WO2019021819A1 - 放射線検出装置 - Google Patents

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WO2019021819A1
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detection
pixels
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light
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西原　利幸
井本　努
正雄 松村
弘泰 馬場
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ソニーセミコンダクタソリューションズ株式会社
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Definitions

  • the present technology relates to a radiation detection apparatus, and more particularly to, for example, a radiation detection apparatus that can obtain a projection image of radiation in a short time.
  • Photon counting type FPD X-ray projection method
  • X-ray projection method that detects individual X-ray photons individually and counts the number of X-ray photons in a specific energy range for each pixel.
  • Flat Panel Detector Flat Panel Detector
  • the present technology has been made in view of such a situation, and enables to obtain a projection image of radiation in a short time.
  • the radiation detection apparatus of the present technology arranges a scintillator that emits scintillation light in response to the incidence of radiation, and a plurality of pixels that photoelectrically convert the scintillation light and output pixel signals according to the light quantity of the scintillation light in an array. And an A / D conversion unit for A / D (Analog to Digital) conversion of the pixel signal, and a detection circuit substrate stacked on the pixel substrate, and output from the A / D conversion unit. And a compression unit for compressing digital data.
  • a plurality of pixels which photoelectrically convert the scintillation light and output pixel signals according to the light amount of the scintillation light, are arranged in an array on the pixel substrate.
  • the detection circuit board has an A / D conversion unit for A / D (Analog to Digital) conversion of the pixel signal, and is stacked on the pixel substrate.
  • the compression unit compresses the digital data output from the A / D conversion unit.
  • the radiation detection device may be an independent device or an internal block constituting one device.
  • a projection image of radiation can be obtained in a short time.
  • FIG. 2 is a plan view showing a configuration example of a detection device 12; It is a top view which shows the structural example of the light detection block 22.
  • FIG. 2 It is a top view which shows the example of the pixel value of each pixel 200 obtained after A / D conversion of the pixel signal of the pixel 200 of the light detection block 22 in photon count mode.
  • FIG. 2 is a circuit diagram showing a configuration example of a pixel 200.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a configuration of a detection circuit 33.
  • FIG. 6 is a view showing a first other example of a pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • FIG. 7 is a view showing a second other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • FIG. 7 is a view showing a third other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30. It is a top view which shows the example of the pixel value of each pixel 300 obtained after A / D conversion of the pixel signal of the pixel 330 of the light detection block 22 in photon count mode.
  • FIG. 7 is a diagram for describing an outline of an example of a method of manufacturing the light sensor substrate 21 of the detection device 12; It is an overhead view which shows the example of a structure of other one Embodiment of the X-ray imaging device to which the radiation detection apparatus of this technique is applied.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a configuration example of a detection device 401.
  • FIG. 16 is a plan view showing an example of pixel values of each pixel 200 obtained after A / D conversion of pixel signals of the pixels 200 of the light detection block 22 in the detection device 401.
  • FIG. 18 is a plan view illustrating compression in the logic compression circuit 34 of the light detection block 22 of the light sensor substrate 430 in the detection device 401. It is a block diagram explaining the example of composition of the X-ray imaging system which can apply the art concerning this indication.
  • 1 is a cross-sectional view showing a configuration example of a solid-state imaging device that can be applied to the technology according to the present disclosure.
  • an X-ray medical imaging apparatus that monitors a projection image projected by irradiating X-rays as a moving image or a still image is used.
  • the X-ray medical imaging apparatus includes an X-ray tube which is an X-ray generation unit, and an FPD as an X-ray detection device (X-ray detection device) disposed at a position facing the X-ray tube with the subject interposed. And a device.
  • An X-ray medical imaging apparatus is required to improve the image quality of an X-ray projection image as well as to cope with low exposure. Furthermore, an X-ray medical imaging apparatus may have a tomographic imaging function of imaging a tomographic image (tomographic image) such as cone beam CT (Computed Tomography) or tomosynthesis, etc.
  • a tomographic imaging function of imaging a tomographic image such as cone beam CT (Computed Tomography) or tomosynthesis, etc.
  • the FPD apparatus is used as an X-ray detection apparatus.
  • a detection surface for detecting X-rays is a scintillator plate that emits fluorescence (scintillation light) in response to the incidence of X-rays, and photoelectric conversion in accordance with light (herein, scintillation light). It is comprised with the array (pixel array) of the pixel which has PD (Photodiode) which converts.
  • each pixel of the FPD apparatus scintillation light generated in response to the irradiation of X-rays to the scintillator plate is converted to a charge by the PD.
  • a pixel signal as an electrical signal corresponding to the charge of PD is read by a reading circuit including a pixel Tr (transistor) incorporated in the pixel, converted into a digital value by an A / D converter, and an X-ray irradiation amount It is detected as (transmission amount).
  • Reading of the pixel signal is performed, for example, once to several times in imaging for obtaining a projection image of a still image, and performed at a frequency of about 10 to 30 times per second in imaging for obtaining a projection image of a moving image.
  • charges corresponding to scintillation light by a large number of X-rays are integratedly accumulated in the PD of each pixel, and pixel signals corresponding to the charges are read out for each pixel. Then, a projection image is generated on the assumption that the pixel signal of each pixel is proportional to the amount of transmitted X-rays, which are X-rays transmitted through the object, incident on the pixels.
  • the so-called integration-type FPD device that reads a pixel signal corresponding to the charge accumulated in an integral manner in the PD from the pixel and generates a projection image has a problem of noise accumulation.
  • the light emission amount of the scintillator plate is approximately proportional to the energy of the X-ray, and the scintillator plate itself has light emission variation.
  • the energy of the X-ray emitted from the X-ray tube has a spectrum width, and the energy variation for each X-ray spectrum and the emission variation of the scintillator plate occur for each X-ray incident. Then, in the PD of the pixel, the variation in the energy of the X-ray and the variation in the light emission of the scintillator plate are accumulated as noise.
  • the noise in which the readout noise generated by the pixel itself is added to the noise caused by the variation in X-ray energy and the variation in luminescence of the scintillator plate is reflected in the projected image as the noise of the pixel signal read from the pixel Be done.
  • the X-ray tube emits X-rays having a wide energy spectrum
  • the low-energy X-rays and the high-energy X-rays have different transmittances of the substance, so the transmittances are different.
  • a phenomenon called beam hardening occurs which causes blurring of the projected image.
  • each photon of X-ray is individually detected and the number of X-ray photons in a specific energy range is determined.
  • a photon counting FPD apparatus which generates an X-ray projection image by counting for each pixel.
  • a CZT crystal detects charges generated by incidence of individual X-rays using a silicon detector arranged for each pixel in the lower layer of the CZT crystal, and compares it with a threshold value with a comparator and measures a certain range of sizes.
  • a photon counting system in which (the signal corresponding to) the charge is counted by a counter.
  • the dynamic range of X-ray detection (dynamic range of the count value for counting X-ray photons) is limited by the number of bits of the counter .
  • the X-ray dose means the frequency of X-ray irradiation and the number (density) of X-rays.
  • FIG. 1 is an overhead view showing a configuration example of an embodiment of an X-ray imaging apparatus to which a radiation detection apparatus of the present technology is applied.
  • an X-ray imaging apparatus 10 has an X-ray irradiation apparatus 11 and a detection apparatus 12.
  • the X-ray irradiator 11 and the detector 12 are disposed to face each other across the subject 1.
  • the X-ray irradiator 11 is a radiation generating unit that generates an X-ray that is one of the radiations, and irradiates the subject 1 with the X-ray.
  • the detection device 12 is, for example, an FPD device that detects an X-ray, and the X-ray irradiator 11 generates X-rays (photons of the X-rays transmitted through the object 1) and detects two-dimensional Generate a projected image of
  • the X-ray imaging apparatus 10 captures a two-dimensional transmission image in which a two-dimensional projection image is captured, and a tomographic image in which a large number of two-dimensional projection images are captured and a tomographic image is acquired from the multiple projection images.
  • a tomographic imaging mode for imaging is included as an imaging mode.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of the state of the X-ray imaging apparatus 10 in the transmission imaging mode and the tomographic imaging mode.
  • a of FIG. 2 shows an example of the state of the X-ray imaging apparatus 10 in the transmission imaging mode.
  • the X-ray irradiator 11 and the detector 12 constituting the X-ray imaging apparatus 10 are fixed at predetermined positions sandwiching the subject 1 and the projection image of a partial range of the subject 1 is captured Be done.
  • B of FIG. 2 shows another example of the state of the X-ray imaging apparatus 10 in the transmission imaging mode.
  • the X-ray irradiator 11 and the detector 12 constituting the X-ray imaging apparatus 10 capture a projection image over a wide range of the subject 1 while sliding in the same direction.
  • C of FIG. 2 shows an example of the state of the X-ray imaging apparatus 10 in the tomographic imaging mode.
  • the X-ray irradiator 11 is moved to rotate about the subject 1, and the detector 12 is slid in the direction opposite to the direction of movement of the X-ray irradiator 11. .
  • D of FIG. 2 shows another example of the state of the X-ray imaging apparatus 10 in the tomographic imaging mode.
  • the X-ray irradiator 11 and the detector 12 are integrally rotated around the subject 1.
  • a part of the subject 1 is imaged from a plurality of different angles to generate a plurality of projection images viewed from the plurality of different angles.
  • a three-dimensional tomographic image is generated from the plurality of projection images.
  • FIG. 3 is a plan view showing a configuration example of the detection device 12.
  • the detection device 12 is configured by bonding a plate-like scintillator plate 20 to an optical sensor substrate 21 made of, for example, Si.
  • FIG. 3 shows the detection device 12 before the scintillator plate 20 is bonded to the light sensor substrate 21.
  • the scintillator plate 20 is mainly composed of, for example, a scintillator thin film made of columnar crystals CsI: Tl. X-rays incident on the surface of the scintillator plate 20 are converted to scintillation light which is visible light.
  • the scintillator film thickness of the scintillator plate 20 is optimized according to the application so that the scintillation light is not diffused as flatly as possible.
  • the X-ray irradiator 11 emits X-rays of relatively low energy (approximately 15 keV to 45 keV), and in this case, a scintillator film thickness of approximately 150 ⁇ m is employed.
  • the X-ray irradiation apparatus 11 irradiates X-rays of relatively high energy (about 100 keV to 130 keV), and in this case, the scintillator film thickness As, about 600 micrometers is employ
  • the photosensor substrate 21 can be manufactured, for example, using a manufacturing process of semiconductor Si.
  • a light detection unit 23, an output circuit 24, and a timing control circuit 25 are formed on the light sensor substrate 21.
  • the light detection unit 23 is configured by arranging a plurality of light detection blocks 22 two-dimensionally in an array.
  • the scintillator plate 20 is bonded to the side of the light sensor substrate 21 on which the light detection portion 23 is formed, but the light detection block 22 is a portion of the scintillator plate 20 facing the light detection block 22 with scintillation light. It detects and outputs data obtained from an electrical signal corresponding to the scintillation light.
  • the light detection block 22 performs light detection for detecting scintillation light every predetermined unit time, and A / D (Analog to Digital) converts an electric signal corresponding to the scintillation light obtained by the light detection. . Furthermore, the light detection block 22 compresses the data amount of the electrical signal after A / D conversion, and transmits the data obtained as a result to the output circuit 24.
  • a / D Analog to Digital
  • the output circuit 24 outputs data output from the light detection block 22 of the light detection unit 23 to the outside of the detection device 12.
  • the timing control circuit 25 controls the timing of the operation of the light detection block 22 and the output circuit 24.
  • FIG. 4 is a plan view showing a configuration example of the light detection block 22 of FIG.
  • the light detection block 22 is configured by laminating a pixel substrate 30 as at least two Si substrates and a detection circuit substrate 31.
  • connection portions 211 are formed.
  • a plurality of pixels 200 are two-dimensionally arranged in an array on the pixel substrate 30.
  • the pixels 200 having 4 ⁇ 4 horizontal and vertical pixels are arranged on the pixel substrate 30, but the arrangement of the pixels 200 in the pixel substrate 30 is not limited to 4 ⁇ 4 pixels.
  • the pixel 200 includes a pixel Tr (transistor) 201. Further, the pixel 200 includes a PD, an amplifier, and the like not shown in FIG. 4, receives scintillation light incident on the pixel 200, reads out and outputs a pixel signal corresponding to the scintillation light.
  • the pixel Tr 201 reads the pixel signal from the pixel 200 and supplies the pixel signal to the connection unit 211 through the vertical signal line 63.
  • connection portion 211 is connected to the connection portion 32 of the detection circuit substrate 31 when the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31 are stacked. As a result, the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31 are electrically connected, and exchange of electrical signals becomes possible between the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31.
  • a pixel signal read out from the pixel 200 by the pixel Tr 201 is transmitted to (the connection portion 32 of) the detection circuit board 31 via the connection portion 211.
  • the detection circuit substrate 31 is stacked on the back surface side of the light receiving surface of the pixel 200 of the pixel substrate 30.
  • a connection portion 32 a connection portion 32, a plurality of detection circuits 33, a logic compression circuit 34, a horizontal transfer circuit 35, a drive circuit 36, a logic control circuit 37, and a reference signal generation (Ref generation) circuit 38 are formed. Ru.
  • connection portion 32 is connected to the connection portion 211 of the pixel substrate 30 when the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31 are stacked.
  • the connection portion 32 is connected to the detection circuit 33, and the pixel signal read from the pixel 200 of the pixel substrate 30 is supplied to the detection circuit 33 through the vertical signal line 63 and the connection portions 211 and 32. Be done.
  • the detection circuit 33 corresponds to the pixel signal by performing at least A / D conversion on the pixel signal supplied from the pixel 200 of the pixel substrate 30 through the vertical signal line 63 and the connection parts 211 and 32. X-ray that is the source of the scintillation light emission is detected, and the A / D conversion result (digital value) of the pixel signal as the detection result of the X-ray is output.
  • one detection circuit 33 is assigned to one pixel 200. Therefore, the detection circuit board 31 has 16 detection circuits 33 of the same number as the pixels 200 of 4 ⁇ 4 pixels. Is provided.
  • the detection circuit 33 takes charge of A / D conversion of the pixel signal of the pixel 200 assigned to the detection circuit 33.
  • one detection circuit 33 can be assigned to a plurality of pixels 200 such as two, that is, one detection circuit 33 can be shared by a plurality of pixels 200. In this case, the number of detection circuits 33 provided on the detection circuit board 31 is reduced. Further, in this case, the detection circuit 33 performs A / D conversion of pixel signals of a plurality of pixels 200 sharing the detection circuit 33 in a time division manner.
  • the A / D conversion performed by the detection circuit 33 can adjust the quantization width (quantization unit).
  • the operation mode of the X-ray imaging apparatus 10 includes an integration mode and a photon count mode.
  • the integration mode charges corresponding to scintillation light emitted by the scintillator plate 20 for the X-ray are accumulated in an integral manner in the pixel 200, and a pixel signal of a wide dynamic range corresponding to the charges accumulated in the integral is output. Be done.
  • the integration mode is an operation mode suitable for detection of high-dose X-rays, for example, when performing tomographic imaging by cone beam CT or tomosynthesis.
  • the photon count mode charges corresponding to scintillation light emitted from the scintillator plate 20 for X-rays are accumulated in the pixels 200, and pixel signals corresponding to the charges are output. A minute level pixel signal corresponding to one photon of X-ray is output.
  • the photon count mode is an operation mode suitable for detection of low-dose X-rays, for example, when imaging a two-dimensional projection image.
  • the dose of X-rays generated by the X-ray irradiator 11 (FIG. 1) is made high, and in the photon count mode, the dose of X-rays generated by the X-ray irradiator 11 is made low.
  • the exposure time of the pixel 200 is increased, and in the photon count mode, the exposure time of the pixel 200 is decreased, as necessary.
  • the quantization width is adjusted to a large quantization width corresponding to a pixel signal of one electron (or hole) or more, and a pixel signal with a wide dynamic range is Converted to digital values that can represent a wide dynamic range.
  • the quantization width is adjusted to a small quantization width corresponding to a pixel signal less than one electron (or hole), and a minute level pixel signal is converted to a digital value of low quantization noise. Ru.
  • the digital value (result of A / D conversion) of the pixel signal of each pixel 200 output from the detection circuit 33 is transferred to the logic compression circuit 34.
  • the logic compression circuit 34 performs compression to reduce the digital value of the pixel signal of each pixel 200 from the detection circuit 33 in various ways.
  • the logic compression circuit 34 receives 10 bits of pixel signals of 16 pixels 200 from 16 detection circuits 33.
  • the data amount of data to be a projected image output from the detection device 12 is reduced, for example, a projected image of one frame is obtained.
  • Data can be output in a short time. Therefore, high-speed imaging can be performed to obtain a projection image of radiation in a short time.
  • the digital value output from the logic compression circuit 34 is supplied to the horizontal transfer circuit 35.
  • the horizontal transfer circuit 35 is formed of, for example, a shift register, stores a plurality of digital values (pixel values) output from the logic compression circuit 34 in the shift register and sequentially transfers the digital values to the output circuit 24 (FIG. 3). Supply to
  • the A / D conversion of the detection circuit 33 and the transfer of digital values of the horizontal transfer circuit 35 are executed in parallel in a pipeline manner, and the horizontal transfer circuit 35 horizontally transfers digital values in a certain unit time (frame) In the meantime, in the detection circuit 33, the pixel signal of the next unit time is A / D converted.
  • the drive circuit 36 drives each pixel 200 of the pixel substrate 30. That is, the drive circuit 36 is connected to a drive line (not shown) of each pixel 200 of the pixel substrate 30 via a connection portion (not shown) similar to the connection portions 32 and 211.
  • the drive circuit 36 drives all the pixels 200 of the pixel substrate 30, for example, simultaneously and in parallel by supplying drive signals to the drive lines of the respective pixels 200.
  • the logic control circuit 37 appropriately controls driving of circuits in each block constituting the light detection block 22 according to the control of the timing control circuit 25 (FIG. 3).
  • the reference signal generation circuit 38 generates a reference signal used for A / D conversion of the detection circuit 33 and supplies the reference signal to the detection circuit 33.
  • the reference signal is, for example, a signal including a slope section in which the level (voltage) decreases (or increases) at a predetermined constant slope.
  • pixels 200 are arranged on one pixel substrate 30 in FIG. 4, actually, more pixels 200, ie, 128 ⁇ , for example, are arranged on the pixel substrate 30.
  • a pixel 200 of 128 pixels is arranged.
  • the size of the plane of the pixel 200 is, for example, 50 ⁇ m square
  • the size of the plane of the light detection block 22 is approximately 6.4 mm square.
  • FIG. 5 is a plan view showing an example of the pixel value (digital value of the pixel signal) of each pixel 200 obtained after A / D conversion of the pixel signal of the pixel 200 of the light detection block 22 in the photon count mode.
  • the darker part indicates that the pixel value is smaller, and the brighter part indicates that the pixel value is larger.
  • FIG. 5 shows pixel values of 24 ⁇ 24 pixels (horizontal ⁇ vertical).
  • the X-ray irradiator 11 (FIG. 1) irradiates the subject 1 with a low dose of X-rays, and in the detection device 12, the pixel 200 corresponds to the X-rays transmitted through the subject 1 By receiving the scintillation light, imaging of a projection image corresponding to the X-ray is performed.
  • a unit time of imaging that is, an exposure time of imaging of a projected image of one frame is set to a short time, for example, about 10 microseconds.
  • the frame rate is a very fast rate of 100,000 fps (frame per second). The frame rate is limited by the time required for the A / D conversion of the detection circuit 33 and the time required for the transfer of the digital value of the horizontal transfer circuit 35.
  • imaging with a short exposure time is performed using low-dose X-rays.
  • threshold processing is performed using a threshold value which is a predetermined small value. By regarding this as a complete dark (zero), it is possible to compress the gradation of the digital value and reduce the amount of data of the digital value output from the logic compression circuit 34.
  • X-ray projection is performed by processing the data of the bright spot using the digital value of the gray scale output from the logic compression circuit 34 and compressed as the data of the bright spot caused by the photon of the X-ray. Images can be generated.
  • an area of a predetermined size such as 6 ⁇ 6 pixels is used as a detection area for detecting the peak (maximum value) of the pixel value (digital value).
  • the logic compression circuit 34 only the position of the detection area at which a peak equal to or greater than a predetermined value is obtained and the peak thereof are output as data of bright spots originating from photons of X-rays.
  • the amount of data output by the V. 34 can be greatly compressed (reduced).
  • the position of the center of the detection area (the position at which the two diagonal lines of the rectangular detection area of 6 ⁇ 6 pixels intersect) as the position of the detection area (the peak of the sum of digital values is obtained)
  • a barycentric position weighted by the digital value of the pixel signal.
  • the coordinates of the barycentric position (where the digital value of the pixel signal is a weight) are represented by (Xc, Yc), and the coordinates of the pixel 200 in the detection area are represented by (x, y).
  • the pixel 200 at the position (x, y) Assuming that the digital value of the pixel signal of is expressed by W (x, y), the barycentric position (Xc, Yc) can be obtained according to the following equation.
  • ⁇ represents that the summation is taken for all the positions (x, y) of the pixels 200 in the detection area.
  • the reduction of the amount of data output from the logic compression circuit 34 is particularly effective when imaging at a high frame rate in the photon count mode.
