(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
半導体結晶として臭化タリウムを用いてなる半導体放射線検出器と、前記半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサと、前記コンデンサの一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な少なくとも１つ以上の直流電源と、を備えた放射線計測装置であって、
前記半導体放射線検出器のカソード電極およびアノード電極が金、白金、パラジウムのうちの少なくとも１つ以上の金属で構成され、
前記直流電源が前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積する電圧と負電荷を蓄積する電圧を１０分よりも短い時間毎に周期的に切換えて供給することを特徴とする放射線計測装置。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線計測装置において、
さらに、
前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
前記直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された少なくとも２つ以上の開閉装置と、
を備えたことを特徴とする放射線計測装置。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線計測装置において、
さらに、
前記半導体放射線検出器の出力信号を増幅する増幅器と、
前記開閉装置の開閉を制御するスイッチ制御装置と、
前記増幅器と前記スイッチ制御装置に正バイアス、負バイアス、正から負へのバイアス反転、負から正へのバイアス反転の指令信号を送信する極性統合制御装置と、
を備えたことを特徴とする放射線計測装置。
【請求項４】
前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積可能な第１の直流電源と、
前記コンデンサの前記一方の電極に負電荷を蓄積可能な第２の直流電源と、
前記第１の直流電源、または第２の直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
前記第１の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
前記第２の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
を備えたことを特徴とする請求項２または請求項３に記載の放射線計測装置。
【請求項５】
前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な１つの直流電源と、
前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
前記直流電源の正極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
前記直流電源の負極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
前記直流電源の正極とグラウンドとを接続する配線に接続された第３の開閉装置と、
前記直流電源の負極とグラウンドとを接続する配線に接続された第４の開閉装置と、
を備えたことを特徴とする請求項２または請求項３に記載の放射線計測装置。
【請求項６】
前記定電流装置が２つの定電流ダイオードが互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続された構成からなることを特徴とする請求項２乃至請求項５のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
【請求項７】
前記開閉装置がフォトモスリレーで構成されたことを特徴とする請求項２乃至請求項６のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
【請求項８】
前記半導体放射線検出器のカソード電極およびアノード電極を金で構成したことを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
【請求項９】
被検体を支持するベッドと、該被検体を計測領域に含む複数の放射線計測装置と、複数の前記放射線計測装置から出力された放射線検出信号を基に得られた情報を用いて画像を生成する画像情報作成装置と、を備えた核医学診断装置であって、
前記放射線計測装置が請求項１乃至請求項８のいずれか一項に記載の放射線計測装置であることを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線計測装置および核医学診断装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、γ線（ガンマ線）等の放射線を計測する放射線計測装置を用いた核医学診断装置が広く普及してきている。代表的な核医学診断装置がガンマカメラ装置、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ（Single photon emission computed tomography）撮像装置）、陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）撮像装置）などである。また、放射線計測装置を用いた放射能爆弾テロ対策用線量計等で、ホームランドセキュリティ（Homeland Security、国土安全保障）における放射線計測装置の需要が増大しつつある。
【０００３】
これらの放射線計測装置に搭載される放射線検出器は、従来、シンチレータ（Scintillator、放射線エネルギーを吸収して蛍光を発する機器）と光電子増倍管とを組み合わせたものであったが、近年、γ線等の放射線を検出する放射線検出器として、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、カドミウム（Ｃｄ）・亜鉛（Ｚｎ）・テルル（Ｔｅ）、ガリウム砒素（ＧａＡｓ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）等の半導体結晶によって構成された半導体放射線検出器を用いた技術が注目されている。
【０００４】
半導体放射線検出器は、放射線と半導体結晶との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換する構成であるため、シンチレータを使用したものより電気信号への変換効率が良く、かつ小型化が可能である等、種々の特徴がある。
また、半導体放射線検出器は、前記の半導体結晶と、この半導体結晶の一面に形成されたカソード電極と、半導体結晶を挟んでこのカソード電極と対向するアノード電極とを備えている。これらのカソード電極とアノード電極との間に直流高圧電圧を印加することにより、Ｘ線、γ線等の放射線が半導体結晶内に入射したときに生成される電荷を、前記カソード電極あるいはアノード電極から信号として取出すようにしている。
【０００５】
特に、前記の半導体結晶のうち、臭化タリウムは、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等、他の半導体結晶に比べて光電効果による線減衰係数が大きく、薄い結晶で他の半導体結晶と同等のγ線感度を得ることができる。そのため、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置は、他の半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置およびそれを用いた核医学診断装置に比べて、より小型化が可能である。
【０００６】
また、臭化タリウムは、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等他の半導体結晶に比べて安価であるため、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置では、他の半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置に比べて、安価にすることが可能である。
【０００７】
従来、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極の材料としては、金、白金、パラジウム等が用いられてきたが、金、白金、パラジウム等で電極を構成した臭化タリウム検出器にバイアス電圧を印加して長時間動作させた場合、カソード電極付近に陽イオン例えばＴｌ＋（タリウムイオン）、アノード電極付近に陰イオン例えばＢｒ−（臭素イオン）が蓄積する傾向があると考えられる。イオンが電極付近に蓄積、すなわち電荷が電極付近に蓄積（ポーラリゼーションの一種）すると、印加したバイアス電圧と逆方向の電圧が発生してエネルギー分解能が劣化する。
