倍にしており、常に２区画の露光がオーバーラップしている。したがって、第２の実施形態のような動作に比べて実効感度は２倍となる。露光がオーバーラップした区画のデータは連続して出力される。

このとき、タイミングＴ１０＿１で入射した放射線のシンチレーション光は、領域Ｒ５＿２と領域Ｒ５＿３で露光されて、出力Ｄ１０＿１として出力される。また、タイミングＴ１０＿２で入射した放射線のシンチレーション光は、領域Ｒ５＿１と領域Ｒ５＿２で露光されて、出力Ｄ１０＿２として出力される。すなわち、２行続けて有意なデータが出力された場合に放射線の入射と判定し、その合計からエネルギー値を判定する。このとき放射線検出の時間分解能は２区画分（すなわち２行分）の読出し時間となる。データの有意は暗電流等のノイズをフィルタリングするために任意の閾値を設けてそれを判定すればよい。

同様に、露光時間をＡ倍にすることでＡ区画の露光がオーバーラップする。オーバーラップして露光された区画のデータは連続して出力されるようにする。このとき感度はＡ倍となり、時間分解能はＡ倍の粒度に劣化する。

図２１は、本実施形態に係る放射線検出装置において、露光期間に対する出力状態の一般的な例を示す図である。タイミングＴ１１＿１乃至Ｔ１１＿３のタイミングで入射したパルス光は、同一数の複数区画によって露光され、各々出力Ｄ１１＿１乃至Ｄ１１＿３として出力される。同時に、露光される区画は空間的に連続している必要は無いが、出力は連続していることが望ましい。これにより、出力は一定の幅を持つデジタルパルスとみなすことができ、個々のパルスをカウントすることで、入射したパルス光（それがシンチレーション光であれば、すなわち放射線）の個数をカウントできる。また、出力パルスに含まれるデータの総計がパルス光の光強度（すなわち放射線のエネルギー）を反映する。

このような調整機能を設けることで、超微量のガンマ線検出から、入射頻度の高い透過Ｘ線の撮像まで、一つのデバイスを複数の用途に使用することができる。また、同一の検出装置においても感度と時間分解能のトレードオフを調整し、最適な条件で光検出を実施することが可能となる。

このように本技術による時間分解能の飛躍的な向上は、放射線のエネルギー分別とフォトンカウントを可能にする。

＜５．第５の実施形態＞
［放射線検出装置の構成例］
図２２は、第５の実施形態にかかる放射線検出装置の構成例を示す図である。

図２２の放射線検出装置２００Ａは、より安価な構成とするため、単板のシンチレータ２２０Ａを複数の検出器と共有した、ＳＰＥＣＴ装置の例である。

放射線検出装置２００Ａにおいて、体内のガンマ線源２６０から発生したガンマ線２７０が、コリメータ２１０Ａを通過してシンチレータ２２０Ａに入射すると、シンチレータ２２０Ａは蛍光を発する。光ガイド２３０Ａは、シンチレーション光を集めて撮像素子２４０Ａに導く。光ガイド２３０Ａは光均一化機能を内蔵しており、撮像素子２４０Ａの受光面にはシンチレーション光が略均一化されて照射される。撮像素子２４０Ａは上に説明した本技術の撮像素子であり、その受光面は複数の画素アレイよりなっており、それらは複数領域に分割されて、循環的に露光が行われる。そして各領域における光強度計測結果がデジタルデータとして順次出力される。

演算装置２８０は、各撮像素子２４０Ａからの出力を受けて、個々のガンマ線についてノイズの弁別と位置判定を行う。シンチレータ２２０Ａが一枚板でなる場合、その発光は複数の撮像素子２４０Ａによって同時に検出される。演算装置２８０、たとえば同時発生したイベントの出力の総和からガンマ線のエネルギーを、出力の重心からガンマ線の入射位置を特定する。こうしてプライマリ（ノイズではない）と判定されたガンマ線のイベント回数がカウントされ、ガンマ線源の体内分布が同定される。

複数の撮像素子の出力から放射線のエネルギーと入射位置を判定する演算処理には、既存のガンマカメラにおけるデジタル処理に準じてさまざまなバリエーションが存在し得る。光電子増倍管と比較して、本技術の半導体光検出装置（撮像素子およびデジタル処理装置）は小型軽量かつ安価なので、高密度に多数実装することが可能であり、位置検出の解像度はその分高くなる。あるいは複数のガンマ線がほぼ同時に異なる場所に入射した場合でも、検出器が高密度実装されていれば出力の強度分布に表れるので、パタンマッチング等を利用してそれを判別し、検出することが可能となる。

