光子计数型检测器的制作方法

本发明涉及一种光子计数(photon counting)型放射线检测器，其对每个能带区域分别计测放射线和激发光的光子(photon)的数量，从而获得基于该计测信息的检测信息，尤其涉及一种能够将直至X射线、伽马射线等放射线和荧光等激发光为止的宽频带的放射线的强度作为其光子数进行计测的光子计数型检测器。

背景技术：

近年来，例如在医疗领域中，需要一种能够高速并且以像素为单位检测X射线、伽马射线等放射线和荧光等激发光的检测器。

作为具有这种功能的以往的检测器之一，存在搭载于核医学诊断装置中的放射性同位素照相机。该放射性同位素照相机接收从被投与到被测体的核素放出至被测体的外部的伽马射线，并对其每个放出位置分别输出与该伽马射线的量相应的检测信息。具体而言，该放射性同位素照相机从伽马射线入射的一侧起依次具备准直器、闪烁体群组、导光体以及光电倍增管(PMT)，在该光电倍增管的输出侧具备位置计算电路。

在闪烁体群组中，使多个柱状的闪烁体密集且邻接地配置，其前表面形成闪烁体输入面。另外，光电倍增管还具有六边形的输入面，并进一步密集地配置有多个光电倍增管。

因此，经由准直器的一个或者多个孔传播过来的伽马射线从闪烁体输入面入射至一个或者多个闪烁体。在这些闪烁体中，被入射的伽马射线激发，从而生成闪烁光(光脉冲)，该闪烁光从该一个或者多个闪烁体的输出面经由导光体输入至一个或者多个光电倍增管。该一个或者多个光电倍增管将光脉冲转换为电信号，并向位置计算电路输出与入射光量成比例的脉冲。位置计算电路根据该一个或者多个输出脉冲求出发光点、即伽马射线的入射位置。也就是说，每当产生伽马射线时，就会从位置计算电路向图像显示装置和存储器提供其生成的位置以及强度(即能量)的信息。

近年来，如专利文献1、2所示，已知以这种闪烁体结构为基础而拓展为各种形式的闪烁体。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：美国专利第7，375，341号说明书

专利文献2：美国专利第7，405，406号说明书

专利文献3：日本特开2010-091483号公报

技术实现要素：

发明所要解决的技术问题

然而，使用这些专利文献1、2中记载的闪烁体无法实现所谓的通用型的检测器，例如在医疗用的诊断设备中不仅能够检测伽马射线还能够检测X射线和微弱的激发光的检测器。其原因在于，不同于伽马射线检测，在例如X射线检测中要求更高的分辨率，并且入射至检测器的放射线的光子数极大(例如10000倍以上)，因此其信号处理的技术难度相当高。

在检测器中，将X射线和光转换为电信号的传感器部分的材料和结构是决定检测特性的重要因素之一。因此，由于要根据检测目的对该传感器部分的材料和结构进行各种变更，因此量产效果低，并且部件昂贵。因此，从市场方面来看，为了普及诊断设备以及抑制治疗费用，也期待开发出对各种诊断设备具有共通的结构的检测器，以作为降低成本的重要方法。

考虑到这种观点，如果能够通过具有“一个共通的结构”的检测器检测属于各种诊断设备(例如核医学诊断装置、X射线CT扫描仪、荧光CT扫描仪)、即从被测体传播或者透过被测体传播的放射线和由激发产生的微弱的光的、宽范围的波长区域的所谓的电磁波，便能够称之为理想的检测器。

另一方面，近年来盛行开发以像素为单位对X射线的光子(photon)的数量进行计数，并获取基于该计数值的检测信息的光子计数(photon counting)型检测器(参照专利文献3)。

然而，该光子计数型检测器虽然能够检测X射线，但是无法如上所述那样通过具有“一个共通的结构”的同一类型的检测器检测跨宽波长区域的电磁波(X射线、伽马射线、被激发出的微弱荧光等)。其原因在于，虽然至少需要在所有的电磁波的检测器中共通地采用伽马射线检测中所使用的光子计数型的检测结构，但是其技术难度高，还无法实现。具体而言，这是由于在以往的光子计数型检测器中不具有用于使所需的分辨率、计数率特性、使用的能量区域等多个参数在全部种类的模式下均取得最佳平衡的实现手段。