【０００８】
しかし、近年では、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器の通常のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入することで、タリウム金属および臭化タリウムの生成反応を利用し、ポーラリゼーションを防止して安定動作が可能なことが明らかになった（例えば、特許文献１および非特許文献１参照）。
すなわち、カソード電極付近では、Ｔｌ＋＋ｅ−→Ｔｌ、アノード電極付近では、Ｂｒ−＋Ｔｌ→ＴｌＢｒ＋ｅ−、の電気化学反応によって、電極付近のイオンの蓄積が解消されると考えられる。
ここで、ポーラリゼーションとは結晶構造や電荷や特性の偏りを意味するものであって、詳しくは後記する。
【０００９】
また、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を挿入することに加えて、検出器に印加する電荷収集用のバイアス電圧を２時間以上２４時間以下の一定時間ごとに正負反転させることにより、検出器としてさらに長時間使用できることが明らかになった（例えば、特許文献１、非特許文献２および非特許文献３参照）。
この方法は、タリウム金属および臭化タリウムの生成反応が可逆反応であることを利用している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２００９−１５６８００号公報
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Ｎｕｃｌ． Ｉｎｓｔｒ． ａｎｄＭｅｔｈ．Ａ、ｖｏｌ．５８５（２００８）の第１０２頁から第１０４頁
【非特許文献２】Ｎｕｃｌ． Ｉｎｓｔｒ． ａｎｄＭｅｔｈ．Ａ、ｖｏｌ．６０７（２００９）の第１１２頁から第１１５頁
【非特許文献３】ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ． Ｎｕｃl. Ｓｃｉ． ｖｏｌ．５６（２００９）の第１８５９頁から第１８６２頁
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
ところで、臭化タリウム放射線検出器を搭載した放射線計測装置、あるいはそれを用いた核医学診断装置を長時間にわたって安定動作させる目的で、臭化タリウム放射線検出器を作製するにあたり、臭化タリウム結晶の２つの対向面にタリウム層を被着する工程が行われることがある。
この際、タリウム層の被着には、通常、真空容器内でタリウムを気化して臭化タリウム結晶表面に被着させる、抵抗加熱蒸着法等が用いられる。しかし、タリウムは急性毒性物質であり、取り扱いには細心の注意が必要である。タリウムを気化させると、臭化タリウム結晶表面だけでなく、真空容器内部や真空容器の排気ポンプ内部にもタリウムの一部が被着することになるため、真空装置全体を覆う局所排気設備や真空ポンプの排気からタリウムを除去する除害設備等が必要になる。
【００１３】
したがって、臭化タリウム放射線検出器の電極として、毒性の少ないタリウム以外の金属を用いる場合に比べて、タリウムを用いる場合は、検出器作製のコストが大幅に増加することになる。その結果、臭化タリウム検出器を搭載した放射線計測装置およびそれを用いた核医学診断装置を、他の半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置およびそれを用いた核医学診断装置に比べて安価にすることが困難になる。
その一方、臭化タリウム検出器の電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入せず、従来のように金、白金、パラジウム等のみでカソード電極およびアノード電極を構成した場合、例えば金でカソード電極およびアノード電極を構成した場合、検出器に印加する電荷収集用のバイアス電圧を連続して長時間印加して計測を継続したときには、ポーラリゼーションが発生してエネルギースペクトルが劣化し、放射線計測が安定して行えないことが判明している。
また、２時間の計測後にバイアス電圧を正負反転した場合も、エネルギースペクトルの特性は、一時的には回復しても、さらに２時間の計測を続けると次第に劣化することが判明している（例えば、非特許文献３参照）。
【００１４】
したがって、臭化タリウム検出器のカソード電極およびアノード電極を金で構成した場合は、ポーラリゼーションが防止できず長時間の安定動作ができないため、臭化タリウム検出器を搭載した放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置を長時間安定して使用することができない。
【００１５】
そこで、本発明はこのような問題点を解決するもので、その目的とするところは、低コストで安定した特性の放射線計測装置、およびそれを用いた安価な核医学診断装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
前記の課題を解決して、本発明の目的を達成するために、以下のように構成した。
すなわち、半導体結晶として臭化タリウムを用いてなる半導体放射線検出器と、前記半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサと、前記コンデンサの一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な少なくとも１つ以上の直流電源と、を備えた放射線計測装置であって、前記半導体放射線検出器のカソード電極およびアノード電極が金、白金、パラジウムのうちの少なくとも１つ以上の金属で構成され、前記直流電源が前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積する電圧と負電荷を蓄積する電圧を１０分よりも短い時間毎に周期的に切換えて供給する。
【００１７】
かかる構成により、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を特に挿入すること無しに、ポーラリゼーションを防止して安定した放射線計測が可能となる。
【発明の効果】
【００１８】
以上、本発明によれば、低コストで安定した特性の放射線計測装置、およびそれを用いた安価な核医学診断装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の放射線計測装置の第１実施形態の回路構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の放射線計測装置の第１実施形態に用いられる半導体放射線検出器に印加されるバイアス電圧の時間変化を示すタイムチャートである。
【図３】本発明の放射線計測装置の第１実施形態によるエネルギースペクトルの模式図である。それぞれ（ａ）バイアス電圧印加直後、（ｂ）５分後、（ｃ）５３５分後、（ｄ）５４０分後の図である。
【図４】本発明の放射線計測装置の第２実施形態の回路構成を示すブロック図である。
【図５】比較例の放射線計測装置におけるバイアス印加時間と１２２ｋｅＶのエネルギー分解能の関係を示す特性図である。それぞれ（ａ）最初に正のバイアス電圧を印加、（ｂ）次に極性反転して負のバイアス電圧を印加、（ｃ）極性反転して２回目の正のバイアス電圧を印加、（ｄ）極性反転して２回目の負のバイアス電圧を印加、した際の特性を示している。
【図６】比較例の放射線計測装置を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギースペクトルの模式図である。それぞれ（ａ）バイアス印加直後、（ｂ）最初にバイアスを印加し始めてから合計７８分後、の特性を示している。
【図７】本発明の放射線計測装置を核医学診断装置に備えた第１の適用例としての単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置）の概略の構成図である。
【図８】本発明の放射線計測装置を核医学診断装置に備えた第２の適用例としての陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）の概略の構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下、本発明の放射線計測装置およびそれを用いた核医学診断装置について、図面を参照して詳細に説明する。
【００２１】
（放射線計測装置の第１実施形態）