その他、シンチレータと本技術の半導体光検出装置を用いて線量計を構成しても有効である。この場合も放射線のエネルギー検出とフォトンカウントが同時並列的に行えるので、たとえば放射線のエネルギーに応じた計数率、すなわち放射線のエネルギースペクトルを計測することができる。たとえば、特許文献（特開２００４−１０８７９６号公報）に記載されたようなＧ関数やＤＢＭ法等による線量補正を適切に実施することができる。しかも検出器の出力は既にデジタル化されているので、マルチチャンネルアナライザも不要であって、安価なワンチップマイコンで、補正を含めた全ての後段処理が行える。これによって、小型軽量かつ高精度で、しかも安価な線量計を実現することが可能になる。

あるいは蛍光観察においては、励起光をパルス状に照射すると蛍光体からはパルス状の蛍光が発生する。本技術を用いて検出の時間分解能を向上させれば、その分多くの検査箇所を高速にスキャンしながら蛍光検出を実施でき、観察のスループットを大幅に向上させることが可能になる。したがって、本技術を用いた光検出装置は、ＤＮＡチップ用の蛍光スキャナーや、イメージングプレートの輝尽発光検出用スキャナーの光検出器としても使用することが可能である。

＜６．第６の実施形態＞
［放射線検出装置の動作例］
図２３は、第６の実施形態に係る放射線検出装置における各分割領域の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。

第６の実施形態のデジタル処理装置２５０は、露光の順序において隣り合う２つの区間の一方の露光が終了してから一定期間が経過したときに、他方を露光させる。このため、隣り合う露光期間の間に、いずれの区間においても露光されない期間（以下、「不感期間」と称する）が発生する。

不感期間内に入射される光子数は、露光期間の計測値から推測することができる。例えば、露光期間と不感期間とのそれぞれの長さの比率を１：（ａ−１）とすると、不感期間内の放射線の個数は、露光期間内の放射線の個数の（ａ―１）倍であると推測される。ここで、ａは、１より大きな実数である。このため、露光期間および不感期間（以下、「測定期間」と称する。）における放射線の個数は、露光期間内の放射線の個数のａ倍であると推測される。したがって、デジタル処理装置２５０は、露光期間の放射線の計数値をａ倍した値を、測定期間における放射線の計数値として出力する。

図２３に例示するように、Ｔ９＿１、Ｔ９＿２およびＴ９＿３のタイミングで三個の放射線が前後して入射したとする。Ｔ９＿１のタイミングではＲ１＿１の区画のみが露光され、電荷が蓄積される。一方、Ｔ９＿２のタイミングは不感期間であり、どの区画も露光されない。さらにＴ９＿３のタイミングではＲ１＿２の区画のみが露光され、電荷が蓄積される。その結果、Ｔ９＿１とＴ９＿３に対応する出力Ｄ９＿１とＤ９＿３は他と混じることはなく、完全に分離されている。

ここで、Ｔ９＿２のタイミングで入射された放射線は出力に全く反映されないので、不感期間に応じて、放射線計数値に補正を施す必要がある。ここでは、不感期間の長さは、露光期間の長さと等しい（すなわち、ａ＝２である）ものとする。この場合、デジタル処理装置２５０は、露光期間内の放射線計数値に対して２倍の補正をかける。

このような露出制御と計数値補正により、受光部の実効的な時間分解能は、もはや検出判定回路の検出所要時間からは制限を受けず、各区画の露出時間のみで決まるようになる。言い換えれば、測定期間において入射された放射線のうち、露光期間内の放射線しか計数しなくてよいため、それらの放射線の有無を判定および計数する処理の処理量が少なくて済む。

一般撮像を目的とする従来のＣＭＯＳイメージャーでは、このような受光部全体としての不感期間を意図して設けることはなく、そこから不感期間が無い状態を改めて導出することも無い。従って図２３のような露出制御および補正は、放射線の計数等、光パルスの単一での強度またはその入射回数を測定する用途に特有の回路仕様となっている。

