(57)【要約】【課題】  低コストの放射線検出回路、放射線検出器および放射線検査装置を提供する。【解決手段】  放射線検出回路１０は、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2が接続された差動増幅器１１と、波形整形回路１２と、コンスタントフラクション・ディスクリミネーター（ＣＦＤ）１３と、極性弁別器１４と、検出データ生成回路１５等から構成される。放射線検出回路１０は、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2からのガンマ線の入射に起因する検出信号を差動増幅器１１に供給する。放射線検出回路１０は、一方の検出素子Ｄ1からの検出信号の極性を正、他方の検出素子Ｄ2からの検出信号の極性を負として、下流側を１系統とし、検出データ生成回路１５がこの極性に応じてガンマ線が入射した検出素子Ｄ1、Ｄ2を識別し、検出素子番号とガンマ線の入射時刻データを出力する。【選択図】  図１
2006300551.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線を検出する検出素子が接続される放射線検出回路であって、
２つの検出素子が電気的に接続され、検出素子の各々から供給される検出信号の差動増幅信号を出力する差動増幅器と、
前記差動増幅信号の各々の極性の信号成分に基づいて、ガンマ線が入射した検出素子を識別すると共にガンマ線の入射時刻を測定する検出データ生成部とを備えることを特徴とする放射線検出回路。
【請求項２】
前記検出データ生成部は、
前記差動増幅信号の極性を検出し、その極性を示す極性弁別信号を出力する極性弁別器と、
前記差動増幅信号の各々の極性の信号成分からガンマ線の入射事象を検出し、検出パルスを生成する入射タイミング検出回路と、
前記極性弁別信号により検出素子を識別すると共に、前記検出パルスによりガンマ線の入射時刻を決定する検出データ生成回路と、を有することを特徴とする請求項１記載の放射線検出回路。
【請求項３】
ガンマ線を検出する検出素子と、請求項１または２の放射線検出回路とを備える放射線検出器であって、
前記２つの検出素子は、互いに離隔して配置されることを特徴とする放射線検出器。
【請求項４】
ガンマ線を検出する検出素子と、請求項１または２の放射線検出回路とを備える放射線検出器であって、
前記２つの検出素子は、互いに干渉しないことを特徴とする放射線検出器。
【請求項５】
前記検出素子は、
一の端面をガンマ線が入射する入射面とする板状の半導体結晶体と、
前記半導体結晶体の厚さ方向に直交する第１の主面および第２の主面の各々にバイアス電圧が印加される第１の電極部および第２の電極部と、を有し、
前記第１の電極部は、第１の面を略覆う金属膜からなり、
前記第２の電極部は、第２の面に入射面に沿って略等間隔で配列された複数の検出信号取出電極からなり、
前記検出信号取出電極が前記差動増幅器に電気的に接続されてなることを特徴とする請求項３または４記載の放射線検出器。
【請求項６】
前記第２の電極部は、第２の面が略平坦であり、隣接する検出信号取出電極が離隔して配置されてなることを特徴とする請求項５記載の放射線検出器。
【請求項７】
前記第２の電極部は、第２の面が入射面に沿って略等間隔に設けられた複数の凹部を有し、隣接する凹部間に検出信号取出電極が設けられてなることを特徴とする請求項５記載の放射線検出器。
【請求項８】
前記第２の電極部はｎ個の検出信号取出電極を有し、
前記ｎ個の検出信号取出電極のうち、互いに隣接しない２つの検出信号取出電極が一つの前記差動増幅器に電気的に接続されてなることを特徴とする請求項５〜７のうち、いずれか一項記載の放射線検出器（ｎは３以上の整数である）。
【請求項９】
放射性同位元素を含む被検体の周囲に該被検体を囲むように配置され、該放射性同位元素から発生するガンマ線を検出する、請求項３〜８のうち、いずれか一項記載の放射線検出器を有する検出手段と、
