JPH01126583A - Radiation detector - Google Patents
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Landscapes
- Photometry And Measurement Of Optical Pulse Characteristics (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、ｌ！ＸＣ Ｔ装置に使用される放射線検出素
子に関し、特に、放射線入射位置による検出感度のバラ
ツキが少く、高Ｓ／Ｎ比で検出感度が高く、実装が容易
な放射線検出素子に関する。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention provides l! The present invention relates to a radiation detection element used in an XCT device, and particularly to a radiation detection element that has little variation in detection sensitivity depending on the radiation incident position, has a high S/N ratio, has high detection sensitivity, and is easy to implement.
従来、代表的なＸ１ＣＴ装置用固体検出素子としては、
シンチレータとフォトダイオードとを組み合わせたもの
がある。Conventionally, typical solid-state detection elements for X1CT devices include:
There are devices that combine a scintillator and a photodiode.
また、フォトダイオードについては近年、非晶質材料の
応用研究の進歩により、例えば、″集積化アモルファス
Ｘ線センサー、醜 光晋、岡本博明、浜用圭弘、谷口正
克、前畑英彦、大工博之共著、応用物理学会誌、第５５
巻、１９８６年、第８２４頁〜８２９頁″に記載されて
いるように、フォトダイオードとして非晶質シリコンフ
ォトダイオードを用いることが可能になりつつある。Furthermore, with regard to photodiodes, advances in applied research on amorphous materials have been made in recent years. , Journal of Applied Physics, No. 55
Vol., 1986, pp. 824-829'', it is becoming possible to use amorphous silicon photodiodes as photodiodes.
なお、この種の方法として関連するものには、例えば、
特開昭６２−７１８８１号、および特開昭６２−４３５
８５号が挙げられる。Incidentally, related methods of this type include, for example,
JP-A-62-71881 and JP-A-62-435
No. 85 is mentioned.
上記従来技術では、非晶質シリコン（以下ａ −８ｉと
略す）フォトダイオードに関し、非晶質太陽電池の開発
や、ファクシミリ用−次元ラインセンサに用いる非晶質
フォトダイオードの開発で培われた技術を応用すること
ができる。The above conventional technology relates to amorphous silicon (hereinafter abbreviated as a-8i) photodiodes, and the technology has been cultivated through the development of amorphous solar cells and amorphous photodiodes used in dimensional line sensors for facsimiles. can be applied.
しかし、ｘＩＩＡＣＴ装置に使用される放射線検出素子
と、これらの技術分野で開発されたフォトダイオードと
は応用目的が異なるため、必ずしも最適ではない。However, the radiation detection elements used in xIIACT devices and the photodiodes developed in these technical fields have different application purposes, and therefore are not necessarily optimal.
例えば、フォトダイオードの空乏層厚さについては、フ
ォトダイオードの構造がｐｉｎ構造の場合、空乏層厚さ
は１層膜厚により決まる。For example, regarding the thickness of the depletion layer of a photodiode, if the structure of the photodiode is a pin structure, the thickness of the depletion layer is determined by the thickness of one layer.
さらに、この膜厚は光検出感度、つまり、検出信号電流
が最大となるように設定される。Furthermore, this film thickness is set so that the photodetection sensitivity, that is, the detection signal current is maximized.
一般に、短波長の光に対しては膜厚を薄くするに従って
光感度は高くなる。例えば、ＺｎＳ：ＮｉやＫｎＳ等、
発光波長が５００層ｍ〜６００ｎｍの範囲のシンチレー
タに対しては、ｐｉｎ構造フォトダイオードの１層膜厚
は０．５μｍ程度に設定さる。Generally, the photosensitivity increases as the film thickness decreases for short wavelength light. For example, ZnS:Ni, KnS, etc.
For a scintillator whose emission wavelength is in the range of 500 m to 600 nm, the thickness of one layer of the pin structure photodiode is set to about 0.5 μm.
一方、Ｘ１ＣＴ装置用検出素子として最も重要な性能は
、検出素子に起因するノイズがＸ、Ｗｔ量子ノイズに比
べて十分、小さいことである。On the other hand, the most important performance of a detection element for an X1CT device is that noise caused by the detection element is sufficiently smaller than X, Wt quantum noise.
しかし、従来のａ−８ｉフオトダイオードの性能は、こ
の点に関して満足で□きるものではなかった。However, the performance of conventional A-8i photodiodes has been less than satisfactory in this regard.
本発明の目的は、このような問題点を改善し、Ｘ線ＣＴ
装置用検出素子として十分なノイズ特性を有する放射線
検出素子を提供することにある。The purpose of the present invention is to improve such problems and improve X-ray CT
An object of the present invention is to provide a radiation detection element having sufficient noise characteristics as a detection element for an apparatus.
上記目的を達成するため、本発明の放射線検出素子は、
放射線を光に変換するシンチレータと、該シンチレータ
からの発光を電気信号に変換する非晶質シリコンフォト
ダイオード、および非晶質シリコンフォトダイオードが
発生する電気信号を検出する電子回路を備えた放射線検
出素子において、 ｐｉｎ構造の非晶質シリコンフォト
ダイオードでは、光感度とｉ層膜厚ｄの関係、および検
出素子ノイズとｉ層膜厚ｄの関係を測定し、それらの関
係から、最終的に得られる検出電気信号のＳ／Ｎ比が主
に入射放射線の量子ノイズに起因するように、従来より
もｉ層膜厚ｄを厚＜、２．６ｘｌ□”εＳ＜ｄ＜８．７
Ｘ１０−’εＳ（６εＳ（ε：ｉ層の誘電率。In order to achieve the above object, the radiation detection element of the present invention includes:
A radiation detection element comprising a scintillator that converts radiation into light, an amorphous silicon photodiode that converts light emitted from the scintillator into an electrical signal, and an electronic circuit that detects the electrical signal generated by the amorphous silicon photodiode. In the case of an amorphous silicon photodiode with a pin structure, the relationship between photosensitivity and i-layer film thickness d, and the relationship between detection element noise and i-layer film thickness d are measured, and from these relationships, the final result is obtained. In order to ensure that the S/N ratio of the detected electrical signal is mainly due to the quantum noise of the incident radiation, the i-layer film thickness d is smaller than the conventional one.
