(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
基板；
前記基板上に形成された半導体層であり：
前記基板に隣接するように配置された少なくとも１つのｎ型ドープト領域と、
前記基板に複数のｐｎ接合を形成するよう、前記ｎ型ドープト領域に隣接するように配置された複数のｐ型ドープト領域と、
を含む半導体層；
前記ｐ型ドープト領域の各々を囲むように前記半導体層内に形成され、前記ｐ型ドープト領域を貫通して前記ｎ型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、前記ｐｎ接合の端部付近の曲率を低減し該端部付近での降伏を抑制するトレンチ；
前記ｎ型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも１つの導電性電極であり、前記半導体層の上面に形成された導電性電極；及び
前記ｐ型ドープト領域上に、それに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ；
を有する放射線検出器。
【請求項２】
前記トレンチは実質的に垂直な側壁を有する、請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記材料は、隣接し合う前記ｐ型ドープト領域によって受光される光のクロスコンタミネーションを抑制する、請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項４】
撮像領域内の光子を検出するため、複数個の請求項１に記載の放射線検出器を使用する医用撮像システム。
【請求項５】
複数個の請求項１に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。
【請求項６】
請求項１に記載の放射線検出器から成る複数のリング；
前記検出器の出力をデジタル化し且つ該出力にタイムスタンプを付す変換器；
前記タイムスタンプを付されたデジタル出力から、検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出部；及び
決定された同時発生対によって定められるＬＯＲから画像を再構成する再構成システム；
を有するＰＥＴ撮像システム。
【請求項７】
基板；
前記基板上に形成された半導体層であり：
前記基板に隣接するように配置されたｎ型ドープト領域と、
前記ｎ型ドープト領域に隣接するように配置されたｐ型ドープト領域と、
を含む半導体層；
前記ｐ型ドープト領域を囲むように前記半導体層内に形成され、前記ｐ型ドープト領域を貫通して前記ｎ型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、ｐｎ接合の端部において該ｐｎ接合の曲率を低減し、該端部での降伏を抑制するトレンチ；及び
前記ｎ型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも１つの導電性電極であり、前記半導体層の上面に形成された導電性電極；
を有する半導体デバイス。
【請求項８】
前記トレンチは、前記ｐｎ接合において前記ｐ型ドープト領域を突然に終端する実質的に垂直な側壁を有する、請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項９】
前記ｎ型ドープト領域及び前記ｐ型ドープト領域は、イオン注入プロセスによって形成される、請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１０】
前記材料は誘電体及び金属のうちの一方である、請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１１】
ガイガーモードで駆動されるアバランシェフォトダイオードである請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１２】
前記トレンチは前記材料の堆積に先立って酸化されている、請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１３】
前記トレンチ内の前記材料に隣接するように配置された、フォトダイオードを流れる電流を制限するクエンチ抵抗；
を更に含む請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１４】
撮像領域内の光子を検出するため、請求項７に記載の半導体デバイスを使用する医用撮像システム。
【請求項１５】