  • the X-ray projection image can be generated by regarding the X-ray position and its peak as the incident position at which the X-ray photon is incident and the energy of the photon (corresponding to the value), respectively.
  • the X-rays are diffused by the scintillator plate 20, but the incident position of the X-rays can be determined at the resolution of the pitch of the pixels 200 or at a resolution finer than the resolution of the pitch of the pixels 200.
  • the energy of the photon of the X-ray can be specified together with the incident position of the X-ray, the scattered light of the X-ray (X not directly transmitted through the subject 1) It is possible to perform the removal of the bright spot generated by the line, the correction of the absorptivity of the X-ray for each energy level, the discrimination of the substance constituting the subject 1 and the like.
  • FIG. 6 is a (equivalent) circuit diagram showing a configuration example of the pixel 200 of FIG.
  • the pixel 200 includes a PD 51, a transfer Tr (transistor) 55, an amplification Tr 56, a reset Tr 57, and a detection node 58.
  • n-type MOSFET Metal-Oxide Semiconductor Field Effect Transistor
  • the PD 51 has, for example, a substantially square planar shape.
  • the PD 51 converts photons incident on the PD 51 into charges, and stores the charges in the storage node 52 which is the cathode. That is, the PD 51 generates pairs of electrons and holes in response to the incidence of photons of scintillation light generated by the scintillator plate 20, and stores the electrons in the storage node 52.
  • the PD 51 is a buried PD in which the storage node 52 is completely depleted when the charge is discharged by the reset of the PD 51. That is, the storage node 52 is connected to the power supply line 53 through the transfer Tr 55, the detection node 58, and the reset Tr 57, whereby electrons as charges accumulated in the storage node 52 are discharged to the power supply line 53.
  • the reset is performed, in the PD 51, all the electrons or holes as carriers are discharged, and the potential is fixed by only the fixed charge by the donor or the acceptor. At this time, even if a node having a potential deeper than the potential is connected to storage node 52, the potential of storage node 52 does not change.
  • the transfer Tr 55 transfers the charge stored in the storage node 52 to the detection node 58 according to the control from the row drive unit 60 that configures the drive circuit 36 of the light detection block 22 in FIG. 4.
  • the gate is connected to the detection node 58, the drain is connected to the power supply wiring 53, and the source is connected to the vertical signal line 63, and the load vertical is large according to the voltage of the detection node 58 applied to the gate.
  • the signal line 63 is driven.
  • the amplification Tr 56 forms a source follower with the constant current source 61 constituting the detection circuit 33 of FIG. 4, and transmits the voltage of the detection node 58 to the vertical signal line 63 with a gain of one.
  • the voltage transmitted to the vertical signal line 63 is output as a pixel signal read from the pixel 200 to the signal detection unit 62 that configures the detection circuit 33.
  • the reset Tr 57 has a gate connected to the row drive unit 60, a drain connected to the power supply wiring 53, and a source connected to the detection node 58, and discharging the charge accumulated in the detection node 58 to the power supply wiring 53. , Reset the detection node 58. Further, the reset Tr 57 discharges the charge stored in the storage node 52 to the power supply line 53 via the transfer Tr 55, thereby resetting (the storage node 52 of) the PD 51.
  • the detection node 58 is an FD (Floating Diffusion), accumulates the charge transferred from the PD 51 via the transfer Tr 55, and generates a voltage of an analog value according to the accumulated charge amount. This voltage is applied to the gate of the amplification Tr 56.
  • FD Floating Diffusion
  • the row drive unit 60 constitutes a drive circuit 36 (FIG. 4) and drives the transfer Tr 55 and the reset Tr 57.
  • the row drive unit 60 turns the electrons as the charge stored in the storage node 52 into the power supply wiring 53 via the transfer Tr 55 and the reset Tr 57. And the electrons as the charges accumulated in the detection node 58 are discharged to the power supply wiring 53 via the reset Tr 57.
  • the pixel 200 is reset (initialized) to a dark state before the PD 51 accumulates a charge, that is, to a state in which photons of scintillation light are not incident.
  • the row drive unit 60 transfers the charge accumulated in (the storage node 52 of) the PD 51 to the detection node 58 via the transfer Tr 55 by controlling only the transfer Tr 55 in the ON state.
  • the row drive unit 60 controls the reset transistor 57 only to turn on, thereby discharging the charge accumulated in the detection node 58 to the power supply wiring 53 via the reset transistor 57, and the charge amount of the detection node 58 Is initialized (the detection node 58 is reset).
  • the constant current source 61 and the signal detection unit 62 constitute a detection circuit 33.
  • the constant current source 61 is, for example, a MOSFET or the like, and flows a constant current to the vertical signal line 63.
  • the signal detection unit 62 performs A / D conversion or the like of the pixel signal read from the pixel 200 onto the vertical signal line 63.
  • the transfer Tr 55, the amplification Tr 56, and the reset Tr 57 are the pixel Tr 201 (FIG. 4).
  • the PD 51 photoelectrically converts scintillation light incident on the PD 51 for a predetermined exposure time after being reset, and accumulates the charge obtained by the photoelectric conversion. Then, in the pixel 200, after the exposure time has elapsed, the transfer Tr 55 is temporarily turned on to transfer the charge accumulated in the PD 51 to the detection node 55, and the pixel signal corresponding to the charge is vertical. It is read onto the signal line 63.
  • the feature of the embedded type PD 51 employed in the pixel 200 is that the storage node 52 and the detection node 58 which are the cathode do not perform capacitive coupling at the time of reading.
  • the parasitic capacitance of the detection node 58 is reduced, the conversion efficiency of photoelectric conversion of the PD 51 can be improved, and the sensitivity to the incidence of one photon can be improved.
  • the conversion efficiency does not deteriorate even if PD 51 is increased in size, the sensitivity per pixel 200 of the pixel 200 to the incident light having the same luminous flux density can be improved as the PD 51 is increased in size.
  • the pixel signal read out from the pixel 200 is attributed to the circuit that performs A / D conversion included in the amplification Tr 56 and the detection circuit 33 in the subsequent stage. Noise (readout noise).
  • the influence of the read noise on the pixel signal can be relatively reduced.
  • the PD 51 is made as large as possible within the range in which one electron can move due to drift, so that It is possible to realize the light detection block 22 as an ultra-high sensitivity detector that maximizes S / N (Signal to Noise ratio) and detects X-rays with ultra-high sensitivity.
  • the structure of the pixel 200 employing the embedded PD 51 having the fully depleted storage node 52 is significantly different from the structure of the PD used for existing imaging of X-ray transmission light.
  • the pixel 200 responds accurately to the incidence of a small number of photons, and can quickly output a pixel signal to the signal detection unit 62 via the vertical signal line 63.
  • the structure of the pixel 200 is similar to that of a pixel of a complementary metal oxide semiconductor (CMOS) image sensor used in a digital camera or the like, but the design concept is completely different.
  • CMOS complementary metal oxide semiconductor
  • the area of the PD 51 can be increased to easily increase the aperture ratio, and the number of the pixels 200 sharing the detection circuit 33 can be reduced to facilitate speeding up. That is, as described with reference to FIG. 4, one detection circuit 33 can be shared by a plurality of pixels 200. However, in the case where the area of the pixels 51 is increased, the detection circuit 33 is occupied. Since there is room in the area which can be done, the number of pixels 200 sharing one detection circuit 33 can be reduced. For example, when the size of the plane of the pixel 200 is 50 ⁇ m square, one detection circuit 33 can be allocated to one pixel 200 as described in FIG. 4. Furthermore, in this case, it is possible to realize a high frame rate such as, for example, 100,000 fps.
  • the area of the pixel 200 be, for example, 400 ⁇ m 2 or more.
  • the upper limit of the area of the pixel 200 is defined (restricted) by the movement of electrons in the embedded PD 51 due to the drift.
  • the n-type diffusion layer which is the cathode of PD 51, becomes the storage node 52 and electrons are stored, but with all polarities reversed, the p-type diffusion layer, which is the anode of PD 51 May be used as the storage node 52 to store holes.
  • FIG. 7 is a timing chart illustrating an example of the operation of the pixel 200 and the signal detection unit 26 (FIG. 6) of the detection circuit 33.
  • one detection circuit 33 is assigned to one pixel 200 in the light detection block 22, in each light detection block 22, all the pixels 200 operate simultaneously at the same time.
  • one detection circuit 33 is allocated to, for example, two pixels 200 and one detection circuit 33 and two pixels 200 are connected via the vertical signal line 63
  • a pass transistor for selecting the pixel 200 connected to the detection circuit 33 is provided between the pixel 200 and the vertical signal line 63. Then, two pixels 200 are alternately selected and connected to one detection circuit 33, and the detection circuit 33 is a pixel of the two pixels 200 that is connected to the detection circuit 33.
  • the A / D conversion of the pixel signal output by 200 is performed as described below.
  • the conversion and A / D conversion of the accumulation signal as a pixel signal corresponding to the electric charge accumulated in the PD 51 and transferred to the detection node 58 during the exposure time are performed.
  • the signal detection unit 62 subtracts the A / D conversion result of the reset signal from the A / D conversion result of the accumulated signal to perform CDS (Correlated Double Sampling) for canceling various noises, and the reset signal is generated.
  • the accumulated signal is output as the pixel value (digital value) of the read pixel 200.
  • the row drive unit 60 temporarily turns on the transfer Tr 55 at time t1. As the transfer Tr 55 is turned on, the charge stored in the storage node 52 of the PD 51 is transferred to the detection node 58.
  • the accumulation node 52 is in a floating state, and starts accumulation of new charge generated when light is incident on the PD 51.
  • the row drive unit 60 temporarily turns on the reset Tr 57.
  • the reset Tr 57 is turned on, the charge accumulated in the detection node 58 is discharged to the power supply line 53.
  • the potential of the detection node 58 is coupled to the gate of the reset Tr 57, falls somewhat from the reference potential, and becomes floating.
  • the FD which is the detection node 58, due to its capacity, an electric charge is generated which is significant noise called kTC noise.
  • the pixel signal corresponding to the charge stored in the detection node 58 is read out as the reset signal (first reading of the signal used for CDS), and the vertical signal line The signal is supplied to the signal detection unit 62 through 63.
  • the signal detection unit 62 performs A / D conversion of the reset signal supplied from the pixel 200 as described above.
  • the row drive unit 60 temporarily turns on the transfer Tr 55 as in the case of time t1.
  • the transfer Tr 55 is turned on, the charge stored in the storage node 52 of the PD 51 is transferred to the detection node 58.
  • the potential of detection node 58 is sufficiently deep, all electrons as charges stored in storage node 52 are transferred to detection node 58, and storage node 52 is fully depleted.
  • the accumulation node 52 is in a floating state, and starts accumulation of new charge generated when light is incident on the PD 51.
  • the detection node 58 the period from the time when the transfer Tr 55 is turned off at time t1 to the time when the transfer Tr 55 is turned off at time t3 is stored in the storage node 52 during the exposure time. Charge is transferred, and at the detection node 58, the voltage corresponding to the charge is maintained.
  • the charge stored in the storage node 52 during the exposure time is transferred from the storage node 52 to the detection node 58 via the transfer Tr 55.
  • the potential of detection node 58 falls by an amount corresponding to the charge transferred from storage node 52 as compared to before the charge is transferred from storage node 52, and the potential becomes shallow.
  • a pixel signal corresponding to the charge accumulated in the detection node 58 after the transfer Tr 55 is turned off at time t3 is read out as an accumulation signal (second read of a signal used for CDS), The signal is supplied to the signal detection unit 62 through the vertical signal line 63.
  • the signal detection unit 62 performs A / D conversion of the accumulation signal supplied from the pixel 200 as described above.
  • the signal detection unit 62 subtracts the A / D conversion result of the immediately preceding reset signal from the A / D conversion result of the accumulation signal to perform CDS.
  • the CDS eliminates (cancels) low frequency noise generated in the pixel 200 containing kTC noise and noise mixed in the accumulated signal (and reset signal) in A / D conversion, and enters the PD 51 during the exposure time.
  • the digital value of the pixel signal corresponding to the charge generated by the light can be obtained.
  • the charge of the PD 51 is accumulated, the reset signal and the accumulated signal are read from the pixel 200, and the A / D conversion (and the A / D conversion) of the reset signal and the accumulated signal read from the pixel 200 is performed.
  • the CDS) using the reset signal and the accumulation signal is repeated.
  • the output from the digital value output circuit 24 to the outside is pipelined and performed in parallel.
  • FIG. 8 is a diagram showing a configuration example of the detection circuit 33 of FIG.
  • the detection circuit 33 includes a constant current source 61, an amplifier circuit 70, and an A / D converter 80.
  • the amplifier circuit 70 and the A / D converter 80 constitute a signal detection unit 62.
  • the constant current source 61 is connected to the vertical signal line 63, and forms a source follower together with the amplification Tr 56 that constitutes the pixel 200 connected to the vertical signal line 63.
  • the amplifier circuit 70 includes a capacitor 71, an amplifier (op amp) 72, and a variable capacitor 73.
  • One end of the capacitor 71 is connected to the vertical signal line 63, and the other end of the capacitor 71 is connected to the input terminal of the amplifier 72. Therefore, the pixel signal (reset signal, storage signal) read from the pixel 200 is input to the amplifier 72 via the capacitor 71.
  • the input terminal of the amplifier 72 is connected to one end of the variable capacitor 73 in addition to the capacitor 71, and the output terminal of the amplifier 72 is connected to the other end of the variable capacitor 73.
  • the pixel signal read out from the pixel 200 on the vertical signal line 63 is amplified with a predetermined gain and output to the A / D converter 80.
  • the A / D converter 80 is a so-called single slope A / D converter, and includes capacitors 81 and 82, a comparator 83, and a counter 84.
  • the capacitors 81 and 82 are capacitors of the same capacitance for coupling, one end of the capacitor 81 is connected to the non-inverting input terminal (+) of the comparator 83, and one end of the capacitor 82 is the inverting input terminal of the comparator 83 (-)It is connected to the.
  • the pixel signal output from the amplifier circuit 70 is supplied to the other end of the capacitor 81. Therefore, the pixel signal output from the amplifier circuit 70 is supplied to the non-inverted input terminal (+) of the comparator 83 through the capacitor 81.
  • the other end of the capacitor 82 is connected to the reference signal line 85.
  • the reference signal line 85 is supplied with a reference signal output from the reference signal generation circuit 38 (FIG. 4). Therefore, the reference signal output from the reference signal generation circuit 38 is supplied to the inverting input terminal (-) of the comparator via the capacitor 82.
  • the comparator 83 compares the voltage as the pixel signal supplied to the non-inverted input terminal (+) with the voltage as the reference signal supplied to the inverted input terminal ( ⁇ ), and compares the comparison result with the counter 84 Supply.
  • the counter 84 starts to decrease the reference signal with a constant inclination according to the comparison result of the pixel signal (voltage as) and the reference signal (voltage as) from the comparator 83, and then the reference signal and the pixel signal A time until the magnitude relation is inverted is counted, and a count value representing the time is output as a result of A / D conversion of the pixel signal. That is, the counter 84 starts counting at the timing when the reference signal starts to decrease at a constant slope, and stops counting when the magnitude relationship between the reference signal and the pixel signal is inverted. The counter 84 outputs the count value when the counting is stopped as the A / D conversion result of the pixel signal.
  • the A / D conversion result of the reset signal is used as an initial value in the opposite direction to that in the A / D conversion of the reset signal.
  • a / D conversion of the accumulation signal and CDS can be performed simultaneously.
  • to count the count value as A / D conversion of the accumulation signal in the opposite direction to the case of A / D conversion of the reset signal means, for example, counting the count value in A / D conversion of the reset signal.
  • counting to decrement it means that counting is performed to increment the count value as A / D conversion of the accumulation signal.
  • the detection device 12 has an adjustment mechanism that variably adjusts the quantization width of the A / D conversion of the A / D converter 80.
  • the adjustment mechanism adjusts, for example, the quantization width of A / D conversion to a quantization width corresponding to a pixel signal of less than one electron, or a quantization width corresponding to a pixel signal of one or more electrons.
  • the X-ray irradiator 11 outputs low-dose X-rays
  • the scintillator plate 20 (FIG. 3) of the detector 12 has, for example, several hundred photons for one photon of X-rays.
  • the scintillation light is generated, and the scintillation light is dispersed and incident on the plurality of pixels 200. Therefore, even in the pixel 200 to which the scintillation light is incident, photons of the scintillation light incident on the pixel 200 are at several levels, and several electrons are generated as charges generated by the incidence of the scintillation light. It becomes.
  • the quantization width of A / D conversion corresponds to a pixel signal of less than one electron in order to accurately detect such pixel signals of several electrons (pixel signals corresponding to several electrons). Is adjusted to the desired quantization width.
  • the quantization width of A / D conversion is adjusted to a small quantization width corresponding to a pixel signal sufficiently smaller than, for example, a pixel signal of one electron. Then, A / D conversion of the pixel signal read from the pixel 200 is performed with the small quantization width.
  • the X-ray irradiator 11 outputs high-dose X-rays, scintillation light generated by a plurality of photons of the X-rays is incident on the pixel 200 and is generated by incidence of the scintillation light.
  • the maximum number of electrons as a charge is several thousand.
  • an amplifier circuit 70 can be employed as an adjustment mechanism (hereinafter, also referred to as a quantization width adjustment mechanism) that variably adjusts the quantization width of A / D conversion of the A / D converter 80.
  • an adjustment mechanism hereinafter, also referred to as a quantization width adjustment mechanism
  • the quantization width (hereinafter also referred to as a default quantization width) of A / D conversion of A / D converter 80 when there is no amplifier circuit 70 and the inclination of the reference signal is a predetermined inclination is, for example
  • the quantization width corresponding to the pixel signal of four electrons (hereinafter also referred to as the quantization width of four electrons).
  • the quantization width of A / D conversion of the pixel signal supplied to the A / D converter 80 via the amplifier circuit 70 is It is substantially adjusted to the quantization width of 4 electrons which is the default quantization width.
  • the quantization width of A / D conversion of the pixel signal supplied to the A / D converter 80 via the amplifier circuit 70 is substantially In other words, it is adjusted to a quantization width of 0.25 electrons, which is 1/16 of the quantization width of 4 electrons, which is the default quantization width.
  • both the quantization noise generated by A / D conversion quantization and the circuit noise of the A / D converter 80 are 1/16 compared to when using the default quantization width.
  • a mechanism other than the amplifier circuit 70 can be employed as the quantization width adjustment mechanism.
  • the quantization width adjustment mechanism for example, the reference signal generation circuit 38 can be adopted.
  • the A / D converter 80 is given a gain of 24 dB by adjusting the inclination at which the reference signal decreases to 1/16 of the default case, and the quantization width is substantially reduced. Can be adjusted to 1/16 of the default case.
  • variable gain amplifier for amplifying a pixel signal may be incorporated in the pixel 200, and the variable gain amplifier may be adopted as a quantization width adjustment mechanism.
  • a circuit 101 in which a switch and a capacitor are connected in series is connected to a detection node 58 which is an FD of the pixel 200, and the circuit 101 is adopted as a quantization width adjustment mechanism. it can.
  • the circuit 101 functions as a gain adjustment unit that adjusts the gain of the pixel signal supplied from the pixel 200 to the comparator 83 by turning on / off the switch.
  • a capacitor is connected to the detection node 58, thereby causing the pixel 200 to have a negative gain, and a quantization width substantially equal to that of the switch of the circuit 101. It can be adjusted to a larger value than when is off.
  • the detection device 12 can include a quantization width adjustment mechanism that adjusts the quantization width of A / D conversion of the A / D converter 80, and the A / D conversion mechanism can Low-cost, high-dose X-ray, by adjusting the quantization width of conversion to a quantization width corresponding to a pixel signal of less than one electron, or a quantization width corresponding to a pixel signal of one or more electrons And both low dose X-rays can be detected. That is, in each of the photon count mode and the integration mode, even if the detection circuit for detecting the X-ray is not provided for each pixel 200, the same detection circuit 33 can detect the X-ray.
  • the dynamic range can be realized by the detection device 12 capable of detecting an X-ray by a photon counting method.
  • the high sensitivity and high-speed response required for the photon counting method can be realized by reconfiguring the pixel technology, circuit technology, and lamination technology established in recent years with the CMOS image sensor. This can be achieved using scintillation light to realize a photon counting FPD apparatus.
  • the detection device 12 by increasing the sensitivity of the pixel 200, the dose of X-rays to be irradiated to the subject 1 can be significantly reduced without deteriorating the image quality of the X-ray projection image, or If the radiation dose is not reduced, the image quality of the X-ray projection image can be greatly improved.
  • the detection apparatus 12 as described above can be applied to, for example, an FPD apparatus that detects X-rays, which is used in the medical and security fields.
  • FIG. 9 is a view showing a first other example of a pixel which can be adopted for the pixel substrate 30 (FIG. 4).
  • a of FIG. 9 is a circuit diagram showing a configuration example of a pixel 310 as a first other example of a pixel that can be adopted for the pixel substrate 30, and B of FIG. 9 shows a configuration example of the pixel 310. It is a top view.
  • the PD 51 occupies most of the area of the pixel 200 in the plane of the pixel 200 (FIGS. 5 and 6).
  • the size (size) of the PD 51 is limited by the distance within which the electrons can move smoothly due to drift from the end of the PD 51 to the entrance of the transfer Tr 55.