X10-'εS(6εS(ε: dielectric constant of the i-layer.
Ｓ：非晶質シリコンフォトダイオードの面積）の範囲に
設定したことに特徴がある。S: area of amorphous silicon photodiode).
本発明においては、ａ−８ｉ ｐｉｎフォトダイオー
ドのｉＷＪ膜厚ｄを設定する場合、光検知感度のｉ届膜
厚依存性と、検出素子ノイズの１層膜厚依存性とから、
検出系のＳ／Ｎ比を求め、その値に基づいてｉ層膜厚ｄ
を最適化する。In the present invention, when setting the iWJ film thickness d of the a-8i pin photodiode, from the dependence of photodetection sensitivity on the film thickness of i and the dependence of detection element noise on the thickness of one layer,
Determine the S/N ratio of the detection system, and determine the i-layer film thickness d based on that value.
Optimize.
つまり、フォトダイオードの空乏層を厚くすることによ
り、検出信号ノイズは大幅に減少するため、空乏層を厚
くしたことにより、光検出電流が減少するにも拘らず、
検出信号のＳ／Ｎ比は大幅に向上する。In other words, by making the depletion layer of the photodiode thicker, the detection signal noise is significantly reduced, so even though the photodetection current is reduced by making the depletion layer thicker,
The S/N ratio of the detection signal is greatly improved.
なお、従来は光検知感度の１層膜厚依存性のみを考慮し
て空乏層厚さを設定していた。Note that conventionally, the depletion layer thickness has been set by considering only the dependence of photodetection sensitivity on the thickness of one layer.
以下、本発明の一実施例を図面により説明する。 An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
第３図は、本発明の一実施例における放射腺検出回路の
構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram of a radiation gland detection circuit in one embodiment of the present invention.
本実施例の放射線検出回路は、放射線検出素子３１、お
よびオペアンプ３２を備え、放射線をシンチレータによ
り光に変換し、さらにａ−８ｉｐｉｎフオトダイオード
により電気信号に変換して、オペアンプ３２を介し、そ
の電圧信号を検出する。The radiation detection circuit of this embodiment includes a radiation detection element 31 and an operational amplifier 32, converts radiation into light by a scintillator, further converts it into an electric signal by an A-8ipin photodiode, and outputs the voltage through the operational amplifier 32. Detect the signal.
また、ａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダイオードのｉ層
膜厚ｄについては、従来方法と異なり、光検知感度との
関係の他に、検出素子ノイズとの関係を考慮して設定し
ている。Further, unlike the conventional method, the i-layer film thickness d of the a-S i pin photodiode is set in consideration of the relationship with the detection element noise in addition to the relationship with the photodetection sensitivity.
まず、本実施例におけるこのａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフ
ォトダイオードのｉ層膜厚ｄの設定方法について述べる
。First, a method for setting the i-layer film thickness d of this a-S i pin photodiode in this example will be described.
第１図は、本発明の一実施例における放射線検出素子の
ｉ層膜厚ｄと検出信号のＳ／Ｎ比との関係を示す説明図
、第４図はａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダイオードを
用いた場合の出力ノイズと入力容量との関係を示す説明
図、第５図はａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダイオード
を用いた場合の出力ノイズ電圧とｉ層膜厚ｄとの関係を
示す説明図、第６図はａ−５ｉ ｐｉｎフォトダイオ
ードを用いた場合の出力電圧とｉ層膜厚ｄとの関係を示
す説明図である。FIG. 1 is an explanatory diagram showing the relationship between the i-layer film thickness d of a radiation detection element and the S/N ratio of a detection signal in an embodiment of the present invention, and FIG. Fig. 5 is an explanatory diagram showing the relationship between output noise voltage and input capacitance when an a-S i pin photodiode is used. FIG. 6 is an explanatory diagram showing the relationship between the output voltage and the i-layer film thickness d when an a-5i pin photodiode is used.
一般に、検出信号のノイズ電圧ＶＮは、次の式％式％
但し、ｖｘはＸ線量子ノイズ電圧、ｖｏは検出素子ノイ
ズ電圧である。In general, the noise voltage VN of the detection signal is expressed by the following formula: % where vx is the X-ray quantum noise voltage and vo is the detection element noise voltage.
従って、検出信号電圧をｖ８とすると、次の式％式％
また、本実施例における放射線検出回路と同様に、オペ
アンプを含む検出回路により、放射線検出を行う場合、
検出信号電圧ＶＳは次の式で示される。Therefore, if the detection signal voltage is v8, then the following formula % Formula % Similarly to the radiation detection circuit in this embodiment, when radiation detection is performed by a detection circuit including an operational amplifier,
The detection signal voltage VS is expressed by the following equation.
（３）ＶＢ＝ｉＢＲｇ＝ｅＸｐ ｑ（ｄ）Ｒｚ但し、ｉ
Ｂは信号電流、Ｒ，はフィードバック抵抗、ｅは電気素
量、又は検出素子シンチレータのＸ線吸収量（Ｘ −ｐ
ｈｏｔｏｎ数／素子・秒）、ｐは蛍光体のＸ線光子から
可視光子への変換量子効率、ｑ（ｄ）はａ−３ｉフオト
ダイオードの空乏層厚さｄに依存する光電変換量子効率
である。(3) VB=iBRg=eXp q(d)RzHowever, i
B is the signal current, R is the feedback resistance, and e is the elementary charge or the X-ray absorption amount of the detection element scintillator (X - p
number of photons/element/second), p is the conversion quantum efficiency of the phosphor from X-ray photons to visible photons, and q(d) is the photoelectric conversion quantum efficiency that depends on the depletion layer thickness d of the a-3i photodiode. .
すなわち、７日は空乏層厚さｄの関数であり、通常はＶ
８が最大となるようにｉ層膜厚ｄを設定している。なお
、ｐｉｎ構造フォトダイオードでは空乏層厚さｄは１層
膜厚にほぼ等しい。That is, 7 days is a function of the depletion layer thickness d, which is usually V
The i-layer film thickness d is set so that the maximum value is 8. Note that in the pin structure photodiode, the depletion layer thickness d is approximately equal to the thickness of one layer.