虽然近年来盛行开发光子计数型检测器，但是至今仍没有能够用比较简单的结构检测上述宽波长范围的电磁波的检测器。

本发明是鉴于上述观点而做出的，提供一种结构上通用性高的光子计数型检测器，其能够通过共通的结构容易地使X射线、伽马射线、被激发的微弱荧光等跨宽波长区域的电磁波符合各种模式所要求的性能基准。

用于解决技术问题的方案

为达成上述目的，本发明所涉及的光子计数型(photon counting型)检测器是作为检测放射线和由激发产生的微弱的光(微弱光)的检测器而提供的。

该检测器具备：柱状体阵列，密集且邻接地配置有多个柱状体，所述柱状体使放射线或者光入射，并且将该入射的放射线转换为光或者使该入射的光向一个方向传播，并使该转换的光或者该传播的光从出射端面出射，从而通过所述多个出射端面形成出射面；光学连接部，面对所述柱状体阵列的所述出射面形成，能够调整从该多个柱状体各自的出射端面出射的所述光的扩散范围；APD簇的群组，隔着所述光学连接部与所述出射面相对置地配置，以二维状地配置有N×N个(N是2以上的正整数)具有受光面的雪崩光电二极管(APD)、并且通过线或电路将该N×N个APD的输出信号汇聚起来的APD簇作为一个像素，并二维状地配置有多个APD簇；以及处理电路，对通过所述多个APD簇各自的所述线或电路电学汇聚起来的输出信号进行处理。所述光学连接部能够调整为，使从所述各柱状体的所述出射端面出射的光的扩散范围至少覆盖形成所述各APD簇的所述N×N个APD的所述受光面。所述处理电路具备：多个计测电路，能够根据分别从所述多个APD簇输出的输出信号，将所述出射的光的能量按照分为多个的各能量范围进行规定时间的计测，以作为该光的光子数，并且装备在每个该簇上；加法电路，将该多个计数电路中连接于最先进行了规定数量的计数的一个计数电路上的、所述APD簇中的一个APD簇视作发光中心APD簇，并将连接于该发光中心APD簇及其周边的规定数量的所述APD簇上的所述计测电路内的多个计测电路的计数值的合计视作大致从一个放射线脉冲发出的所述闪烁光，从而进行加法运算；禁止指令单元，在连接于所述一个APD簇的所述一个计测电路进行所述计测的规定时间的期间内，发出使所述多个APD簇中的该一个APD簇周边的规定数量的APD簇对入射的所述光子禁止计数的指令；禁止单元，分别设置于所述多个计测电路，在通过所述禁止指令单元发出所述禁止计数的命令时，禁止该计测电路的计测；位置信息运算单元，根据所述发光中心APD簇运算所述发光的位置信息；以及输出电路，输出所述发光中心APD簇的位置信息和至少每个所述能量范围的所述放射线的光子数的信息。

发明的效果

这样，根据本发明所涉及的光子计数型检测器，其具备光学连接部，该光学连接部面对柱状体阵列的出射面形成，能够调整从该多个柱状体各自的出射端面出射的光的扩散范围。另外，还具备APD簇的群组，该APD簇的群组隔着该光学连接部与出射面相对置地配置，以二维状地配置有N×N个(N是2以上的正整数)具有受光面的雪崩光电二极管(APD)、并且通过线或电路将该N×N个APD的输出信号汇聚起来的APD簇作为一个像素，并二维状地配置有多个APD簇。因此，能够根据从柱状体阵列的各柱状体出射的脉冲状的光的光子数的量，调整光学连接部中的光的扩散范围(具有立体角的扩散)。因此，通过适当地设定光学连接部的脉冲状光的扩散范围以及对其进行接收处理的APD簇的分担范围，能够实现所希望的分辨率以及光子数无误的、高精度的计测。也就是说，不论计测对象的传播介质是放射线还是微弱光，根据相关设定，均能够通过本发明所涉及的同一检测器结构进行处理，其通用性极高。