前記検出手段から取得した検出データに基づいて前記放射性同位元素の被検体内における分布情報を取得する情報処理手段と、を備える放射線検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線検出回路、放射線検出器および放射線検査装置に関し、特に、被検体内にある放射性同位元素からのガンマ線を検出する放射線検出回路、放射線検出器および放射線検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体の精密情報が得られる装置としてポジトロン断層撮影（ＰＥＴ）装置がある。ＰＥＴ装置を用いた診断方法は、まず、ポジトロン（陽電子）核種で標識された検査用薬剤を、注射や吸入等により被検体の体内に導入する。体内に導入された検査用薬剤は、検査用薬剤に応じた機能を有する特定の部位に蓄積される。例えば、糖類の検査用薬剤を用いた場合、ガン細胞等の新陳代謝の盛んな部位に選択的に蓄積される。このとき、検査用薬剤のポジトロン核種から陽電子が放出され、放出された陽電子と周囲の電子とが結合して消滅する際に２つのガンマ線が互いに約１８０度の方向に放出される。そこで、この２つのガンマ線を被検体の周りに配置したガンマ線検出器により同時検出し、コンピュータ等で処理することにより被検体における放射性同位元素の分布画像データを取得する。精密診断装置として用いられるＣＴスキャン（コンピュータ断層撮影）装置が体内の病変等の構造情報が得られるのに対し、ＰＥＴ装置は、被検体の体内の機能情報が得られるため、様々な難病の病理解明が可能である。
【０００３】
ポジトロン核種から互いに約１８０度の方向に放出される２つのガンマ線の放射は無指向性であるため、検出効率を向上し検査時間を短縮するため、ガンマ線検出器は被検体を３６０度囲むように配置される。
【０００４】
また、ガンマ線検出器へのガンマ線の入射位置に基づいて、被検体内の陽電子が消滅した位置を特定するので、入射位置を精確に検出できることが望ましい。入射位置を精確に検出するためには、シンチレータとフォトマルチプライアとのセルや半導体検出素子等のガンマ線検出素子の小型化すればよい。さらに小型化に合わせて多数のガンマ線検出素子が必要になる（例えば特許文献１参照。）。
【０００５】
ガンマ線検出素子の各々には、ガンマ線検出素子からの検出信号を増幅する前置増幅器や、波形整形回路、増幅された検出信号からガンマ線の入射時刻を決定するためのタイムピックオフ回路からなる検出回路が接続される。
【特許文献１】特開平１１−３４４５６８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ところで、前置増幅器やその後段の波形整形回路等は、ガンマ線検出素子の数に応じて必要になる。そのため、ガンマ線検出素子を増やすほど、前置増幅器やその後段の波形整形回路等を増加する必要がある。その結果、検出回路が搭載されるＩＣチップの回路構成が煩雑となり、ＩＣチップのコストが増大する。ひいては、ＰＥＴ装置のコストが増大する。特に被検体が人体の場合はガンマ線検出素子が莫大な数になり、ＰＥＴ装置のコストも大幅に増大するという問題がある。
【０００７】
そこで、本発明は上記問題点に鑑みてなされたもので、本発明の目的は、低コストの放射線検出器および放射線検査装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の一観点によれば、ガンマ線を検出する検出素子が接続される放射線検出回路であって、２つの検出素子が電気的に接続され、検出素子の各々から供給される検出信号の差動増幅信号を出力する差動増幅器と、前記差動増幅信号の各々の極性の信号成分に基づいて、ガンマ線が入射した検出素子を識別すると共にガンマ線の入射時刻を測定する検出データ生成部とを備えることを特徴とする放射線検出回路が提供される。
【０００９】
本発明によれば、放射線検出回路の入力部である一つの差動増幅器に２つの検出素子が接続され、２つの検出素子の各々から供給される検出信号が処理される。差動増幅信号の各々の極性の信号成分に基づいて、ガンマ線が入射した検出素子が識別されると共に、ガンマ線が入射した入射時刻が測定される。したがって、本発明は、従来の各検出素子毎に増幅器を設けた放射線検出回路と比較して増幅器の数を半減できる。その結果、低コストの放射線検出回路が実現できる。また、検出素子当たりの検出回路の回路素子数を低減でき、多数の検出回路を設ける場合に回路の煩雑さが軽減される。なお、検出データ生成部により測定されるガンマ線の入射時刻は、ガンマ線が検出素子に実際に入射した時刻に所定の時間を加えた時刻でもよく、さらにガンマ線の実際の入射時刻が推定された時刻でもよい。