図１は本発明の放射線計測装置の第１実施形態の回路構成を示すブロック図である。図１において、放射線計測装置１１は、臭化タリウムでなる半導体結晶１１１とその２つの対向面に金でなる第１電極１１２と同じく金でなる第２電極１１３を有する半導体放射線検出器（以下では単に、検出器ともいう）１７２と、検出器１７２に電圧を印加する平滑コンデンサ１１０と、平滑コンデンサ１１０の一方の電極に正電荷を蓄積可能な第１直流電源１０１と、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極に負電荷を蓄積可能な第２直流電源１０２と、を備えている。
【００２２】
さらに、第１直流電源１０１から平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第１定電流ダイオード１０８と、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極から第２直流電源１０２への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第２定電流ダイオード１０９と、第１直流電源１０１と平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第１フォトモスリレー１０５と、第２直流電源１０２と平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第２フォトモスリレー１０６とを備えている。
【００２３】
さらに、第１直流電源１０１と第１フォトモスリレー１０５との間には保護抵抗器１０３が、また、第２直流電源１０２と第２フォトモスリレー１０６との間には保護抵抗器１０４が過電流の防止用の抵抗として備えられている。
第１フォトモスリレー１０５と第２フォトモスリレー１０６の開閉は、スイッチ制御装置１０７によって制御される。
【００２４】
また、検出器１７２の出力にはブリーダ抵抗１１４と結合コンデンサ１１５の一方の電極が接続され、結合コンデンサ１１５の他方の電極には検出器１７２の信号を増幅する増幅器１１６が接続されている。さらに、スイッチ制御装置１０７と増幅器１１６には、フォトモスリレー１０５、１０６の開閉および増幅器１１６の極性反転のタイミングを制御する極性統合制御装置１１７が接続されている。
【００２５】
第１直流電源１０１の負極、第２直流電源１０２の正極、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極以外の他方の電極、およびブリーダ抵抗１１４の一方の電極は、それぞれ接地線に接続される。
また、第１フォトモスリレー１０５と第２フォトモスリレー１０６は、機能としてはリレー（継電器）であるが、高速の応答性を備えていること、およびチャタリング等による誤動作を防止するために構造上に機械的な接点が無く高い信頼性を備えていることで、フォトモスリレーが用いられている。
【００２６】
なお、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９は、互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されて定電流装置１７１を構成している。この構成において、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９とに用いられている現状の一般的な定電流ダイオードは、電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ：Field effect transistor）のソース電極とゲート電極を短絡した構造で定電流特性が作り出されているので、逆電圧を加えた場合は電界効果型トランジスタの中で形成されているｐ−ｎ接合が順方向にバイアスされ、大きな電流が流れる。つまり、定電流ダイオードの電流特性は極性を持っている。したがって、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９とは、互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されることによって、極性の差が無い定電流特性が得られる。このような理由から、定電流装置１７１は、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９とを互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続された構成とすることにより、極性の差が無い定電流特性を有している。
【００２７】
放射線計測装置１１によってγ線等の放射線を計測する場合には、検出器１７２の第１電極１１２と第２電極１１３の電極間には、第１直流電源１０１あるいは第２直流電源１０２と平滑コンデンサ１１０によって、電荷収集用のバイアス電圧が印加されている（例えば、＋５００Ｖあるいは−５００Ｖ）。
バイアス電圧が印加された検出器１７２にγ線が入射すると、検出器１７２を構成する半導体結晶１１１と入射したγ線との間で相互作用が起こり、電子および正孔といった電荷が生成される。
【００２８】
生成された電荷は、検出器１７２からγ線検出信号として出力される。このγ線検出信号は、結合コンデンサ１１５を介して、増幅器１１６に入力される。ブリーダ抵抗１１４は、結合コンデンサ１１５に電荷が蓄積し続けることを防止し、検出器１７２の出力電圧が上がり過ぎないようにする働きをする。増幅器１１６は、微小な電荷であるγ線検出信号を電圧に変換し増幅する働きをする。
増幅器１１６によって増幅されたγ線検出信号は、後段のアナログ・デジタル変換器（図示せず）でデジタル信号に変換され、γ線のエネルギー毎にデータ処理装置（図示せず）によってカウントされる。
【００２９】
（ポーラリゼーションについて）
ところで、半導体結晶１１１が臭化タリウムでなる検出器１７２に対して、第１直流電源１０１を用いて例えば＋５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加すると、半導体結晶１１１にポーラリゼーション（polarization、半導体結晶内の電荷の偏り）が発生し、放射線計測装置１１としてγ線のエネルギー分解能が劣化する。
ポーラリゼーションが発生する時間は、検出器１７２の部材である第１電極１１２と第２電極１１３の種類や半導体結晶１１１の出来不出来によってばらつきがあり、１０分から５０時間まで様々である。
なお、検出器１７２の第１電極１１２と第２電極１１３は、カソード電極もしくはアノード電極の役目をするが、どちらに相当するかは正負のバイアス電圧の方向によって異なる。ポーラリゼーションの発生を防止するには、次に述べるように、カソード電極の役目とアノード電極の役目を交互にバランスよく担うことが望ましい。
【００３０】
（ポーラリゼーションの防止法）
ポーラリゼーションを防止するには、検出器１７２に印加するバイアス電圧の極性を短時間で周期的に反転する必要がある。すなわち、例えば＋５００Ｖから−５００Ｖ、−５００Ｖから＋５００Ｖに極性反転する必要がある。反転の周期は、１０分よりも短くする必要がある。
反転の周期を１０分以上にした場合は、エネルギー分解能の劣化が起こる可能性があり、バイアス電圧を反転してもエネルギー分解能が充分には回復しない場合がある。
【００３１】
さらに、バイアス電圧の極性を反転させる際、バイアス電圧の絶対値が電荷収集用として不充分となり、γ線によって生成された電荷を信号として充分に取出せなくなる時間、すなわち放射線計測の途切れ時間が生じる。放射線計測装置を核医学診断装置やホームランドセキュリティに応用する場合、計測の途切れ時間はなるべく短い方が良いので、極性反転に要する時間はなるべく短い方が良い。
【００３２】
その一方、増幅器１１６には、平滑コンデンサ１１０の電圧の時間変化と結合コンデンサ１１５の静電容量値との積に相当する電流が流れる。したがって、平滑コンデンサ１１０の電圧の時間変化が大きい場合、増幅器１１６に対して制限電流値よりも大きな電流が流れ、増幅器１１６を損傷させる可能性がある。そのため、バイアス電圧の極性を反転させる際には、バイアス電圧の変化率の絶対値が所定の値を超えないように制限する必要がある。
【００３３】
（ポーラリゼーション防止の制御方法、第１例）
以下に、本実施形態の放射線計測装置１１において、ポーラリゼーションを防止するための制御方法を第１例として、図１および図２を用いて説明する。
なお、図２は半導体放射線検出器１７２に印加されるバイアス電圧の時間変化を示すタイムチャートであり、横軸は時間、縦軸は電圧を示している。
まず、最初、検出器１７２に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。正の直流バイアス電圧は、直流電圧５００Ｖを正極から出力する第１直流電源１０１によって供給される。第１直流電源１０１から検出器１７２に対して＋５００Ｖの電圧を直接印加するとノイズが発生するため、平滑コンデンサ１１０を用いて検出器１７２に電圧を印加する。すなわち、検出器１７２へ印加するバイアス電圧は、実質的に平滑コンデンサ１１０から印加されている。
【００３４】