前記半導体層上に、それに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ；
を更に含む請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１６】
複数の前記ｐ型ドープト領域が前記ｎ型ドープト領域上に配置され、且つ前記トレンチはこれら複数のｐ型ドープト領域の周りに延在している、請求項７に記載の半導体デバイス。
【請求項１７】
請求項１６に記載の半導体デバイス；及び
前記複数のｐ型ドープト領域に隣接して、それらに光学的に結合されるように配置されたシンチレータ；
を有する放射線検出器。
【請求項１８】
共通基板上に、複数個の請求項７に記載の半導体デバイスを含むフォトダイオードアレイ。
【請求項１９】
基板；
前記基板上に形成された半導体層であり：
前記基板に隣接するように配置された少なくとも１つのｎ型ドープト領域と、
前記基板に複数のｐｎ接合を形成するよう、前記ｎ型ドープト領域に隣接するように配置された複数のｐ型ドープト領域と、
を含む半導体層；
前記ｐ型ドープト領域の各々を囲むように前記半導体層内に形成され、前記ｐ型ドープト領域を貫通して前記ｎ型ドープト領域中まで延在し、且つ材料を充填されたトレンチであり、前記ｐｎ接合の端部付近の曲率を低減し該端部付近での降伏を抑制するトレンチ；及び
前記ｎ型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも１つの導電性電極であり、前記半導体層の上面に形成された導電性電極；
を有するフォトダイオードアレイ。
【請求項２０】
前記トレンチは実質的に垂直な側壁を有する、請求項１９に記載のフォトダイオードアレイ。
【請求項２１】
前記材料は、隣接し合う前記ｐ型ドープト領域によって受光される光のクロスコンタミネーションを抑制する、請求項１９に記載のフォトダイオードアレイ。
【請求項２２】
前記ｐ型ドープト領域上に、それに光学的に結合されるように配置された少なくとも１つのシンチレータ；
を更に含む請求項１９に記載のフォトダイオードアレイ。
【請求項２３】
撮像領域内の光子を検出するため、複数個の請求項１９に記載のフォトダイオードアレイを使用する医用撮像システム。
【請求項２４】
請求項１９に記載のフォトダイオードアレイに光学的に結合されたシンチレータ、
を有する放射線検出器。
【請求項２５】
複数個の請求項２４に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。
【請求項２６】
請求項１２に記載の放射線検出器から成る複数のリング；
前記検出器の出力をデジタル化し且つ該出力にタイムスタンプを付す変換器；
前記タイムスタンプを付されたデジタル出力から、検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出部；及び
決定された同時発生対によって定められるＬＯＲから画像を再構成する再構成システム；
を有するＰＥＴ撮像システム。
【請求項２７】
検出された放射線イベントを表すアナログ信号を生成する複数の放射線検出器であり、各放射線検出器が、複数個の請求項１に記載の半導体デバイスを含み、各半導体デバイスが光イベントを検出する、複数の放射線検出器；
前記半導体デバイスに光学的に結合された、前記検出された放射線イベントを前記光イベントに変換するシンチレーション結晶；
前記アナログ信号をデジタル化エネルギーへとデジタル化し、且つタイムスタンプを付す変換器；
前記検出された放射線イベントに含まれる同時発生対を決定する一致検出器；及び
前記検出された放射線イベントに含まれる前記同時発生対から、画像を再構成する再構成システム；
を有する医用撮像システム。
【請求項２８】
ｐｎ接合の端部での降伏が抑制される半導体デバイスを製造する方法であって：
基板上に半導体層を形成する工程；
前記半導体層内にトレンチを形成する工程；
前記トレンチを材料で充填する工程；
前記トレンチによって囲まれたｐ型ドープト領域と、該ｐ型ドープト領域の下方のｎ型ドープト領域とを形成するよう、前記半導体層をドープする工程であり、前記トレンチは、前記ｐ型ドープト領域を貫通して前記ｎ型ドープト領域中まで延在している、工程；及び
前記ｎ型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも１つの導電性電極を形成する工程であり、該少なくとも１つの導電性電極は前記半導体層の上面に形成される形成される、工程；
を有する方法。
【請求項２９】
前記ｐ型ドープト領域に隣接させて、フォトダイオードの表面上にシンチレータを取り付ける工程；