附图说明

在附图中：

图1是说明搭载有作为本发明所涉及的光子计数型检测器的X射线检测器(放射线检测器的一个形态)的检测系统的概要的立体图。

图2是说明X射线检测器的概要的剖面图。

图3是示出沿着图2中的III-III线的面的俯视图。

图4(A)、图4(B)是说明从X射线管照射的X射线的扩散与倾斜入射至闪烁体层的图。

图5是示出沿着图2中的V-V线的面的俯视图。

图6是从一个方向对从一个闪烁体向光学连接层扩散的闪烁光与接收该闪烁光的多个APD簇进行说明的图。

图7是示意性地说明从入射至X射线检测器的面(X射线入射窗)的X射线的视角观察该X射线检测器的面(X射线入射窗)时的检测器各层的层叠状态的图。

图8是示出以嵌入处理电路层中的每一个物理性像素的处理电路部为中心的电路结构的框图。

图9是说明一个物理性像素与通过运算制作出的亚像素之间的位置关系的图。

图10(A)、图10(B)是用于说明实施方式所涉及的亚像素与每个能量区域的光子计数型的X射线检测的图。

图11是说明实施方式所涉及的检测时机的时序图。

图12是说明使用光纤板(FOP)构成的本发明所涉及的检测器的变形例的概略剖面图。

具体实施方式

下面，参照附图，对本发明所涉及的光子计数型(photon counting型)检测器的实施方式进行说明。

[第一实施方式]

首先，参照图1至图11，对所涉及的光子计数型放射线检测器的第一实施方式进行说明。

图1中示出了搭载光子计数型放射线检测器的检测系统的概略结构，该光子计数型放射线检测器对从放射线源放出的放射线进行检测。作为放射线源，可列举出搭载于医疗用途的X射线诊断设备的X射线管和在核医学诊断中被投与到被测体的核素。在X射线诊断设备的情况下，从X射线管照射的X射线(X射线束)透过被测体入射。在核医学诊断中，从被投与到被测体的核素放出至体外的伽马射线为检测对象的介质。此外，此处所说的“放射线”是指电离放射线，该放射线是广义上可称为“电磁波”的传播介质中的一种，包括由激发光产生的荧光等的强度微弱的光、即所谓的微弱光。

在图1所示的检测系统中，光子计数型放射线检测器构成为X射线检测器。该光子计数型X射线检测器11(以下，简称为检测器)构成为，将入射至该检测器11的X射线视作光子(photon)，并按照能量区域分别对该光子进行计数，以作为检测信息进行检测。该检测器11在控制其动作的控制装置12的控制下动作。在该控制装置12上，以可通信的方式连接有输入器13以及显示器14，所述输入器13以及显示器14用于与操作员之间以交互式的方式或者非交互式的方式进行操作信息和输入输出信息的交换。虽然没有特别图示，但是在控制装置12中还包括驱动检测器11的驱动电路。

进一步，在该检测器11的输出侧例如设置有处理装置15，所述处理装置15对检测信息进行处理，例如根据检测信息重建图像等。

如图1所示，检测器11收容在大致形成为扁平箱状的壳体21中。该壳体21除了在图1中示出的上表面以外，由不使X射线透射的部件形成，如后所述，在其内部收纳有各种检测所需的部件。壳体21的一个面21WD(参照图1)以下述闪烁体的潮解性(存在潮解性的情况)、遮光以及通过反射高效地向受光面引导光为目的，由低X射线吸收的部件(例如由碳纤维树脂)形成，该面21WD形成了X射线入射窗。因此，在检测器11中，使该X射线入射窗21WD位于朝向X射线入射方向的位置。例如，在该检测器11搭载于牙科用全景X射线摄影装置的情况下，以如下方式对该X射线入射窗21WD与X射线管两者的旋转位置进行控制：即、使该X射线入射窗21WD始终与X射线管相对置，并与该X射线管成对地在被测体的颚部周围旋转。

如图1所示，为便于说明箱状的检测器11，设定X轴、Y轴以及Z轴的三维直角坐标，其中，在X射线入射窗21WD上分配了X轴、Y轴。根据该坐标轴，能够在图2中表示出沿着检测器11的一侧的横方向、即X轴的剖面(沿着图1中的II-II线的剖面)。

根据该剖面形状，从X射线入射窗21WD起，沿着纵方向、即Z轴依次配置有发挥柱状体阵列的功能的闪烁体层31、作为光学连接部的光学连接层32、光电转换层33以及作为处理电路的处理电路层34。

因此，当X射线(脉冲状的X射线束)入射至检测器11的X射线入射窗21WD时，透过该入射窗21WD入射至位于其下侧的闪烁体层31的入射面(将在后面进行说明)。在闪烁体层31中，通过一根或者多根作为柱状体的闪烁体(将在后面进行说明)接收该入射脉冲X射线，使该闪烁体发光。该发光作为脉冲状的扩散光(也就是具有角度地以二维方式扩散的光)从该闪烁体的出射面(将在后面进行说明)向光学连接层32出射。如将在下面进行说明的那样，在本实施方式中，光学连接层32在Z轴方向上形成为规定厚度的树脂材料层。因此，如后所述，光学连接层32形成为，使脉冲状的扩散光入射至光电转换层33的多个像素区域。光电转换层33的相应像素将入射的脉冲状的光转换为电脉冲。在处理电路层34对该电脉冲进行处理，并从该电路层34输出与入射X射线相应的电信号，以作为检测信息。