また、シンチレータ発光波長の典型例として緑色光を選
び、緑色光に対するｖ６の測定を行った場合、第６図の
ような測定結果が得られる。Further, when green light is selected as a typical example of the scintillator emission wavelength and v6 is measured for the green light, measurement results as shown in FIG. 6 are obtained.
なお、この測定では、Ｇｄ２Ｏ，Ｓ ： Ｐ ｒ、Ｃｅ
。In addition, in this measurement, Gd2O,S:Pr,Ce
.
Ｆシンチレータに１層膜厚０．３５μｍのａ−Ｓｉｐｉ
ｎフォトダイオードを密着した放射線検出部に、管電圧
１２０ｋＶのＸ線を１μＲ／１ｍｓで照射したときの出
力電流を、ナショナルセミコンダクタ社製オペアンプＬ
Ｆ３５６Ｈにフィードバック抵抗５ＭΩを接続した電流
・電圧変換回路の出力電圧として測定し、８ｍＶの出力
を得た。A-Sipi with a single layer thickness of 0.35 μm on the F scintillator
The output current when an X-ray with a tube voltage of 120 kV is irradiated at 1 μR/1 ms to a radiation detection section with an n photodiode in close contact with it is measured using an operational amplifier L manufactured by National Semiconductor.
It was measured as the output voltage of a current/voltage conversion circuit in which a feedback resistor of 5 MΩ was connected to F356H, and an output of 8 mV was obtained.
また、ｉ！１１１厚０．６８ｐｍ、１．０μｍ、２．２
μｍ、および２．６μｍのＰＩＮフォトダイオードにつ
いても同様に出力電圧を測定し、第４図（０印、■印、
Δ印、Δ印、印）、および第６図（Ｏ印）に測定値を示
した。Also, i! 111 thickness 0.68pm, 1.0μm, 2.2
Similarly, output voltages were measured for PIN photodiodes of
The measured values are shown in Δmark, Δmark, mark), and FIG. 6 (O mark).
従って、第６図より、ｄ〜０．５μｍで検出信号電圧ｖ
８が最大となることが示される。これはｉ５膜厚ｄが０
．５μｍ以上、厚くなると短波長光感度が低下するとい
う従来の知見と一致する。また。Therefore, from FIG. 6, the detection signal voltage v at d~0.5 μm
It is shown that 8 is the maximum. This means that i5 film thickness d is 0
．． This is consistent with the conventional knowledge that as the thickness increases by 5 μm or more, short wavelength light sensitivity decreases. Also.
現実に太陽電池用ａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダイオ
ードで用いられる１層膜厚（〜０．５μｍ）とも一致し
ている。This also matches the thickness of one layer (~0.5 μm) actually used in a-S i pin photodiodes for solar cells.
さらに、ノイズについて述べる。Furthermore, we will discuss noise.
まず、Ｘ線量子ノイズ電圧ｖＸについては、次の式で示
される。First, the X-ray quantum noise voltage vX is expressed by the following equation.
（４）Ｖｘ＝Ｖ９ｖ’？τＴ 但し、ｔはＸ線照射時間である。(4) Vx=V9v'? τT However, t is the X-ray irradiation time.
また、診断用ＸｍＣＴ装置では、例えば１プロファイル
データ当り、１ｍｓ間にＸ線管電圧１２０ｋＶのＸ線を
１ｍＲ照射する。このＸ線は人体腹部を透過すると、約
１／１０００に減衰する。Further, in a diagnostic XmCT apparatus, for example, 1 mR of X-rays with an X-ray tube voltage of 120 kV is irradiated for 1 ms per 1 profile data. When this X-ray passes through the abdomen of the human body, it is attenuated to about 1/1000.
このため、検出素子に吸収されるＸ線数ｘｔは。Therefore, the number xt of X-rays absorbed by the detection element is.
シンチレータのＸ線吸収率を０．９、シンチレータのＸ
線入射面積を２０ｍｍ”とすると。The X-ray absorption rate of the scintillator is 0.9, and the X of the scintillator is
Assuming that the line incidence area is 20 mm.
（５） １（ｍＲ）Ｘ２０（ｍｍ”）Ｘ６．６７Ｘ１０
”（Ｘ−ｐｈｏｔｏｎ／ｍＲ−ｍｍ”）×１０−３Ｘ
０．９ ＝ １．２ Ｘ １０’（Ｘ −ｐｈｏｔｏｎ
／素子）となる。(5) 1 (mR) x 20 (mm”) x 6.67 x 10
”(X-photon/mR-mm”)×10-3X
0.9 = 1.2 X 10'(X-photon
/element).
従って、（３）〜（５）式により、Ｘ線量子ノイズに起
因する（Ｓ／Ｎ）ｘは次の式で示す程度となる。Therefore, according to equations (3) to (5), (S/N)x caused by X-ray quantum noise is approximately as shown in the following equation.
（６）（Ｓ／Ｎｈ＝Ｖ’Ｙτｔ＝１１０また、検出系の
ノイズについては、本実施例番こおける放射線検出回路
と同様に、Ｂ−８ｉフオトダイオードとオペアンプとか
ら構成された検出系では通常、電流性ノイズと電圧性ノ
イズとである。(6) (S/Nh=V'Yτt=110 Regarding noise in the detection system, the detection system composed of a B-8i photodiode and an operational amplifier, like the radiation detection circuit in this example, Usually, these are current noise and voltage noise.
しかし、ａ −Ｓ ｉフォトダイオードでは、材料自身
の抵抗が高く、リーク電流が例えば１０〜２０ｐＡと極
めて小さいため、電流性ノイズ番よ無視することができ
る。However, in the a-Si photodiode, the resistance of the material itself is high and the leakage current is extremely small, for example, 10 to 20 pA, so that the current noise can be ignored.
一方、電圧性ノイズは主に抵抗性熱雑音、およびオペア
ンプのノイズである。On the other hand, voltage noise is mainly resistive thermal noise and operational amplifier noise.
このオペアンプのノイズは、ａ−８ｉフオトダイオード
に付随する入力容量Ｃ１の増加とともしこ増える。なお
、第３図では入力容量Ｃｉは点線で示される。The noise of this operational amplifier also increases with the increase in input capacitance C1 associated with the a-8i photodiode. Note that in FIG. 3, the input capacitance Ci is indicated by a dotted line.