を更に含む請求項２８に記載の方法。
【請求項３０】
前記半導体層内に複数の前記ｐ型ドープト領域を形成する工程であり、各ｐ型ドープト領域がトレンチによって囲まれるように形成する工程；
を更に含む請求項２８に記載の方法。
【請求項３１】
請求項２８に記載の方法に従って製造された半導体デバイス。
【請求項３２】
請求項２８に記載の方法に従って製造された放射線検出器。
【請求項３３】
複数個の請求項３２に記載の放射線検出器を含む診断用撮像システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は医用撮像技術に関する。本発明は、特に、医用撮像システム及び／又はその他の用途にて使用されるフォトダイオード（例えば、アバランシェフォトダイオード）に適用される。
【背景技術】
【０００２】
陽電子放出型断層撮影（ＰＥＴ）においては、シンチレーション結晶によって、２つの同時発生の５１１ｋｅＶガンマ光子が検出される。シンチレーション結晶は、ガンマ光子を検出し、それらのエネルギー部分を電磁スペクトルの青色部分にあるエネルギーを有する光の光子に変換する。その後、これらの光の光子は１つ以上の光検出器、典型的には光電子増倍管、によって検出される。検出された光子の数は、患者の体内での散乱のために５１１ｋｅＶ未満となり得る実際のガンマ線エネルギーを指し示す。ガンマ線ヒットの時刻は光検出器信号の立ち上がりによって定められる。約５−８ｎｓの幅の時間ウィンドウ内で発生するヒット対である同時ヒット対を検出する一致（コインシデンス）論理には、一般的に、ナノ秒程度の時間分解能で十分である。しかしながら、１ｎｓより十分に短いような一層高い時間分解能は、２つのガンマ線ヒットにより定められる同時計数線（line  of  response；ＬＯＲ）に沿った個々の減衰の位置を特定することを可能にする。この付加的な情報は、取得された画像の信号対雑音比を有意に向上させるために使用され得る。
【０００３】
従来から、光電子増倍管は飛行時間（time-of-flight）ＰＥＴ（ＴＯＦ−ＰＥＴ）を実現するのに十分な時間分解能を提供することができる。しかしながら、真空デバイスである光電子増倍管は、かさばる、高電圧を必要とする、高磁場内では正常に動作しない、といった幾つかの欠点を有する。光ダイオードは、ＰＥＴ及び／又はその他の診断用スキャナ用の検出器において光電子増倍管に対して有意な利点を有するが、その応答がその全面にわたって線形あるいは均一の何れでもないという欠点をも有する。最近、従来の光検出器を置き換える実行可能なものとして、シリコン光電子増倍管という新たな種類の光検出器が出現してきた。シリコン光電子増倍管は、真空による同等物と似通った特性を有するが、上述の欠点を有しない。さらに、読み出し用の電子装置をセンサに沿って集積することができる。大量生産を想定すると、標準ＣＭＯＳプロセス又はＢｉＣＭＯＳプロセスによるシリコン光電子増倍管は、デジタル式の読み出し電子装置を集積すること、及びダイオードノードの寄生成分を有意に低減することによって、潜在的に、同一あるいは一層高い性能を達成しながら、より安価な光検出器をもたらし得る。しかしながら、標準ＣＭＯＳプロセス又はＢｉＣＭＯＳプロセスにおいては、より理想的なフォトダイオードを製造するためのプロセス適応の自由度が制限されてしまう。例えば、ディスクリートのダイオードのようにｐｎ接合の端部での降伏（ブレイクダウン）を回避することは容易でない。
【０００４】
シリコン光電子増倍管の基礎的要素は、ガイガー（Geiger）モードで駆動されるアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）である。この動作モードにおいて、ＡＰＤは降伏電圧を上回る数ボルトでバイアスされる。このモードで駆動されるとき、ダイオード接合は単一光子に対して感度を有する。吸収された光の光子によって接合部で生成された電子−正孔対は、接合部でのキャリアのなだれ増幅により、ダイオード電流の急峻な増大をもたらす。この電流は、ダイオードが回復し更なる光子の検出に備えることができるよう、パッシブあるいはアクティブに減少させられる。良好な基板材料特性及び最新の処理技術を仮定すると、ＡＰＤはこの不安定な領域に、熱生成キャリア又はトンネルキャリアの何れかがＡＰＤを降伏させて暗カウントを開始させるまで、数ミリ秒に達する比較的長い時間にわたってとどまることができる。故に、ダイオード接合の降伏動作は最も重要な事項である。降伏は、（半ば）局所的な電界強度に依存する接合部でのキャリアのなだれ現象によって決定される。
【０００５】