这样，检测器11具有借助闪烁体光将入射X射线转换为电信号的功能，同时，在上述检测器11的结构中进一步具有本申请独有的、用于保证相对于检测对象的通用性的结构。下面，对该结构进行更加具体的说明。下面，依次对该各层31～34进行说明。

〈闪烁体层〉

闪烁体层31是如图2以及图3所示那样二维地、即在XY面上密集且邻接地配置有多个圆柱状的闪烁体(Micro-columnar scintillator：微小的柱状荧光体)31A的柱状体列阵，所述闪烁体31A发挥柱状体的功能，且直径细微，并具有规定长度。也就是说，以该柱状的长度方向与纵轴、即Z轴方向对齐的方式密集地排列在XY面上。作为一例，各闪烁体31A的尺寸为，其直径为20μm，长度为1.5mm。其中，直径能够容许一定范围的尺寸偏差，因此并不一定需要精确地为20μm，可以是具有一定容许幅度的20μm左右的尺寸。另外，长度根据用途变化。例如，在检测伽马射线的情况下，可以设置成大于1.5mm，也就是说可以加厚闪烁体层31。

作为一例，各闪烁体层31A以作为X射线-光转换材料的Ce:LaCl3为材料形成。Ce:LaCl3相对于X射线的简要特性如下。产生光子数为60000/1MeV，比重为5.2g/cm³，能量分辨能力为3％(@662KeV)，延迟时间为18nsec，波长为380～420nm。与通常在放射性同位素照相机中使用的闪烁体的材料、即NaI相比，该材料具有能量分辨能力、检测灵敏度、反应速度、余辉特性等的特性优异、无潮解性、并且通过共晶结构能够成长为柱状等各种优点，在伽马射线检测中易于使用。

因此，当假设X射线垂直入射到闪烁体31A各自的一侧的面31_in(入射端面，参照图4(B))时，在该闪烁体31A的长度方向的某个位置，会被该入射激发从而产生光(闪烁光)。该闪烁光被封闭在该柱状体中并传播，从其长度方向的另一侧的面31_out(出射端面)向外部扩散并放出。在本实施方式的情况下，该外部是指光学连接层32。

X射线并不一定垂直入射到各闪烁体31A的入射端面31_in，也如图4所示那样倾斜入射。这是由于，如图4(A)所示，X射线以一定的散布(扇角)从与检测器11对峙的X射线管41的X射线焦点F出射。在图4(A)所示的几何学形态的情况下，检测器11的X轴方向与扇状的X射线的边缘之间形成的角度约为82°。在这种情况下，如图4(B)所示，在具有以100keV激发出的X射线光子、且形成边缘部的X射线B倾斜入射至某一闪烁体31A’的情况下，表现出约500μm的倾斜的飞行轨迹，其散布约为69μm。即使是该倾斜入射，作为随机现象，也会在该飞行轨迹所涉及的一个或者多个闪烁体31A中产生闪烁光。

〈光学连接层〉

接下来，对光学连接层32进行说明。该光学连接层32发挥连接其前方的闪烁体31的出射端面(各闪烁体31A的另一侧的面31_out所形成的面)与光电转换层33之间的界面区域的功能。该光学连接层32通过将光学性透明的树脂材料加工成板状而形成，其纵方向、即Z轴方向的厚度Lopt根据本检测器11的应用场景进行适当选择而形成。作为该树脂材料，优选为光学性透明、且能够对用于调整扩散角的折射率进行一定程度调整的硅系树脂。

该光学连接层32周围的纵方向的壁32W由使闪烁光全反射的、例如具有白色的反射面的部件形成。也可以在该壁32W上涂布用于进行这种全反射的反射剂。

该光学连接层32的厚度Lopt是非常重要的因素。例如考虑到所要求的分辨率和计数特性等各种因素间的平衡，该厚度Lopt例如在数十μm至数百μm的范围内选定。

此外，作为光学连接层32的变形例，也可以形成为空气层。

〈光电转换层〉

光电转换层33是由接收从各闪烁体31A出射的光、并对该光作出响应以生成电脉冲信号的元件群组构成的层状部分。

具体而言，如图5所示，与闪烁体层31同样地，该光电转换层33由沿着XY面二维地、密集地邻接配置的多个雪崩光电二极管(APD)51形成。该APD51分别形成为例如具有纵横10μm×10μm的面的棱柱状，二维配置成相互隔着电绝缘层彼此邻接并且林立。在该棱柱状的APD51的向光学连接层31露出的面上形成闪烁光的受光部51A。