［画素の構成例］
図２４は、図２３の動作を想定し、露光期間の極度な短縮を可能にして、時間分解能の向上を可能にした第６実施形態に係る画素ＰＸ３の一例である。画素ＰＸ３は、リセットトランジスタ３００をさらに有する点において図８に例示した第１の実施形態の画素と異なる。このリセットトランジスタ３００は、フォトダイオード１１１に蓄積された電荷を電源に引き抜き、蓄積前の状態にリセットするものである。リセットトランジスタ３００のゲート電極は、リセット線に接続され、ドレイン電極は蓄積ノード１１５に接続される。

図２５は、図２４における画素の制御の一例を示すタイミングチャートである。撮像素子２４０Ｇは、タイミングＴ１９＿１においてリセットトランジスタ１１３および転送トランジスタ１１２をオフにし、リセットトランジスタ３００をオンにして、リセットレベルのサンプリングを行う。次に、撮像素子２４０Ｇは、タイミングＴ１９＿２においてリセットトランジスタ３００をオフにして、露光蓄積を開始させる。そして撮像素子２４０Ｇは、転送ランジスタ１１２をオンにし、露光期間が経過したとき（タイミングＴ１９＿３）に転送トランジスタ１１２をオフにして、信号レベルのサンプリングを行う。撮像素子２４０Ｇは、リセットレベルと信号レベルとの差分をＣＤＳ（Correlated Double Sampling）によって抽出し、画素信号を得る。

この動作においては、露光期間にサンプリング期間が全く含まれておらず、露光期間は転送トランジスタ１１２の転送パルスとリセットトランジスタ３００のリセットタイミングのみで決定される。従って露光期間を数ナノ〜数十ナノ秒のオーダーに短縮することができる。それを図２３の動作と組み合わせることで、撮像素子の実効的な時間分解能も数ナノ〜数十ナノ秒となり、放射線計数のダイナミックレンジは数桁のオーダーで向上する。

＜７．第７の実施形態＞
［撮像素子の構成例］
図２６は、第７の実施形態に係る放射線検出装置における撮像素子２４０Ｇの一例を示す図である。第６の実施形態に例示した電子シャッターで不感期間を設けて放射線計数の時間分解能を向上させる手法は、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージャー等のグローバルシャッターデバイスにも応用できる。第７の実施形態の放射線検出装置は、グローバルシャッターデバイスにおいて不感期間を設けた点において第６の実施形態と異なる。

第７の実施形態の撮像素子２４０Ｇは、複数の画素ＰＸ３と、垂直ＣＣＤレジスタ１１０Ｇと、ノード１２０Ｇおよび１３０Ｇと、アンプ１４０Ｇと、ＡＤ変換器１５０Ｇとを有する。

画素ＰＸ３は、２次元格子状に配列されている。また、画素ＰＸ３は、フォトダイオードと転送トランジスタを有し、基板にバイアスを印加してフォトダイオードに蓄積された信号電荷を全て基板に排出する電子シャッター機能を有している。

垂直ＣＣＤレジスタ１１０Ｇは、列方向に並んだ画素のそれぞれのフォトダイオードから転送された信号電荷を保持してノード１２０Ｇに供給するものである。

ノード１２０Ｇは、垂直ＣＣＤレジスタ１１０Ｇからの信号をアナログ加算して、ノード１３０Ｇに水平転送するものである。ノード１３０Ｇは、ノード１２０Ｇの各々からの信号をアナログ加算してアンプ１４０Ｇに供給するものである。

アンプ１４０Ｇは、ノード１３０Ｇからの信号を増幅してＡＤ変換器１５０Ｇに供給するものである。ＡＤ変換器１５０Ｇは、アンプ１４０Ｇからの信号をデジタル出力値に変換してデジタル処理装置２５０に供給するものである。

このように、撮像素子２４０Ｇはシンチレーションによるパルス光を一斉露出によって全画素に取り込んだ後、それらを垂直転送さらには水平転送して全てアナログ加算し、その結果を出力する。一方、撮像素子２４０Ｇではその間に次の露出を開始することができる。このように、ＣＣＤ等を用いた撮像素子２４０Ｇではフレーム単位で循環的に一斉の露出が繰り返される。

図２７は、図２６の撮像素子における露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。図２７のａは、露光期間を測定期間（露光期間および不感期間）の１／２に絞った場合の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。Ｔ２０＿１、Ｔ２０＿２及びＴ２０＿３のタイミングで、順に、三個の放射線が前後して入射したとする。Ｔ２０＿１では画素アレイが露光され、電荷が蓄積される。一方、Ｔ２０＿２のタイミングでは不感期間に入射しており、どの区画にも露光されない。Ｔ２０＿３のタイミングでは再び画素アレイが露光され、電荷が蓄積される。その結果、Ｔ２０＿１とＴ２０＿３とのタイミングに対応する出力Ｄ２０＿１とＤ２０＿３は他と混じることはなく、完全に分離されている。