また、ａ−５ｉフオトダイオードでは結晶Ｓｉフォトダ
イオードに比べて空乏層厚さｄが通常、０．３μｍ〜０
．７μｍと薄いため、一般に容量が大きくなる。In addition, in the a-5i photodiode, the depletion layer thickness d is usually 0.3 μm to 0.0 μm compared to the crystalline Si photodiode.
．． Since it is thin at 7 μm, the capacitance is generally large.
本実施例におけるＸ線ＣＴ装置用の放射線検出素子では
、システムの要求によりａ−Ｓｉフォトダイオード面積
は通常、２０〜３０ｆｆｆｉ２と大きいため、特に容量
が大きくなり、アンプノイズは著しく増倍される。In the radiation detection element for the X-ray CT apparatus in this embodiment, the area of the a-Si photodiode is usually as large as 20 to 30 fffi2 due to system requirements, so the capacitance becomes particularly large and the amplifier noise is significantly multiplied.
そこで、入力容量Ｃ，が大きい場合の容量とノイズの関
係を調べる。Therefore, the relationship between capacitance and noise when the input capacitance C is large will be investigated.
まず、帰還抵抗Ｒ，から生じる抵抗性熱雑音ｅｉＲは次
の式で示される。First, resistive thermal noise eiR generated from the feedback resistor R is expressed by the following equation.
（７）６．Ｒ： ・ 。(7)6. R: ・ .
但し、ｋはボルツマン定数、Ｔは絶対温度、Ｂは帯域幅
である。However, k is the Boltzmann constant, T is the absolute temperature, and B is the bandwidth.
また、この出力換算ノイズｅａ。は、次の式で示される
。In addition, this output conversion noise ea. is expressed by the following formula.
（８） ｅ ＯＲ＝ ｅ ｌＲ／ （１＋ Ｓ Ｃｚ
Ｒｒ）゛但し、Ｃ１は帰還容量、Ｓは周波数である。ま
た、このｅ。Ｒは入力容量Ｃｉに依存しない。(8) e OR= e lR/ (1+ S Cz
Rr) where C1 is the feedback capacitance and S is the frequency. Also, this e. R does not depend on the input capacitance Ci.
さらに、アンプノイズｅＱ□の出力換算ノイズをｅｏｎ
とすると、アンプノイズａｎ□の伝送特性ｅ。１／ｅ６
□は、次の式で示される。なお、市販の低雑音アンプで
はオペアンプのｅｎｉの値は５〜２０ｎＶ／（暇程度で
ある。Furthermore, the output conversion noise of the amplifier noise eQ□ is
Then, the transmission characteristic of amplifier noise an□ is e. 1/e6
□ is shown by the following formula. Note that in commercially available low-noise amplifiers, the value of eni of the operational amplifier is 5 to 20 nV/(about 50 to 20 nV/).
（９） ｅｏｎ／ ｅｎ、＝ −（Ｋ＋１）Ｇ （Ｓ）
／ （Ｋ＋１ ＋Ｇ（Ｓ ））（１０） Ｋ ＝ Ｓ
Ｃ１Ｒｚ／ （１＋ Ｓ Ｃ１Ｒｉ）／ （１＋ Ｓ
ＣｆＲｒ）但し、ａ（Ｓ）はアンプの電圧利得、Ｒ１は
入力抵抗である。(9) eon/en, = −(K+1)G (S)
/ (K+1 +G(S)) (10) K = S
C1Rz/ (1+ S C1Ri)/ (1+ S
CfRr) However, a(S) is the voltage gain of the amplifier, and R1 is the input resistance.
また、検出素子ノイズ電圧Ｖ。は、（８）、（９）式で
与えられるｅ。ＴＩ、およびｅｏＲを用いて、次の式で
示すことができる。Also, the detection element noise voltage V. is given by equations (8) and (9). It can be expressed by the following formula using TI and eoR.
（１１）Ｖａ＝ 、ｅｏＲｓ＋ ＊＋””” ｓ但し
、Ｓ工、およびＳ２は検出回路の周波数帯域の下限、お
よび上限である。(11) Va= ,eoRs+ *+"""s However, S and S2 are the lower limit and upper limit of the frequency band of the detection circuit.
さらに、（９）、（１０）および（１１）式により、Ｖ
ＤはＣ□の関数であることがわかる。Furthermore, by equations (9), (10) and (11), V
It can be seen that D is a function of C□.
また、本実施例と同様の検出回路において、例えばＲ，
＝５ＭΩ、Ｃ，＝４０ｐＦである場合、入力容量Ｃ□と
検出素子ノイズ電圧Ｖ、どの関係は測定値から第４図の
ように示される。In addition, in a detection circuit similar to this embodiment, for example, R,
=5MΩ, C, =40pF, the relationship between the input capacitance C□ and the detection element noise voltage V is shown from the measured values as shown in FIG.
なお、この測定では、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ ： Ｐｒ、Ｃｅ。Note that in this measurement, Gd2O2S: Pr, Ce.
Ｆシンチレータに１層膜厚０．３５ μｍのａ−８ｉｐ
ｉｎフオトダイオードを密着した放射線検出部の出力信
号を、ナショナルセミコンダクタ社製オペアンプＬＥ３
５６Ｈにフィードバック抵抗５ＭΩを接続した電流・電
圧変換回路の出力電圧として検出した。A-8ip with a single layer thickness of 0.35 μm on the F scintillator
The output signal of the radiation detection section, which has an in-photodiode in close contact with
It was detected as the output voltage of a current/voltage conversion circuit in which a feedback resistor of 5 MΩ was connected to 56H.
この結果、放射線を入射しないときの出力ノイズ電圧を
測定すると、３８０μＶｒｍｓであった。As a result, when the output noise voltage was measured when no radiation was incident, it was 380 μVrms.
また、１層膜厚１．０μｍのフォトダイオードを同様の
検出回路に接続した場合のノイズ電圧は。Also, what is the noise voltage when a photodiode with a single layer thickness of 1.0 μm is connected to a similar detection circuit?