这些多个APD51中的X轴方向以及Y轴方向上的规定数量、例如10个×10个＝100个APD51通过线或电路OR(参照下述的图8)电连接于处理电路层34或者连接其一侧的一端。也就是说，形成这些矩形状的区域(例如150μm×150μm的区域)的规定数量(例如100个，考虑到APD之间的间隙尺寸)的APD51A构成了APD簇52。

在本实施方式所涉及的检测器11的情况下，如图1以及图5所示，通过上述线或电路连接而等价地在X轴、Y轴方向上互相邻接配置多个该APD簇52。各APD簇52构成一个像素。这样，通过由二维地配置的多个APD簇52构成的APD簇群组，构成了光电转换层33。

如果用与闪烁体层31之间的尺寸以及形状的关系来概括该APD簇52的群组52G，则表述如下。APD簇群组52G隔着光学连接层32与各闪烁体31A的出射端面31_out相对置地配置。以小于与各闪烁体31A的轴方向正交的剖面的直径的值为一边的值，二维状地配置N×N个(N是2以上的正整数)具有受光部51A的棱柱状的APD51而形成。通过线或电路将该N×N个APD51的输出信号汇聚起来，形成APD簇52。APD簇52所占据的XY面上的区域相当于物理上的一个像素。但是，在本实施方式中，通过将在后面进行说明的比较运算，将物理上的一个像素进一步制作成数分之一(在本实施方式中为1/4)的、更加高精细的子像素。因此，能够以该子像素的单位获得表示X射线入射位置的信息。

其结果是，通过二维地配置的多个APD簇52，提供了一种等同于在沿着X射线入射窗21WD的面上以二维阵列状的方式配置多个物理性像素的结构。

在此，图6中示意性地示出了X射线入射至闪烁体层31的某个闪烁体31A的入射端面31_in的状态。当X射线入射至柱状的闪烁体31A时，形成闪烁体31A的荧光体将会吸收该X射线的能量，并在荧光体内部的原子核中引起激发或者电离，通过该吸收能量的一部分产生脉冲状的光。该光被称为闪烁光。该闪烁光在该闪烁体31A的内部传播，随着从其出射端面31_out扩散，以立体角向光学连接层32扩散出射。在本实施方式中，以使该扩散光的投影范围大于一个像素、即一个APD簇52的面积的方式，将光学连接层32的Z轴方向的厚度Lopt设定为最佳值。

对该产生的闪烁光的接收处理进行说明。图7中示意性地示出了闪烁体层31、光电转换层33以及光电转换层33的重叠关系。该图是从X射线入射方向即Z轴方向的前上方观察检测器1的X射线入射窗21WD时的、多个APD簇52(即、像素)的二维排列的透视示意图，其中，所述多个APD簇52通过将多个闪烁体31A的二维排列、多个APD51的二维排列以及该多个APD51按规定数量分别电学汇聚成块状而形成。此外，在本实施方式中，光学连接层32是树脂材料层。

接下来，参照图8，对在处理电路层34中以APD簇52、即物理像素为单位形成的信号处理电路61的一个例子进行说明。该信号处理电路61通过ASIC以像素为单位被嵌入处理电路层34。图8中示出的信号处理电路61表示与一个APD簇52、即一个物理像素连接的电路结构。

如图8所示，各APD簇52的所有的APD51(此处为从APD(1)至APD(225)的225(15×15)个APD)借助线或电路OR连接到个别的信号电路部62。

该信号电路部62具备连接在线或电路OR上的比较器71，并且具备设置于该比较器71的输出侧的计数器72、前后判定电路73以及计时器74。进一步，该信号电路部62具备用于对X射线入射窗21WD中的X射线入射像素与该X射线的能量进行计数以作为各能量区域的光子数的电路群组。

作为该电路群组，具备计数&加法电路76、亚像素确定电路77以及输出电路78。如图所示，计数&加法电路76连接到线或电路OR，并且连接到附近的8个APD簇52的输出端(即、未图示的线或电路)。亚像素确定电路77具有计数器与比较器，并连接到附近的8个APD簇52的输出端。