スイッチ制御装置１０７は、検出器１７２に正のバイアス電圧を印加するときに、フォトモスリレー１０５を閉じている（フォトモスリレー１０５がオンの状態）と共にフォトモスリレー１０６を開いている（フォトモスリレー１０６がオフの状態）。
【００３５】
平滑コンデンサ１１０は、定電流ダイオード１０８（および定電流ダイオード１０９）を介して充電され、平滑コンデンサ１１０の電圧は＋５００Ｖとなる。それに伴って、検出器１７２に印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。逆に、検出器１７２に−５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、負の直流バイアス電圧は、直流電圧５００Ｖを負極から出力する第２直流電源１０２によって供給される。
【００３６】
スイッチ制御装置１０７は、検出器１７２に負のバイアス電圧を印加するときに、フォトモスリレー１０５を開くと共にフォトモスリレー１０６を閉じている。平滑コンデンサ１１０は、定電流ダイオード１０９を介して充電され、平滑コンデンサ１１０の電圧は−５００Ｖとなる。本実施形態は、平滑コンデンサ１１０の一方の電極に正電荷あるいは負電荷を蓄積することで、検出器１７２へ印加するバイアス電圧を正負反転させている。
【００３７】
極性統合制御装置１１７は、予め設定された極性反転の時間情報に基づいて、スイッチ制御装置１０７と増幅器１１６に「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号を送信する。スイッチ制御装置１０７は、この指令信号に基づいてフォトモスリレー１０５、１０６を開閉する。
【００３８】
（第１実施形態の特性）
本実施形態では、平滑コンデンサ１１０の静電容量値が０．１μＦ、定電流ダイオード１０８および１０９の制限電流値が０．５ｍＡ、結合コンデンサ１１５の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器１１６の制限電流値が１０μＡ、バイアス電圧反転の周期を５分、とする場合を説明する。
まず、極性統合制御装置１１７から「正バイアス」の指令信号が送信されているときは、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が閉じられ、フォトモスリレー１０６が開かれている状態である。したがって、平滑コンデンサ１１０は定電流ダイオード１０８を介して正電荷が蓄積され、検出器１７２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖとなっている（図２の符号２０１）。
検出器１７２に対して最初にバイアス電圧を印加してから４分と５９．７秒間（５分−０．３秒間）は符号２０１の状態である。
【００３９】
次に、極性統合制御装置１１７から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が開かれた直後にフォトモスリレー１０６が閉じられる。したがって、平滑コンデンサ１１０に蓄積された正電荷は、定電流ダイオード１０９を介して第２直流電源１０２へ流れ、逆に負電荷が平滑コンデンサ１１０に蓄積されて、０．３秒（図２の符号２０６）後には平滑コンデンサ１１０の電圧は−５００Ｖ（図２の符号２０３）となっている。
平滑コンデンサ１１０の電圧の極性が反転する時に、検出器１７２に印加されるバイアス電圧の時間変化（図２の符号２０２）が直線的な勾配となり短時間で−５００Ｖになるのは、定電流ダイオード１０９による効果である。
なお、図２において、符号２０１に示す時間が約５分（５分−０．３秒間）であるのに対し、符号２０６が示す時間が０．３秒であるのは、図２における長さと時間が比例した表記ではないが、これは符号２０６が示す０．３秒の時間における電圧の極性が反転する様子を示すために敢えて、符号２０６の区間を誇張して表現したものである。
【００４０】
その後、極性統合制御装置１１７から「負バイアス」の指令信号が送信されているときは、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が開かれフォトモスリレー１０６が閉じられている状態である。したがって、平滑コンデンサ１１０は定電流ダイオード１０９（および定電流ダイオード１０８）を介して負電荷が蓄積され、検出器１７２に印加されるバイアス電圧が−５００Ｖとなっている（図２の符号２０３）。
【００４１】
極性統合制御装置１１７から「負バイアス」の指令信号が送信され始めてから４分と５９．７秒後、すなわち「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されてから５分後、逆に「負から正へのバイアス反転」の指令信号が送信される。
すると、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０６が開かれた直後にフォトモスリレー１０５が閉じられる。したがって、平滑コンデンサ１１０に蓄積された負電荷は、定電流ダイオード１０８を介して第１直流電源１０１へ流れ、逆に正電荷が平滑コンデンサ１１０に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ１１０の電圧が＋５００Ｖとなる。
【００４２】
なお、平滑コンデンサ１１０の電圧の極性が反転する時に、検出器１７２に印加されるバイアス電圧の時間変化（図２の符号２０４）が直線的な勾配となり短時間で＋５００Ｖになるのは、定電流ダイオード１０８による効果である。
その後、再び極性統合制御装置１１７から「正バイアス」の指令信号が送信され、検出器１７２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖが保持される（図２の符号２０５）。
【００４３】
以上により、計測の途切れ時間２０６および２０７（図２の符号２０６、２０７）は、共に０．３秒となる。したがって、１０分の放射線計測中に途切れ時間が合計で０．６秒発生するが、放射線計測装置を核医学診断装置やホームランドセキュリティに応用する場合には、充分に短い時間であって、問題とはならない。
一方、ここで、増幅器１１６に対して、その制限電流値よりも大きな電流が流れないように制限をして、増幅器１１６の損傷を防止する必要がある。
【００４４】
本実施形態の場合、結合コンデンサ１１５の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器１１６の制限電流値が１０μＡであるため、平滑コンデンサ１１０の電圧の変化率の絶対値が、最大で１００００Ｖ／秒を超えないように制限する必要がある。
図２に示した例では、変化率の絶対値が最大で約３３００Ｖ／秒（５００×２／０．３）となる。結合コンデンサ１１５の静電容量値が１０００ｐＦであるため、増幅器１１６には最大で３．３μＡ（１０００×１０−１２×３３００）の電流が流れることになる。この値は、増幅器１１６の制限電流値（１０μＡ）に比べて低い値であるため、増幅器１１６を損傷することは無い。
【００４５】
なお、計測の途切れ時間２０６および２０７（図２の符号２０６、２０７）は、漏れなく計測する観点からは短い方が望ましいが、その分、極性の反転時における電圧変化率が大きくなり、増幅器１１６に流れる電流が大きくなるので、増幅器１１６を含めた図１の機器、部品の信頼性、コストの観点からは望ましくないことも起きる。
計測の途切れ時間が短いことが望まれる分野に応用される場合においては、このような観点も含めて、図２における計測の途切れ時間２０６および２０７（図２の符号２０６、２０７）は設定される。
【００４６】
増幅器１１６に入力されるγ線検出信号は、検出器１７２に印加されるバイアス電圧の正負に対応して、正電荷か負電荷かが決まるが、それによって増幅器の極性を切換える必要がある。極性統合制御装置１１７から増幅器１１６に送信される「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号により、増幅器１１６の極性はそれぞれ「負電荷対応」、「正電荷対応」、「負電荷対応から正電荷対応に反転」、「正電荷対応から負電荷対応に反転」と切換えられる。
【００４７】
図３は、本実施形態の放射線計測装置１１を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギースペクトルの模式図である。図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、それぞれ（ａ）バイアス電圧印加直後、（ｂ）５分後、（ｃ）５３５分後、（ｄ）５４０分後の図である。
図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）において、横軸はエネルギーチャンネルのチャンネル番号を示している。各番号のエネルギーチャンネルには、様々なエネルギーのγ線がエネルギー別（所定のエネルギー範囲）に、各チャンネル（エネルギーチャンネル）に対応づけて割り当てられている。