３０ ｕ Ｖｒｍｓであった。同様に、１層膜厚０．６
８ｐｍ、２．２μｍ、および２．６ μｍのＰＩＮフォ
トダイオードについても検出素子ノイズ電圧（出力ノイ
ズ）を測定して、０印、■印、Δ印、ム印、およびｖ印
で示した。It was 30 u Vrms. Similarly, the thickness of one layer is 0.6
The detection element noise voltage (output noise) was also measured for 8 pm, 2.2 μm, and 2.6 μm PIN photodiodes and is indicated by 0 mark, ■ mark, Δ mark, mu mark, and v mark.
なお、この測定ではフォトダイオードへの印加電圧をＯ
ｖとしているが、逆バイアス電圧を１ｖまで印加しても
ノイズ電圧は増加しなかった。Note that in this measurement, the voltage applied to the photodiode was set to O.
The noise voltage did not increase even when a reverse bias voltage of up to 1 V was applied.
この第４図より、ｖｏのＣＬ依存性については、Ｃｔ＝
１５００ ｐ Ｆ以上では、ｖｏｃ５ｃ、であること
がわかる。From this Figure 4, regarding the CL dependence of vo, Ct=
It can be seen that at 1500 pF or higher, it is voc5c.
一方、ＣＬについては、主にａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフ
ォトダイオードの容量Ｃで決まり、それらの関係は次の
式で示される。On the other hand, CL is mainly determined by the capacitance C of the a-S i pin photodiode, and the relationship therebetween is expressed by the following equation.
（１２） ｃ、〜Ｃ＝εε。Ｓ／ｄ
但し、εはａ−Ｓｉの誘電率、ε。は真空誘電定数、Ｓ
はａ−８ｉフオトダイオードの面積、ｄは空乏層（ｉ層
）膜厚である。(12) c, ~C=εε. S/d However, ε is the dielectric constant of a-Si, ε. is the vacuum dielectric constant, S
is the area of the a-8i photodiode, and d is the thickness of the depletion layer (i-layer).
なお、εは材料固有の値であり、ａ−８ｉ：Ｈでは１４
程度である。また、面積ＳはＣＴ両画像画素サイズやス
ライス厚さで決まる。Note that ε is a value specific to the material, and is 14 for a-8i:H.
That's about it. Further, the area S is determined by the pixel size of both CT images and the slice thickness.
例えば、幅が約ＩＨｍ、スライス方向長さが２５ｍであ
れば、Ｓは２５圃２であり、この値は容易に変更できな
い。For example, if the width is about IHm and the length in the slice direction is 25 m, S is 25 fields 2, and this value cannot be easily changed.
この条件下で、ａ−８ｉｐｉｎフオトダイオードとして
従来、用いられている１層膜厚を適用すると、例えば０
．５μｍの厚さでは、容量Ｃは（］２）式より６２００
ｐＦと非常に大きくなり、検出素子ノイズ電圧ＶＤが極
めて大きくなる。Under these conditions, if a single layer thickness conventionally used for an a-8ipin photodiode is applied, for example, 0
．． At a thickness of 5 μm, the capacitance C is 6200 from formula (]2)
pF, and the detection element noise voltage VD becomes extremely large.
このため、従来は光検知感度が最高となるように設定し
ていたｉ層膜厚ｄを、検出素子ノイズを考慮して再設定
することが必要である。For this reason, it is necessary to reset the i-layer film thickness d, which has conventionally been set to maximize the photodetection sensitivity, taking into consideration the detection element noise.
先に述べたように、（１１）式より、ｖｆ）はＣ，の関
数であり、また、（１２）式より、Ｃｉは空乏層膜厚ｄ
の関数であるため、ＶＤはｄの関数であると言える。As mentioned earlier, from equation (11), vf) is a function of C, and from equation (12), Ci is the depletion layer thickness d.
Since it is a function of d, it can be said that VD is a function of d.
従って、検出信号ノイズ電圧ｖＮが検出素子ノイズ電圧
Ｖ。のみに起因するならば、■８は次の式％式％
また、この場合の検出素子ノイズ電圧Ｖ Ｏ（出力ノイ
ズ電圧）とｉ層膜厚ｄの関係は第５図に示される。Therefore, the detection signal noise voltage vN is the detection element noise voltage V. If it is caused only by the following equation, then (8) is expressed by the following formula % Formula % Further, the relationship between the detection element noise voltage V O (output noise voltage) and the i-layer film thickness d in this case is shown in FIG.
この第５図より、ｉ層膜厚ｄを大きくすると、検出素子
ノイズ電圧ＶＯが急激に減少することがわかる。特に、
Ｏ＜ｄ＜１μｍの範囲では、ｄが増加するとＶ。が急激
に減少する。From FIG. 5, it can be seen that when the i-layer thickness d is increased, the detection element noise voltage VO decreases rapidly. especially,
In the range O<d<1 μm, V increases as d increases. decreases rapidly.
これらの測定結果から、本実施例では検出素子ノイズの
１層膜厚依存性が極めて大きいことを考慮し、従来、光
検知感度を最大とするように設定していたｉ層膜厚ｄに
ついて、検出系のＳ／Ｎを測定し、その値に基づいてｉ
層膜厚ｄを最適化する。From these measurement results, in this example, considering that the dependence of detection element noise on the thickness of one layer is extremely large, the i-layer thickness d, which was conventionally set to maximize the photodetection sensitivity, was changed. Measure the S/N of the detection system, and based on that value, i
Optimize the layer thickness d.
例えば、第４図に示された検出素子ノイズの１層膜厚依
存性、および第６図に示された光検知感度の１層膜厚依
存性から、放射線検出素子のＳ／Ｎ（（Ｓ／Ｎ）ｏ）を
算出し、第１図に０印で示す。For example, from the dependence of the detection element noise on the thickness of one layer shown in FIG. 4 and the dependence of the photodetection sensitivity on the thickness of one layer shown in FIG. /N)o) is calculated and shown in FIG. 1 with a 0 mark.
この第１図より、（Ｓ／Ｎ）。は１層膜厚ｄ〜１．７μ
ｍで最大となる。From this Figure 1, (S/N). is 1 layer thickness d~1.7μ
Maximum at m.