  • the PD in order to allow electrons to move smoothly in the PD, the PD may be divided and provided as needed, that is, a plurality of PDs may be provided in the pixel. be able to. In the case of providing a plurality of PDs in a pixel, various variations occur in the circuit configuration and the layout of the pixel.
  • the moving distance of one of the electrons in the longitudinal direction or the lateral direction is greater than that of the square PD in which the moving distances of the electrons in the longitudinal direction and the lateral direction in the plane are equal.
  • the rectangular PD which is less than half the moving distance of the other electron, is easier to design the impurity concentration.
  • the pixels employed in the pixel substrate 30 are provided with a plurality of rectangular PDs to form a square pixel, or the pixels are provided with one rectangular PD to form a rectangular pixel. Can be configured.
  • the pixel 310 has two PDs 51a and 51b having an aspect ratio (longitudinal: horizontal) of about 2: 1, and as shown in B of FIG. 9, the two PDs 51a and 51b are arranged in the lateral direction. By arranging them side by side, they are configured in a square shape.
  • the pixel 310 includes PDs 51 a and 51 b, transfer Trs 55 a and 55 b, amplification Tr 56, reset Tr 57, and detection node 58.
  • the pixel 310 is common to the pixel 200 in FIG. 6 in that the pixel includes the amplification Tr 56, the reset Tr 57, and the detection node 58. However, the pixel 310 is different from the pixel 200 in FIG. 6 in that PDs 51 a and 51 b and transfer Trs 55 a and 55 b are provided instead of the PD 51 and the transfer Tr 55.
  • the PD 51a is connected to the detection node 58 via the transfer Tr 55a, and the PD 51b is connected to the detection node 58 via the transfer Tr 55b. Therefore, the charge stored in the PD 51a is transferred to the detection node 58 through the transfer Tr 55a, and the charge stored in the PD 51b is transferred to the detection node 58 through the transfer Tr 55b.
  • a combined charge which is a charge obtained by adding the charge stored in the PD 51a and the charge stored in the PD 51b is stored, and a pixel signal corresponding to the combined charge is output from the pixel 310 Be done.
  • the pixel Tr 59 can be disposed so as to be sandwiched between the PDs 51a and 51b.
  • the transfer Trs 55a and 55b, the amplification Tr 56, and the reset Tr 57 are the pixel Tr 59.
  • the shapes of the PDs 51a and 51b do not have to be perfect rectangles, and edge portions and the like may be deformed in accordance with the convenience of the layout.
  • a vertically-long or horizontally-long substantially rectangular shape whose long side is twice or more of the short side is referred to as a rectangle.
  • FIG. 10 is a view showing a second other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30 (FIG. 4).
  • FIG. 10 is a plan view showing a configuration example of a pixel 320 as a second other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • FIG. 10 is a plan view showing a configuration example of a pixel 320 as a second other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • the pixel 320 has four sub-pixels 321 with an aspect ratio of about 4: 1, and is configured in a square by arranging the four sub-pixels 321 in the horizontal direction.
  • the sub-pixel 321 is configured in the same manner as the pixel 200 (FIG. 6). However, the planar shape of the PD 51 is not a square but a rectangular with an aspect ratio of about 4: 1.
  • the pixel Tr 322 is disposed at the lower right.
  • the pixel Tr 322 corresponds to the transfer Tr 55, the amplification Tr 56, and the reset Tr 57 of the pixel 200 (FIG. 6).
  • the outputs of the pixel Trs 322 of the four sub-pixels 321 are connected to the vertical signal line 63, and the four sub-pixels 321 simultaneously perform the same operation.
  • the pixel signals read out by the pixel Tr 322 of each of the four sub pixels 321 are combined on the vertical signal line 63 and substantially averaged. Then, a signal obtained by the combination is supplied to the detection circuit 33 as a pixel signal of the pixel 320.
  • the pixel 310 of FIG. 9 and the pixel 320 of FIG. 10 have a plurality of rectangular PDs, in addition, as a pixel that can be adopted for the pixel substrate 30, for example, a rectangular shape having one rectangular PD. Pixels can be employed.
  • FIG. 11 is a view showing a third other example of the pixel that can be adopted for the pixel substrate 30 (FIG. 4).
  • FIG. 11 is a plan view showing a configuration example of a pixel substrate 30 having a pixel 330 as a third other example of a pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • FIG. 11 is a plan view showing a configuration example of a pixel substrate 30 having a pixel 330 as a third other example of a pixel that can be adopted for the pixel substrate 30.
  • the pixel substrate 30 is configured in the same manner as in FIG. 4 except that rectangular pixels 330 are provided instead of the square pixels 200.
  • Pixel 330 is configured similarly to pixel 200 (FIG. 6). However, the planar shape of the PD 51 is not a square but a rectangular with an aspect ratio of about 4: 1. The planar shape of the pixel 330 is rectangular as in the case of the PD 51.
  • rectangular pixels 330 are 8 ⁇ 2 in the pixel substrate 30 in FIG. 11. It is arranged by arrangement of a pixel.
  • the pixel Tr 201 reads a pixel signal, and the pixel signal is supplied to the detection circuit board 31 (FIG. 4) through the connection portion 211.
  • FIG. 12 shows the pixel of each pixel 300 obtained after A / D conversion of the pixel signal of the pixel 330 of the light detection block 22 in the photon count mode when the rectangular pixel 330 is formed on the pixel substrate 30. It is a top view which shows the example of a value (digital value of a pixel signal).
  • a region of a plurality of pixels 330 (for example, a region surrounded by a dotted line in the diagram) is used as a detection region as a detection region for detecting a peak of pixel values.
  • the position of the detection area where a peak equal to or greater than a predetermined value is obtained It is assumed that the data of the bright spot originating from the photon of the line, that is, the position and energy of the bright spot are output.
  • the long side of the pixel 330 is 100 ⁇ m and the short side is 25 ⁇ m, and a 300 ⁇ m square area, that is, an area of 12 ⁇ 3 pixels is adopted as a detection area.
  • the position of the center of the detection area (where the peak is obtained) is adopted as the position of the bright spot.
  • the spatial resolution in the horizontal direction (x coordinate) of the position of the bright spot becomes high at an interval of 25 ⁇ m equal to the short side of the pixel 330, but the vertical spatial resolution (y coordinate) of the position of the bright spot Become low (coarse) at intervals of 100 ⁇ m equal to the long sides of the pixels 330.
  • the y-coordinate Yc of the barycentric position of the detection area is It is desirable to adopt.
  • the y-coordinate Yc of the position of the center of gravity of the detection area can be obtained according to the above-mentioned equation (1).
  • the position of the center of the detection area can be adopted, or the x-coordinate Xc of the position of the center of gravity of the detection area can be adopted.
  • a 300 ⁇ m square area is adopted as a detection area, but as the detection area, for example, an area of 4 ⁇ 1 pixels which is a smaller 100 ⁇ m square area, or 1 An area of a pixel or the like can be adopted.
  • the position of the bright spot determined using the small area as the detection area is detected 300 ⁇ m square
  • the position of the center of gravity of the detection area of 300 ⁇ m square can be obtained, and the y-coordinate Yc of the position of the center of gravity can be finally obtained as the y-coordinate in the vertical direction of the position of the bright spot.
  • the horizontal x coordinate of the position of the bright spot is adopted as the detection area.
  • bright spots should be detected by any algorithm other than detection by scanning the detection area and detecting the peak of the sum of pixel values (digital values of pixel signals) in the detection area. Can.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining an outline of an example of a method of manufacturing the light sensor substrate 21 of the detection device 12.
  • the manufacturing apparatus (not shown) of the detection apparatus 12 manufactures a plurality of plural light detection blocks 22 as an array on a silicon wafer W1 as a first semiconductor substrate according to a semiconductor manufacturing process. Further, the manufacturing apparatus tests the light detection block 22 on the silicon wafer W1, and cuts out the individual pieces of the light detection block 22 from the silicon wafer W1.
  • the manufacturing apparatus manufactures the photosensor substrate 21 as a second semiconductor substrate on which the output circuit 24 and the timing control circuit 25 are formed.
  • the manufacturing apparatus mounts the individual pieces of the light detection block 22 determined to be non-defective in an array on the light sensor substrate 21 on which the output circuit 24 and the timing control circuit 25 are formed. And the light detection block 22 are electrically connected via a through silicon via (TSV) to complete the light sensor substrate 21.
  • TSV through silicon via
  • the light detection block 22 is manufactured and tested separately from the light sensor substrate 21, and only the non-defective light detection block 22 is selected and mounted on the light sensor substrate 21.
  • the detection device 12 with a large area can be manufactured with good yield.
  • FIG. 14 is an overhead view showing a configuration example of another embodiment of the X-ray imaging apparatus to which the radiation detection apparatus of the present technology is applied.
  • an X-ray imaging apparatus 400 includes an X-ray irradiation apparatus 11 and a detection apparatus 401.
  • the X-ray imaging apparatus 400 is common to the X-ray imaging apparatus 10 of FIG. 1 in that the X-ray irradiation apparatus 11 is included.
  • the X-ray imaging apparatus 400 differs from the X-ray imaging apparatus 10 in that a detection apparatus 401 is provided instead of the detection apparatus 12.
  • the X-ray irradiator 11 and the detector 401 are disposed to face each other across the subject 1.
  • the detection device 401 is, for example, an FPD device that detects X-rays, and X-rays (photons of X-rays) generated by the X-ray irradiation device 11 and transmitted through the subject 1 To generate a two-dimensional projection image corresponding to the X-ray.
  • the X-ray imaging apparatus 400 has a transmission imaging mode and a tomographic imaging mode as imaging modes.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view showing a configuration example of the detection device 401. As shown in FIG.
  • the detection device 401 is configured by arranging a plate-shaped scintillator plate 410, an FOP (Fiber Optic Plate) 420, and an optical sensor substrate 430 in that order from the X-ray incident side (X-ray light receiving surface side). Ru.
  • the scintillator plate 410 is a cell-type scintillator in which a plurality of scintillator cells 411 are separated by the barrier ribs 412 and arranged two-dimensionally in an array.
  • the scintillator plate 410 is configured such that one or more predetermined number of pixels 200 included in the light sensor substrate 430 are assigned to one scintillator cell 411.
  • the scintillator cell 411 is mainly composed of, for example, a polycrystalline scintillator thin film made of GOS (gadolinium oxysulfide) of a columnar crystal.
  • GOS gallium oxysulfide
  • the X-rays incident on the scintillator cell 411 are converted into scintillation light which is visible light.
  • the scintillation light converted by the scintillator cell 411 is received by the pixel 200 assigned to the scintillator cell 411.
  • the partition walls 412 are formed (in such a manner as to surround each scintillator cell 411) to respectively isolate the plurality of scintillator cells 411 arranged two-dimensionally in an array. Since the scintillator cell 411 is isolated by the partition wall 412, the bright spot caused by the photon of the X-ray, that is, the bright spot by the scintillation light converted by the scintillator cell 411 is converted into scintillation by the other scintillator cell 411 The overlapping with the bright spot by the light is prevented.
  • the planar shape of the scintillator cell 411 is substantially rectangular, and the size of the planar shape of the scintillator cell 411 may be, for example, about 80 ⁇ m square. Further, as the film thickness of the scintillator cell 411, for example, about 150 ⁇ m can be adopted.
  • the thickness of the partition wall 412 (the interval between adjacent scintillator cells 411 among the plurality of scintillator cells 411 arranged two-dimensionally in an array).
  • the FOP 420 is, for example, an optical device in which lead glass optical fibers are bundled, and blocks X-rays incident through the scintillator plate 410.
  • the FOP 420 suppresses damage to the photosensor substrate 430 due to the incidence of X-rays.
  • FOP420 can be provided also in the detection apparatus 12 (FIG. 3).
  • the photosensor substrate 430 is configured in the same manner as the photosensor substrate 21 shown in FIG. Therefore, the light sensor substrate 430 includes the light detection unit 23, the output circuit 24, and the timing control circuit 25 of FIG. 3, which are not illustrated in FIG.
  • the light detection unit 23 is configured by arranging a plurality of light detection blocks 22 two-dimensionally in an array as shown in FIG. 3, and the light detection block 22 has pixels as shown in FIG. A pixel substrate 30 having 200 and the like, and a detection circuit substrate 31 having the detection circuit 33 and the like are stacked.
  • the size of the planar shape of the pixels 200 provided in the photosensor substrate 430 is, for example, about 40 ⁇ m square. It can be adopted.
  • each scintillator cell 411 four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels are allocated to each scintillator cell 411, but the pixels 200 allocated to each scintillator cell 411 are 2 ⁇ 2 pixels.
  • the number is not limited to four, and, for example, one pixel, 3 ⁇ 3 pixels, 2 ⁇ 3 pixels, etc. can be adopted.
  • four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels are allocated to each scintillator cell 411 unless otherwise specified.
  • 16 is a plan view showing an example of the pixel value (digital value of pixel signal) of each pixel 200 obtained after A / D conversion of the pixel signal of the pixel 200 of the light detection block 22 in the detection device 401 of FIG. It is.
  • the darker part indicates that the pixel value is smaller, and the lighter part indicates that the pixel value is larger.
  • FIG. 16 shows the pixel value (digital value of the pixel signal) of each pixel 200 in a unit time of imaging, that is, an exposure time of imaging of a projected image of one frame when imaging is performed in the photon count mode. ing.
  • a detection device that does not have a structure in which the scintillator cells 411 are separated by the partition wall 412 like the scintillator plate 410 and that employs a scintillator plate that generates scintillation light at an arbitrary position is referred to as a non-cell type detection device.
  • the non-cell type detection device When the dose of X-rays is high, the number of photons of X-rays increases and the number of bright spots resulting from the photons of X-rays increases. Therefore, when the dose of X-rays is made high, the non-cell type detection device has a high possibility that the bright spots (areas of the bright spots) overlap, and when the bright spots overlap, detecting the X-rays, ie, It becomes difficult to determine the incident position of (the photons of) individual X-rays incident on the non-cell detector.
  • the position of the bright spot (of the X-ray) Is limited within the range of the scintillator cell 411 (four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels). Therefore, even when high dose X-rays are used, X-rays can be accurately detected as long as at most one photon of X-rays is incident on one scintillator cell 411.
  • the detection device 401 since the bright spot due to the photon of the X-ray is limited within the range of the scintillator cell 411, the bright spot due to the photon of the X-ray incident on a certain scintillator cell 411 It is prevented that the luminescent spot resulting from the photon of the X-ray which entered into the other scintillator cell 411 overlaps. Therefore, in the detection apparatus 401, as long as one photon of X-rays is incident on at most one scintillator cell 411, photons of individual X-rays incident can be detected accurately.
  • the detection device 401 can detect individual X-rays (photons of) for X-rays of a high dose of about 10 times the dose used in the non-cell type detection device. Then, when using a high dose of about 10 times the dose used in the non-cell type detection device in the detection device 401, the imaging time of the projection image is shortened to about 1/10 of that of the non-cell type detection device It is possible to obtain a captured image in a short time.
  • the medical examination time can be shortened.
  • FIG. 17 is a plan view for explaining compression in the logic compression circuit 34 of the light detection block 22 of the light sensor substrate 430 in the detection device 401 of FIG.
  • FIG. 17 similarly to FIG. 4, a plan view of each of the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31 is shown, not a state in which the pixel substrate 30 and the detection circuit substrate 31 are stacked.
  • each scintillator cell 411 As shown in FIG. 17, in the detection device 401, four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels are allocated to each scintillator cell 411.
  • the scintillator cell 411 When (a photon of) X-rays enter a certain scintillator cell 411, the scintillator cell 411 emits scintillation light. Scintillation light emitted from the scintillator cell 411 is received by one or more of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels allocated to the scintillator cell 411, and a pixel signal corresponding to the light reception amount of the scintillation light is The detection circuit 33 performs A / D conversion to digital values. The digital value of the pixel signal obtained by the detection circuit 33 is supplied to the logic compression circuit 34.
  • the logic compression circuit 34 compresses the digital value of the pixel signal from the detection circuit 33.
  • the bright spot due to the photon of the X-ray incident on the scintillator cell 411 is limited within the range of the scintillator cell 411.
  • compression of digital values of pixel signals can be performed with four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels assigned to one scintillator cell 411 as one unit.
  • the logic compression circuit 34 adds the digital values of the pixel signals of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels of 1 unit, and makes the resultant addition value the pixel value of 1 unit. Output.
  • the digital value of the pixel signal of one pixel 200 is 10 bits
  • the digital value of the pixel signal of one unit that is, the pixel signal of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels
  • X 10 (bits) 40 bits are compressed to 12 bit pixel values.
  • the logic compression circuit 34 detects the pixel 200 having the largest digital value of the pixel signal among four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels of one unit allocated to the scintillator cell 411. Then, the logic compression circuit 34 selects the position of the pixel 200 having the largest digital value among the positions of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels in one unit as the incident position (of photon) of X-ray, The position information of 2 bits representing the incident position of the X-ray at the position of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels of one unit is output. As a result, the logic compression circuit 34 compresses the positions of four pixels 200 of 2 ⁇ 2 pixels, so to speak, to the position of one pixel 200.
  • the logical compression circuit 34 can reduce the data amount of data to be a projected image output from the detection device 401, and can output, for example, data to be a projected image of one frame in a short time. Therefore, high-speed imaging can be performed to obtain a projection image of radiation in a short time.
  • any compression can be performed in addition to or in place of the above-described compression.
  • threshold processing is performed in the logic compression circuit 34 as described in FIG.
  • the digital value of the pixel signal of many pixels 200 will be zero by assuming that it is dark (zero).
  • any compression can significantly reduce the amount of data and data can be output in a shorter time, so any compression can be performed in the logic compression circuit 34. Doing is extremely effective.
  • compression of the digital value of the pixel signal is performed inside the photosensor substrate 430, but compression of the digital value of the pixel signal may be performed outside the photosensor substrate 430. .
  • the scintillator cell 411 is isolated by the partition wall 412, the bright spot caused by the photon of the X-ray, that is, the bright spot by the scintillation light converted by the scintillator cell 411 Can be prevented from overlapping with the bright spot by the scintillation light converted by the scintillator cell 411.
  • the detection apparatus 401 can accurately detect photons of individual X-rays incident as long as one photon of X-rays is incident on at most one scintillator cell 411 can do.
  • the detection device 401 can use a higher dose than the non-cell type detection device, and can obtain a projection image of radiation in a short time.
  • the data amount of data to be a projected image output from the detecting device 401 is reduced, for example, a projected image of one frame Can be output in a short time. Therefore, high-speed imaging can be performed to obtain a projection image of radiation in a short time.
  • FIG. 18 is a block diagram for explaining a configuration example of an X-ray imaging system to which the technology according to the present disclosure can be applied.
  • the X-ray imaging system 500 includes a control device 510, an imaging device 511, an X-ray generator 512, an X-ray tube 513, a display unit 514, an operation unit 515, and an AC / DC converter 523.
  • the X-ray imaging system 500 is, for example, a cycle car, a C-arm, a CT imaging system, or the like.
  • Control device 510 executes control of the entire system.
  • the control device 510 includes a synchronization control unit 516, an amplifier setting unit 517, a photographing condition setting unit 518, an image processing unit 519, and a display control unit 520.
  • the imaging condition setting unit 518 instructs the imaging device 511 and the X-ray generation device 512 to perform imaging conditions based on the operation unit 515 or an order input from the outside.
  • the synchronization control unit 516 performs synchronization control to synchronize X-ray irradiation of the X-ray tube 513 and X-ray reception and readout of the imaging device 511 in response to pressing of an irradiation switch (not shown).
  • the synchronization control is performed, for example, by transmitting pulse signals to the imaging device 511 and the X-ray generator 512.
  • the X-ray generator 512 generates X-rays from the X-ray tube 513 at a predetermined timing.
  • the photographed image obtained by the photographing device 511 is sent to the control device 510 by the generated X-ray.
  • the photographed image is displayed on the display unit 514 by the display control unit 520 after predetermined processing by the image processing unit 519.
  • the output of the image is continuously repeated plural times under the control of the control device 510, so that the moving image shooting is performed, and the still image shooting is performed by the single shooting.
  • the amplifier setting unit 517 performs setting for controlling the activation timing of the pixel amplifier included in the image sensor of the imaging device 511.
  • the pixel amplifier is set to drive when sending an electrical signal generated by the photoelectric conversion element to the sample and hold circuit, and not to drive in other cases. Furthermore, the activation timing of the amplifier is set individually for each partial area of the image sensor.
  • the setting related to the control of the pixel amplifier is performed by at least one of an input from the operation unit 515, reception of information from an external device, and setting information stored in a memory (not shown) in the control device 510.
  • the imaging device 511 mainly includes an image sensor 111 and an imaging control unit 522 that controls the sensor.
  • the imaging device 511 is, for example, a flat panel detector or an X-ray detector used for X-ray imaging. An X-ray is converted into visible light by a phosphor (not shown), and the visible light is received by the image sensor 521 to generate an electric charge, thereby obtaining an X-ray image according to the dose distribution of the X-ray reaching the imaging device 511 be able to.
  • the example of the X-ray imaging system 500 to which the technology according to the present disclosure can be applied has been described above.
  • the technique according to the present disclosure may be applied to the imaging device 511 in the configurations described above.
  • the detection devices 12 and 401 can be applied to the imaging device 511.
  • a projection image of radiation can be obtained in a short time.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view showing a configuration example of a solid-state imaging device that can be applied to the technology according to the present disclosure.