例如就图7而言，当关注APD簇52(i，j)时，则该附近的8个APD簇52是指，形成围绕该APD簇52(i，j)的矩形的8个APD簇52(i-1，j-1)、52(i，j-1)、52(i+1，j-1)、52(i-1，j)、52(i+1，j)、52(i-1，j+1)、52(i，j+1)以及52(i+1，j+1)。通过这9个APD簇，临时性地形成与某一时刻X射线光子入射至X射线入射窗21WD中的某一位置相对应的计测对象区域R_MEA。

进一步，如图9所示，由亚像素确定电路77确定的虚拟亚像素是指，将所关注的APD簇52(i，j)虚拟分割而得到的四个矩形状的亚像素APD(i，j)-1、APD(i，j)-2、APD(i，j)-3、APD(i，j)-4。

在此，从连接于线或电路OR的比较器71开始进行详细说明。作为阈值，向该比较器71提供脉冲信号的波高值(强度)的规定值。该阈值被设定为能够辨别出脉冲信号与计数信号的值。因此，比较器71将经由线或电路OR输入的一个或者多个APD51的电脉冲的单独的脉冲信号或者合成的脉冲信号与规定的阈值(波高值)及该阈值进行比较，在该输入信号的波高值大于阈值的情况下，向下一段的计数器72输出二值化信号“1”。该计数器72还被赋予了其计数的阈值。该阈值是用于决定是否能够特定为X射线入射位置的辨别值。因此，从计数器72的计数变为例如固定值“5计数”时开始，向下一段的前后判定电路73输出指令计测开始的信号。

该前后判定电路73的“前后”是指时间上的前后。当从计数器72接收到计测开始信号后，前后判定电路73向连接于各APD的未图示的信号电路部输出禁止信号，所述禁止信号用于禁止受理附近的规定数量、此处为形成禁止区域R_INHIBIT的25个的APD簇52的加法运算。如图7所示，该加法运算处理的禁止区域R_INHIBIT是将关注APD簇52(i，j)置于中心的例如25个APD簇52。因此，在通过计时器74进行计测的固定时间的期间内，接收到该禁止信号的25个APD簇52各自的信号电路部能够禁止对在目前作为对象的X射线入射之后生成的X射线入射的电脉冲信号进行加法运算处理。

另外，禁止信号作为触发信号被发送至计数&加法电路76。接收到上述禁止信号后，计时器74启动，并计数固定时间。当进行该固定时间的向上计数后，计时器74向计数&加法电路76发送复位信号。

当计数&加法电路76接收到触发信号后，识别出包含当前存在X射线入射的位置(例如图7中示出的发光点P)的关注APD簇52(i，j)(即、发光中心APD簇)由自己负责。因此，该计数&加法电路76按照每个能量区域，对来自以关注APD簇52(i，j)为中心的计测对象区域R_MEA、即围绕关注APD簇52(i，j)的8个APD簇52(i-1，j-1)、52(i，j-1)、52(i+1，j-1)、52(i-1，j)、52(i+1，j)、52(i-1，j+1)、52(i，j+1)以及52(i+1，j+1)各自的电脉冲信号进行计数，并且对每个能量区域相互进行加法运算。该每个能量区域的计数通过与以往已知的光子计数同样的电路执行。与X射线的光子入射到闪烁体31A的现象相呼应地生成该电脉冲信号。因此，即使对上述电脉冲信号进行个别计测，并对计测对象区域R_MEA、即上述9个APD簇52的计测值进行合计计算，也相当于是对计测对象区域R_MEA整体进行了光子计数。

如图10(B)中示意性地示出的那样，作为能量区域，在横轴上设定有设为X射线光子的能量[keV]的例如三个能量区域BIN1、BIN2、BIN3。当然，该能量区域的数量也可以是两个，或者也可以是一个。

如图11所示，该计数&加法电路76在输入了作为触发的禁止信号起、直至输入复位信号为止的固定周期T(FPS)的期间内，每间隔微小的预先设定的重复时间Δt进行上述计数以及加法运算，并分别按照能量区域BIN1、BIN2、BIN3将该加法运算值发送至输出电路78。