一方、Ｔ２０＿２のタイミングで入射した放射線は出力に全く反映されないので、不感期間に応じて、放射線計数値に補正を施す必要がある。ここでは露光期間は測定期間の１／２（すなわち、ａ＝２）であるため、デジタル処理装置２５０は、半導体受光素子の出力から得られた放射線計数値に対して２倍の補正をかける。これによって放射線計数の実効的時間分解能は、フレームサイクルの１／２に改善する。

図２７のｂは、露光期間を測定期間の１／４（ａ＝４）に絞った場合の露光蓄積と読出しタイミング例を示す図である。この場合には、放射線計数値は、４倍に補正される。このような露出制御と計数補正により、受光部の実効的な時間分解能は、もはやフレームサイクルからは制限を受けず、各区画の露出時間のみで決まるようになる。

ＣＣＤのようなグローバルシャッターデバイスは、多くの画素が一斉露出するので、シンチレーションの発光量が十分であればエネルギー分解能を確保しやすい。しかし、かかるデバイスでは、サンプリングのサイクルがフレーム内の全有効画素データを転送、出力する所要時間によって制限されてしまう。従って計数精度を得るには、その分測定に時間をかける必要がある。

なお、フォトンカウンティング型を含むＣＭＯＳイメージャーにおいても、例えばフォトダイオードの次段に蓄積部を別途設けることにより、ＣＣＤのようなグローバルシャッター機構を設けることは可能である。ここで全有効画素を一斉露光する場合にはＣＣＤと同様の露出調整を実施することができ、それに伴って第７の実施形態と同様の効果が得られる。

なお、本技術は以下のような構成をとることができる。
（１）放射線が入射されると前記放射線のエネルギーに応じた光強度のシンチレーション光を生成して当該シンチレーション光の光子を複数の画素の各々に供給するシンチレータと、
前記シンチレーション光により前記複数の画素が露光期間に亘って露光されるたびに前記露光期間内に供給された前記光子の数から前記放射線が入射されたか否かを検出する放射線検出部と、
前記検出された放射線の入射頻度に基づいて前記露光期間を調整する露光期間調整部とを具備する放射線検出装置。
（２）それぞれが前記複数の画素を含む複数の区画の各々を順に前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により露光させる露光制御部をさらに具備し、
前記放射線検出部は、前記複数の区画のいずれかが露光されるたびに前記放射線が入射されたか否かを検出する
前記（１）記載の放射線検出装置。
（３）前記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の各々の露光期間の一部を重複させて露光させ、
前記放射線検出部は、前記隣り合う２つの区画の両方において前記放射線が入射されたことを検出した場合には前記２つの区画において前記放射線が１回入射されたことを検出する前記（２）記載の放射線検出装置。
（４）前記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の一方の露光が終了してから一定期間が経過したときに他方を露光させ、
前記放射線検出部は、前記露光期間および前記一定期間において前記放射線が入射された回数を前記露光期間における前記放射線の検出結果から求める前記（２）記載の放射線検出装置。
（５）互いに異なる前記区画において前記光子数に応じた前記画素の出力値を同時に読み出して前記放射線検出部に供給する複数の読出し回路を備え、
前記放射線検出部は、前記出力値から前記放射線が入射されたか否かを検出する前記（２）記載の放射線検出装置。
（６）前記複数の画素を前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により露光させ、当該露光期間が経過してから一定期間が経過したときに前記複数の画素を前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により再度露光させる露光制御部をさらに具備し、
前記放射線検出部は、前記露光期間および前記一定期間において前記放射線が入射された回数を前記露光期間における前記放射線の検出結果から求める
前記（１）記載の半導体光検出装置。
（７）前記露光期間調整部は、前記入射頻度が高いほど前記設露光期間を短くし、前記入射頻度が低いほど前記露光時間を長くする前記（１）乃至（６）のいずれかに記載の放射線検出装置。
（８）前記シンチレーション光の光量を略均一化して前記複数の画素に導く光均一化部をさらに具備する前記（１）乃至（７）のいずれかに記載の放射線検出装置。
（９）前記複数の画素の各々は、前記露光期間内に前記画素に供給された前記光子の数に応じた出力値を前記放射線検出部に供給する前記（１）乃至（８）のいずれかに記載の放射線検出装置。