ｐｎ接合の曲率が一層と大きいことにより、電界はダイオードの端部で最大となり、ダイオードの周囲で早まった降伏が発生する。図７は、典型的な従来技術に係るＡＰＤの湾曲したｐｎ接合を例示している。ＡＰＤを大きい領域にわたって感度を有するものとするため、デバイスは空乏層がこの領域全体で等しく感度を有するように構築されるべきである。この目的のため、エッジ（端部）効果が回避されなければならない。ダイオード周辺部の電界強度を低減するため、数多くの技術が提案されてきたが、それらはダイオードの感度領域の実質的な縮小をもたらす。図８は、端部での降伏を回避するためにしばしば使用される、端部での降伏電圧を増大させる追加の（この場合、ｐ型の）拡散領域を付加する技術を示している。図９は、降伏領域の電界強度を局所的に高めるように感度領域の下方に補助的なイオン注入を行う、端部での降伏を回避するための別の技術を示している。この構造の端部に生じるドーピング傾斜は、降伏電圧を増大させ、端部で降伏する可能性を低減する。
【０００６】
端部での降伏を抑圧するために従来用いられてきたこれら及び他の技術は、ダイオードの感度領域が縮小されるという犠牲を伴う。さらに、必要とされる全ての処理工程は標準ＣＭＯＳ又はＢｉＣＭＯＳプロセスにて一般的に利用可能であるものの、必要とされるガードリング構造を形成するためにそれらを適用することは設計ルールによって禁止されることがしばしばである。そのため、数多くのこのようなダイオード設計は、所与の変更なしのＣＭＯＳ又はＢｉＣＭＯＳプロセスでガードリングを実現するために、裏技（トリック）を使用しなければならない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、上述及びその他の問題を解決し得る新たな改善されたフォトダイオード、及びその製造方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
一態様に従って、放射線検出器が提供される。この放射線検出器は、基板上に形成された半導体層を含む。この半導体層は、基板に隣接するように配置されたｎ型ドープト領域と、ｎ型ドープト領域に隣接するように配置されたｐ型ドープト領域とを含む。半導体層内にはトレンチが形成されており、このトレンチは、ｐ型ドープト領域を囲み、且つｐｎ接合の端部において該ｐｎ接合の曲率を低減し、それにより該端部での降伏を抑制する材料で充填されている。ｐ型ドープト領域上には、該領域に光学的に結合されるようにシンチレータが配置されている。この放射線検出器は更に、ｎ型ドープト領域に電気的に接触する少なくとも１つの導電性電極を含んでいる。
【発明の効果】
【０００９】
１つの効果は、表面全体にわたって応答の均一性が高められた光子検出がもたらされることである。
【００１０】
別の１つの効果は、光検出器の検出効率が高められることにある。
【００１１】
以下の詳細な説明を読み、理解することにより、本発明の更なる効果が当業者に認識される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
本発明は、様々な構成要素及びそれらの配置、並びに様々な工程及びそれらの編成の形態を取り得る。図面は、好適な実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。
【００１３】
図２及び３を参照するに、ガイガーモード又はその他のモードで駆動される従来のフォトダイオード（例えば、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ））に関連する早まった端部降伏を抑圧、抑制、あるいは排除などするように製造されたフォトダイオード１０が示されている。図２はフォトダイオード１０の側断面図を示し、図３はフォトダイオード１０の上面図を示している。
【００１４】
フォトダイオード１０は、基板１４（例えば、シリコン、ガラス、サファイア等のウェハ）上に（例えば、フォトリソグラフィ、リソグラフィ等によって）形成された半導体層１２（例えば、シリコン（Ｓｉ）、ゲルマニウム（Ｇｅ）、ガリウム砒素（ＧａＡｓ）等）を含んでいる。半導体層１２は、ｎ型（ｎ−ドープト）ウェル１６とそれに隣接するように配置されたｐ型（ｐ＋ドープト）領域１８とを含み、これらはそれらの間にｐｎ接合を形成している。このような領域は、例えばイオン注入（イオンが注入され、それにより半導体層１２の物理特性が変化される）、拡散、及び／又はこれらに類する技術などの既知の技術によって形成される。
【００１５】