  • a PD (photodiode) 20019 receives incident light 20001 incident from the back surface (upper surface in the drawing) side of the semiconductor substrate 20018.
  • a planarizing film 20013 is provided above the PD 20019, and incident light 20001 incident through the planarizing film 20013 is received by the light receiving surface 20017 to perform photoelectric conversion.
  • the n-type semiconductor region 20000 is formed as a charge storage region for storing charges (electrons).
  • the n-type semiconductor region 20020 is provided inside the p-type semiconductor regions 20016 and 20041 of the semiconductor substrate 20018.
  • a p-type semiconductor region 20041 having a higher impurity concentration than the back surface (upper surface) side is provided.
  • the PD 20019 has a hole-accumulation diode (HAD) structure, and a p-type semiconductor is formed to suppress generation of dark current at each interface between the upper surface side and the lower surface side of the n-type semiconductor region 20020. Regions 20016 and 20041 are formed.
  • HAD hole-accumulation diode
  • a pixel separation portion 20030 that electrically separates the plurality of pixels 20010 is provided, and in the region divided by the pixel separation portion 20030, a PD 20019 is provided.
  • the pixel separation unit 20030 is formed in a lattice shape so as to be interposed between a plurality of pixels 20010, for example. It is formed in the area divided by.
  • each PD 20019 the anode is grounded, and in the solid-state imaging device, the signal charge (for example, electrons) stored in the PD 20019 is read out via a transfer Tr (MOS FET) or the like (not shown) and is used as an electrical signal It is output to VSL (vertical signal line) not shown.
  • MOS FET MOS FET
  • the wiring layer 20050 is provided on the surface (lower surface) of the semiconductor substrate 20018 opposite to the rear surface (upper surface) on which the light shielding film 20014 is provided.
  • the wiring layer 20050 includes a wiring 20051 and an insulating layer 20052, and in the insulating layer 20052, the wiring 20051 is formed to be electrically connected to each element.
  • the wiring layer 20050 is a layer of a so-called multilayer wiring, and is formed by alternately laminating an interlayer insulating film forming the insulating layer 20052 and the wiring 20051 a plurality of times.
  • a wiring for reading a charge from the PD 20019 such as a transfer Tr or a wiring for Tr such as VSL is stacked via the insulating layer 20052.
  • a supporting substrate 20061 is provided on the surface of the wiring layer 20050 opposite to the side on which the PD 20019 is provided.
  • a substrate made of a silicon semiconductor with a thickness of several hundred ⁇ m is provided as the supporting substrate 20061.
  • the light shielding film 20014 is provided on the side of the back surface (upper surface in the drawing) of the semiconductor substrate 20018.
  • the light shielding film 20014 is configured to shield a part of the incident light 20001 directed from the upper side of the semiconductor substrate 20018 to the back surface of the semiconductor substrate 20018.
  • the light shielding film 20014 is provided above the pixel separating portion 20030 provided inside the semiconductor substrate 20018.
  • the light shielding film 20014 is provided so as to protrude in a convex shape on the back surface (upper surface) of the semiconductor substrate 20018 via the insulating film 20015 such as a silicon oxide film.
  • the light shielding film 20014 is not provided but opened so that the incident light 20001 is incident on the PD 20019 above the PD 20019 provided inside the semiconductor substrate 20018.
  • the planar shape of the light shielding film 20014 is lattice-like, and an opening through which incident light 20001 passes to the light receiving surface 20017 is formed.
  • the light shielding film 20014 is formed of a light shielding material that shields light.
  • the light shielding film 20014 is formed by sequentially stacking a titanium (Ti) film and a tungsten (W) film.
  • the light shielding film 20014 can be formed, for example, by sequentially laminating a titanium nitride (TiN) film and a tungsten (W) film.
  • the light shielding film 20014 is covered with a planarization film 20013.
  • the planarization film 20013 is formed using an insulating material which transmits light.
  • the pixel separating unit 20030 includes a groove 20031, a fixed charge film 20032, and an insulating film 20033.
  • the fixed charge film 20032 is formed on the side of the back surface (upper surface) of the semiconductor substrate 20018 so as to cover the groove portion 20031 partitioning the plurality of pixels 20010.
  • fixed charge film 20032 is provided to cover the inner surface of groove portion 20031 formed on the back surface (upper surface) side in semiconductor substrate 20018 with a constant thickness.
  • an insulating film 20033 is provided (filled) so as to fill the inside of the groove portion 20031 covered with the fixed charge film 20032.
  • the fixed charge film 20032 uses a high dielectric material having a negative fixed charge so that a positive charge (hole) storage region is formed at the interface with the semiconductor substrate 20018 and generation of dark current is suppressed. It is formed. Since the fixed charge film 20032 is formed to have negative fixed charge, an electric field is applied to the interface with the semiconductor substrate 20018 by the negative fixed charge, and a positive charge (hole) storage region is formed.
  • the fixed charge film 20032 can be formed of, for example, a hafnium oxide film (HfO 2 film).
  • the fixed charge film 20032 can be formed to include at least one of other oxides such as hafnium, zirconium, aluminum, tantalum, titanium, magnesium, yttrium, and lanthanoid elements.
  • the solid-state imaging device as described above can be applied to the detection device 12 and the light detection block 22 of the detection device 401.
  • the present technology detects arbitrary radiation such as alpha rays in addition to X-rays. It can be applied to the device.
  • the present technology can be applied to, for example, detection of cosmic rays, scientific measurement, industrial CT, X-ray inspection provided for security, and the like.
  • a scintillator that emits scintillation light in response to the incidence of radiation;
  • a pixel substrate on which a plurality of pixels that photoelectrically convert the scintillation light and output pixel signals according to the light amount of the scintillation light are arranged in an array;
  • a detection circuit substrate having an A / D conversion unit for A / D (Analog to Digital) conversion of the pixel signal, and laminated on the pixel substrate;
  • a compression unit that compresses digital data output from the A / D conversion unit.
  • the scintillator is a cell-type scintillator in which a plurality of scintillator cells are separated by a partition wall and arranged in an array.
  • the radiation detection apparatus wherein one or more pixels are assigned to each scintillator cell.
  • the radiation detection apparatus according to ⁇ 2>, wherein the compression unit compresses the digital data of the two or more pixels assigned to the scintillator cell by adding the digital data.
  • ⁇ 5> Two or more pixels are assigned to each scintillator cell, The compression unit compresses the digital data of the two or more pixels assigned to the scintillator cell by adding the compressed data, and the position of the two or more pixels assigned to the scintillator cell is compressed.
  • ⁇ 6> The radiation detection apparatus according to any one of ⁇ 1> to ⁇ 5>, wherein a plurality of light detection blocks configured by stacking the pixel substrate and the detection circuit substrate are arranged in an array.
  • the light detection block includes the compression unit.
  • ⁇ 8> Forming a plurality of the light detection blocks on a first semiconductor substrate; Cutting out the individual pieces of the light detection block from the first semiconductor substrate;
  • the radiation detection apparatus according to ⁇ 6> or ⁇ 7> which is manufactured by arranging a plurality of pieces of the light detection block in an array on a second semiconductor substrate.
  • ⁇ 10> The radiation detection device according to any one of ⁇ 1> to ⁇ 9>, wherein the pixel has a substantially rectangular planar shape, and a long side has a PD (Photodiode) that is twice or more that of the short side.
  • PD Photodiode
  • ⁇ 11> The radiation detection device according to ⁇ 10>, wherein the pixel has a substantially rectangular planar shape and a plurality of PDs each having a long side twice or more the short side.
  • the radiation detection apparatus according to any one of ⁇ 1> to ⁇ 11>, further including a mechanism.
  • the A / D conversion unit A comparator that compares a reference signal that changes at a predetermined slope with the pixel signal and outputs a comparison result of the reference signal and the pixel signal; And a counter that counts a time until the magnitude relationship between the reference signal and the pixel signal is inverted according to the comparison result, and outputs a count value.
  • the radiation detection apparatus including, as the adjustment mechanism, a gain adjustable amplifier that amplifies the pixel signal supplied to the comparator.
  • the A / D conversion unit A comparator that compares a reference signal that changes at a predetermined slope with the pixel signal and outputs a comparison result of the reference signal and the pixel signal; And a counter that counts a time until the magnitude relationship between the reference signal and the pixel signal is inverted according to the comparison result, and outputs a count value.
  • the radiation detection apparatus including a reference signal generation unit that can adjust the inclination of the reference signal, which generates the reference signal, as the adjustment mechanism.
  • the A / D conversion unit A comparator that compares a reference signal that changes at a predetermined slope with the pixel signal and outputs a comparison result of the reference signal and the pixel signal; And a counter that counts a time until the magnitude relationship between the reference signal and the pixel signal is inverted according to the comparison result, and outputs a count value.
  • the radiation detection apparatus according to ⁇ 12>, wherein the pixel includes, as the adjustment mechanism, a gain adjustment unit configured to adjust a gain of the pixel signal supplied to the comparator.
  • Reference Signs List 1 object 10 X-ray imaging device, 11 X-ray irradiation device, 12 detection device, 20 scintillator plate, 21 light sensor substrate, 22 light detection block, 23 light detection unit, 24 output circuit, 25 timing control circuit, 30 pixel Board, 31 detection circuit board, 32 connections, 33 detection circuits, 34 logic compression circuits, 35 horizontal transfer circuits, 36 drive circuits, 37 logic control circuits, 38 reference signal generation circuits, 51, 51a, 51b PD, 52 storage nodes , 53 power supply wiring, 55, 55a, 55b transfer Tr, 56 amplification Tr, 57 reset Tr, 58 detection node (FD), 59 pixel Tr, 60 row driver, 61 constant current source, 62 signal detector, 63 vertical signal Wire, 70 amp circuit, 7 Reference Signs List 1 capacitor, 72 amplifier, 73 variable capacitor, 80 A / D converter, 81, 82 capacitor, 83 comparator, 84 counter, 85 reference signal line, 101 circuit, 200 pixel, 201 pixel Tr, 211 connection portion,