例えば図３（ａ）において、略４３０チャンネル近辺のエネルギーチャンネルに対して、略１２２ＫｅＶのγ線エネルギーが割り当てられている。γ線エネルギーの増加とともに番号の大きいエネルギーチャンネルが順に割り当てられている。
【００４８】
図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）において、縦軸は各エネルギーチャンネルのγ線の計数率（ｃｏｕｎｔｓ  ｐｅｒ  ｍｉｎ、１分当たりのカウント数）である。γ線エネルギーは連続的に分布しているが、計測としては、所定のエネルギー範囲（幅）においてカウントすることが現実的である。したがって、所定のエネルギー範囲に対応したエネルギーチャンネル毎に離散的に計測されることが、一般的な計測手法となっている。
なお、図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）においては、エネルギーチャンネル毎に離散的に計測されたものが、横軸をエネルギーチャンネルとして連続的に表記されている。
【００４９】
図３（ａ）において、略１２２ｋｅＶに対応したエネルギーチャンネルの計数率にピークがみられる。このようなピークにおけるエネルギー分解能は、ピークが最高値の計数率の半分となる計数率のチャンネル数の範囲（幅）を半値幅と表記すれば、次のように表せる。
エネルギー分解能＝（半値幅のチャンネル数）／（ピーク直下のチャンネル数）
なお、百分率（％）で表記する場合には、上記のエネルギー分解能の式に１００を掛ける。
また、エネルギー分解能は、識別可能なエネルギーの目安であるので、エネルギー分解能が小さい値ほど、検出能力が高いことを意味している。
【００５０】
なお、図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）の４つの図において、１２２ｋｅＶのエネルギー分解能は全て略８％である。少なくとも５４０分間（９時間）にわたって、エネルギー分解能は、略８％を維持し、ポーラリゼーション無く、安定して放射線計測が可能である。
後記するようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００（図７）やＰＥＴ撮像装置７００（図８）のような核医学診断装置においては、１日で５４０分間（９時間）以上、連続して使用されることは一般的にはないので、５４０分間（９時間）エネルギー分解能の特性が変化なければ、事実上、長年にわたって初期の特性が確保できると期待される。
【００５１】
以上、本実施形態の放射線計測装置１１によれば、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を挿入すること無しに、ポーラリゼーションを防止し安定して放射線計測が可能となる。
【００５２】
（バイアス電圧の極性反転周期を長くした比較例の場合の特性）
放射線計測装置の第１実施形態では、検出器１７２に印加するバイアス電圧反転の周期を１０分よりも短く、例として５分とした。これに対して、バイアス電圧反転の周期を１０分以上とした場合の比較例を次に示し、その結果と対比することにより、バイアス電圧反転の周期を１０分よりも短くした本発明の特徴と優位性を示す。
本発明の第１実施形態では、放射線計測装置１１の検出器１７２に印加するバイアス電圧反転の周期を５分としたが、比較例では周期を２０分とした以外の構成は第１実施形態の放射線計測装置１１と同じである。
【００５３】
図５は、この比較例の放射線計測装置におけるバイアス印加時間と１２２ｋｅＶのエネルギー分解能との関係を示す図である。図５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）はそれぞれ、（ａ）最初に正のバイアス電圧を印加した時、（ｂ）次に極性反転して負のバイアス電圧を印加した時、（ｃ）極性反転して２回目の正のバイアス電圧を印加した時、（ｄ）極性反転して２回目の負のバイアス電圧を印加した時の図である。
図５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）において、横軸はバイアス印加時間（ｍｉｎ）であり、縦軸は１２２ＫｅＶのエネルギー分解能（％）である。
【００５４】
また、図６は、比較例の放射線計測装置を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギースペクトルの模式図である。それぞれ（ａ）バイアス印加直後、（ｂ）最初にバイアスを印加し始めてから合計７８分後の図である。
図６（ａ）、（ｂ）において、横軸は、エネルギーチャンネルである。また、縦軸は計数率（ｃｏｕｎｔｓ  ｐｅｒ  ｍｉｎ）である。
【００５５】
図５（ａ）と図６（ａ）に示すように、最初に正のバイアス電圧を印加した際には、１２２ＫｅＶのエネルギー分解能は略８％である。
そして、図５（ａ）に示すように、最初に正のバイアス電圧を印加してから１０分間は１２２ＫｅＶのエネルギー分解能を略８％に維持できる。しかし、１０分を経過して以降は次第にエネルギー分解能が劣化する。この分解能の劣化は、図５（ａ）において、１０分を経過して以降で、特性線が上昇していることに対応している。
【００５６】
図５（ａ）のバイアス印加時間２０分（ｍｉｎ）においては、分解能は非常に劣化するが、この時点である２０分後にバイアス電圧の極性を反転して負のバイアス電圧を印加すると、エネルギー分解能が部分的に回復し、略９％になる。このように略９％までには回復するが、当初の略８％までには回復しない。なお、この回復過程は、図５においては、図示していない。
【００５７】
エネルギー分解能が略９％に回復した状態は、図５（ｂ）のバイアス印加時間０分（ｍｉｎ）に対応している。
図５（ｂ）に示すように、エネルギー分解能が略９％に回復した状態から負のバイアス電圧を印加し続けると、８分間はエネルギー分解能を略９％に維持する。しかし、その後、エネルギー分解能が劣化し、概ね１０分（ｍｉｎ）を経過するとその劣化は顕著になる。この分解能の劣化は、図５（ｂ）において、バイアス印加時間が概ね１０分以降の特性線が上昇していることに対応している。
【００５８】
図５（ｂ）のバイアス印加時間２０分（ｍｉｎ）においては、分解能は非常に劣化するが、この時点である２０分後にバイアス電圧の極性を反転して正のバイアス電圧を印加すると、エネルギー分解能が部分的に回復し、略１１％になる。このように略１１％までには回復するが、当初の略８％までには回復しないとともに、図５（ｂ）のバイアス印加時間０分（ｍｉｎ）における略９％にも回復しない。
【００５９】
エネルギー分解能が略１１％に回復した状態は、図５（ｃ）のバイアス印加時間０分（ｍｉｎ）に対応している。
図５（ｃ）に示すように、エネルギー分解能が略１１％に回復した状態から、再び正のバイアス電圧を印加し続けると、６分間はエネルギー分解能が略１１％を維持する。しかし、その後はエネルギー分解能が劣化し、時間の経過とともにその劣化は顕著になる。この分解能の劣化は、図５（ｃ）において、概ね１０分（ｍｉｎ）を経過して以降で、特性線が上昇していることに対応している。
【００６０】
図５（ｃ）のバイアス印加時間２０分（ｍｉｎ）においては、エネルギー分解能は非常に劣化するが、この時点である２０分後にバイアス電圧の極性を反転して負のバイアス電圧を印加すると、エネルギー分解能が部分的に回復し、略１２％になる。
【００６１】
エネルギー分解能が略１２％に回復した状態は、図５（ｄ）のバイアス印加時間０分（ｍｉｎ）に対応している。
また、図５（ｄ）に示すように、略１２％に回復した状態から、再び負のバイアス電圧を印加し続けると、５分間はエネルギー分解能が略１２％を維持する。しかし、その後はエネルギー分解能が劣化し、時間の経過とともにその劣化は顕著になる。
そして１８分後には、図６（ｂ）に示すようにエネルギースペクトルから略１２２ＫｅＶのピークが消滅する。
【００６２】
このように、バイアス印加時間２０分の周期の場合には、エネルギー分解能がバイアス印加時間の反転の周期内において劣化するとともに、バイアス電圧の極性を正負反転しても、エネルギー分解能は回復せずに劣化が蓄積されていく。
【００６３】
以上、比較例の放射線計測装置では、良好なエネルギー分解能を維持できず、安定した放射線計測ができない。
これに対して、本発明の第１実施形態の放射線計測装置１１では、少なくとも５４０分間（９時間）にわたって、エネルギー分解能が略８％を維持し、ポーラリゼーション無く安定して放射線計測が可能である。
これは、比較例の放射線計測装置で検出器に印加するバイアス電圧反転の周期を１０分以上としているのに対して、本発明の第１実施形態の放射線計測装置１１で検出器１７２に印加するバイアス電圧反転の周期を１０分よりも短い時間としたことによる。
【００６４】
（放射線計測装置の第２実施形態）