半導体層１２内には、ｐ型領域１８とｎ型領域１６の一部とを囲むトレンチ２０が形成されている。半導体層１２内にトレンチ２０を形成することには、例えばエッチング等の様々な技術が使用される。一例において、シャロー・トレンチ・アイソレーション（ＳＴＩ）技術又はこれに類する技術が、半導体層１２内にトレンチ２０を形成するために使用される。トレンチ２０はｐｎ接合の端部における曲率（例えば、図７−９に示したフォトダイオード内に示された湾曲）を実質的に低減するように形成（例えば、成形）されており、それにより、接合終端領域を介しての拡散領域端部での降伏が抑制される。すなわち、トレンチ２０は、ｐ型領域１８が湾曲するのではなく突然に終端し、ｐｎ接合での降伏を緩和するよう、実質的に垂直な側壁を有するように形成されている。
【００１６】
トレンチ２０は必要に応じて酸化され、その後、堆積又はその他のプロセスによって、例えば誘電体及び／又は金属等（例えば、隣接し合うフォトダイオードによって発生する光のクロストーク又はクロスコンタミネーションを抑制するため等）の材料２２で充填される。ｎ型領域１６及びｐ型領域１８の形成にイオン注入を使用する例においては、典型的に、イオン注入プロセスに先立ってトレンチ２０の形成及び充填が行われる。ｐｎ接合における縁取り（fringing）電界及びトレンチ２０内の酸化物による吸収は、フォトダイオード１０の端部の電界を低減する。トレンチ２０はまた、これらの端部における縁取り電界の結果として、端部の空乏層を拡幅する。この拡幅効果は、ボロン等のｐ型ドーパントが僅かに吸い出され且つｎ型ドーパントが僅かに蓄積されるというトレンチ端で発生するプロセス上の影響を矯正あるいは是正することができる。
【００１７】
このように空乏層の幅を広げることは、トレンチ２０の処理に関して、標準ＣＭＯＳ又はＢｉＣＭＯＳの処理フローに軽微な変更を加えることによって促進され得る。例えば、空乏層の拡幅は、比較的高い誘電率を有する誘電体材料２２を使用することによって、促進あるいは強化され得る。好適な誘電体２２の例には、以下に限られないが、窒化物（例えば、約７−８の誘電率を有する）、アンドープのシリコン（例えば、約１２の誘電率を有する）、Ａｌ２Ｏ３（例えば、約８の誘電率を有する）、Ｔａ２Ｏ５（例えば、約２２の誘電率を有する）、及び／又はＨｆＯ２（例えば、約２５の誘電率を有する）が含まれる。トレンチ２０は、上記に加えて、あるいは代えて、隣接するフォトダイオードによって放射される光を阻止することが可能で、適切なバイアスによってトレンチ端での早まった降伏を回避する助けとなることが可能な導電性材料で充填されてもよい。
【００１８】
フォトダイオード１０はまた、少なくとも１つの導電性電極（すなわち、ｎ＋コンタクト）２４と、必要に応じての（ｐ＋コンタクトにおける）クエンチ抵抗２６とを含んでいる。クエンチ抵抗２６は、フォトダイオード１０を流れる電流量を制限し、例えば、ダイオード１０が回復し更なる光子の検出に備えることができるよう、パッシブあるいはアクティブに電流を減少させる。クエンチ抵抗２６は、堆積、表面実装、はんだ付け等の技術によって、フォトダイオードに実装されることが可能である。一部の例においては、詳細に後述するように、上記の少なくとも１つの電極２４はまた、例えば、フォトダイオードのアレイ又はマトリクス内の隣接し合うフォトダイオード、及び／又はこのようなアレイ又はマトリクスを複数備えた回路基板内の隣接し合うフォトダイオード、のための電極として使用される。
【００１９】
フォトダイオード１０及びその変形例は、ディープ・トレンチ・アイソレーション技術又はシャロー・トレンチ・アイソレーション技術を用いることにより、変更なしの最新のＣＭＯＳ又はＢｉＣＭＯＳプロセスで製造されることが可能である。得られるフォトダイオード１０は、アノードとカソードとの間の優れた電気絶縁を有し、犠牲となる感度領域を最小限にしか必要とせず、且つ隣接し合うフォトダイオードセル間の光クロストークを抑制する。さらに、得られるフォトダイオード１０は小型化されることが可能であり、高密度且つ小型のパッケージを可能にする。半導体層１２はこの例において長方形の塊として図示されているが、例えば円形、楕円形、六角形、三角形、不規則な形状などの他の形状も意図される。フォトダイオード１０は、例えば医用撮像システム、光子の絡み合いを用いる安全な通信、高エネルギー物理及び天文学、レーダ等の用途にて使用され得る。医用撮像用途では、フォトダイオード１０は、ガイガーモード又はその他のモードで高い時間分解能で光（例えば、低い光子束）を検出することに使用され得る。これらの用途は、飛行時間陽電子放出型断層撮影（ＴＯＦ−ＰＥＴ）、単一光子放出型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）、光マンモグラフィ、スペクトルＣＴ及び時間分解分光法を含む。