すなわち、ｄ ＜１．７μｍではｄが大きくなるに従い
、ノイズが減少するため、（Ｓ／Ｎ）。は向上するが、
ｄ ＞１．７μｍではｄの増大に伴うノイズの減少効果
より、信号量の減少が著しく、（Ｓ／Ｎ）。は低下する
。That is, when d < 1.7 μm, the noise decreases as d increases (S/N). improves, but
When d > 1.7 μm, the signal amount decreases significantly due to the noise reduction effect accompanying the increase in d (S/N). decreases.
また、ｄ＜０．９μｍでは（Ｓ／Ｎ）Ｄは２２０以下に
低下し、０．９ ｕｎ＜ｄ＜３．０ μｍでは（Ｓ／Ｎ
）。は２２０以上の良好な値を示す。Furthermore, when d<0.9 μm, (S/N)D decreases to 220 or less, and when 0.9 un<d<3.0 μm, (S/N)
). shows a good value of 220 or more.
特に、この範囲（０，９，ｕｎ＜ｄ＜３．０μｍ）では
Ｘ線量子ノイズの（Ｓ／Ｎ）Ｘに対して、検出系の（Ｓ
／Ｎ）ｏは約２倍以上大きいため、ＣＴ画像情報を殆ど
劣化することなく、電気信号に変換することができる。In particular, in this range (0,9, un<d<3.0 μm), the (S/N)X of the detection system is
/N)o is approximately twice as large, so CT image information can be converted into an electrical signal with almost no deterioration.
また、１．２５ ｕｎ＜ｄ＜２．４５ ｔｔｍでは、Ｓ
／Ｎ比〜３００以上と極めて質の高い信号検出を行うこ
とができる。Also, at 1.25 un<d<2.45 ttm, S
/N ratio of 300 or more, and extremely high quality signal detection can be performed.
これにより、従来の方法、つまり、光検知感度を最大に
するようにｉ層膜厚ｄを設定する方法では得られなかっ
た高いＳ／Ｎの信号を検出することができる。This makes it possible to detect a signal with a high S/N ratio that could not be obtained with the conventional method, that is, the method of setting the i-layer film thickness d to maximize the photodetection sensitivity.
さらに、検出系ノイズとＸ線量子ノイズとの関係につい
て述べる。Furthermore, the relationship between detection system noise and X-ray quantum noise will be described.
（１）式より、ｖＮ”＝Ｖ、”＋ｖ、”である。From equation (1), vN"=V, "+v,".
ＸＩＣＴシステムとして検出信号ノイズ電圧Ｖ９がｘ１
１Ａ量子ノイズ電圧ＶＸの何倍まで許容されるかについ
ては、撮影部位や診断対象によって異なるが、通常ＶＮ
がＶ、の１．１倍程度までは許容できると考えられる。As an XICT system, the detection signal noise voltage V9 is x1
How many times the 1A quantum noise voltage VX is allowed varies depending on the area to be imaged and the diagnosis target, but usually VN
It is considered that it is allowable up to about 1.1 times V.
例えば、ＶＮ≦１．ＩＶＸをシステムの要求仕様とする
と、ＶＤの要求仕様は、（１）式より、■。For example, VN≦1. If IVX is the required specification of the system, the required specification of VD is given by equation (1).
≦ｏ、４ｅｖ、となる。≦o, 4ev.
これにより１次の式が得られる。This yields a linear equation.
（１４） （Ｓ ／ Ｎ）ｏ≧（Ｓ／Ｎ）ｘ／ ０．４
６ ＝２．２（Ｓ／Ｎ）ｘ例えば、第１図の結果では、
（１４）式を満たす１層膜厚は、（Ｓ ／Ｎ）Ｘ＝ ｌ
’ｌ Ｏのとき、（Ｓ／Ｎ）。(14) (S/N)o≧(S/N)x/0.4
6 = 2.2 (S/N) x For example, in the results shown in Figure 1,
The thickness of one layer that satisfies the formula (14) is (S /N)X=l
'l When O, (S/N).
＝２２０であるため、０．９μｍ以上となる。=220, so it is 0.9 μm or more.
このように、本実施例におけるｉ層膜厚ｄの設定方法で
は、ＣＴ用放射線検出器において、最終的に得られる信
号のＳ／Ｎを、主に入射Ｘ線の量子ノイズに起因させる
ため、非晶質Ｓｉフォトダイオードの空乏層厚さを通常
の設定値に比べて厚い０．９μｍ〜３．０μｍに設定し
、検出器ノイズを小さくする。As described above, in the method for setting the i-layer film thickness d in this embodiment, in the CT radiation detector, the S/N of the finally obtained signal is mainly caused by quantum noise of incident X-rays. The thickness of the depletion layer of the amorphous Si photodiode is set to 0.9 μm to 3.0 μm, which is thicker than the normal setting value, to reduce detector noise.
さらに、本実施例では実際のＣＴ用検出器の使用条件に
より評価した結果を用いているが、利用状況の変更等に
おいては、本実施例に含まれる各パラメータを変更する
ことにより、最適な１層膜厚が得られる。Furthermore, although this example uses the results evaluated under the actual usage conditions of the CT detector, when the usage conditions change, etc., the optimal one can be obtained by changing each parameter included in this example. Layer thickness can be obtained.
例えば、面積５ｍｍ２やεが異なる場合には、（１２）
式を考慮して要求仕様を求める。For example, if the area is 5 mm2 and ε is different, (12)
Determine the required specifications by considering the formula.
この場合、 ２．６ Ｘ １０−３εＳ＜ｄ＜８．７Ｘ
１０−３εＳという要求仕様になる。In this case, 2.6 X 10-3εS<d<8.7X
The required specification is 10-3εS.
特に、３．６Ｘ１０−３ｔ Ｓ＜ｄ＜７．ｌＸ１０−’
ｇＳでは、（Ｓ／Ｎ）。は極めて高くなり、ＣＴ面画像
画質はほぼ入射Ｘ線の量子ノイズのみ、つまり（Ｓ／Ｎ
ＩＸで決まるため、高画質のＣＴ面画像提供が可能であ
る。In particular, 3.6X10-3t S<d<7. lX10-'
In gS, (S/N). becomes extremely high, and the image quality of the CT plane image consists almost only of quantum noise of incident X-rays, that is, (S/N
Since it is determined by IX, it is possible to provide high-quality CT plane images.