２４０，２４０Ａ，２４０Ｂ，２４０Ｃ，２４０Ｇ・・・撮像素子、１１０，１１０Ａ〜１１０Ｃ・・・画素アレイ部、１１０Ｇ・・・垂直ＣＣＤレジスタ、ＰＤ１００，ＰＤ１００Ａ〜ＰＤ１００Ｃ・・・受光面（受光部）、１２０，１２０Ａ〜１２０Ｃ・・・検出判定回路、１２０Ｇ・・・ノード、１３０，１３０Ｃ・・・レジスタ、１３０Ｇ・・・ノード、１４０，１４０Ｃ・・・出力回路、１４０Ｇ・・・アンプ、１５０Ｇ・・・ＡＤ変換器、ＰＸ１，ＰＸＡ，ＰＸ２，ＰＸ３・・・画素、１１１・・・フォトダイオード、１１２・・・転送トランジスタ、１１３・・・リセットトランジスタ、１１４・・・アンプトランジスタ、１１５・・・蓄積ノード、１１６・・・検出ノード、２００，２００Ａ・・・放射線検出装置、２１０，２１０Ａ・・・コリメータ、２２０，２２０Ａ・・・シンチレータ、２３０，２３０Ａ・・・光ガイド、２４０Ａ・・・撮像素子、２５０・・・デジタル処理装置、２５１・・・光子計数部、２５２・・・放射線検出部、２５３・・・放射線計数率算出部、２５４・・・露光期間調整部、２６０・・・ガンマ線源、２７０・・・ガンマ線、２８０・・・演算装置、３００・・・リセットトランジスタ

Claims (9)

1. 放射線が入射されると前記放射線のエネルギーに応じた光強度のシンチレーション光を生成して当該シンチレーション光の光子を複数の画素の各々に供給するシンチレータと、
   前記シンチレーション光により前記複数の画素が露光期間に亘って露光されるたびに前記露光期間内に供給された前記光子の数から前記放射線が入射されたか否かを検出する放射線検出部と、
   前記検出された放射線の入射頻度に基づいて前記露光期間を調整する露光期間調整部とを具備する放射線検出装置。
2. それぞれが前記複数の画素を含む複数の区画の各々を順に前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により露光させる露光制御部をさらに具備し、
   前記放射線検出部は、前記複数の区画のいずれかが露光されるたびに前記放射線が入射されたか否かを検出する
   請求項１記載の放射線検出装置。
3. 前記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の各々の露光期間の一部を重複させて露光させ、
   前記放射線検出部は、前記隣り合う２つの区画の両方において前記放射線が入射されたことを検出した場合には前記２つの区画において前記放射線が１回入射されたことを検出する請求項２記載の放射線検出装置。
4. 前記露光制御部は、露光の順序において隣り合う２つの区画の一方の露光が終了してから一定期間が経過したときに他方を露光させ、
   前記放射線検出部は、前記露光期間および前記一定期間において前記放射線が入射された回数を前記露光期間における前記放射線の検出結果から求める請求項２記載の放射線検出装置。
5. 互いに異なる前記区画において前記光子数に応じた前記画素の出力値を同時に読み出して前記放射線検出部に供給する複数の読出し回路を備え、
   前記放射線検出部は、前記出力値から前記放射線が入射されたか否かを検出する請求項２記載の放射線検出装置。
6. 前記複数の画素を前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により露光させ、当該露光期間が経過してから一定期間が経過したときに前記複数の画素を前記露光期間に亘って前記シンチレーション光により再度露光させる露光制御部をさらに具備し、
   前記放射線検出部は、前記露光期間および前記一定期間において前記放射線が入射された回数を前記露光期間における前記放射線の検出結果から求める
   請求項１記載の半導体光検出装置。
7. 前記露光期間調整部は、前記入射頻度が高いほど前記設露光期間を短くし、前記入射頻度が低いほど前記露光時間を長くする請求項１記載の放射線検出装置。
8. 前記シンチレーション光の光量を略均一化して前記複数の画素に導く光均一化部をさらに具備する請求項１の放射線検出装置。
9. 前記複数の画素の各々は、前記露光期間内に前記画素に供給された前記光子の数に応じた出力値を前記放射線検出部に供給する請求項１記載の放射線検出装置。

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