另一方面，亚像素确定电路77是如下的电路：即、具备4个计数器与2个比较器，并根据该比较器的比较运算结果更加高精细地确定当前存在X射线入射的位置(例如图7中示出的发光点P)。具体而言，通过比较运算，将存在X射线入射的位置P的APD簇52(i，j)、即一个物理像素虚拟地分割为1/4的亚像素。判定X射线入射的位置属于该4个亚像素中的哪一个。

例如就图9的示例而言，作为APD簇52，假设X射线入射位置P存在于由APD簇52(i，j)形成的物理性像素处。在这种情况下，在亚像素确定电路77中，在固定时间t_k(参照图11)的期间内，通过其4个计数器(未图示)，对从其前后左右的4个APD(i-1，j)、APD(i+1，j)、APD(i，j-1)、APD(i，j+1)输出的电脉冲信号进行计数。如果这些计数分别为K1、K2、K3、K4，则通过两个比较器判定

是否K1＜K2、

是否K3＜K4。

其结果为，判明是如下四个判定结果中的哪一个，即

判定结果1：K1≧K2且K3≧K4、

判定结果2：K1＜K2且K3≧K4、

判定结果3：K1≧K2且K3＜K4、

判定结果4：K1＜K2且K3＜K4。

也就是说，在出现判定结果1的情况下，X射线入射位置P为APD簇52(i，j)中的左上的1/4尺寸的亚像素APD(i，j)-1；在出现判定结果2的情况下，X射线入射位置P为右上的1/4尺寸的亚像素APD(i，j)-2；在出现判定结果3的情况下，X射线入射位置P为左下的1/4尺寸的亚像素APD(i，j)-3；在出现判定结果4的情况下，X射线入射位置P为右下的1/4尺寸的亚像素APD(i，j)-4(参照图9的状态)。

亚像素确定电路77将该判定结果二值化，并作为亚像素的位置信息发送至输出电路78。

如图所示，输出电路78具备对能量区域BIN1、BIN2、BIN3各自的光子数进行计数的计数器78A～78C以及位置信息生成器78D。计数器78A～78C对于自己负责的能量区域BIN1(～BIN3)，分别输入每间隔抽样时间Δt从计数&加法电路76发送过来的计测对象区域R_MEA整体的X射线光子数的计数(相加值)，并进行向上计数。另外，位置信息生成器78D接收从亚像素确定电路77发送过来的表示亚像素的位置的位置信息。因此，该确定电路77根据亚像素的位置信息、以及作为默认值所具有的APD簇52的自身位置信息，以亚像素尺寸的分辨能力生成在X射线入射窗21WD整体中的X射线入射位置P。

输出电路78以固定帧率T(FPS)向外部串行输出由计数器78A～78C进行向上计数而得到的每个能量区域BIN1(～BIN3)的计数、以及由位置信息生成器78D生成的X射线入射位置P的位置信息。

如上所述，将检测动作整理如下。

在图7中，附图标记52(i，j)表示在二维状地排列的多个APD簇52(即、二维排列的多个像素)中，区域性地包含如上所述那样与X射线入射相对应地发光的闪烁体31A在内的一个APD簇52。此外，i以及j表示在形成X射线入射窗21WD的XY面中的、像素单位的X轴方向以及Y轴方向的位置。

图7是X射线入射到位置P的情况。在这种情况下，包含与该X射线入射相应地发光的闪烁体31A的APD簇52为，图7所示的X射线入射窗21WD中的、在X轴方向上自左侧起第三个且在Y轴方向自上侧起第三个APD簇。以围绕该APD簇52(i，j)的方式，指定8个APD簇52(i-1，j-1)、52(i，j-1)、52(i+1，j-1)、52(i-1，j)、52(i+1，j)、52(i-1，j+1)、52(i，j+1)以及52(i+1，j+1)的区域、即计测对象区域R_MEA。也就是说，如前所述，包括正中间的关注APD簇52(i，j)在内，共9个APD簇52的编组被赋予包括信号加法运算在内的信号处理。此时，设定避免对该信号加法运算产生影响的禁止区域R_INHIBIT。

在这种状况之下，图8中示出的信号电路部62动作。其结果是，如图10(A)所示，比物理性像素更精细的X射线入射位置P作为亚像素被确定出来。同时，如图10(B)中概念性地示出的那样，获得该亚像素、例如P(i，j)-4处的每个能量区域BIN1(～BIN3)的X射线光子的合计数值。这样，按照能量区域分别进行光子计数型的X射线的强度检测。