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Abstract

本技術は、放射線の投影画像を短時間で得ることができるようにする放射線検出装置に関する。 放射線検出装置は、放射線の入射に応じてシンチレーション光を発するシンチレータと、シンチレーション光を光電変換し、シンチレーション光の光量に応じた画素信号を出力する複数の画素がアレイ状に配置された画素基板と、画素信号をA/D(Analog to Digital)変換するA/D変換部を有し、画素基板に積層された検出回路基板と、A/D変換部から出力されるディジタルデータを圧縮する圧縮部とを備える。本技術は、例えば、X線を検出することにより撮像するX線撮像装置等に適用することができる。

Description

放射線検出装置
　本技術は、放射線検出装置に関し、特に、例えば、放射線の投影画像を短時間で得ることができるようにする放射線検出装置に関する。
　X線の光子の１つ１つを個別に検出し、特定のエネルギ範囲のX線の光子の個数を、画素ごとにカウントすることで、X線の投影画像を生成するフォトンカウンティング方式のFPD(Flat Panel Detector)装置が提案されている（例えば、特許文献１）。
特開2017-020912号公報
　現在、放射線の投影画像を短時間で得ることが要請されている。
　本技術は、このような状況に鑑みてなされたものであり、放射線の投影画像を短時間で得ることができるようにするものである。
　本技術の放射線検出装置は、放射線の入射に応じてシンチレーション光を発するシンチレータと、前記シンチレーション光を光電変換し、前記シンチレーション光の光量に応じた画素信号を出力する複数の画素がアレイ状に配置された画素基板と、前記画素信号をA/D(Analog to Digital)変換するA/D変換部を有し、前記画素基板に積層された検出回路基板と、前記A/D変換部から出力されるディジタルデータを圧縮する圧縮部とを備える放射線検出装置である。
　本技術の放射線検出装置においては、画素基板には、前記シンチレーション光を光電変換し、前記シンチレーション光の光量に応じた画素信号を出力する複数の画素がアレイ状に配置されている。検出回路基板は、前記画素信号をA/D(Analog to Digital)変換するA/D変換部を有し、前記画素基板に積層されている。そして、圧縮部では、前記A/D変換部から出力されるディジタルデータが圧縮される。
　なお、放射線検出装置は、独立した装置であっても良いし、１つの装置を構成している内部ブロックであっても良い。
　本技術によれば、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　なお、ここに記載された効果は必ずしも限定されるものではなく、本開示中に記載されたいずれかの効果であってもよい。
本技術の放射線検出装置を適用したX線撮像装置の一実施の形態の構成例を示す俯瞰図である。 透過撮像モード及び断層撮像モードそれぞれの場合のX線撮像装置１０の状態の例を示す図である。 検出装置１２の構成例を示す平面図である。 光検出ブロック２２の構成例を示す平面図である。 フォトンカウントモードにおいて、光検出ブロック２２の画素２００の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素２００の画素値の例を示す平面図である。 画素２００の構成例を示す回路図である。 画素２００及び検出回路３３の信号検出部２６（図６）の動作の例を説明するタイミングチャートである。 検出回路３３の構成例を示す図である。 画素基板３０に採用し得る画素の第１の他の例を示す図である。 画素基板３０に採用し得る画素の第２の他の例を示す図である。 画素基板３０に採用し得る画素の第３の他の例を示す図である。 フォトンカウントモードにおいて、光検出ブロック２２の画素３３０の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素３００の画素値の例を示す平面図である。 検出装置１２の光センサ基板２１の製造方法の例の概略を説明する図である。 本技術の放射線検出装置を適用したX線撮像装置の他の一実施の形態の構成例を示す俯瞰図である。 検出装置４０１の構成例を示す断面図である。 検出装置４０１において、光検出ブロック２２の画素２００の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素２００の画素値の例を示す平面図である。 検出装置４０１において、光センサ基板４３０が有する光検出ブロック２２の論理圧縮回路３４での圧縮について説明する平面図である。 本開示に係る技術を適用し得るX線撮影システムの構成例を説明するブロック図である。 本開示に係る技術に適用し得る固体撮像装置の構成例を示す断面図である。
　例えば、医療分野においては、X線を照射することによって投影される投影画像を動画や静止画としてモニタするX線医療撮像装置が活用されている。X線医療撮像装置は、X線の発生部であるX線管と、被検体を挟んで、X線管に対向する位置に配置されたX線の検出装置（X線検出装置）としてのFPD装置とを含んで構成される。
　X線医療撮像装置には、低被爆化への対応とともに、X線の投影画像の画質の向上が求められている。さらに、X線医療撮像装置は、コーンビームCT(Computed Tomography)や、トモシンセシス等の断層の画像（断層画像）を撮像する断層撮像機能を有することがあり、断層撮像機能を有するX線医療撮像装置では、FPD装置が、X線の検出装置として使用される。
　X線の検出装置としてのFPD装置において、X線を検出する検出面は、X線の入射に応じて蛍光（シンチレーション光）を発するシンチレータプレートと、光（ここでは、シンチレーション光）に応じて光電変換を行うPD(Photodiode)を有する画素のアレイ（画素アレイ）とで構成される。
　FPD装置の各画素においては、X線がシンチレータプレートに照射されることに応じて生じるシンチレーション光が、PDによって電荷に変換される。PDの電荷に対応する電気信号としての画素信号は、画素が内蔵する画素Tr（トランジスタ）を含む読み出し回路によって読み出され、A/D変換器によりディジタル値に変換されて、X線の照射量（透過量）として検出される。
　画素信号の読み出しは、静止画の投影画像を得る撮像では、例えば、１回～数回行われ、動画の投影画像を得る撮像では、１秒間に１０回ないし３０回程度の頻度で実施される。FPD装置では、各画素のPDに、多数のX線によるシンチレーション光に対応する電荷が積分的に蓄積され、その電荷に対応する画素信号が画素ごとに読み出される。そして、各画素の画素信号が、その画素に入射する、被検体を透過したX線である透過X線の光量に比例するとみなして、投影画像が生成される。
　以上のように、画素から、PDに積分的に蓄積された電荷に対応する画素信号を読み出して、投影画像を生成する、いわば積分方式のFPD装置には、ノイズの蓄積の問題がある。
　すなわち、シンチレータプレートの発光量は、X線のエネルギにほぼ比例し、また、シンチレータプレート自身は、発光ばらつきを有する。X線管が発するX線のエネルギには、スペクトルの幅があり、そのX線のスペクトルごとのエネルギのばらつきとシンチレータプレートの発光ばらつきとは、X線の入射ごとに発生する。そして、画素のPDには、X線のエネルギのばらつき及びシンチレータプレートの発光ばらつきが、ノイズとして蓄積されていく。画素では、X線のエネルギのばらつき及びシンチレータプレートの発光ばらつきに起因するノイズに、画素そのものが発する読み出しノイズが追加されたノイズが、画素から読み出された画素信号のノイズとして、投影画像に反映される。
　さらに、X線管が、幅の広いエネルギスペクトルを有するX線を発する場合、低エネルギのX線と高エネルギのX線とでは、物質の透過率が異なるため、その透過率が異なることに起因して、投影画像のぼけが発生するビームハードニングと呼ばれる現象が生じる。
　また、散乱して位置情報を失ったX線が、積分方式のFPD装置に入射した場合、そのX線は、投影画像にとって、ノイズになる。
　以上のような積分方式のFPD装置に生じるノイズの蓄積の問題を克服するFPD装置として、X線の光子の１つ１つを個別に検出し、特定のエネルギ範囲のX線の光子の個数を、画素ごとにカウントすることで、X線の投影画像を生成するフォトンカウンティング方式のFPD装置が提案されている。
　フォトンカウンティング方式のFPD装置では、X線の１光子が発する微弱な信号の１つ１つを捉える必要があるため、画素には、極めて高い感度と高速な応答性とが要求される。そのため、フォトンカウンティング方式のFPD装置を実現するための試みでは、シンチレータプレートを用いてX線を間接的に電荷に変換する間接変換ではなく、CdTeやCZTに代表される特殊な半導体材料を用いてX線を直接的に電荷に変換する直接変換が想定されている。
　例えば、CZT結晶が個々のX線の入射により発生する電荷を、CZT結晶の下層に画素ごとに配置したシリコン検出器を用いて検出し、コンパレータで閾値と比較しながら、一定範囲の大きさの電荷（に対応する信号）を、カウンタによってカウントしていくフォトンカウンティング方式が提案されている。
　しかしながら、CdTeやCZTのような半導体材料は、非常に高価であり、また、結晶性や、結晶の安定性、結晶の均一性に問題がある。そして、その結晶性等の問題に起因したフロアノイズや状態の不安定さから、大面積のFPD装置を製造することは、いまのところ困難である。
　また、電荷（に対応する信号）を、カウンタによってカウントする場合には、カウンタのビット数で、X線の検出のダイナミックレンジ（X線の光子をカウントするカウント値のダイナミックレンジ）が制限される。一般に、コーンビームCTやトモシンセシスのような断層画像を撮像する断層撮像では、２次元の投影画像を撮像する２次元透過撮像に比較して、短時間で多量の投影画像を撮像する必要があり、X線の線量が、桁違いに高くなる。ここでは、X線の線量とは、X線が照射される頻度や、X線の本数（密度）を意味する。
　X線の線量が高い場合、そのX線に対応する電荷が、パルス状ではなく、連続的に絶え間なく発生し、電荷をカウントすることが困難となる。
　したがって、電荷をカウンタによってカウントするフォトンカウンティング方式のFPD装置では、断層撮像を行う場合のような高線量のX線を検出することは困難である。かかるフォトカウンティング方式のFPD装置において、高線量のX線に対応するためには、フォトンカウンティング方式の回路とは別に、高線量のX線を検出する回路を、画素ごとに搭載し、切り替えて使用する方法が考えられる。しかしながら、この方法では、FPD装置が高コスト化する。
　そこで、本技術では、低コストで、断層撮像等に用いられる高線量の放射線、及び、２次元透過撮像等に用いられる低線量の放射線のいずれをも検出することができるようにする。
　＜本技術を適用したX線撮像装置の一実施の形態＞
　図１は、本技術の放射線検出装置を適用したX線撮像装置の一実施の形態の構成例を示す俯瞰図である。
　図１において、X線撮像装置１０は、X線照射装置１１及び検出装置１２を有する。
　X線照射装置１１と検出装置１２とは、被検体１を挟んで対向して配置される。
　X線照射装置１１は、放射線の１つであるX線を発生する放射線発生部であり、X線を、被検体１に対して照射する。
　検出装置１２は、例えば、X線を検出するFPD装置であり、X線照射装置１１が発生し、被検体１を透過したX線（の光子）を検出し、そのX線に対応する２次元の投影画像を生成する。
　X線撮像装置１０は、２次元の投影画像を撮像する２次元透過撮像を行う透過撮像モードと、２次元の多数の投影画像を撮像して、その多数の投影画像から断層画像を取得する断層撮像を行う断層撮像モードとを、撮像モードとして有する。
　図２は、透過撮像モード及び断層撮像モードそれぞれの場合のX線撮像装置１０の状態の例を示す図である。
　図２のＡは、透過撮像モードのX線撮像装置１０の状態の一例を示している。図２のＡでは、X線撮像装置１０を構成するX線照射装置１１及び検出装置１２は、被検体１を挟む所定の位置に固定され、被検体１の一部の範囲の投影画像が撮像される。
　図２のＢは、透過撮像モードのX線撮像装置１０の状態の他の一例を示している。図２のＢでは、X線撮像装置１０を構成するX線照射装置１１及び検出装置１２は、同一方向にスライドされながら、被検体１の広い範囲に亘って、投影画像を撮像する。
　図２のＣは、断層撮像モードのX線撮像装置１０の状態の一例を示している。図２のＣでは、X線照射装置１１が、被検体１を中心に回転するように移動されるとともに、検出装置１２が、X線照射装置１１の移動の方向とは逆方向にスライドされる。
　図２のＤは、断層撮像モードのX線撮像装置１０の状態の他の一例を示している。図２のＤでは、X線照射装置１１及び検出装置１２が、被検体１を中心に、一体的に回転される。
　図２のＣ及びＤの断層撮像モードでは、被検体１の一部の箇所が、複数の様々な角度から撮像されることで、その複数の様々な角度から見た複数の投影画像が生成され、その複数の投影画像から３次元の断層画像が生成される。断層撮像モードでは、限られた一定時間内に、多数の投影画像を撮像する必要があり、その撮像には、例えば、高線量のX線が用いられる。
　＜検出装置１２の構成例＞
　図３は、検出装置１２の構成例を示す平面図である。
　検出装置１２は、板状のシンチレータプレート２０を、例えば、Siよりなる光センサ基板２１に貼り合わせて構成される。図３には、シンチレータプレート２０を光センサ基板２１に貼り合わせる前の検出装置１２が示されている。
　シンチレータプレート２０は、例えば、柱状結晶のCsI:Tlよりなるシンチレータの薄膜を主体として構成される。シンチレータプレート２０の表面に入射したX線は、可視光であるシンチレーション光に変換される。
　シンチレータプレート２０のシンチレータ膜厚は、シンチレーション光ができるだけ平面状に拡散しないように、用途に応じて最適化される。例えば、マンモグラフィの用途では、X線照射装置１１は、比較的低エネルギ（15keVないし45keV程度）のX線を照射し、この場合、シンチレータ膜厚としては、１５０μｍ程度が採用される。また、例えば、歯科用や、血管や心臓等の臓器の撮像の用途では、X線照射装置１１は、比較的高エネルギ（100keVないし130keV程度）のX線を照射し、この場合、シンチレータ膜厚としては、６００μｍ程度が採用される。
　光センサ基板２１は、例えば、半導体Siの製造工程を利用して製造することができる。
　光センサ基板２１には、光検出部２３、出力回路２４、及び、タイミング制御回路２５が形成される。
　光検出部２３は、複数の光検出ブロック２２がアレイ状に２次元に配置されて構成される。シンチレータプレート２０は、光センサ基板２１の光検出部２３が形成されている面側に貼り合わされるが、光検出ブロック２２は、シンチレータプレート２０の、光検出ブロック２２に対向する部分のシンチレーション光を検出し、そのシンチレーション光に対応する電気信号から得られるデータを出力する。
　すなわち、光検出ブロック２２は、所定の単位時間ごとに、シンチレーション光を検出する光検出を行い、その光検出により得られる、シンチレーション光に対応する電気信号をA/D(Analog to Digital)変換する。さらに、光検出ブロック２２は、A/D変換後の電気信号のデータ量を圧縮し、その結果得られるデータを、出力回路２４に伝送する。
　出力回路２４は、光検出部２３の光検出ブロック２２が出力するデータを、検出装置１２の外部に出力する。
　タイミング制御回路２５は、光検出ブロック２２及び出力回路２４の動作のタイミングを制御する。
　＜光検出ブロック２２の構成例＞
　図４は、図３の光検出ブロック２２の構成例を示す平面図である。
　光検出ブロック２２は、少なくとも２枚のSi基板としての画素基板３０と検出回路基板３１とが積層されて構成される。
　ここで、図４では、図が煩雑になるのを避けるため、画素基板３０と検出回路基板３１とが積層された状態ではなく、画素基板３０と検出回路基板３１とのそれぞれの平面図が示されている。
　画素基板３０には、複数の（アクティブ）画素２００、及び、接続部２１１が形成されている。
　画素基板３０には、複数の画素２００がアレイ状に２次元に配置されている。図４では、画素基板３０に、横×縦が４×４画素の画素２００が配置されているが、画素基板３０の画素２００の配置は、４×４画素に限定されるものではない。
　画素２００は、画素Tr（トランジスタ）２０１を有する。また、画素２００は、図４には図示していないPDやアンプ等を含み、画素２００に入射するシンチレーション光を受光し、そのシンチレーション光に対応する画素信号を読み出して出力する。
　画素Tr２０１は、画素２００からの画素信号の読み出しを行い、垂直信号線６３を介して、接続部２１１に供給する。
　接続部２１１は、画素基板３０と検出回路基板３１とが積層された状態になっているときに、検出回路基板３１の接続部３２と接続される。これにより、画素基板３０と検出回路基板３１とが電気的に接続され、画素基板３０と検出回路基板３１との間で、電気信号のやりとりが可能になる。
　例えば、画素Tr２０１が画素２００から読み出した画素信号は、接続部２１１を介して、検出回路基板３１（の接続部３２）に伝送される。
　検出回路基板３１は、画素基板３０の画素２００の受光面の裏面側に積層される。
　検出回路基板３１には、接続部３２、複数の検出回路３３、論理圧縮回路３４、水平転送回路３５、駆動回路３６、論理制御回路３７、及び、参照信号発生（Ref発生）回路３８が形成される。
　接続部３２は、画素基板３０と検出回路基板３１とが積層された状態になっているときに、画素基板３０の接続部２１１と接続される。また、接続部３２は、検出回路３３と接続されており、画素基板３０の画素２００から読み出された画素信号は、垂直信号線６３、接続部２１１及び３２を介して、検出回路３３に供給される。
　検出回路３３は、画素基板３０の画素２００から、垂直信号線６３、接続部２１１及び３２を介して供給される画素信号に対して、少なくともA/D変換を行うことで、その画素信号に対応するシンチレーション光の発光の元になったX線を検出し、そのX線の検出結果としての画素信号のA/D変換結果（ディジタル値）を出力する。
　図４では、１個の検出回路３３は、１個の画素２００に割り当てられており、したがって、検出回路基板３１には、４×４画素の画素２００と同一の数の１６個の検出回路３３が設けられている。
　図４では、検出回路３３は、その検出回路３３に割り当てられた画素２００の画素信号のA/D変換を担当する。
　なお、１個の検出回路３３は、２個等の複数の画素２００に割り当てること、すなわち、１個の検出回路３３を、複数の画素２００で共有することができる。この場合、検出回路基板３１に設ける検出回路３３の数は少なくなる。また、この場合、検出回路３３は、その検出回路３３を共有する複数の画素２００の画素信号のA/D変換を、時分割で行う。
　検出回路３３で行われるA/D変換については、量子化幅（量子化単位）を調整することができるようになっている。
　ここで、X線撮像装置１０（図１）の動作モードには、積分モードとフォトンカウントモードとがある。
　積分モードでは、画素２００において、X線に対してシンチレータプレート２０が発するシンチレーション光に対応する電荷が積分的に蓄積され、その積分的に蓄積された電荷に対応した広ダイナミックレンジの画素信号が出力される。積分モードは、例えば、コーンビームCTやトモシンセシスによる断層撮像を行う場合等の、高線量のX線の検出に適した動作モードである。
　フォトンカウントモードでは、画素２００において、X線に対してシンチレータプレート２０が発するシンチレーション光に対応する電荷が蓄積され、その電荷に対応する画素信号が出力されるが、その画素信号としては、例えば、X線の１光子に対応する微小レベルの画素信号が出力される。フォトンカウントモードは、例えば、２次元の投影画像の撮像を行う場合等の、低線量のX線の検出に適した動作モードである。
　積分モードでは、X線照射装置１１（図１）が発生するX線の線量が高線量にされ、フォトンカウントモードでは、X線照射装置１１が発生するX線の線量が低線量にされる。その他、必要に応じて、積分モードでは、画素２００の露光時間が大にされ、フォトンカウントモードでは、画素２００の露光時間が小にされる。
　検出回路３３のA/D変換については、積分モードでは、量子化幅が１電子（若しくは正孔）以上の画素信号に対応する大きな量子化幅に調整され、広ダイナミックレンジの画素信号が、その広ダイナミックレンジを表現することができるディジタル値に変換される。
　一方、フォトンカウントモードでは、量子化幅が１電子（若しくは正孔）未満の画素信号に対応する小さな量子化幅に調整され、微小レベルの画素信号が、低量子化ノイズのディジタル値に変換される。
　検出回路３３が出力する各画素２００の画素信号のディジタル値（A/D変換結果）は、論理圧縮回路３４に転送される。
　論理圧縮回路３４は、検出回路３３からの各画素２００の画素信号のディジタル値を、様々な方法で削減する圧縮を行う。
　例えば、各検出回路３３のA/D変換の階調が、１０ビットである場合、論理圧縮回路３４には、１６個の検出回路３３から、１６個の画素２００の画素信号の１０ビットのディジタル値、すなわち、１６×１０＝１６０ビットのディジタル値（バイナリデータ）が供給（転送）される。
　例えば、論理圧縮回路３４は、複数の画素２００の画素信号のディジタル値を加算することで、１６個の画素２００それぞれの画素信号の１０ビットのディジタル値を圧縮する。具体的には、例えば、論理圧縮回路３４は、隣接する２×２画素の画素２００を１単位として、その２×２画素の画素２００の画素信号の１０ビットのディジタル値を加算し、その結果得られる加算値を、１単位の画素値として出力する。この場合、論理圧縮回路３４では、１２ビットの（階調の）画素値が、４（＝１６／（２×２））単位分だけ出力される。
　したがって、１６個の画素２００の画素信号のディジタル値である１６×１０＝１６０ビットは、４単位分の画素値である１２×４＝４８ビットに圧縮される。
　以上のように、論理圧縮回路３４において、画素信号のディジタル値の圧縮を行うことにより、検出装置１２から出力する投影画像となるデータのデータ量を少なくし、例えば、１フレームの投影画像となるデータを短時間で出力することができる。したがって、高速な撮像を行い、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　論理圧縮回路３４が出力するディジタル値は、水平転送回路３５に供給される。
　水平転送回路３５は、例えば、シフトレジスタで構成され、論理圧縮回路３４から出力される複数のディジタル値（画素値）を、シフトレジスタに記憶して、順次転送し、出力回路２４（図３）に供給する。
　検出回路３３のA/D変換と水平転送回路３５のディジタル値の転送とは、パイプライン的に並列で実行され、水平転送回路３５において、ある単位時間（フレーム）におけるディジタル値が水平転送されている間に、検出回路３３において、次の単位時間の画素信号がA/D変換される。
　駆動回路３６は、画素基板３０の各画素２００を駆動する。すなわち、駆動回路３６は、接続部３２及び２１１に類似した図示せぬ接続部を介して、画素基板３０の各画素２００の駆動線（図示せず）に接続されている。駆動回路３６は、各画素２００の駆動線に、駆動信号を供給することにより、例えば、画素基板３０の画素２００すべてを、同時並列に一斉駆動する。
　論理制御回路３７は、タイミング制御回路２５（図３）の制御に従って、光検出ブロック２２を構成する各ブロックの内部の回路の駆動を適切に制御する。
　参照信号発生回路３８は、検出回路３３のA/D変換に用いる参照信号を発生し、検出回路３３に供給する。参照信号は、例えば、所定の一定の傾きでレベル（電圧）が減少（又は増加）するスロープ区間を含む信号である。
　なお、図４では、１個の画素基板３０に、４×４画素の画素２００が配置されているが、実際には、画素基板３０には、より多くの画素２００、すなわち、例えば、１２８×１２８画素の画素２００が配置される。この場合、画素２００の平面のサイズが、例えば、５０μｍ角であるとすると、光検出ブロック２２の平面のサイズは、約６．４ｍｍ角になる。
　＜フォトンカウントモード＞
　図５は、フォトンカウントモードにおいて、光検出ブロック２２の画素２００の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素２００の画素値（画素信号のディジタル値）の例を示す平面図である。
　なお、図５では、暗い部分ほど、画素値が小さいことを表し、明るい部分ほど、画素値が大きいことを表す。
　図５には、（横×縦が）２４×２４画素の画素値が示されている。
　フォトンカウントモードでは、X線照射装置１１（図１）は、被検体１に、低線量のX線を照射し、検出装置１２では、画素２００において、被検体１を透過したX線に対応するシンチレーション光を受光することにより、そのX線に対応する投影画像の撮像が行われる。
　フォトンカウントモードでは、撮像の単位時間、すなわち、１フレームの投影画像の撮像の露光時間は、短時間である、例えば、１０μ秒程度に設定される。この場合、フレームレートは、１０万fps(frame per second)という非常に高速なレートになる。なお、フレームレートは、検出回路３３のA/D変換に要する時間や、水平転送回路３５のディジタル値の転送に要する時間により律速される。
　以上のように、フォトンカウントモードでは、低線量のX線を用いて、短時間の露光時間での撮像が行われる。
　いま、例えば、マンモグラフィ用に１５０μｍ厚のシンチレータ層を有するシンチレータプレート２０を使用すると、そのシンチレータプレート２０に、X線の１光子が入射することにより、２００個程度のシンチレーション光の光子が発生する。
　図５では、X線の２個の光子が検出装置１２に入射し、その２個の光子（によって発生したシンチレーション光の光子）が、約３００μｍ径の輝点Ｂ１及びＢ２として、それぞれ観察されている。
　低線量のX線を用いた、短時間の露光時間での撮像が行われるフォトンカウントモードでは、ほとんどの画素２００が出力する画素信号は、ノイズを含んだダークの画素信号になり、このようなダークの画素信号については、光検出ブロック２２から、階調を表すディジタル値を出力しても、無駄である。