第２図は、本発明の一実施例における放射線検出素子の
構成図である。FIG. 2 is a configuration diagram of a radiation detection element in one embodiment of the present invention.
本実施例の放射線検出素子は、透明電極５４、ｐ型水素
化シリコン５５、ｉ型水素化シリコン５６、ｎ型水素化
シリコン５７．および電極５８をから構成されたａ −
Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダイオード５９、透明膜５３、
シンチレータ５１、および光反射膜５２を備える。The radiation detection element of this embodiment includes a transparent electrode 54, p-type silicon hydride 55, i-type silicon hydride 56, n-type silicon hydride 57. and electrode 58 consisting of a −
Si pin photodiode 59, transparent film 53,
A scintillator 51 and a light reflecting film 52 are provided.
このシンチレータ５１は、例えば熱間静水圧加厚法によ
り作成したＧｄ２Ｏ２Ｓ ： Ｐｒ、Ｃｅ、Ｆであり、
厚さは１．５ｍｍ、 Ｘ線受光面の大きさは１ 、２
ｒｍ Ｘ ３０ ｒｒｍである。また、上面、および
下面は鏡面研磨を施されている。This scintillator 51 is made of Gd2O2S: Pr, Ce, F, made by, for example, a hot isostatic thickening method,
Thickness is 1.5mm, size of X-ray receiving surface is 1,2
rm x 30 rrm. Additionally, the top and bottom surfaces are mirror polished.
下面には、蛍光を反射するための光反射膜５２として、
例えばＡｌ蒸着膜を形成する。なお、必要に応じてシン
チレータとＡ１蒸着膜の間に透明膜を配置することもで
きる。On the lower surface, as a light reflecting film 52 for reflecting fluorescence,
For example, an Al vapor deposition film is formed. Note that a transparent film can be placed between the scintillator and the A1 vapor deposited film if necessary.
また、上面には透明膜５３を配置する。この透明膜５３
には、例えばＳ ｉｏ２、ＳｉＮ４．Ｔａ２０５等を用
い、厚さは１μｍとする。Further, a transparent film 53 is arranged on the upper surface. This transparent film 53
For example, Sio2, SiN4. Ta205 or the like is used, and the thickness is 1 μm.
さらに、この透明膜５３上にａ−８ｉフオトダイオード
５９を形成する。Furthermore, an a-8i photodiode 59 is formed on this transparent film 53.
すなわち、まず、工Ｔ○、ＳｎＯ，、ＳｎＯ，／ＩＴ０
２層膜等の透明電極５４を形成する。That is, first, T○, SnO,, SnO, /IT0
A transparent electrode 54 such as a two-layer film is formed.
次に、ｐ型、ｉ型、ｎ型の順に水素化非晶質シリコン５
５〜５７を形成する。なお、膜厚は２層０．０１ｐｍ、
ｉ層１．２μｍ、ｎＭｏ、０３ｐｍである。Next, hydrogenated amorphous silicon 5 is prepared in the order of p-type, i-type, and n-type.
5 to 57 are formed. In addition, the film thickness is 0.01 pm for two layers,
The i layer is 1.2 μm, nMo, and 0.3 pm.
さらに、ｎ層の上に電極５８としてＡｌ蒸着膜を形成す
る。なお、Ａ１蒸着膜の大きさは１ ｍｍ Ｘ２５ｎｎ
＋とする。Further, an Al vapor deposition film is formed as an electrode 58 on the n layer. The size of the A1 vapor deposited film is 1 mm x 25 nn.
+
また、電極５８の取り出しは透明電極とＡ１電極から行
い、出力信号は低雑音オペアンプを用いて電流・電圧変
換する。Further, the electrode 58 is taken out from the transparent electrode and the A1 electrode, and the output signal is converted into current and voltage using a low-noise operational amplifier.
なお、本実施例ではシンチレータの上にａ−５ｉフオト
ダイオード１素子を形成したが、必要に応じて、１シン
チレータ上に多素子のフォトダイオードを形成すること
もできる。In this embodiment, one a-5i photodiode element was formed on the scintillator, but multiple photodiodes may be formed on one scintillator, if necessary.
例えば、３０ｍｍＸ２０．８ｍｎ＋のシンチレータ上に
３０ｍｍ＋ １ 、２ｍｍのフォトダイオードを１００
μｍの間隔で並列に１６チヤンネル形成することもでき
る。この場合、多素子がブロック化され、ＣＴ表装置の
実装が容易になる。For example, 100 30mm+1, 2mm photodiodes are placed on a 30mm x 20.8mmn+ scintillator.
It is also possible to form 16 channels in parallel at intervals of μm. In this case, multiple elements are divided into blocks, making it easier to implement the CT table device.
本発明によれば、シンチレータと非晶質シリコンフォト
ダイオード、および検出回路から構成されたＸ線ＣＴ装
置用の放射線検出素子において。According to the present invention, there is provided a radiation detection element for an X-ray CT apparatus, which includes a scintillator, an amorphous silicon photodiode, and a detection circuit.
検出器のＳ／Ｎ比を高くすることができるにの結果、検
出信号のＳ−／Ｎ比がほぼ入射Ｘ線の量子ノイズによっ
てのみ決まるため、その検出素子を用いたＸ線ＣＴ装置
においては、入射Ｘ線の量子ノイズのみのＳ／Ｎ比をも
つ理想的なＣＴ両画像得ることができる。As a result of being able to increase the S/N ratio of the detector, the S-/N ratio of the detection signal is determined almost solely by the quantum noise of the incident X-rays, so in an X-ray CT device using this detection element, , it is possible to obtain ideal CT images with an S/N ratio of only quantum noise of incident X-rays.
さらに、ＸＩＣＴ装置に限らず、他の放射線検出装置に
も固体検出素子のＳ／Ｎ比向上向上方法て利用すること
が可能である。Furthermore, the method for improving the S/N ratio of solid-state detection elements can be used not only for XICT devices but also for other radiation detection devices.