【００２０】
図４は、Ｍ及びＮを１以上の整数として、Ｍ×Ｎ個のフォトダイオード１０、すなわち、１０１，１、・・・、１０Ｉ，１、・・・、１０Ｍ，１；１０１，２、・・・、１０Ｉ，２、・・・、１０Ｍ，２；１０１，Ｎ−１、・・・、１０Ｉ，Ｎ−１、・・・、１０Ｍ，Ｎ−１；１０１，Ｎ、・・・、１０Ｉ，Ｎ、・・・、１０Ｍ，Ｎが基板（図４では見えない）に実装されたフォトダイオード配列２８の上面図を示している。上述のように、各フォトダイオード１０は、ｎ−ウェル１６（図４では見えない）とｐ＋領域１８、すなわち、１８１，１、・・・、１８Ｉ，１、・・・、１８Ｍ，１；１８１，２、・・・、１８Ｉ，２、・・・、１８Ｍ，２；１８１，Ｎ−１、・・・、１８Ｉ，Ｎ−１、・・・、１８Ｍ，Ｎ−１；１８１，Ｎ、・・・、１８Ｉ，Ｎ、・・・、１８Ｍ，Ｎとの間の界面に形成されたｐｎ接合を含んでいる。さらに、各フォトダイオードはトレンチ２０及びｐ＋コンタクト２４を含んでいる。トレンチ２０は、好適に成形され、材料２２で充填され、且つｐ＋領域１８の各々を囲んでいる。ＳＴＩ及び／又はその他の技術が各トレンチ２０を形成するために使用される。この例においては、電極２４は、フォトダイオード配列２８内のＭ×Ｎ個のフォトダイオード１０の各々によって共有されている。しかしながら、他の例においては、フォトダイオード配列２８内に２つ以上の電極２４が形成されることも可能であり、その場合、電極２４の１つ又は複数が単一あるいは複数のフォトダイオード１０によって使用されてもよいし、各フォトダイオード１０がそれ自身の電極２４に結合されてもよい。
【００２１】
フォトダイオード配列２８内の各フォトダイオード１０は、その長さ、幅及び／又は深さに関して様々に実装され得る。非限定的な例として、各フォトダイオード１０は約３０μｍ２又は５０μｍ２であり、あるいは約３０−５０μｍ２の範囲内である。各フォトダイオード１０が約５０μｍ２であると仮定すると、１ｍｍ×１ｍｍの基板上に約４００すなわち２０×２０個のフォトダイオードを形成することができる。一例において、Ｎドープト領域の深さは約３００−４００ｎｍであり、Ｐドープト領域の深さは約１００ｎｍである。また、フォトダイオード１０は、図示されているように長方形の形状とし得るが、正方形、円形、楕円形などの形状としてもよい。
【００２２】
図５は、フォトダイオード配列２８の側面図を示しており、シンチレータ３０が少なくとも一列のフォトダイオード１０（例えば、１０Ｍ，１、１０Ｍ，２、・・・、１０Ｍ，Ｎ−１、１０Ｍ，Ｎ）を横切るように搭載（例えば、積層）され、場合により１ｍｍ×１ｍｍのアレイを覆い、１つの検出器素子を画成している。シンチレータ３０は、高エネルギーの（電離）電磁放射線又は帯電粒子放射線を吸収し、それに応答して特性波長の光子を放出して先に吸収したエネルギーを解き放つ材料（例えば、結晶）を含んでいる。好適なシンチレータの例には、以下に限られないが、核医学ラジオアイソトープ撮像に使用されるガンマカメラにおけるタリウムドープされたヨウ化ナトリウム結晶、陽電子放出型断層撮影装置において陽電子の消滅時に放出された逆方向のガンマ線対を検出するためのゲルマン酸ビスマス（ＢＧＯ）一致検出器、一部の発光ダイオード（ＬＥＤ）におけるチップ上のセリウムドープされたイットリウムアルミニウムガーネット（Ｃｅ：ＹＡＧ）被覆や、ＬＳＯ、ＹＳＯ、ＬＹＳＯ、ＧＳＯ、ＬＧＳＯ等が含まれる。各シンチレータは、必要に応じて、結晶内に高い光子を拘束して隣接結晶間でのクロストークを阻止するため、反射層で覆われる。光の光子は、その後、各々が単一光子を検出するフォトダイオード１０群によって検出される。十分な光子エネルギーを有する光がフォトダイオード１０に衝突すると、光子は吸収され、電子及び／又は正孔が生成される。吸収が接合部の空乏領域内で起こる場合、これらのキャリアは接合部から掃き出され、検出された光子のエネルギーに比例する電気信号（例えば、光電流）が発生する。アバランシェフォトダイオードの場合、各キャリアはなだれ降伏によって増倍されることができ、フォトダイオード内で内部利得が生じる。これはデバイスの実効的な応答性を向上させる。
【００２３】