　そこで、論理圧縮回路３４では、例えば、各検出回路３３からの各画素２００の画素信号のディジタル値については、所定の小さな値である閾値を用いて、閾値処理を行い、閾値以下のディジタル値は、完全なダーク（ゼロ）とみなすことにより、ディジタル値の階調を圧縮し、論理圧縮回路３４が出力するディジタル値のデータ量を削減することができる。
　この場合、論理圧縮回路３４が出力する階調が圧縮されたディジタル値を、X線の光子に起因する輝点のデータとして用いて、その輝点のデータを処理することにより、X線の投影画像を生成することができる。
　また、論理圧縮回路３４では、例えば、図５に点線で示すように、６×６画素等の所定のサイズの領域を、画素値（ディジタル値）のピーク（極大値）を検出する検出領域として、検出領域を、画素２００のピッチでスキャンし、検出領域内の画素２００の画素信号のディジタル値の総和のピークを検出することで、所定値以上のピークが得られた検出領域の位置及びそのピークを、X線の光子に起因する輝点のデータとして出力することができる。
　以上のように、論理圧縮回路３４において、所定値以上のピークが得られた検出領域の位置及びそのピークだけを、X線の光子に起因する輝点のデータとして出力することにより、論理圧縮回路３４が出力するデータ量を大幅に圧縮（削減）することができる。
　輝点のデータとしての（ディジタル値の総和のピークが得られた）検出領域の位置としては、例えば、検出領域の中心の位置（６×６画素の矩形の検出領域の２つの対角線が交わる位置）や、画素信号のディジタル値を重みとする重心位置を採用することができる。
　（画素信号のディジタル値を重みとする）重心位置の座標を(Xc,Yc)で表すとともに、検出領域の画素２００の座標を(x,y)で表し、位置(x,y)の画素２００の画素信号のディジタル値をW(x,y)で表すこととすると、重心位置(Xc,Yc)は、次式に従って求めることができる。
　Xc=Σ（x×W(x,y)）／ΣW(x,y)
　Yc=Σ（y×W(x,y)）／ΣW(x,y)
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１）
　ここで、式（１）において、Σは、検出領域内の画素２００すべての位置(x,y)について、サメーションをとることをあらわす。
　論理圧縮回路３４が出力するデータ量の削減は、特に、フォトンカウントモードにおいて、高いフレームレートでの撮像を行う場合に有効である。
　なお、例えば、論理圧縮回路３４での画素信号のディジタル値の圧縮の処理が複雑で、時間を要する場合には、検出回路３３のA/D変換、論理圧縮回路３４３での圧縮、水平転送回路３５での転送の３つの処理をパイプライン化して並列に行うことができる。
　論理圧縮回路３４において、ディジタル値の総和のピークが得られた検出領域の位置及びそのピークだけを、X線の光子に起因する輝点のデータとして出力する場合、そのピークが得られた検出領域の位置及びそのピークを、それぞれ、X線の光子が入射した入射位置及びその光子のエネルギ（に相当する値）とみなして、X線の投影画像を生成することができる。
　この場合、X線は、シンチレータプレート２０で光拡散されるが、X線の入射位置は、画素２００のピッチの解像度で求められるか、又は、画素２００のピッチの解像度より細かい解像度で求められる。
　さらに、この場合、X線の入射位置とともに、そのX線の光子のエネルギを特定することができるので、そのエネルギを利用して、X線の散乱光（被検体１をまっすぐ透過していないX線）により生じる輝点の除去や、エネルギレベルごとのX線の吸収率の補正、被検体１を構成する物質の弁別等を行うことができる。
　＜画素２００の構成例＞
　図６は、図４の画素２００の構成例を示す（等価）回路図である。
　図６において、画素２００は、PD５１、転送Tr（トランジスタ）５５、増幅Tr５６、リセットTr５７、及び、検出ノード５８を備える。
　転送Tr５５ないしリセットTr５７としては、例えば、n型のMOSFET(Metal-Oxide Semiconductor Field Effect Transistor)が用いられる。
　PD５１は、例えば、略正方形状の平面形状を有する。PD５１は、PD５１に入射した光子を電荷に変換し、そのカソードである蓄積ノード５２に蓄積する。すなわち、PD５１は、シンチレータプレート２０によって発生されたシンチレーション光の光子の入射に応じて電子と正孔のペアを発生させ、そのうちの電子を蓄積ノード５２に蓄積する。
　PD５１は、PD５１のリセットによる電荷排出時に、蓄積ノード５２が完全空乏化される、埋め込み型のPDになっている。すなわち、蓄積ノード５２が、転送Tr５５、検出ノード５８、及び、リセットTr５７を介して、電源配線５３に接続されることにより、蓄積ノード５２に蓄積された電荷としての電子が、電源配線５３に排出されるリセットが行われると、PD５１では、キャリアとしての電子又は正孔はすべて排出されて、ドナー又はアクセプタによる固定電荷のみで、ポテンシャルが固定される。このとき、そのポテンシャルより深いポテンシャルを持つノードを、蓄積ノード５２に接続しても、蓄積ノード５２のポテンシャルは変化しない。
　転送Tr５５は、図４における光検出ブロック２２の駆動回路３６を構成する行駆動部６０からの制御に従い、蓄積ノード５２に蓄積されている電荷を、検出ノード５８に転送する。
　増幅Tr５６は、ゲートが検出ノード５８に、ドレインが電源配線５３に、ソースが垂直信号線６３に、それぞれ接続されており、ゲートに印加される、検出ノード５８の電圧に応じて負荷の大きな垂直信号線６３を駆動する。
　増幅Tr５６は、図４の検出回路３３を構成する定電流源６１とともにソースフォロワを形成しており、検出ノード５８の電圧を、１弱のゲインで垂直信号線６３に伝達する。この垂直信号線６３に伝達された電圧が、画素２００から読み出された画素信号として、検出回路３３を構成する信号検出部６２に出力される。
　リセットTr５７は、ゲートが行駆動部６０に、ドレインが電源配線５３に、ソースが検出ノード５８に、それぞれ接続されており、検出ノード５８に蓄積されている電荷を電源配線５３に排出することで、検出ノード５８のリセットを行う。また、リセットTr５７は、蓄積ノード５２に蓄積されている電荷を、転送Tr５５を介して、電源配線５３に排出することで、PD５１（の蓄積ノード５２）のリセットを行う。
　検出ノード５８は、FD(Floating Diffusion)であり、転送Tr５５を介してPD５１から転送される電荷を蓄積し、その蓄積した電荷量に応じたアナログ値の電圧を発生する。この電圧は、増幅Tr５６のゲートに印加される。
　図６において、行駆動部６０は、駆動回路３６（図４）を構成し、転送Tr５５及びリセットTr５７を駆動する。
　すなわち、行駆動部６０は、例えば、転送Tr５５及びリセットTr５７を同時にオン状態に制御することにより、蓄積ノード５２に蓄積された電荷としての電子を、転送Tr５５及びリセットTr５７を介して、電源配線５３に排出させるとともに、検出ノード５８に蓄積された電荷としての電子を、リセットTr５７を介して、電源配線５３に排出させる。これにより、画素２００は、PD５１が電荷を蓄積する前の暗状態、すなわち、シンチレーション光の光子が未入射の状態にリセット（初期化）される。
　また、行駆動部６０は、転送Tr５５のみをオン状態に制御することにより、PD５１（の蓄積ノード５２）に蓄積された電荷を、転送Tr５５を介して、検出ノード５８に転送させる。
　さらに、行駆動部６０は、リセットTr５７のみをオン状態に制御することにより、検出ノード５８に蓄積された電荷を、リセットTr５７を介して、電源配線５３に排出させて、検出ノード５８の電荷量を初期化する（検出ノード５８をリセットする）。
　図６において、定電流源６１及び信号検出部６２は、検出回路３３を構成する。定電流源６１は、例えば、MOSFET等で構成され、垂直信号線６３に一定の電流を流す。信号検出部６２は、画素２００から垂直信号線６３上に読み出された画素信号のA/D変換等を行う。
　ここで、転送Tr５５、増幅Tr５６、及び、リセットTr５７が、画素Tr２０１（図４）である。
　画素２００では、PD５１は、リセットされてから所定の露光時間の間、PD５１に入射するシンチレーション光を光電変換し、その光電変換によって得られる電荷を蓄積する。そして、画素２００では、露光時間の経過後、転送Tr５５が一時的にオンにされることにより、PD５１に蓄積された電荷が、検出ノード５５に転送され、その電荷に対応した画素信号が、垂直信号線６３上に読み出される。
　画素２００では、PD５１での露光時間の間の電荷の蓄積と、その電荷に対応する画素信号の読み出しとが繰り返し行われ、これにより、露光時間にPD５１に入射したシンチレーション光の光子の光量に対応する画素信号が取得される。
　ところで、画素２００に採用されている埋め込み型のPD５１の特徴は、そのカソードである蓄積ノード５２と検出ノード５８が、読み出し時に容量結合しないことである。この結果、検出ノード５８の寄生容量を低減させるほど、PD５１の光電変換の変換効率が向上し、１光子の入射に対する感度を向上させることができる。また、PD５１を大型化しても変換効率が悪化することはないので、PD５１を大型化すればするほど、同じ光束密度の光の入射に対する画素２００の１画素あたりの感度を向上させることができる。
　また、画素２００は、電荷としての電子を増加させる電子増倍を伴わないので、画素２００から読み出される画素信号は、増幅Tr５６や後段の検出回路３３に含まれるA/D変換を行う回路に起因するノイズ（読み出しノイズ）の影響を受ける。
　但し、上述したように、画素２００の感度を向上させれば、画素信号に対する読み出しノイズの影響を相対的に低減することができる。例えば、検出ノード５８の寄生容量をできる限り低減するとともに、PD５１を、その内部を１電子がドリフトで移動することができる範囲内でできる限り大型化することによって、画素２００から読み出される画素信号のS/N(Signal to Noise ratio)を最大化し、X線を超高感度で検出する超高感度検出器としての光検出ブロック２２を実現することができる。
　完全空乏化される蓄積ノード５２を有する埋め込み型のPD５１を採用した画素２００の構造は、X線の透過光の既存の撮像に用いられてきたPDの構造とは大きく異なる。画素２００は、僅かな光子の入射にも精度よく反応し、画素信号を、垂直信号線６３を介して、信号検出部６２に速やかに出力することができる。
　なお、画素２００の構造は、ディジタルカメラ等に使用されるCMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)イメージセンサの画素の構造に類似しているが、設計思想はまったく異なる。
　画素２００の面積が大きいほど、PD５１を大面積化して開口率を上げやすく、検出回路３３を共有する画素２００の数を少なくして、高速化が容易となる。すなわち、図４で説明したように、１個の検出回路３３は、複数の画素２００で共有することができるが、PD５１、ひいては、画素２００を大面積化する場合には、検出回路３３が占有することができる面積に余裕ができるので、１個の検出回路３３を共有する画素２００の数を少なくすることができる。例えば、画素２００の平面のサイズを、５０μｍ角とした場合には、図４で説明したように、１個の検出回路３３を、１個の画素２００に割り当てることができる。さらに、この場合、例えば、１０万fps等の高フレームレートを実現することが可能となる。
　また、画素２００（のPD５１）を大面積化する場合には、X線の１光子に対応するシンチレーション光の拡散領域におけるフロアノイズが減少する。
　そこで、画素２００の面積は、例えば、４００μｍ２以上とすることが望ましい。
　画素２００の大型化にあたっては、画素２００の面積の上限は、埋め込み型PD５１内の電子のドリフトによる移動によって規定（制限）される。画素２００については、PD５１内の遠端で発生した１電子が、検出ノード５８に、高速で転送されるように、PD５１内のポテンシャルを設計する必要がある。
　なお、ここでは、PD５１のカソードであるn型拡散層が、蓄積ノード５２となって電子が蓄積されることを前提としたが、極性をすべて逆にして、PD５１のアノードであるp型拡散層を、蓄積ノード５２として正孔を蓄積するようにしてもよい。
　＜画素２００及び信号検出部６２の動作＞
　図７は、画素２００及び検出回路３３の信号検出部２６（図６）の動作の例を説明するタイミングチャートである。
　本実施の形態では、光検出ブロック２２において、１個の検出回路３３が、１個の画素２００に割り当てられているため、各光検出ブロック２２では、すべての画素２００が一斉に同時に動作する。
　なお、１個の検出回路３３が、例えば、２個の画素２００に割り当てられ、１個の検出回路３３と、２個の画素２００とが、垂直信号線６３を介して接続されている場合、画素２００と、垂直信号線６３との間に、検出回路３３に接続する画素２００を選択するためのパストランジスタが設けられる。そして、２個の画素２００が、交互に選択されて、１個の検出回路３３に接続され、検出回路３３は、２個の画素２００のうちの、検出回路３３に接続されている方の画素２００が出力する画素信号のA/D変換を、以下に説明するように行う。
　検出回路３３の信号検出部６２では、シンチレーション光の光子がPD５１に入射していない暗状態での検出ノード５８（図６）に蓄積された電荷に対応する画素信号としてのリセット信号のA/D変換と、露光時間の間にPD５１に蓄積され、検出ノード５８に転送された電荷に対応する画素信号としての蓄積信号のA/D変換が行われる。
　さらに、信号検出部６２では、蓄積信号のA/D変換結果から、リセット信号のA/D変換結果を減算することにより、各種のノイズを相殺するCDS(Correlated Double Sampling)が行われ、リセット信号及び蓄積信号が読み出された画素２００の画素値（ディジタル値）として出力される。
　図７では、時刻t1において、行駆動部６０は、転送Tr５５を一時的にオンにする。転送Tr５５がオンになることにより、PD５１の蓄積ノード５２に蓄積された電荷が、検出ノード５８に転送される。
　その後、転送Tr５５がオフになると、蓄積ノード５２は、浮遊状態となって、PD５１に光が入射することにより発生する新たな電荷の蓄積を開始する。
　転送Tr５５がオフになった後の時刻t2において、行駆動部６０は、リセットTr５７を一時的にオンにする。リセットTr５７がオンになることにより、検出ノード５８に蓄積された電荷が、電源配線５３に排出される。
　その後、リセットTr５７がオフになると、検出ノード５８の電位は、リセットTr５７のゲートとのカップリングを受けて基準電位から幾分低下して浮遊状態となる。検出ノード５８であるFDには、その容量に起因して、kTCノイズと呼ばれる有意なノイズとなる電荷が発生する。
　画素２００では、リセットTr５７がオフになった直後に、検出ノード５８に蓄積された電荷に対応する画素信号が、リセット信号として読み出され（CDSに用いる信号の１回目の読み出し）、垂直信号線６３を介して、信号検出部６２に供給される。
　信号検出部６２は、以上のようにして画素２００から供給されるリセット信号のA/D変換を行う。
　その後、時刻t3において、行駆動部６０は、時刻t1の場合と同様に、転送Tr５５を一時的にオンにする。転送Tr５５がオンになることにより、PD５１の蓄積ノード５２に蓄積された電荷が、検出ノード５８に転送される。このとき、検出ノード５８のポテンシャルが十分に深ければ、蓄積ノード５２に蓄積された電荷としての電子は、すべて検出ノード５８に転送され、蓄積ノード５２は完全空乏状態になる。
　その後、転送Tr５５がオフになると、蓄積ノード５２は、浮遊状態となって、PD５１に光が入射することにより発生する新たな電荷の蓄積を開始する。
　また、検出ノード５８には、時刻t1で転送Tr５５がオフになってから、時刻t3で転送Tr５５がオフになるまでの期間を露光時間として、その露光時間の間に、蓄積ノード５２に蓄積された電荷が転送され、検出ノード５８では、その電荷に対応する電圧が維持される。
　すなわち、時刻t3において、転送Tr５５がオンになっている間に、露光時間の間に蓄積ノード５２に蓄積された電荷が、蓄積ノード５２から転送Tr５５を介して、検出ノード５８に転送される。これにより、検出ノード５８の電位は、蓄積ノード５２から電荷が転送される前に比較して、蓄積ノード５２から転送された電荷に対応する分だけ下降し、ポテンシャルが浅くなる。
　画素２００では、時刻t3で転送Tr５５がオフになった後の、検出ノード５８に蓄積された電荷に対応する画素信号が、蓄積信号として読み出され（CDSに用いる信号の２回目の読み出し）、垂直信号線６３を介して、信号検出部６２に供給される。
　信号検出部６２は、以上のようにして画素２００から供給される蓄積信号のA/D変換を行う。
　信号検出部６２は、蓄積信号のA/D変換を行うと、蓄積信号のA/D変換結果から、直前のリセット信号のA/D変換結果を減算して、CDSを行う。かかるCDSによって、kTCノイズを含む画素２００で生じる低周波ノイズ、及び、A/D変換において蓄積信号（及びリセット信号）に混入するノイズを削除（相殺）し、露光時間の間に、PD５１に入射した光よって発生した電荷に対応する画素信号のディジタル値を得ることができる。
　露光時間の間のPD５１の電荷の蓄積、画素２００からのリセット信号及び蓄積信号の読み出し、並びに、画素２００から読み出されたリセット信号及び蓄積信号のA/D変換（とA/D変換後のリセット信号及び蓄積信号を用いたCDS）は、繰り返し行われる。
　なお、リセット信号及び蓄積信号のA/D変換（及びCDS）と、A/D変換により得られるディジタル値の検出回路基板３１（図４）から出力回路２４（図３）への転送と、そのディジタル値の出力回路２４から外部への出力とは、パイプライン化され、並列して行われる。
　＜検出回路３３の構成例＞
　図８は、図４の検出回路３３の構成例を示す図である。
　検出回路３３は、定電流源６１、アンプ回路７０、及び、A/D変換器８０を有する。アンプ回路７０及びA/D変換器８０は、信号検出部６２を構成する。
　定電流源６１は、垂直信号線６３に接続されており、垂直信号線６３に接続された画素２００を構成する増幅Tr５６とともに、ソースフォロアを形成する。
　アンプ回路７０は、コンデンサ７１、アンプ（オペアンプ）７２、及び、可変コンデンサ７３を有する。
　コンデンサ７１の一端は、垂直信号線６３に接続され、コンデンサ７１の他端は、アンプ７２の入力端子に接続されている。したがって、画素２００から読み出された画素信号（リセット信号、蓄積信号）は、コンデンサ７１を介して、アンプ７２に入力される。
　アンプ７２の入力端子は、コンデンサ７１の他、可変コンデンサ７３の一端と接続され、アンプ７２の出力端子は、可変コンデンサ７３の他端に接続されている。
　アンプ回路７０では、画素２００から垂直信号線６３上に読み出された画素信号が、所定のゲインで増幅され、A/D変換器８０に出力される。
　A/D変換器８０は、いわゆるシングルスロープ方式のA/D変換器であり、コンデンサ８１及び８２、コンパレータ８３、並びに、カウンタ８４を有する。
　コンデンサ８１及び８２は、カップリング用の同一の容量のコンデンサであり、コンデンサ８１の一端は、コンパレータ８３の非反転入力端子(+)に接続され、コンデンサ８２の一端は、コンパレータ８３の反転入力端子(-)に接続されている。
　コンデンサ８１の他端には、アンプ回路７０が出力する画素信号が供給される。したがって、アンプ回路７０が出力する画素信号は、コンデンサ８１を介して、コンパレータ８３の非反転入力端子(+)に供給される。
　コンデンサ８２の他端は、参照信号線８５に接続されている。参照信号線８５には、参照信号発生回路３８（図４）が出力する参照信号が供給される。したがって、参照信号発生回路３８が出力する参照信号は、コンデンサ８２を介して、コンパレータの反転入力端子(-)に供給される。
　コンパレータ８３は、非反転入力端子(+)に供給される画素信号としての電圧と、反転入力端子(-)に供給される参照信号としての電圧とを比較し、その比較結果を、カウンタ８４に供給する。
　カウンタ８４は、コンパレータ８３からの画素信号（としての電圧）と参照信号（としての電圧）との比較結果に応じて、参照信号が一定の傾きで減少し始めてから、参照信号と画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、その時間を表すカウント値を、画素信号のA/D変換結果として出力する。すなわち、カウンタ８４は、参照信号が一定の傾きで減少し始めるタイミングでカウントを開始し、参照信号と画素信号との大小関係が反転すると、カウントを停止する。カウンタ８４は、カウントを停止したときのカウント値を、画素信号のA/D変換結果として出力する。
　なお、A/D変換器８０では、リセット信号のA/D変換を行った後、そのリセット信号のA/D変換結果を初期値として、リセット信号のA/D変換の場合とは反対方向に、蓄積信号のA/D変換としてのカウント値のカウントを行うことにより、蓄積信号のA/D変換とCDSとを同時に行うことができる。
　ここで、リセット信号のA/D変換の場合とは反対方向に、蓄積信号のA/D変換としてのカウント値のカウントを行うとは、例えば、リセット信号のA/D変換において、カウント値をデクリメントするカウントを行った場合には、蓄積信号のA/D変換として、カウント値をインクリメントするカウントを行うことを意味する。
　検出装置１２は、A/D変換器８０のA/D変換の量子化幅を、可変に調整する調整機構を有する。調整機構は、例えば、A/D変換の量子化幅を、１電子未満の画素信号に対応する量子化幅、又は、１電子以上の画素信号に対応する量子化幅に調整する。
　ここで、フォトンカウントモードでは、X線照射装置１１が低線量のX線を出力し、検出装置１２のシンチレータプレート２０（図３）では、X線の１光子に対して、例えば、数百光子のシンチレーション光が発生され、かかるシンチレーション光が、複数の画素２００に分散して入射する。そのため、シンチレーション光が入射する画素２００であっても、その画素２００に入射するシンチレーション光の光子は、数個のレベルであり、シンチレーション光の入射により発生する電荷としての電子は、数個の電子となる。
　フォトンカウントモードでは、かかる数個の電子の画素信号（数個の電子に対応する画素信号）を精度よく検出するために、A/D変換の量子化幅が、１電子未満の画素信号に対応する量子化幅に調整される。
　すなわち、フォトンカウントモードでは、量子化ノイズを低減するために、A/D変換の量子化幅が、例えば、１電子の画素信号より十分小さい画素信号に対応する小さい量子化幅に調整される。そして、その小さい量子化幅で、画素２００から読み出される画素信号のA/D変換が行われる。
　一方、積分モードでは、X線照射装置１１が高線量のX線を出力するため、画素２００には、X線の複数の光子によって発生されたシンチレーション光が入射し、そのシンチレーション光の入射により発生する電荷としての電子が、最大で、数千電子になることがある。
　A/D変換器８０において、例えば、１０ビットのA/D変換が行われる場合、（０から）数千電子までの画素信号を、１０２４＝２１０の階調で表現する必要があるので、数千電子までの画素信号を、ディジタル値で、適切に表現するために、A/D変換の量子化幅が、１電子以上の画素信号、例えば、４電子の画素信号に対応する大きい量子化幅に調整される。そして、その大きい量子化幅で、画素２００から読み出される画素信号のA/D変換が行われる。
　A/D変換器８０のA/D変換の量子化幅を可変に調整する調整機構（以下、量子化幅調整機構ともいう）としては、例えば、アンプ回路７０を採用することができる。
　いま、アンプ回路７０がなく、かつ、参照信号の傾きが所定の傾きである場合のA/D変換器８０のA/D変換の量子化幅（以下、デフォルト量子化幅ともいう）が、例えば、４電子の画素信号に対応する量子化幅（以下、４電子分の量子化幅ともいう）であることとする。
　この場合、アンプ回路７０のゲインを、例えば、０dB（１倍）に調整すると、アンプ回路７０を介してA/D変換器８０に供給される画素信号のA/D変換の量子化幅は、実質的に、デフォルト量子化幅である４電子分の量子化幅に調整される。
　また、アンプ回路７０のゲインを、例えば、２４dB（１６倍）に調整すると、アンプ回路７０を介してA/D変換器８０に供給される画素信号のA/D変換の量子化幅は、実質的に、デフォルト量子化幅である４電子分の量子化幅の１／１６である０．２５電子分の量子化幅に調整される。この場合、A/D変換の量子化で生じる量子化ノイズ及びA/D変換器８０の回路ノイズは、いずれも、デフォルト量子化幅を使用する場合に比較して、１／１６となる。
　量子化幅調整機構としては、アンプ回路７０以外の機構を採用することができる。
　すなわち、量子化幅調整機構としては、例えば、参照信号発生回路３８を採用することができる。
　参照信号発生回路３８において、参照信号が減少する傾きを、デフォルトの場合の１／１６に調整することにより、A/D変換器８０には、２４ｄＢのゲインがかかって、量子化幅を、実質的に、デフォルトの場合の１／１６に調整することができる。
　また、例えば、画素２００の内部に、画素信号を増幅する可変ゲインのアンプを組み込み、その可変ゲインのアンプを、量子化幅調整機構として採用することができる。
　さらに、図６に示すように、画素２００のFDである検出ノード５８に、スイッチとコンデンサとを直列に接続した回路１０１を接続し、その回路１０１を、量子化幅調整機構として採用することができる。回路１０１は、スイッチのオン／オフにより、画素２００からコンパレータ８３に供給される画素信号のゲインを調整するゲイン調整部として機能する。回路１０１によれば、スイッチをオンにすることにより、コンデンサを、検出ノード５８に接続し、これにより、画素２００にマイナスのゲインを持たせ、量子化幅を、実質的に、回路１０１のスイッチがオフである場合よりも大きい値に調整することができる。
　以上のように、検出装置１２は、A/D変換器８０のA/D変換の量子化幅を調整する量子化幅調整機構を備えることができ、かかる量子化幅調整機構によって、A/D変換の量子化幅を、１電子未満の画素信号に対応する量子化幅、又は、１電子以上の画素信号に対応する量子化幅に調整することにより、低コストで、高線量のX線、及び、低線量のX線のいずれをも検出することができる。すなわち、フォトンカウントモード及び積分モードのそれぞれについて、X線の検出を行う検出回路を、画素２００ごとに設けなくても、同一の検出回路３３でX線の検出を行うことができる。