図４は、本発明の放射線計測装置の第２実施形態の回路構成を示すブロック図である。図４において、放射線計測装置２１は、臭化タリウムでなる半導体結晶３１２とその２つの対向面に金でなる第１電極３１３と同じく金でなる第２電極３１４を有する半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）３７２と、検出器３７２に電圧を印加する平滑コンデンサ３１１と、平滑コンデンサ３１１の一方の電極に正電荷または負電荷を蓄積可能な直流電源３０１と、を備えている。
【００６５】
さらに、直流電源３０１から平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第１定電流ダイオード３０９と、平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極から直流電源３０１への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第２定電流ダイオード３１０と、直流電源３０１の正極と平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極を接続する配線に接続された第１フォトモスリレー３０４と、直流電源３０１の負極と平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極を接続する配線に接続された第２フォトモスリレー３０５と、直流電源３０１の正極からの接地線に接続された第３フォトモスリレー３０６と、直流電源３０１の負極からの接地線に接続された第４フォトモスリレー３０７とを備えている。
【００６６】
なお、第１定電流ダイオード３０９と第２定電流ダイオード３１０は前記した理由により、互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されて定電流装置３７１を構成している。
また、直流電源３０１の正極と第１フォトモスリレー３０４、第３フォトモスリレー３０６との間には保護抵抗器３０２が、また、直流電源３０１の負極と第２フォトモスリレー３０５、第４フォトモスリレー３０７との間には保護抵抗器３０３が過電流防止用の抵抗として備えられている。
フォトモスリレー３０４〜３０７の開閉は、スイッチ制御装置３０８によって制御される。
【００６７】
また、検出器３７２にはブリーダ抵抗３１５と結合コンデンサ３１６の一方の電極が接続され、結合コンデンサ３１６の他方の電極には検出器３７２の信号を増幅する増幅器３１７が接続されている。
さらに、スイッチ制御装置３０８と増幅器３１７には、フォトモスリレー３０４〜３０７の開閉および増幅器３１７の極性反転のタイミングを制御する極性統合制御装置３１８が接続されている。
平滑コンデンサ３１１の他方の電極、およびブリーダ抵抗３１５の一方の電極はそれぞれ接地線に接続される。
【００６８】
放射線計測装置２１によってγ線等の放射線を計測する場合には、検出器３７２の第１電極３１３と第２電極３１４の電極間には、直流電源３０１と平滑コンデンサ３１１によって、電荷収集用の正あるいは負のバイアス電圧が印加されている（例えば、＋５００Ｖあるいは−５００Ｖ）。
検出器３７２にγ線が入射した時のγ線検出信号の処理機能については、第１実施形態の場合と同様である。
【００６９】
ところで、半導体結晶３１２が臭化タリウムでなる検出器３７２に対して、例えば＋５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加するとポーラリゼーションが発生するのは、第１実施形態の場合と同様である。
以下に、本実施形態の放射線計測装置２１においてポーラリゼーションを防止するための制御方法を、第２例として、図４および図２を用いて説明する。
【００７０】
（ポーラリゼーション防止の制御方法、第２例）
まず、最初、検出器３７２に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。直流電源３０１から検出器３７２に対して＋５００Ｖの電圧を直接印加するとノイズが発生するため、平滑コンデンサ３１１を用いて検出器３７２に電圧を印加する。
スイッチ制御装置３０８は、検出器３７２に正のバイアス電圧を印加する時にフォトモスリレー３０４、３０７を閉じると共にフォトモスリレー３０５、３０６を開いている。
【００７１】
平滑コンデンサ３１１は、定電流ダイオード３０９（および定電流ダイオード３１０）を通じて充電され、平滑コンデンサ３１１の電圧は＋５００Ｖとなる。それに伴って、検出器３７２に印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。
逆に、検出器３７２に−５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、スイッチ制御装置３０８はフォトモスリレー３０４、３０７を開くと共にフォトモスリレー３０５、３０６を閉じている。平滑コンデンサ３１１は、定電流ダイオード３１０を介して充電され、平滑コンデンサ３１１の電圧は−５００Ｖとなる。
【００７２】
極性統合制御装置３１８は、予め設定された極性反転の時間情報に基づいて、スイッチ制御装置３０８と増幅器３１７に「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号を送信する。スイッチ制御装置３０８は、この指令信号に基づいてフォトモスリレー３０４〜３０７を開閉する。
【００７３】
（第２実施形態の特性）
本実施形態では、平滑コンデンサ３１１の静電容量値が０．１μＦ、定電流ダイオード３０９および３１０の制限電流値が０．５ｍＡ、結合コンデンサ３１６の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器３１７の制限電流値が１０μＡとし、バイアス電圧反転の周期を５分とする場合を説明する。
まず、極性統合制御装置３１８から「正バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が閉じられ、フォトモスリレー３０５、３０６が開かれている状態なので、平滑コンデンサ３１１は定電流ダイオード３０９を介して正電荷が蓄積され、検出器３７２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖとなっている（図２の符号２０１）。検出器３７２に対して最初にバイアス電圧を印加してから４分と５９．７秒間は符号２０１の状態である。
【００７４】
次に、極性統合制御装置３１８から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が開かれた直後にフォトモスリレー３０５、３０６が閉じられる。したがって、平滑コンデンサ３１１に蓄積された正電荷は、定電流ダイオード３１０を介して直流電源３０１へ流れ、逆に負電荷が平滑コンデンサ３１１に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ３１１の電圧は−５００Ｖとなっている。
平滑コンデンサ３１１の電圧の極性が反転する時に、検出器３７２に印加されるバイアス電圧の時間変化（図２の符号２０２）が直線的な勾配となり短時間で−５００Ｖになるのは、定電流ダイオード３１０による効果である。
【００７５】
その後、極性統合制御装置３１８から「負バイアス」の指令信号が送信されているときは、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が開かれフォトモスリレー３０５、３０６が閉じられている状態である。したがって、平滑コンデンサ３１１は定電流ダイオード３１０を介して負電荷が蓄積され、検出器３７２に印加されるバイアス電圧は−５００Ｖとなっている（図２の符号２０３）。
【００７６】
極性統合制御装置３１８から「負バイアス」の指令信号が送信され始めてから４分と５９．７秒後、すなわち「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されてから５分後、逆に「負から正へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０５、３０６が開かれた直後にフォトモスリレー３０４、３０７が閉じられる。
これによって、平滑コンデンサ３１１に蓄積された負電荷は、定電流ダイオード３０９を介して直流電源３０１へ流れ、逆に正電荷が平滑コンデンサ３１１に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ３１１の電圧は＋５００Ｖとなっている。
平滑コンデンサ３１１の電圧の極性が反転する時に、検出器３７２に印加されるバイアス電圧の時間変化（図２の符号２０４）が直線的な勾配となり短時間で＋５００Ｖになるのは、定電流ダイオード３０９による効果である。
【００７７】