図６はフォトダイオード１０の製造方法を例示している。この例においては単一のフォトダイオード１０が形成されるが、これらの工程は、上述のようにフォトダイオードのアレイ又はマトリクスを含む図４及び５に示したようなフォトダイオード配列２８を作り出すように、複数のフォトダイオード１０を同時あるいは順次に形成することにも使用され得る。また、得られるフォトダイオード１０は、シンチレータ３０がフォトダイオード１０に積層され、且つ複数の検出器ボード（例えば、各々が複数のフォトダイオード配列２８を含む複数のプリント回路基板）が、被検体を透過した光又は被検体内から放射された光を検出するために医用撮像スキャナ（例えば、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ、ＣＴ等）内で使用される医用撮像用途など、様々な用途で使用され得る。
【００２４】
工程３２にて、基板１４が入手（例えば、購入、製造など）される。基板１４は、シリコン、及び／又は例えばガラス、サファイア等のその他の半導体材料、から形成された半導体ウェハである。工程３４にて、基板１４上に半導体層１２が形成される。基板１４上に半導体層１２を形成することには、例えば物理気相成長法（ＰＶＤ）、化学気相成長法（ＣＶＤ）、電気化学析出法（ＥＣＤ）、分子線エピタキシ法（ＭＢＥ）、原子層成長法（ＡＬＤ）等の堆積技術を含む様々な既知のプロセス技術が用いられ得る。工程３６にて、トレンチ２０を形成するために除去プロセスが用いられる。このようなプロセスは、ディープ・トレンチ・アイソレーション技術又はシャロー・トレンチ・アイソレーション（ＳＴＩ）技術、エッチング（例えば、ウェット、ドライ、プラズマ等）、化学的機械的研磨（ＣＭＰ）等を含む。トレンチ２０は、ｐｎ接合の湾曲を防止し且つｐｎ接合部のｐ層を突然に終端させるため、実質的に垂直な側壁を有するように形成される。工程３８にて、トレンチ２０は必要に応じて酸化される。工程４０にて、トレンチ２０は、例えば誘電体（例えば、低誘電率の絶縁材料）及び／又は金属などの材料で充填される。工程４２にて、半導体層１２の特性が変更される。例えば、半導体層１２は、例えば拡散又はイオン注入などの技術を用いて、ｐドープト領域及びｎドープト領域を作り出すようにドープされる。このドーピングプロセスに続いて、炉アニール、急速熱アニール（ＲＴＡ）、又は注入されたドーパントを活性化させる他のプロセスが行われる。必要に応じて、別個の処理工程にて、フォトダイオード１０上にシンチレータ３０が実装される。他の一例においては、ドーピング工程４２はトレンチ形成工程３６の前に行われる。
【００２５】
図１を参照するに、各検出器がフォトダイオード配列２８／シンチレータ３０の組立体を含む複数の検出器４６を用いて光子を検出する、医用撮像システム４４が例示されている。図示されるように、各検出器は、１つのシンチレータ３０、ｎ−ウェル１６、材料２２で充填されたトレンチ２０によって分離されたｐ＋領域１８のアレイ、及び、隣接し合うフォトダイオード１０によって共有される付随の１つ以上の電極２４を含んでいる。この非限定的な例においては、医用撮像システム４４は飛行時間陽電子放出型断層撮影装置（ＴＯＦ−ＰＥＴ）である。しかしながら、例えば、一般的なＰＥＴ、単一光子放出型コンピュータ断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ）、光マンモグラフィ、スペクトルＣＴ等の他の医用撮像システムも意図される。
【００２６】
撮像システム４４は、撮像領域４８内から放出された放射線イベント（例えば、ガンマ線）を検出するように撮像領域４８の周りに配置された（例えば、１００個、１０００個などの）放射線検出器４６から成る複数のリングを含んでいる。各放射線検出器４６は、アレイ状あるいはマトリクス状に構成された、シンチレータ３０に隣接する複数のフォトダイオード１０を含んでいる。図示されるように、上記の複数の放射線検出器４６は、軸方向に沿った複数（例えば、２個、１０個、１００個など）の検出器リング内に配列され得る。システム４４は更に、撮像領域４８内に患者又は撮像対象を位置付けるための支持機構５０を含んでいる。一部の例において、支持機構５０は、放射線検出器４６を概して横断する軸方向に、直線的に移動可能にされる。
【００２７】
システム４４を用いた撮像に備え、スキャンされることになる被検体に好適な放射性医薬品が投与され、被検体が撮像領域４８内に位置付けられる。放射性医薬品は放射性崩壊を起こし、陽電子が放出される。各陽電子は近くにある１つ以上の電子と相互作用して消滅し、各々が約５１１ｋｅＶのエネルギーを有する２つの反対向き（１８０°）のガンマ線を生成する。２つの反対向きのガンマ線は相対する検出器に、陽電子がこの一対の検出器から等距離にあるところを起源とするとき、実質的に同時すなわち同時発生的に突き当たる。相異なる進行距離のため、同時発生イベントの間には僅かな時間オフセットが存在する。