　より具体的には、CdTe等の特殊な材料を用いることなく、シンチレーション光を利用したフォトンカウンティング方式によるX線の投影画像を取得することができるとともに、断層撮像に対応した高線量に耐えられる広いダイナミックレンジを、フォトンカウンティング方式でのX線の検出が可能な検出装置１２で実現することができる。
　また、検出装置１２によれば、近年、CMOSイメージセンサで確立された画素技術、回路技術、及び、積層技術を再構成することで、フォトンカウンティング方式に要求される高感度と高速な応答を、シンチレーション光を利用して達成し、フォトンカウンティング方式のFPD装置を実現することができる。
　さらに、検出装置１２によれば、画素２００の高感度化によって、X線の投影画像の画質を劣化させることなく、被検体１に照射するX線の線量を大幅に低減すること、又は、X線の線量を低減しないのであれば、X線の投影画像の画質を大幅に向上させることができる。
　また、検出装置１２において、異なるエネルギ帯のX線を独立してカウントすることで、物質によって異なるX線の透過率を利用した物質の弁別が可能になる。
　以上のような検出装置１２は、例えば、医療やセキュリティ分野に活用される、X線を検出するFPD装置等に適用することができる。
　＜画素基板３０に採用し得る画素の他の例＞
　図９は、画素基板３０（図４）に採用し得る画素の第１の他の例を示す図である。
　すなわち、図９のＡは、画素基板３０に採用し得る画素の第１の他の例としての画素３１０の構成例を示す回路図であり、図９のＢは、画素３１０の構成例を示す平面図である。
　なお、図中、図６の場合と対応する部分については、同一の符号を付してあり、以下では、その説明は適宜省略する。
　ここで、画素２００（図５、図６）の平面では、PD５１が、画素２００の面積のほとんどを占める。PD５１のサイズ（大きさ）は、PD５１内を、その端部から転送Tr５５の入り口まで、電子がドリフトによってスムーズに移動し得る距離によって制限される。
　そこで、電子がPD内をスムーズに移動することができるように、画素基板３０に採用する画素においては、必要に応じて、PDを分割して設けること、すなわち、画素に、複数のPDを設けることができる。画素に複数のPDを設ける場合には、画素の回路構成やレイアウトに、様々なバリエーションが生じる。
　また、PD内での、電子のスムーズなドリフトには、空乏化したPD内に適切なポテンシャル勾配がつくように、PDを構成する半導体の不純物の濃度を注意深く設計する必要がある。かかる設計においては、平面の縦方向及び横方向のそれぞれの電子の移動距離が同等な移動距離になる正方形状のPDよりも、縦方向及び横方向のうちのいずれか一方の電子の移動距離が他方の電子の移動距離の半分以下となる長方形状のPDの方が、不純物の濃度の設計が容易である。
　そこで、画素基板３０に採用する画素には、複数の長方形状のPDを設けて、画素を正方形状に構成することや、画素に、１個の長方形状のPDを設けて、画素を長方形状に構成することができる。
　図９では、画素３１０は、縦横比（縦：横）が約２：１の２個のPD５１ａ及び５１ｂを有し、図９のＢに示すように、その２個のPD５１ａ及び５１ｂを横方向に並べて配置することで、正方形状に構成されている。
　図９において、画素３１０は、PD５１ａ及び５１ｂ、転送Tr５５ａ及び５５ｂ、増幅Tr５６、リセットTr５７、並びに、検出ノード５８を備える。
　画素３１０は、増幅Tr５６、リセットTr５７、及び、検出ノード５８を有する点で、図６の画素２００と共通する。但し、画素３１０は、PD５１及び転送Tr５５に代えて、PD５１ａ及び５１ｂ、並びに、転送Tr５５ａ及び５５ｂが設けられている点で、図６の画素２００と相違する。
　PD５１ａは、転送Tr５５ａを介して、検出ノード５８に接続され、PD５１ｂは、転送Tr５５ｂを介して、検出ノード５８に接続される。したがって、PD５１ａに蓄積された電荷は、転送Tr５５ａを介して、検出ノード５８に転送され、PD５１ｂに蓄積された電荷は、転送Tr５５ｂを介して、検出ノード５８に転送される。
　その結果、検出ノード５８には、PD５１ａに蓄積された電荷と、PD５１ｂに蓄積された電荷とを加算した電荷である合成電荷が蓄積され、画素３１０からは、合成電荷に対応する画素信号が出力される。
　画素３１０では、図９のＢに示すように、PD５１ａ及び５１ｂに挟まれるように、画素Tr５９を配置することができる。図９では、転送Tr５５ａ及び５５ｂ、増幅Tr５６、並びに、リセットTr５７が、画素Tr５９である。
　なお、PD５１ａ及び５１ｂの形状は、完全な長方形である必要はなく、レイアウトの都合に合わせてエッジ部等を変形しても良い。ここでは、長辺が短辺の２倍以上となっている縦長又は横長の略矩形状の形状を、長方形と称している。
　図１０は、画素基板３０（図４）に採用し得る画素の第２の他の例を示す図である。
　すなわち、図１０は、画素基板３０に採用し得る画素の第２の他の例としての画素３２０の構成例を示す平面図である。
　画素３２０は、縦横比が約４：１の４個のサブ画素３２１を有し、その４個のサブ画素３２１を横方向に並べて配置することで、正方形状に構成されている。
　サブ画素３２１は、画素２００（図６）と同様に構成される。但し、PD５１の平面形状は、正方形状ではなく、縦横比が約４：１の長方形状になっている。
　また、サブ画素３２１では、右下に、画素Tr３２２が配置されている。画素Tr３２２は、画素２００（図６）の転送Tr５５、増幅Tr５６、及び、リセットTr５７に相当する。
　４個のサブ画素３２１の画素Tr３２２の出力（増幅Tr５６（図６）のソース）は、垂直信号線６３に接続され、４個のサブ画素３２１は、同時に、同様の動作を行う。
　したがって、４個のサブ画素３２１それぞれの画素Tr３２２が読み出した画素信号は、垂直信号線６３上で合成され、略平均化される。そして、その合成によって得られる信号が、画素３２０の画素信号として、検出回路３３に供給される。
　図９の画素３１０及び図１０の画素３２０は、複数の長方形状のPDを有するが、その他、画素基板３０に採用し得る画素としては、例えば、１個の長方形状のPDを有する長方形状の画素を採用することができる。
　図１１は、画素基板３０（図４）に採用し得る画素の第３の他の例を示す図である。
　すなわち、図１１は、画素基板３０に採用し得る画素の第３の他の例としての画素３３０を有する画素基板３０の構成例を示す平面図である。
　なお、図中、図４の場合と対応する部分については、同一の符号を付してあり、以下では、その説明は、適宜省略する。
　図１１において、画素基板３０は、正方形状の画素２００に代えて、長方形状の画素３３０が設けられていることを除き、図４の場合と同様に構成される。
　画素３３０は、画素２００（図６）と同様に構成される。但し、PD５１の平面形状は、正方形状ではなく、縦横比が約４：１の長方形状になっている。そして、画素３３０の平面形状は、PD５１の平面形状と同様に、長方形状になっている。
　なお、図４では、画素基板３０に、正方形状の画素２００が、４×４画素の配置で並べられているが、図１１では、画素基板３０に、長方形状の画素３３０が、８×２画素の配置で並べられている。
　図１１では、図４の場合と同様に、画素３３０において、画素Tr２０１が、画素信号を読み出し、その画素信号は、接続部２１１を介して、検出回路基板３１（図４）に供給される。
　図１２は、画素基板３０に長方形状の画素３３０が形成されている場合に、フォトンカウントモードにおいて、光検出ブロック２２の画素３３０の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素３００の画素値（画素信号のディジタル値）の例を示す平面図である。
　なお、図１２では、図５の場合と同様に、暗い部分ほど、画素値が小さいことを表し、明るい部分ほど、画素値が大きいことを表す。
　ここで、図５で説明したように、論理圧縮回路３４において、複数の画素３３０の領域（例えば、図中、点線で囲む領域）を、画素値のピークを検出する検出領域として、検出領域を、画素３３０のピッチでスキャンし、検出領域内の画素３３０の画素信号のディジタル値の総和のピークを検出することで、所定値以上のピークが得られた検出領域の位置及びそのピークを、X線の光子に起因する輝点のデータ、すなわち、輝点の位置及びエネルギとして出力することとする。
　また、例えば、画素３３０の長辺が１００μｍで、短辺が２５μｍであることとし、検出領域として、３００μｍ角の領域、すなわち、１２×３画素の領域を採用することとする。
　さらに、輝点の位置として、（ピークが得られた）検出領域の中心の位置を採用することとする。
　この場合、輝点の位置の横方向の空間解像度（x座標）は、画素３３０の短辺に等しい２５μｍ間隔となって、高くなるが、輝点の位置の縦方向の空間解像度（y座標）は、画素３３０の長辺に等しい１００μｍ間隔となって、低く（粗く）なる。
　このように、検出領域の中心の位置を用いる場合に空間解像度が低くなる輝点の位置の縦方向のy座標については、図５で説明したように、検出領域の重心位置のy座標Ycを採用することが望ましい。検出領域の重心位置のy座標Ycは、上述した式（１）に従って求めることができる。
　なお、輝点の位置の横方向のx座標としては、検出領域の中心の位置を採用することもできるし、検出領域の重心位置のx座標Xcを採用することもできる。
　また、上述の場合には、検出領域として、３００μｍ角の領域を採用することとしたが、検出領域としては、その他、例えば、より小さい１００μｍ角の領域である４×１画素の領域や、１画素の領域等を採用することができる。
　検出領域として、３００μｍ角の領域より小さい１００μｍ角の領域や１画素の領域等の小領域を採用する場合には、その小領域を検出領域として求められた輝点の位置を、３００μｍ角の検出領域の位置として、その３００μｍ角の検出領域の重心位置を求め、その重心位置のy座標Ycを、最終的に、輝点の位置の縦方向のy座標として取得することができる。輝点の位置の横方向のx座標についても同様である。
　なお、フォトンカウントモードにおいて、輝点は、検出領域をスキャンし、検出領域内の画素値（画素信号のディジタル値）の総和のピークを検出することにより検出する以外の任意のアルゴリズムで検出することができる。
　＜検出装置１２の製造方法＞
　図１３は、検出装置１２の光センサ基板２１の製造方法の例の概略を説明する図である。
　検出装置１２の図示せぬ製造装置は、半導体製造工程に従い、第１の半導体基板としてのシリコンウエハW1上に、複数としての多数の光検出ブロック２２をアレイ状に並べた状態で製造する。さらに、製造装置は、シリコンウエハW1上の光検出ブロック２２の試験を行って、シリコンウエハW1から、光検出ブロック２２の個片を切り出す。
　また、製造装置は、出力回路２４及びタイミング制御回路２５が形成された第２の半導体基板としての光センサ基板２１を製造する。
　そして、製造装置は、出力回路２４及びタイミング制御回路２５が形成された光センサ基板２１上に、試験で良品と判定された光検出ブロック２２の個片をアレイ状にマウントし、光センサ基板２１と光検出ブロック２２とを、TSV(Through-Silicon Via)を介して、電気的に接続し、光センサ基板２１を完成させる。
　以上のように、光センサ基板２１とは別に、光検出ブロック２２を製造して試験を行い、良品の光検出ブロック２２のみを選んで、光センサ基板２１にマウントすることで、（X線を受光する面が）大面積の検出装置１２を、良好な歩留まりで製造することができる。
　＜本技術を適用したX線撮像装置の他の一実施の形態＞
　図１４は、本技術の放射線検出装置を適用したX線撮像装置の他の一実施の形態の構成例を示す俯瞰図である。
　なお、図中、図１と対応する部分については同一の符号を付してあり、以下では、その説明は適宜省略する。
　図１４において、X線撮像装置４００は、X線照射装置１１及び検出装置４０１を有する。
　したがって、X線撮像装置４００は、X線照射装置１１を有する点で、図１のX線撮像装置１０と共通する。
　但し、X線撮像装置４００は、検出装置１２に代えて、検出装置４０１が設けられている点で、X線撮像装置１０と相違する。
　X線照射装置１１と検出装置４０１とは、被検体１を挟んで対向して配置される。
　検出装置４０１は、図１で示した検出装置１２と同様に、例えば、X線を検出するFPD装置であり、X線照射装置１１が発生し、被検体１を透過したX線（の光子）を検出し、そのX線に対応する２次元の投影画像を生成する。
　X線撮像装置４００は、図１で示したX線撮像装置１０と同様に、透過撮像モードと、断層撮像モードとを、撮像モードとして有する。
　＜検出装置４０１の構成例＞
　図１５は、検出装置４０１の構成例を示す断面図である。
　検出装置４０１は、板状のシンチレータプレート４１０、FOP(Fiber Optic Plate)４２０、及び、光センサ基板４３０が、X線の入射する側（X線の受光面側）からその順に配置されて構成される。
　シンチレータプレート４１０は、複数のシンチレータセル４１１それぞれが隔壁４１２により隔離されてアレイ状に２次元に配置されたセル型シンチレータである。
　シンチレータプレート４１０は、１個のシンチレータセル４１１に対して、光センサ基板４３０が有する１個以上の所定数の画素２００が割り当てられるように構成される。
　シンチレータセル４１１は、例えば、柱状結晶のGOS（ガドリニウムオキシサルファイド）よりなる多結晶のシンチレータの薄膜を主体として構成される。シンチレータセル４１１に入射したX線は、可視光であるシンチレーション光に変換される。シンチレータセル４１１で変換されたシンチレーション光は、そのシンチレータセル４１１に割り当てられた画素２００で受光される。
　隔壁４１２は、アレイ状に２次元に配置された複数のシンチレータセル４１１をそれぞれ隔離するように（各シンチレータセル４１１を囲むように）形成される。隔壁４１２によってシンチレータセル４１１が隔離されていることにより、X線の光子に起因する輝点、すなわち、シンチレータセル４１１で変換されたシンチレーション光による輝点が、他のシンチレータセル４１１で変換されたシンチレーション光による輝点と重なることが防止される。
　ここで、シンチレータセル４１１の平面の形状は略矩形であり、シンチレータセル４１１の平面の形状のサイズとしては、例えば、８０μｍ角程度を採用することができる。また、シンチレータセル４１１の膜厚としては、例えば、１５０μｍ程度を採用することができる。
　さらに、隔壁４１２の厚さ（アレイ状に２次元に配置された複数のシンチレータセル４１１のうちの隣接するシンチレータセル４１１どうしの間隔）としては、例えば、１０μｍ程度を採用することができる。
　FOP４２０は、例えば、鉛ガラスの光ファイバを束ねた光学デバイスであり、シンチレータプレート４１０を介して入射するX線を遮断する。これにより、FOP４２０は、X線の入射により光センサ基板４３０がダメージを受けることを抑制する。なお、検出装置１２（図３）にも、FOP４２０を設けることができる。
　光センサ基板４３０は、図３に示される光センサ基板２１と同様に構成される。したがって、光センサ基板４３０は、図１５には図示していない、図３の光検出部２３、出力回路２４、及び、タイミング制御回路２５を有する。
　そして、光検出部２３は、図３に示したように、複数の光検出ブロック２２がアレイ状に２次元に配列されて構成され、光検出ブロック２２は、図４に示したように、画素２００等を有する画素基板３０と、検出回路３３等を有する検出回路基板３１とが積層されて構成される。
　ここで、光センサ基板４３０が有する（図１５には図示していない画素基板３０にアレイ状に２次元に配置されている）画素２００の平面の形状のサイズとしては、例えば、４０μｍ角程度を採用することができる。
　この場合、上述のように、シンチレータセル４１１の平面の形状のサイズとして、８０μｍ角程度を採用することで、各シンチレータセル４１１に対して、（横×縦が）２×２画素の４個の画素２００を割り当てることができる。
　ここで、本実施の形態では、各シンチレータセル４１１に対して、２×２画素の４個の画素２００が割り当てられるが、各シンチレータセル４１１に対して割り当てられる画素２００は、２×２画素の４個に限定されるものではなく、例えば、１画素や３×３画素、２×３画素等を採用することができる。以下では、特に断らない限り、各シンチレータセル４１１に対して、２×２画素の４個の画素２００が割り当てられることとする。
　図１６は、図１５の検出装置４０１において、光検出ブロック２２の画素２００の画素信号のA/D変換後に得られる、各画素２００の画素値（画素信号のディジタル値）の例を示す平面図である。
　なお、図１６では、図５と同様に、暗い部分ほど、画素値が小さいことを表し、明るい部分ほど、画素値が大きいことを表す。
　図１６では、フォトンカウントモードにおいて撮像が行われた場合の、撮像の単位時間、すなわち、１フレームの投影画像の撮像の露光時間の各画素２００の画素値（画素信号のディジタル値）が示されている。
　また、図１６では、X線の５個の光子が異なるシンチレータセル４１１にそれぞれ入射した場合の、それぞれのX線の光子に起因する輝点（の領域）が観察されている。
　ここで、シンチレータプレート４１０のように、シンチレータセル４１１を隔壁４１２で隔離する構造をとらない、任意の位置でシンチレーション光が生じるシンチレータプレートを採用した検出装置を、非セル型検出装置という。
　X線の線量を高線量にすると、X線の光子が多くなり、X線の光子に起因する輝点が多くなる。したがって、X線の線量を高線量にすると、非セル型検出装置では、輝点（の領域）どうしが重なる可能性が高くなり、輝点どうしが重なると、X線を検出すること、すなわち、非セル型検出装置に入射した個々のX線（の光子）の入射位置を求めることが困難になる。
　そのため、非セル型検出装置では、フォトンカウントモードにおいて、X線の線量を低線量にし、X線の光子の数を少なくして、投影画像の撮像を行う必要がある。その結果、多数のフレームの投影画像を撮像しなければならず、必要な投影画像を得るのに時間を要する。
　一方、検出装置４０１では、シンチレータプレート４１０がシンチレータセル４１１を有し、そのシンチレータセル４１１が隔壁４１２によって区切られている（隔離されている）ので、X線の光子に起因する輝点（の位置）が、シンチレータセル４１１の範囲内（２×２画素の４個の画素２００）に制限される。したがって、高線量のX線を用いる場合でも、１個のシンチレータセル４１１に最大でX線の１個の光子が入射する限り、X線を正確に検出することができる。
　以上のように、検出装置４０１では、X線の光子に起因する輝点が、シンチレータセル４１１の範囲内に制限されるので、あるシンチレータセル４１１に入射したX線の光子に起因する輝点と、他のシンチレータセル４１１に入射したX線の光子に起因する輝点とが重なることが防止される。したがって、検出装置４０１では、１個のシンチレータセル４１１に最大でX線の１個の光子が入射する限り、入射した個々のX線の光子を正確に検出することができる。
　なお、本件発明者が行ったシミュレーションによれば、非セル型検出装置において輝点の重なりがほぼ生じない線量の１０倍程度の高線量を用いた場合、１個のシンチレータセル４１１に、X線の複数の光子が入射することがほぼないことが確認された。
　したがって、検出装置４０１では、非セル型検出装置で用いられる線量の１０倍程度の高線量のX線について、個々のX線（の光子）を検出することができる。そして、検出装置４０１において、非セル型検出装置で用いられる線量の１０倍程度の高線量を用いる場合には、投影画像の撮像時間を、非セル型検出装置の１/１０倍程度に短縮することができ、撮像画像を短時間で得ることができる。
　以上から、検出装置４０１によれば、例えば、医療機関でのX線を用いた診察において、診察時間を短縮することができる。
　図１７は、図１５の検出装置４０１において、光センサ基板４３０が有する光検出ブロック２２の論理圧縮回路３４での圧縮について説明する平面図である。
　図１７では、図４と同様に、画素基板３０と検出回路基板３１とが積層された状態ではなく、画素基板３０と検出回路基板３１とのそれぞれの平面図が示されている。
　図１７に示すように、検出装置４０１では、各シンチレータセル４１１に対して、２×２画素の４個の画素２００が割り当てられている。
　あるシンチレータセル４１１にX線（の光子）が入射すると、そのシンチレータセル４１１は、シンチレーション光を発する。シンチレータセル４１１が発したシンチレーション光は、そのシンチレータセル４１１に割り当てられた２×２画素の４個の画素２００のうちの１画素以上で受光され、そのシンチレーション光の受光量に対応する画素信号が、検出回路３３で、ディジタル値にA/D変換される。検出回路３３で得られる画素信号のディジタル値は、論理圧縮回路３４に供給される。
　論理圧縮回路３４は、検出回路３３からの画素信号のディジタル値の圧縮を行う。
　ここで、図１６で説明したように、検出装置４０１では、シンチレータセル４１１に入射したX線の光子に起因する輝点は、シンチレータセル４１１の範囲内に制限されるので、論理圧縮回路３４では、例えば、１個のシンチレータセル４１１に対して割り当てられた２×２画素の４個の画素２００を１単位として、画素信号のディジタル値の圧縮を行うことができる。
　具体的には、例えば、論理圧縮回路３４は、１単位の２×２画素の４個の画素２００の画素信号のディジタル値を加算し、その結果得られる加算値を、１単位の画素値として出力する。
　この場合、１個の画素２００の画素信号のディジタル値が１０ビットであるとすると、１単位分、すなわち、２×２画素の４個分の画素２００の画素信号のディジタル値である４（画素）×１０（ビット）＝４０ビットは、１２ビットの画素値に圧縮される。
　また、例えば、論理圧縮回路３４は、シンチレータセル４１１に対して割り当てられた１単位の２×２画素の４個の画素２００のうちの画素信号のディジタル値が最大の画素２００を検出する。そして、論理圧縮回路３４は、１単位の２×２画素の４個の画素２００の位置のうちのディジタル値が最大の画素２００の位置を、X線の（光子の）入射位置として選択し、１単位の２×２画素の４個の画素２００の位置における、X線の入射位置を表す２ビットの位置情報を出力する。これにより、論理圧縮回路３４は、いわば、２×２画素の４個の画素２００の画素の位置を、１個の画素２００の位置に圧縮する。
　論理圧縮回路３４が入射位置を表す２ビットの位置情報を出力する場合、シンチレータセル４１１に対して割り当てられた２×２画素の４個の画素２００の画素信号のディジタル値である４×１０＝４０ビットは、２×２画素の４個の画素２００の画素信号のディジタル値を加算して得られる１２ビットの加算値と、２ビットの位置情報との合計で１４ビットのX線の光子に起因する輝点のデータに圧縮される。
　以上により、論理圧縮回路３４において、検出装置４０１から出力する投影画像となるデータのデータ量を削減し、例えば、１フレームの投影画像となるデータを短時間で出力することができる。したがって、高速な撮像を行い、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　ここで、論理圧縮回路３４では、上述の圧縮に加えて、又は、上述の圧縮に代えて、任意の圧縮を行うことができる。
　フォトンカウントモードにおいて、図１６で説明したように、高線量のX線を用いる場合でも、検出装置４０１において、多くの画素２００が出力する画素信号は、ノイズを含んだダークの画素信号になる。
　したがって、各検出回路３３が出力する各画素２００の画素信号のディジタル値については、図５で説明したように、論理圧縮回路３４において閾値処理を行い、閾値以下の画素信号のディジタル値を、完全なダーク（ゼロ）とみなすことにより、多くの画素２００の画素信号のディジタル値が、０になる。
　このような０が多いデータについては、任意の圧縮により、データ量を大幅に削減することができ、データをより短時間で出力することが可能になるので、論理圧縮回路３４において任意の圧縮を行うことは、極めて有効である。
　なお、本実施の形態では、画素信号のディジタル値の圧縮を、光センサ基板４３０の内部で行うこととしたが、画素信号のディジタル値の圧縮は、光センサ基板４３０の外部で行ってもよい。
　以上のように、検出装置４０１は、隔壁４１２によってシンチレータセル４１１が隔離されているので、X線の光子に起因する輝点、すなわち、シンチレータセル４１１で変換されたシンチレーション光による輝点が、他のシンチレータセル４１１で変換されたシンチレーション光による輝点と重なることを防止することができる。
　したがって、検出装置４０１では、高線量のX線を用いる場合でも、１個のシンチレータセル４１１に最大でX線の１個の光子が入射する限り、入射した個々のX線の光子を正確に検出することができる。
　これにより、検出装置４０１では、フォトンカウントモードにおいて、非セル型検出装置よりも高線量を用いることができ、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　また、以上のように、論理圧縮回路３４において、画素信号のディジタル値の圧縮を行うことにより、検出装置４０１から出力する投影画像となるデータのデータ量を少なくし、例えば、１フレームの投影画像となるデータを短時間で出力することができる。したがって、高速な撮像を行い、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　＜本開示に係る技術を適用し得るX線撮影システムの構成例＞
　図１８は、本開示に係る技術を適用し得るX線撮影システムの構成例を説明するブロック図である。
　X線撮影システム５００は、制御装置５１０、撮影装置５１１、X線発生装置５１２、X線管５１３、表示部５１４、操作部５１５、及び、AC/DCコンバータ５２３を有する。X線撮影システム５００は、例えば、回診車やCアーム、CT撮影システムなどである。
　制御装置５１０は、システム全体の制御を実行する。制御装置５１０は、同期制御部５１６、アンプ設定部５１７、撮影条件設定部５１８、画像処理部５１９、及び、表示制御部５２０を有する。撮影条件設定部５１８は、操作部５１５や外部からのオーダ入力に基づいて撮影装置５１１及びX線発生装置５１２に対して撮影条件を指示する。