その後、再び極性統合制御装置３１８から「正バイアス」の指令信号が送信され、検出器３７２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖが保持される（図２の符号２０５）。
以上により、計測の途切れ時間２０６および２０７は、第１の実施形態と同じく、共に０．３秒となる。１０分の放射線計測中に途切れ時間が合計で０．６秒発生するが、充分に短い時間であり、放射線計測装置を核医学診断装置やホームランドセキュリティに応用する場合に問題とはならない。
平滑コンデンサ３１１の電圧の変化率の絶対値は最大で約３３００Ｖ／秒となるので増幅器３１７に流れる最大の電流値は３．３μＡであり、増幅器３１７の制限電流値に比べて低い値である。
【００７８】
増幅器３１７に入力されるγ線検出信号は、検出器３７２に印加されるバイアス電圧の正負に対応して、正電荷か負電荷かが決まるが、それによって増幅器の極性を切換える必要がある。極性統合制御装置３１８から増幅器３１７に送信される「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号により、増幅器３１７の極性はそれぞれ「負電荷対応」、「正電荷対応」、「負電荷対応から正電荷対応に反転」、「正電荷対応から負電荷対応に反転」と切換えられる。
【００７９】
本実施形態の放射線計測装置２１を用いて計測した５７Ｃｏ線源による略１２２ｋｅＶγ線のエネルギー分解能は、第１実施形態の放射線計測装置１１を用いた場合と同様に、バイアス電圧印加直後から少なくとも５４０分（９時間）後まで略８％を維持し、ポーラリゼーション無く安定して放射線計測が可能である。
【００８０】
以上、本実施形態の放射線計測装置２１においては、第１実施形態の放射線計測装置１１と比較して、フォトモスリレーの数は多くなるが、直流電源の数を減らすことができる。一般には、フォトモスリレーよりも直流電源にかかるコストの方が高いので、本実施形態の放射線計測装置２１では、第１実施形態の放射線計測装置と比較して、製作コストを下げることが可能になる。
【００８１】
（本実施形態の放射線計測装置の核医学診断装置への第１の適用例）
以上説明した第１実施形態の放射線計測装置１１と第２実施形態の放射線計測装置２１は、核医学診断装置に適用することができる。
図７に示すのは、核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ撮像装置６００に、第１実施形態の放射線計測装置１１、もしくは第２実施形態の放射線計測装置２１を適用した場合の構成図である。
図７において、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００は、中央部分に円柱状の計測領域６０２を取り囲むようにして、２台の上下に位置した放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂと、回転支持台６０６と、ベッド３１と、画像情報作成装置６０３を備えている。
【００８２】
ここで、上側に位置する放射線検出ブロック６０１Ａは、複数の放射線計測ユニット６１１とユニット支持部材６１５と遮光・電磁シールド６１３とを備えている。この放射線計測ユニット６１１は、複数の放射線計測装置１１（もしくは２１）と配線基板６１２とコリメータ６１４とを備えている。また、下側に位置する放射線検出ブロック６０１Ｂも同様の構成である。また、画像情報作成装置６０３は、データ処理装置３２と表示装置３３から構成されている。
【００８３】
放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは、回転支持台６０６において周方向に１８０度ずれた位置に配置されている。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂの各ユニット支持部材６１５（一方のみ図示）が、周方向に１８０度隔てた位置で回転支持台６０６に取り付けられる。そして、ユニット支持部材６１５に、配線基板６１２を含む複数の放射線計測ユニット６１１が着脱可能に取り付けられている。
【００８４】
複数の放射線計測装置１１は、コリメータ６１４で仕切られる領域Ｋに、配線基板６１２に取り付けられた状態で多段にそれぞれ配置される。コリメータ６１４は、放射線遮蔽材（例えば、鉛、タングステン等）から形成され、放射線（例えば、γ線）を通過する多数の放射線通路を形成している。
全ての配線基板６１２およびコリメータ６１４は、回転支持台６０６に設置された遮光・電磁シールド６１３内に配置される。この遮光・電磁シールド６１３は、γ線以外の電磁波の放射線計測装置１１等への影響を遮断している。
【００８５】
このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００では、放射性薬剤を投与された被検体Ｈが載置されるベッド３１が移動され、被検体Ｈは、一対の放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂの間に移動される。そして、回転支持台６０６が回転されることによって、各放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂが被検体Ｈの周囲を旋回して検出が開始される。
そして、放射性薬剤が集積した被検体Ｈ内の集積部（例えば、患部）Ｄからγ線が放出されると、放出されたγ線がコリメータ６１４の放射線通路を通って対応する放射線計測装置１１に入射する。そして、放射線計測装置１１は、γ線検出信号を出力する。このγ線検出信号は、γ線のエネルギー毎にデータ処理装置３２によってカウントされ、その情報等が表示装置３３に表示される。
【００８６】
なお、図７において、放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは、回転支持台６０６に支えられながら、太い矢印で示したように回転し、被検体Ｈとの角度を変えながら、撮像、および計測を行う。また、放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは、細い矢印で示したように上下に移動可能であり、被検体Ｈとの距離を変えることができる。
このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００に用いられた放射線計測装置１１（もしくは２１）は、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を挿入すること無しに、ポーラリゼーションを防止し長時間安定して放射線計測が可能である。したがって、タリウム層被着工程によるコスト上昇無しに、低コストの放射線計測装置を実現でき、それを用いた核医学診断装置を安価に提供することが可能になる。
【００８７】
以上説明した第１、第２実施形態の放射線計測装置１１、２１は、前記したＳＰＥＣＴ撮像装置６００に限られることではなく、核医学診断装置としての、ガンマカメラ装置、ＰＥＴ撮像装置等に対しても用いることができる。次に、ＰＥＴ撮像装置に適用する例を示す。
【００８８】
（本実施形態の放射線計測装置の核医学診断装置への第２の適用例）
図８は、核医学診断装置としてのＰＥＴ撮像装置７００に、第１実施形態の放射線計測装置１１、もしくは第２実施形態の放射線計測装置２１を適用した場合の構成を示す図である。
図８において、このＰＥＴ撮像装置７００は、中央部分に円柱状の計測領域７０２を有する撮像装置７０１、被検体Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３１、画像情報作成装置７０３を備えて構成される。なお、画像情報作成装置７０３は、データ処理装置３２および表示装置３３を備えて構成されている。
【００８９】
撮像装置７０１には、計測領域７０２を取り囲むようにして、前記放射線計測装置１１（または２１）を配線基板に多数搭載したプリント基板Ｐが、配置されている。
このようなＰＥＴ撮像装置７００では、データ処理機能を有するデジタルＡＳＩＣ（デジタル回路用のApplication Specific Integrated Circuit、デジタルデータ処理回路、図示せず）等を備え、γ線のエネルギー値、時刻、放射線計測装置１１（または２１）の検出チャンネルＩＤ（Identification）を有するパケットが作成され、この作成されたパケットがデータ処理装置３２に入力されるようになっている。
【００９０】
検査時には、被検体Ｈの体内から放射性薬剤に起因して放射されたγ線が、放射線計測装置１１（または２１）によって検出される。すなわち、ＰＥＴ撮像用の放射性薬剤から放出された陽電子の消滅時に、一対のγ線が約１８０度の反対方向に放出され、多数の放射線計測装置１１（または２１）のうち別々の検出チャンネルで検出される。検出されたγ線検出信号は、該当する前記デジタルＡＳＩＣに入力されて、前記したように信号処理が行われ、γ線を検出した検出チャンネルの位置情報およびγ線の検出時刻情報が、データ処理装置３２に入力される。