这样，在各APD簇52中间隔周期T执行上述X射线检测动作。此时，即使X射线入射到相当于属于同一禁止区域R_INHIBIT的APD簇52的位置，在该周期T的固定时间中，检测动作也被禁止。

然而，在X射线入射至相当于该禁止区域R_INHIBIT外侧的APD簇52的位置、且计测对象区域R_MEA不重合的情况下，即使是在同一周期T中，也执行检测动作。

此外，在图7中示出了与X射线入射位置P不同的位置P1、P2。在这些X射线入射位置P1、P2的情况下，每间隔周期T，依次关注相当于这些位置的APD簇52并执行上述动作。

这样，作为如图2所示的层叠结构，本实施方式所涉及的检测器11具备闪烁体层31、光学连接层32、具有APD簇52的光电转换层33以及处理电路层34。虽然具有该相同的层叠结构，但是通过调整光学连接层32的厚度Lopt，能够检测从X射线管照射的X射线、来自被投与到患者体内的核素的伽马射线、以及由激发光激发出的微弱的荧光的放射线，而与其光子数的多少无关。只要根据使用目的，在平衡所希望的分辨率与光子数的正确计数这两个参数的条件下，确定像素尺寸以及光学连接层32的厚度Lopt即可。也就是说，只要按照“对于以立体角向光学连接层32扩散的脉冲状的光，以其发光点为中心由几个APD簇52分担即可无误地进行检测”这样的观点确定该厚度Lopt即可。

因此，如果采用本实施方式的层叠结构，则能够容易地提供一种所谓的通用型检测器，其在以医疗用诊断设备为首的各种放射线设备中不仅能够检测伽马射线，还能够检测X射线和微弱的激发光。

此外，在上述实施方式中，可以省略亚像素确定电路77，直接以物理性像素对每个能量区域的光子数进行计数。

[变形例]

上述实施方式所涉及的检测器11虽然采用了闪烁体层31，但是该传感器部分并不限定于此结构。例如，也可以适用于如下的检测器：即、作为激发光，向荧光体照射紫外线、可见光或者X射线，并对由此激发而从荧光体发出的微弱的光(荧光、磷光等)进行检测的检测器。

图12中示出的微弱光检测器81搭载有光纤板(FOP)82，以取代上述闪烁体层，在所述光纤板(FOP)82中，使多个固定长度的光纤82A密集地邻接。其他的结构具有与上述图2相同或者等同的结构。

在该微弱光检测器81的情况下，发挥具有光指向性的、高灵敏度的光二维传感器的功能。因此，使被激发出的微弱的光在光纤板(FOP)82的前表面(入射窗21WD)入射至其指向性的范围内。该微弱光在光纤82A中传播，作为扩散光向所述光学连接层32射出。与上述同样地，通过一个以上的APD簇52对该扩散光进行检测。

在这种情况下，与上述同样地，从所希望的分辨率以及光子数的计测精度的观点出发，根据入射的微弱光的强度范围，使上述光学连接层32的厚度Lopt、计测对象区域R_MEA的大小、以及禁止区域R_INHIBIT的大小最佳化。进一步，在专门进行该微弱光检测的情况下，由于只需知晓位置与强度即可，因此可以进一步简化信号电路部62的结构。例如，可以省略比较器71、计数器72、前后判定电路73，或者也可以省略亚像素确定电路77。也可以单纯地以固定的帧率按照像素单位反复输出最先入射的光的位置及其强度。

由此，在以微弱光的检测为前提(无法使用CCD传感器、CMOS传感器或者希望取得更大的动态范围的情况)进行摄影、贴近对象物进行近景摄影、想要筛选直线进入的光的情况下，尤其在想要提高分辨率的情况下，能够提供一种可推算计测被激发出的光的激发位置与被激发出的光的量的检测器。另外，从这种特性来看，微弱光检测器也能够应用于夜视照相机和光断层摄影。

附图标记说明

11：光子计数型检测器(光子计数型放射线检测器)

12：控制装置

15：处理装置

21：壳体

21WD：X射线入射窗

31：闪烁体层(柱状体阵列)

31A：闪烁体

32：光学连接层(光学连接部)

33：光电转换层(APD簇群组)

34：处理电路层(处理电路)

51：APD(雪崩光电二极管)

52：APD簇

61：信号处理电路

62：信号电路部

81：微弱光检测器(光子计数型检测器)

82：光纤板(FOP)(柱状体阵列)

82A：光纤

R_MEA：计测对象区域

R_INHIBIT：禁止区域