　同期制御部５１６は、不図示の照射スイッチの押下に応じてX線管５１３のX線照射と、撮影装置５１１のX線受光及び読み出しを同期させる同期制御とを行う。同期制御は、例えば、撮影装置５１１及びX線発生装置５１２にパルス信号を発信することで行う。同期制御により、X線発生装置５１２は、所定のタイミングでX線管５１３からX線を発生させる。発生されたX線により、撮影装置５１１が得た撮影画像は、制御装置５１０に送られる。
　撮影画像は、画像処理部５１９による所定の処理の後、表示制御部５２０により表示部５１４に表示される。制御装置５１０による制御によって画像の出力が連続的に複数回繰り返されることで動画撮影が実行され、単発の撮影により静止画撮影が実行されることとなる。
　アンプ設定部５１７は、撮影装置５１１のイメージセンサに含まれる画素アンプの起動タイミングを制御するための設定を行う。画素アンプは、光電変換素子で生じた電気信号をサンプルホールド回路に送る際に駆動させ、その他の場合には駆動させないよう設定する。さらに、イメージセンサの部分領域毎にアンプの起動タイミングを個別に設定する。画素アンプの制御に関する設定は、操作部５１５からの入力、外部装置からの情報受信、又は制御装置５１０内の不図示のメモリに記憶された設定情報の少なくともいずれかによって行われる。
　撮影装置５１１は、主にイメージセンサ１１１と当該センサを制御する撮影制御部５２２とを有する。この撮影装置５１１は、例えば、X線撮影に用いられるフラットパネルディテクタあるいはX線検出器である。不図示の蛍光体によりX線を可視光に変換し、可視光をイメージセンサ５２１で受光し電荷を生成することで、撮影装置５１１に到達したX線の線量分布に応じたX線画像を得ることができる。
　以上、本開示に係る技術を適用し得るX線撮影システム５００の一例について説明した。本開示に係る技術は、以上説明した構成のうち、撮影装置５１１に適用され得る。具体的には、検出装置１２及び４０１は、撮影装置５１１に適用することができる。撮影装置５１１に本開示に係る技術を適用することにより、放射線の投影画像を短時間で得ることができる。
　＜本開示に係る技術に適用し得る固体撮像装置の断面構成例＞
　図１９は、本開示に係る技術に適用し得る固体撮像装置の構成例を示す断面図である。
　固体撮像装置では、PD（フォトダイオード）20019が、半導体基板20018の裏面（図では上面）側から入射する入射光20001を受光する。PD20019の上方には、平坦化膜20013が設けられており、平坦化膜20013を介して入射した入射光20001を、受光面20017で受光して光電変換が行われる。
　例えば、PD20019は、n型半導体領域20020が、電荷（電子）を蓄積する電荷蓄積領域として形成されている。PD20019においては、n型半導体領域20020は、半導体基板20018のp型半導体領域20016，20041の内部に設けられている。n型半導体領域20020の、半導体基板20018の表面（下面）側には、裏面（上面）側よりも不純物濃度が高いp型半導体領域20041が設けられている。つまり、PD20019は、HAD(Hole-Accumulation Diode)構造になっており、n型半導体領域20020の上面側と下面側との各界面において、暗電流が発生することを抑制するように、p型半導体領域20016，20041が形成されている。
　半導体基板20018の内部には、複数の画素20010の間を電気的に分離する画素分離部20030が設けられており、この画素分離部20030で区画された領域に、PD20019が設けられている。図中、上面側から、固体撮像装置を見た場合、画素分離部20030は、例えば、複数の画素20010の間に介在するように格子状に形成されており、PD20019は、この画素分離部20030で区画された領域内に形成されている。
　各PD20019では、アノードが接地されており、固体撮像装置において、PD20019が蓄積した信号電荷（例えば、電子）は、図示せぬ転送Tr(MOS FET)等を介して読み出され、電気信号として、図示せぬVSL（垂直信号線）へ出力される。
　配線層20050は、半導体基板20018のうち、遮光膜20014が設けられた裏面（上面）とは反対側の表面（下面）に設けられている。
　配線層20050は、配線20051と絶縁層20052とを含み、絶縁層20052内において、配線20051が各素子に電気的に接続するように形成されている。配線層20050は、いわゆる多層配線の層になっており、絶縁層20052を構成する層間絶縁膜と配線20051とが交互に複数回積層されて形成されている。ここでは、配線20051としては、転送Tr等のPD20019から電荷を読み出すためのTrへの配線や、VSL等の各配線が、絶縁層20052を介して積層されている。
　配線層20050の、PD20019が設けられている側に対して反対側の面には、支持基板20061が設けられている。例えば、厚みが数百μｍのシリコン半導体からなる基板が、支持基板20061として設けられている。
　遮光膜20014は、半導体基板20018の裏面（図では上面）の側に設けられている。
　遮光膜20014は、半導体基板20018の上方から半導体基板20018の裏面へ向かう入射光20001の一部を、遮光するように構成されている。
　遮光膜20014は、半導体基板20018の内部に設けられた画素分離部20030の上方に設けられている。ここでは、遮光膜20014は、半導体基板20018の裏面（上面）上において、シリコン酸化膜等の絶縁膜20015を介して、凸形状に突き出るように設けられている。これに対して、半導体基板20018の内部に設けられたPD20019の上方においては、PD20019に入射光20001が入射するように、遮光膜20014は、設けられておらず、開口している。
　つまり、図中、上面側から、固体撮像装置を見た場合、遮光膜20014の平面形状は、格子状になっており、入射光20001が受光面20017へ通過する開口が形成されている。
　遮光膜20014は、光を遮光する遮光材料で形成されている。例えば、チタン(Ti)膜とタングステン(W)膜とを、順次、積層することで、遮光膜20014が形成されている。この他に、遮光膜20014は、例えば、窒化チタン(TiN)膜とタングステン(W)膜とを、順次、積層することで形成することができる。
　遮光膜20014は、平坦化膜20013によって被覆されている。平坦化膜20013は、光を透過する絶縁材料を用いて形成されている。
　画素分離部20030は、溝部20031、固定電荷膜20032、及び、絶縁膜20033を有する。
　固定電荷膜20032は、半導体基板20018の裏面（上面）の側において、複数の画素20010の間を区画している溝部20031を覆うように形成されている。
　具体的には、固定電荷膜20032は、半導体基板20018において裏面（上面）側に形成された溝部20031の内側の面を一定の厚みで被覆するように設けられている。そして、その固定電荷膜20032で被覆された溝部20031の内部を埋め込むように、絶縁膜20033が設けられている（充填されている）。
　ここでは、固定電荷膜20032は、半導体基板20018との界面部分において正電荷（ホール）蓄積領域が形成されて暗電流の発生が抑制されるように、負の固定電荷を有する高誘電体を用いて形成されている。固定電荷膜20032が負の固定電荷を有するように形成されていることで、その負の固定電荷によって、半導体基板20018との界面に電界が加わり、正電荷（ホール）蓄積領域が形成される。
　固定電荷膜20032は、例えば、ハフニウム酸化膜（HfO2膜）で形成することができる。また、固定電荷膜20032は、その他、例えば、ハフニウム、ジルコニウム、アルミニウム、タンタル、チタン、マグネシウム、イットリウム、ランタノイド元素等の酸化物の少なくとも１つを含むように形成することができる。
　以上のような固体撮像装置は、検出装置１２や検出装置４０１の光検出ブロック２２に適用することができる。
　以上、本技術の放射線検出装置を、X線を検出するX線撮像装置１０に適用した場合について説明したが、本技術は、X線の他、例えば、アルファ線等の任意の放射線を検出する装置に適用することができる。また、本技術は、例えば、宇宙線の検出や科学計測、産業用CT、セキュリティ用に供されるX線検査等に適用することができる。
　また、本技術の実施の形態は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本技術の要旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。
　さらに、本明細書に記載された効果はあくまで例示であって限定されるものではなく、他の効果があってもよい。
　なお、本技術は、以下の構成をとることができる。
　＜１＞
　放射線の入射に応じてシンチレーション光を発するシンチレータと、
　前記シンチレーション光を光電変換し、前記シンチレーション光の光量に応じた画素信号を出力する複数の画素がアレイ状に配置された画素基板と、
　前記画素信号をA/D(Analog to Digital)変換するA/D変換部を有し、前記画素基板に積層された検出回路基板と、
　前記A/D変換部から出力されるディジタルデータを圧縮する圧縮部と
　を備える放射線検出装置。
　＜２＞
　前記シンチレータは、複数のシンチレータセルそれぞれが隔壁により隔離されてアレイ状に配置されたセル型シンチレータであり、
　各シンチレータセルに対して、１個以上の画素が割り当てられた
　＜１＞に記載の放射線検出装置。
　＜３＞
　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の前記ディジタルデータを加算することにより圧縮する
　＜２＞に記載の放射線検出装置。
　＜４＞
　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の位置のうちの前記ディジタルデータが最大の前記画素の位置を、前記放射線の入射位置として選択する
　＜２＞に記載の放射線検出装置。
　＜５＞
　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の前記ディジタルデータを加算することにより圧縮するとともに、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の位置のうちの前記ディジタルデータが最大の前記画素の位置を、前記放射線の入射位置として選択する
　＜２＞に記載の放射線検出装置。
　＜６＞
　前記画素基板と、前記検出回路基板とが積層されて構成される複数の光検出ブロックがアレイ状に配置された
　＜１＞ないし＜５＞のいずれかに記載の放射線検出装置。
　＜７＞
　前記光検出ブロックは、前記圧縮部を含む
　＜６＞に記載の放射線検出装置。
　＜８＞
　複数の前記光検出ブロックを第１の半導体基板上に形成し、
　前記第１の半導体基板から、前記光検出ブロックの個片を切り出し、
　前記光検出ブロックの複数の個片を、第２の半導体基板上にアレイ状に配置する
　ことで製造される
　＜６＞又は＜７＞に記載の放射線検出装置。
　＜９＞
　被検体を挟んだ位置に配置される、前記放射線を発生する放射線発生部をさらに備える
　＜１＞ないし＜８＞のいずれかに記載の放射線検出装置。
　＜１０＞
　前記画素は、平面形状が略長方形で、長辺が短辺の２倍以上のPD(Photodiode)を有する
　＜１＞ないし＜９＞のいずれかに記載の放射線検出装置。
　＜１１＞
　前記画素は、平面形状が略長方形で、長辺が短辺の２倍以上の複数のPDを有する
　＜１０＞に記載の放射線検出装置。
　＜１２＞
　前記A/D変換の量子化幅を、１電子若しくは正孔未満の前記画素信号に対応する量子化幅、又は、１電子若しくは正孔以上の前記画素信号に対応する量子化幅に調整する調整機構をさらに備える
　＜１＞ないし＜１１＞のいずれかに記載の放射線検出装置。
　＜１３＞
　前記A/D変換部は、
　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
　を有し、
　前記コンパレータに供給される前記画素信号を増幅する、ゲインの調整可能なアンプを、前記調整機構として備える
　＜１２＞に記載の放射線検出装置。
　＜１４＞
　前記A/D変換部は、
　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
　を有し、
　前記参照信号を発生する、前記参照信号の傾きの調整可能な参照信号発生部を、前記調整機構として備える
　＜１２＞に記載の放射線検出装置。
　＜１５＞
　前記A/D変換部は、
　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
　を有し、
　前記画素は、前記コンパレータに供給される前記画素信号のゲインを調整するゲイン調整部を、前記調整機構として有する
　＜１２＞に記載の放射線検出装置。
　１　被検体，　１０　X線撮像装置，　１１　X線照射装置，　１２　検出装置，　２０　シンチレータプレート，　２１　光センサ基板，　２２　光検出ブロック，　２３　光検出部，　２４　出力回路，　２５　タイミング制御回路，　３０　画素基板，　３１　検出回路基板，　３２　接続部，　３３　検出回路，　３４　論理圧縮回路，　３５　水平転送回路，　３６　駆動回路，　３７　論理制御回路，　３８　参照信号発生回路，　５１，５１ａ，５１ｂ　PD，　５２　蓄積ノード，　５３　電源配線，　５５，５５ａ，５５ｂ　転送Tr，　５６　増幅Tr，　５７　リセットTr，　５８　検出ノード(FD)，　５９　画素Tr，　６０　行駆動部，　６１　定電流源，　６２　信号検出部，　６３　垂直信号線，　７０　アンプ回路，　７１　コンデンサ，　７２　アンプ，　７３　可変コンデンサ，　８０　A/D変換器，　８１，８２　コンデンサ，　８３　コンパレータ，　８４　カウンタ，　８５　参照信号線，　１０１　回路，　２００　画素，　２０１　画素Tr，　２１１　接続部，　３１０，３２０　画素，　３２１　サブ画素，　３３０　画素，　４００　X線撮像装置，　４０１　検出装置，　４１０　シンチレータプレート，　４１１　シンチレータセル，　４１２　隔壁，　４２０　FOP，　４３０　光センサ基板，　５００　X線撮影システム，　５１０　制御装置，　５１１　撮影装置，　５１２　X線発生装置，　５１３　X線管，　５１４　表示部，　５１５　操作部，　５１６　同期制御部，　５１７　アンプ設定部，　５１８　撮影条件設定部，　５１９　画像処理部，　５２０　表示制御部，　５２１　イメージセンサ，　５２２　撮影制御部，　５２３　AC/DCコンバータ

Claims (15)

  1. 　放射線の入射に応じてシンチレーション光を発するシンチレータと、
    　前記シンチレーション光を光電変換し、前記シンチレーション光の光量に応じた画素信号を出力する複数の画素がアレイ状に配置された画素基板と、
    　前記画素信号をA/D(Analog to Digital)変換するA/D変換部を有し、前記画素基板に積層された検出回路基板と、
    　前記A/D変換部から出力されるディジタルデータを圧縮する圧縮部と
    　を備える放射線検出装置。
  2. 　前記シンチレータは、複数のシンチレータセルそれぞれが隔壁により隔離されてアレイ状に配置されたセル型シンチレータであり、
    　各シンチレータセルに対して、１個以上の画素が割り当てられた
    　請求項１に記載の放射線検出装置。
  3. 　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
    　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の前記ディジタルデータを加算することにより圧縮する
    　請求項２に記載の放射線検出装置。
  4. 　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
    　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の位置のうちの前記ディジタルデータが最大の前記画素の位置を、前記放射線の入射位置として選択する
    　請求項２に記載の放射線検出装置。
  5. 　各シンチレータセルに対して、２個以上の画素が割り当てられ、
    　前記圧縮部は、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の前記ディジタルデータを加算することにより圧縮するとともに、前記シンチレータセルに割り当てられた前記２個以上の画素の位置のうちの前記ディジタルデータが最大の前記画素の位置を、前記放射線の入射位置として選択する
    　請求項２に記載の放射線検出装置。
  6. 　前記画素基板と、前記検出回路基板とが積層されて構成される複数の光検出ブロックがアレイ状に配置された
    　請求項１に記載の放射線検出装置。
  7. 　前記光検出ブロックは、前記圧縮部を含む
    　請求項６に記載の放射線検出装置。
  8. 　複数の前記光検出ブロックを第１の半導体基板上に形成し、
    　前記第１の半導体基板から、前記光検出ブロックの個片を切り出し、
    　前記光検出ブロックの複数の個片を、第２の半導体基板上にアレイ状に配置する
    　ことで製造される
    　請求項６に記載の放射線検出装置。
  9. 　被検体を挟んだ位置に配置される、前記放射線を発生する放射線発生部をさらに備える
    　請求項１に記載の放射線検出装置。
  10. 　前記画素は、平面形状が略長方形で、長辺が短辺の２倍以上のPD(Photodiode)を有する
    　請求項１に記載の放射線検出装置。
  11. 　前記画素は、平面形状が略長方形で、長辺が短辺の２倍以上の複数のPDを有する
    　請求項１０に記載の放射線検出装置。
  12. 　前記A/D変換の量子化幅を、１電子若しくは正孔未満の前記画素信号に対応する量子化幅、又は、１電子若しくは正孔以上の前記画素信号に対応する量子化幅に調整する調整機構をさらに備える
    　請求項１に記載の放射線検出装置。
  13. 　前記A/D変換部は、
    　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
    　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
    　を有し、
    　前記コンパレータに供給される前記画素信号を増幅する、ゲインの調整可能なアンプを、前記調整機構として備える
    　請求項１２に記載の放射線検出装置。
  14. 　前記A/D変換部は、
    　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
    　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
    　を有し、
    　前記参照信号を発生する、前記参照信号の傾きの調整可能な参照信号発生部を、前記調整機構として備える
    　請求項１２に記載の放射線検出装置。
  15. 　前記A/D変換部は、
    　　所定の傾きで変化する参照信号と、前記画素信号とを比較し、前記参照信号と前記画素信号との比較結果を出力するコンパレータと、
    　　前記比較結果に応じて、前記参照信号と前記画素信号との大小関係が反転するまでの時間をカウントし、カウント値を出力するカウンタと
    　を有し、
    　前記画素は、前記コンパレータに供給される前記画素信号のゲインを調整するゲイン調整部を、前記調整機構として有する
    　請求項１２に記載の放射線検出装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3822665A4 (en) * 2018-07-11 2021-07-28 Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. RADIATION DETECTOR, RADIATION INSPECTION DEVICE AND RADIATION DETECTION SIGNAL PROCESSING PROCESS

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109803096B (zh) * 2019-01-11 2020-08-25 北京大学 一种基于脉冲信号的显示方法和***
US11228758B2 (en) 2016-01-22 2022-01-18 Peking University Imaging method and device
JP7046698B2 (ja) * 2018-04-24 2022-04-04 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器、放射線検出器の製造方法、及び画像処理方法
JP7344769B2 (ja) * 2019-11-22 2023-09-14 キヤノン株式会社 放射線検出装置及び出力方法
JP7402068B2 (ja) * 2020-02-03 2023-12-20 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0749386A (ja) * 1993-08-04 1995-02-21 Hamamatsu Photonics Kk 放射線位置検出装置
JP2002022678A (ja) * 2000-07-10 2002-01-23 Hitachi Medical Corp Ｘ線計測装置
JP2005537846A (ja) * 2002-09-04 2005-12-15 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ Ｃｔスキャナ用の散乱防止ｘ線遮蔽
WO2006101230A1 (ja) * 2005-03-25 2006-09-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. 放射線画像取得システム、カセッテ、コンソール、放射線画像通信システム及びプログラム

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6545624B2 (en) * 2000-02-11 2003-04-08 Hyundai Electronics Industries Co., Ltd. Image sensor with analog-to-digital converter that generates a variable slope ramp signal
JP2003084066A (ja) * 2001-04-11 2003-03-19 Nippon Kessho Kogaku Kk 放射線検出器用部品、放射線検出器および放射線検出装置
JP4769039B2 (ja) * 2005-07-26 2011-09-07 パナソニック株式会社 デジタル信号符号化および復号化装置ならびにその方法
US8884240B1 (en) * 2009-06-08 2014-11-11 Radiation Monitoring Devices, Inc. Position sensitive solid-state photomultipliers, systems and methods
JP6573378B2 (ja) 2015-07-10 2019-09-11 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その制御方法及びプログラム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0749386A (ja) * 1993-08-04 1995-02-21 Hamamatsu Photonics Kk 放射線位置検出装置
JP2002022678A (ja) * 2000-07-10 2002-01-23 Hitachi Medical Corp Ｘ線計測装置
JP2005537846A (ja) * 2002-09-04 2005-12-15 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ Ｃｔスキャナ用の散乱防止ｘ線遮蔽
WO2006101230A1 (ja) * 2005-03-25 2006-09-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. 放射線画像取得システム、カセッテ、コンソール、放射線画像通信システム及びプログラム

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
NISHIHARA, T. ET AL.: "An Experimental COMS Photon Detector with 0. 5e-RMS Temporal Noise and 15jum pitch Active Sensor Pixels", 2017 IEEE INTERNATIONAL ELECTRON DEVICES MEETING (IEDM), IEEE CONFERENCE PROCEEDINGS, December 2017 (2017-12-01), pages 16.1.1 - 16.1.4, XP055569669 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3822665A4 (en) * 2018-07-11 2021-07-28 Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. RADIATION DETECTOR, RADIATION INSPECTION DEVICE AND RADIATION DETECTION SIGNAL PROCESSING PROCESS
US11402517B2 (en) 2018-07-11 2022-08-02 Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. Radiation detector, radiation inspecting device, and method for processing radiation detection signal

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