【００９１】
そして、データ処理装置３２によって、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を１個として計数（同時計数）し、その一対のγ線を検出した２つの検出チャンネルの位置を、それらの位置情報を基に特定する。また、データ処理装置３２は、同時計数で得た計数値および検出チャンネルの位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち腫瘍位置での被検体Ｈの断層像情報（画像情報）を作成する。この断層像情報は表示装置３３に表示される。
【００９２】
このようなＰＥＴ撮像装置７００に用いた放射線計測装置１１（もしくは２１）は、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入すること無しに、ポーラリゼーションを防止し、長時間安定して放射線計測が可能である。したがって、タリウム層被着工程によるコスト上昇無しに、低コストの放射線計測装置を実現でき、この放射線計測装置を用いた核医学診断装置を、安価に提供することが可能になる。
【００９３】
（その他の実施形態）
以上、放射線計測装置において、図１、図４のそれぞれ第１実施形態、第２実施形態において、第１電極（１１２、３１３）および第２電極（１１３、３１４）の材料として、金を用いたが、白金またはパラジウムを用いてもよい。
【００９４】
また、放射線計測装置において、図１、図４のそれぞれ第１実施形態、第２実施形態において、第１定電流ダイオード（１０８、３０９）、第２定電流ダイオード（１０９、３１０）は互いに直列に接続して用いたが、３個以上の定電流ダイオードを組み合わせて構成してもよい。また、定電流特性を示すものであれば、他のデバイスや回路で構成してもよい。
【００９５】
また、放射線計測装置において、図１、図４のそれぞれ第１実施形態、第２実施形態において、フォトモスリレー１０５、１０６、３０４、３０５、３０６、３０７を用いた例を示したが、機能としてはリレーであるので、必ずしもフォトモスリレーでなくともよい。信頼性を確保できれば、一般のリレーを用いることができる。
【００９６】
また、図１に示した第１実施形態においては、図２のバイアス電圧の時間変化を示すタイムチャートで、半導体放射線検出器１７２に印加するバイアス電圧を５分毎に正負反転する例を示したが、１０分以内であれば、他の時間を選択してもよい。
また、正負に反転する時間を０．３秒で設定したが、他の時間（例えば０．１秒以内、１秒以内等）を設定してもよい。これは放射線計測装置、あるいはそれを用いた核医学診断装置の応用分野やコストをどのように選択するかによって、総合的に検討されて、設定される。
また、半導体放射線検出器１７２に印加するバイアス電圧は、５００Ｖ以外の電圧でもよい。半導体放射線検出器１７２の形状、構造によって、適切な電圧を設定することができる。
【００９７】
また、核医学診断装置において、図７、図８において、画像情報作成装置６０３、７０３として、データ処理装置３２と表示装置３３の例を示したが、データ処理の形態は様々にあるので、このデータ処理装置３２と表示装置３３との組み合わせでなくともよい。
【００９８】
以上、本発明によれば、タリウム層被着によるコスト上昇無しに、臭化タリウム放射線検出器で安定した放射線計測が可能になり、低コストの放射線計測装置、およびそれを用いた安価な核医学診断装置を提供できる。
【００９９】
（本発明、本実施形態の補足）
前述したように、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器の通常のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入することにより、タリウム金属および臭化タリウムの生成反応を利用し、ポーラリゼーションを防止して安定動作が可能なことが明らかになった。しかしながら、タリウムは急性毒性物質であり、取り扱いには細心の注意が必要であって、検出器作製のコストが大幅に増加する。
そこで、本発明は、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を挿入すること無く、タリウム層挿入工程によるコスト上昇を回避しつつ、ポーラリゼーション無しに長時間安定して計測できる安価な放射線計測装置、およびこの放射線計測装置を用いた安価な核医学診断装置を提供することを課題としたものである。
【０１００】
半導体結晶として臭化タリウムを用いた半導体放射線検出器のカソード電極およびアノード電極に印加する電圧の切替えの周期を１０分以上にした場合、例えば周期を２時間とした場合は、非特許文献３に記載されている通り、ポーラリゼーションが防止できず、長時間安定して放射線計測することができなかった。
臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極を金、白金、パラジウムのうちの少なくとも１つ以上の金属で構成した場合、カソード電極付近では、
Ｔｌ＋＋ ｅ− →Ｔｌ
の反応が起こるが、アノード電極付近ではＢｒ−イオンが金、白金、パラジウムの原子に複数配位した錯体等が生成して、Ｂｒ−イオンの蓄積は、ある程度解消されるとしても、錯体の生成反応自体の速度が遅いため、長時間動作させた場合はＢｒ−イオンが蓄積すると考えられる。
【０１０１】
したがって、ポーラリゼーションを防止するためには、アノード電極付近にＢｒ−イオンが蓄積する前にバイアス電圧の極性を反転させる必要がある。
この極性を反転させる電圧の切替えの周期を１０分より短い時間にした場合は、ポーラリゼーションが防止でき、エネルギー分解能が劣化しないことを、発明者は見出した。
【０１０２】
この原理にしたがって、前記半導体放射線検出器のカソード電極およびアノード電極を金、白金、パラジウムのうちの少なくとも１つ以上の金属で構成し、かつ前記直流電源は、前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積する電圧と、負電荷を蓄積する電圧を、１０分よりも短い時間毎に周期的に切換えて供給することが可能な構成とした。
この構成によって、本発明は臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入すること無しに、低コストで安定した特性の放射線計測装置、およびそれを用いた安価な核医学診断装置を提供することができるようになった。
【０１０３】
また、本発明の放射線計測装置、およびそれを搭載した核医学診断装置は、これら装置の安定動作を確保しつつ、価格低減を図ることができるため、これら装置の普及に貢献して、放射線計測装置、核医学診断装置の分野で広く利用、採用される可能性がある。
【符号の説明】
【０１０４】
１１、２１    放射線計測装置
３１    ベッド
３２    データ処理装置
３３    表示装置
１０１    第１直流電源（直流電源）
１０２    第２直流電源（直流電源）
１０３、１０４、３０２、３０３    保護抵抗器
１０５、３０４    第１フォトモスリレー、フォトモスリレー
１０６、３０５    第２フォトモスリレー、フォトモスリレー
１０７、３０８    スイッチ制御装置
１０８、３０９    第１定電流ダイオード、定電流ダイオード
１０９、３１０    第２定電流ダイオード、定電流ダイオード
１１０、３１１    平滑コンデンサ
１１１、３１２    半導体結晶
１１２、３１３    第１電極
１１３、３１４    第２電極
１１４、３１５    ブリーダ抵抗
１１５、３１６    結合コンデンサ
１１６、３１７    増幅器
１１７、３１８    極性統合制御装置
１７１、３７１    定電流装置
１７２、３７２    半導体放射線検出器、検出器
２０６、２０７    計測の途切れ時間
３０１    直流電源
３０６    第３フォトモスリレー、フォトモスリレー
３０７    第４フォトモスリレー、フォトモスリレー
６００    ＳＰＥＣＴ撮像装置（核医学診断装置）
６０１Ａ、６０１Ｂ    放射線検出ブロック
６０２、７０２    計測領域
６０３、７０３    画像情報作成装置
６０６    回転支持台
６１１    放射線計測ユニット
６１２    配線基板
６１３    遮光・電磁シールド
６１４    コリメータ
６１５    ユニット支持部材
７００    ＰＥＴ撮像装置（核医学診断装置）
７０１    撮像装置
Ｄ    集積部
Ｈ    被検体
Ｋ    コリメータで仕切られる領域
Ｐ    プリント基板
【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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