【００２８】
各シンチレーション結晶３０は、陽電子の消滅から生成されたガンマ線などの放射線イベントに突き当たられると、光のシンチレーションを生じさせる。各結晶によって生成された光は、該結晶に光学的に結合された光検出器１０群のうちの１つ以上によって受光される。各光検出器１０は光を対応する電気信号に変換する。各検出器はまた、信号増幅、フィルタリング、コンディショニング等を提供するローカルの処理回路及び／又は遠隔の処理回路（図示せず）に結合されていてもよい。ガンマ光子から光の光子への、そして光から電気信号への変換、及びその他の処理は、得られる信号の各々に異なる時間遅延を導入し得る。
【００２９】
電気信号は変換器５２に伝達され、変換器によってデジタル化され、タイムスタンプを付される。対検出器５４が、対応する電子−陽電子消滅イベントに属する実質的に同時の、すなわち、同時発生のガンマ線検出の対を特定する。この処理は、例えば、エネルギーウィンドウを設定すること（例えば、約５１１ｋｅＶに置かれた選択されたエネルギーウィンドウの外側にある放射線検出イベントを捨て去ること）、及び一致検出（例えば、選択された時間ウィンドウより大きく時間的に離れた放射線検出イベントの対を捨て去ること）を含むことが可能である。
【００３０】
一致イベント対を特定すると、ＬＯＲ（line  of  response）プロセッサ５６が、各イベント対に関する空間情報を処理して、２つのガンマ線検出を結ぶ空間的なＬＯＲを特定する。１つの陽電子−電子消滅イベントによって放出される２つのガンマ線は空間的に逆向きであるので、その陽電子−電子消滅イベントはそのＬＯＲ上の何処かで起こったことがわかる。ＴＯＦ−ＰＥＴにおいては、放射線検出器４６及び変換器５２によるタイムスタンプ付けは、２つの実質的に同時のガンマ線検出の間の飛行時間（ＴＯＦ）差を検出するのに十分な高い時間分解能を有する。ＴＯＦプロセッサ５８は、一致対の各イベント時間の間の時間差を分析して、陽電子−電子消滅イベントの位置をＬＯＲに沿って特定する。
【００３１】
多数の陽電子−電子消滅イベントに関して蓄積された結果は、一組のヒストプロジェクション（histoprojection）を含んでいる。ヒストプロジェクションは再構成エンジン６０に伝達される。再構成エンジン６０は、例えばフィルタ補正逆投影法、及び／又は補正を伴う反復逆投影法などの好適な再構成アルゴリズムを用いてヒストプロジェクションを再構成し、１つ以上の画像を生成する。生データ及び／又は再構成された画像は、記憶装置６２に格納されるとともに、例えば、表示され、印刷され、アーカイブされ、フィルム化され、処理され、他の装置に転送され、モニタ６４上に表示されることができる。放射線医又はその他の好適な臨床医は、生データ及び／又は再構成された画像を用いて、ＴＯＦ−ＰＥＴシステム４４を制御すること、被検体を診断すること等を行うことができる。
【００３２】
本発明をその好適な実施形態を参照して説明してきた。以上の詳細な説明を読み、理解した当業者は、これらへの変更及び代替に想到し得る。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲に入る限りにおいて、全てのそのような変更及び代替を含むとして解されるものである。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】典型的な医用撮像システムを示す図である。
【図２】従来のフォトダイオードで見られるｐｎ接合端部での降伏を抑制するようシャロー・トレンチ・アイソレーション技術を用いて製造されたフォトダイオードを示す側断面図である。
【図３】図２のフォトダイオードの上面図である。
【図４】アレイ構成又はマトリクス構成で共通基板上に実装された複数個の図２のフォトダイオードの配列を示す上面図である。
【図５】シンチレータ又はシンチレーション結晶が取り付けられた図４のフォトダイオードの配列を示す側面図である。
【図６】図２のフォトダイオードの製造方法を示す図である。
【図７】従来技術に係る典型的なアバランシェフォトダイオードの湾曲したｐｎ接合を示す図である。
【図８】追加の拡散材料を付加することによってｐｎ接合の端部における降伏電圧を増大させるために使用される技術を示す図である。
【図９】感度領域に隣接する補助的なイオン注入によって降伏領域内の電界強度を高めるために使用される技術を示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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