第１図は本発明の一実施例における放射線検出素子のｉ
層膜厚ｄと検出信号のＳ／Ｎ比との関係を示す説明図、
第２図は本発明の一実施例における放射線検出素子の構
成図、第３図は本発明の一実施例における放射線検出回
路の構成図、第４図はａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォトダ
イオードを用いた場合の出力ノイズと入力容量との関係
を示す説明図、第５図はａ −Ｓ ｉ ｐｉｎフォト
ダイオードを用いた場合の出力ノイズ電圧とｉ層膜厚ｄ
との関係を示す説明図、第６図はａ −Ｓ ｉ ｐｉ
ｎフォトダイオードを用いた場合の出力電圧とｉ層膜厚
ｄとの関係を示す説明図である。
３１：放射線検出素子、３２：オペアンプ（○Ｐ）。
５１：シンチレータ、５２：光反射膜、５３：透明１１
ｉ、５４：透明電極、５５：ｐ型水素化シリコン、５６
：ｉ量水素化シリコン、５７：ｎ型水素化シリコン、５
８：電極、５９：ａ−８ｉ ｐｉｎフォトダイオード
＋ Ｃｒ Ｃｉｔ ｃ、 ：容量＋ＲｉｙＲ１：抵抗、
Ｖｇ：検出信号電圧。
特許出願人 株式会社 日立製作所
筒 １ 図
１層膜厚ｄ（μｍ）
第 ３ 図
ｆ
第 ２ 図
第 ４ 図
入力容量（ｐＦ）
第５図
第 ６ 図
１層膜厚ｄ（μｍ）FIG. 1 shows i of a radiation detection element in an embodiment of the present invention.
An explanatory diagram showing the relationship between the layer thickness d and the S/N ratio of the detection signal,
Fig. 2 is a block diagram of a radiation detection element in an embodiment of the present invention, Fig. 3 is a block diagram of a radiation detection circuit in an embodiment of the present invention, and Fig. 4 is a block diagram of a radiation detection circuit in an embodiment of the present invention. Figure 5 is an explanatory diagram showing the relationship between output noise and input capacitance when
An explanatory diagram showing the relationship between a-S i pi
FIG. 7 is an explanatory diagram showing the relationship between the output voltage and the i-layer film thickness d when an n-photodiode is used. 31: Radiation detection element, 32: Operational amplifier (○P). 51: scintillator, 52: light reflective film, 53: transparent 11
i, 54: transparent electrode, 55: p-type hydrogenated silicon, 56
: i amount hydrogenated silicon, 57: n-type hydrogenated silicon, 5
8: Electrode, 59: a-8i pin photodiode + Cr Cit c, : Capacitance + RiyR1: Resistance,
Vg: detection signal voltage. Patent applicant: Hitachi, Ltd. Tube 1 Figure 1 Layer thickness d (μm) Figure 3 f Figure 2 Figure 4 Figure Input capacitance (pF) Figure 5 6 Figure 1 Layer thickness d (μm)
Claims (1)
ータからの発光を電気信号に変換する非晶質シリコンフ
ォトダイオード、および該非晶質シリコンフォトダイオ
ードが発生する電気信号を検出する電子回路を備えた放
射線検出素子において、上記非晶質シリコンフォトダイ
オードには、光検知感度との関係、および検出素子ノイ
ズとの関係により、上記検出電気信号のＳ／Ｎ比が主に
入射放射線の量子ノイズに起因するように設定した空乏
層厚さを備えたことを特徴とする放射線検出素子。 ２、上記非晶質シリコンフォトダイオードは、ｐｉｎ構
造を有することを特徴とする上記特許請求範囲第１項記
載の放射線検出素子。 ３、上記非晶質シリコンフォトダイオードのｉ層膜厚ｄ
は、２．６×１０＾−＾３εＳ≦ｄ≦８．７×１０＾−
＾３εＳ（ε：ｉ層の誘電率、Ｓ：非晶質シリコンフォ
トダイオードの面積）であることを特徴とする上記特許
請求範囲第２項記載の放射線検出素子。 ４、上記非晶質シリコンフォトダイオードのｉ層膜厚ｄ
は、３．６×１０＾−＾３εＳ≦ｄ≦７．１×１０＾−
＾３εＳ（ε：ｉ層の誘電率、Ｓ：非晶質シリコンフォ
トダイオードの面積）であることを特徴とする上記特許
請求範囲第２項記載の放射線検出素子。 ５、上記非晶質シリコンフォトダイオードは、シンチレ
ータ基板上に直接形成されたことを特徴とする上記特許
請求範囲第１項記載の放射線検出素子。 ６、上記シンチレータは、熱間静水圧加圧法により形成
されたＧｄ＿２Ｏ＿２Ｓ：Ｐｒ、Ｃｅ、Ｆシンチレータ
であることを特徴とする上記特許請求範囲第５項記載の
放射線検出素子。[Claims] 1. A scintillator that converts radiation into light, an amorphous silicon photodiode that converts light emitted from the scintillator into an electrical signal, and an electrical signal generated by the amorphous silicon photodiode that is detected. In a radiation detection element equipped with an electronic circuit, the amorphous silicon photodiode has a S/N ratio of the detected electric signal that is mainly affected by the incident radiation due to the relationship with the light detection sensitivity and the relationship with the detection element noise. A radiation detection element characterized by having a depletion layer thickness set to be caused by quantum noise. 2. The radiation detection element according to claim 1, wherein the amorphous silicon photodiode has a pin structure. 3. I-layer film thickness d of the above amorphous silicon photodiode
is 2.6×10^-^3εS≦d≦8.7×10^-
The radiation detection element according to claim 2, characterized in that ^3εS (ε: dielectric constant of the i-layer, S: area of the amorphous silicon photodiode). 4. I-layer film thickness d of the above amorphous silicon photodiode
is 3.6×10^-^3εS≦d≦7.1×10^-
The radiation detection element according to claim 2, characterized in that ^3εS (ε: dielectric constant of the i-layer, S: area of the amorphous silicon photodiode). 5. The radiation detection element according to claim 1, wherein the amorphous silicon photodiode is formed directly on a scintillator substrate. 6. The radiation detection element according to claim 5, wherein the scintillator is a Gd_2O_2S:Pr,Ce,F scintillator formed by hot isostatic pressing.
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