【００１０】
前記検出データ生成部は、前記差動増幅信号の極性を検出し、その極性を示す極性弁別信号を出力する極性弁別器と、前記差動増幅信号の各々の極性の信号成分からガンマ線の入射事象を検出し、検出パルスを生成する入射タイミング検出回路と、前記極性弁別信号により検出素子を識別すると共に、前記検出パルスによりガンマ線の入射時刻を決定する検出データ生成回路と、を有する構成としてもよい。放射線検出回路をこのような構成とすることで、２つの検出素子のうちいずれの検出素子にガンマ線が入射したかを識別でき、検出素子の情報とガンマ線の入射時刻の情報とを出力することができる。
【００１１】
本発明の他の観点によれば、ガンマ線を検出する検出素子と、上記いずれかの放射線検出回路とを備える放射線検出器であって、前記２つの検出素子は、互いに離隔して配置されることを特徴とする放射線検出器が提供される。
【００１２】
本発明によれば、放射線検出器は上記の放射線検出回路と同様の効果を有する。さらに本発明の放射線検出器は、互いに離隔して配置された２つの検出素子が、放射線検出回路の一つの差動増幅器に接続されるので、一つのガンマ線が同時にこれらの２つの検出素子に入射することがない。したがって、本発明の放射線検出器は、２つの検出素子から供給された検出信号同士が互いに打ち消し合うことを回避できるため、入射したガンマ線を確実に検出できる。
【００１３】
本発明のその他の観点によれば、ガンマ線を検出する検出素子と、上記いずれかの放射線検出回路とを備える放射線検出器であって、前記２つの検出素子は、互いに干渉しないことを特徴とする放射線検出器が提供される。
【００１４】
本発明によれば、放射線検出器は上記の放射線検出回路と同様の効果を有する。さらに本発明の放射線検出器は、互いに干渉しない２つの検出素子が、放射線検出回路の一つの差動増幅器に接続されるので、２つの検出素子から供給された検出信号同士が互いに打ち消し合うことを回避できる。したがって、本発明の放射線検出器は入射したガンマ線を確実に検出できる。なお、「互いに干渉しない２つの検出素子」とは、一つのガンマ線の入射により２つの検出素子の各々に同時に検出信号が誘起されないよう状態の２つの検出素子をいう。このような２つの検出素子としては、互いに離隔して配置されている２つの検出素子や、下記の場合のように互い隣接しない２つの信号取出電極が一つの差動増幅器に接続される一つの検出素子の場合も含まれる。
【００１５】
前記検出素子は、一の端面をガンマ線が入射する入射面とする板状の半導体結晶体と、前記半導体結晶体の厚さ方向に直交する第１の主面および第２の主面の各々にバイアス電圧が印加される第１の電極部および第２の電極部と、を有し、前記第１の電極部は、第１の面を略覆う金属膜からなり、前記第２の電極部は、第２の面に入射面に沿って略等間隔で配列された複数の検出信号取出電極からなり、前記検出信号取出電極が前記差動増幅器に電気的に接続されてなる構成としてもよい。このような構成にすることで、増幅器の数を低減し、放射線検出回路の回路素子数を低減することで、検出素子に近接して放射線検出回路を設けることができる。ひいては、半導体検出素子を密に配列することができるので、放射線検出器の検出効率および空間分解能の向上を図れる。さらに放射線検出器の小型化も図れる。
【００１６】
また、前記第２の電極部はｎ個の検出信号取出電極を有し、前記ｎ個の検出信号取出電極のうち、互いに隣接しない２つの検出信号取出電極が一つの前記差動増幅器に電気的に接続されてなる構成としてもよい。ただしｎは３以上の整数である。このように互いに隣接しない２つの検出信号取出電極を一つの前記差動増幅器に電気的に接続することで、一方の検出信号取出電極に近接する入射面に入射したガンマ線が、他方の検出信号取出電極に影響を与えることを回避できる。  本発明のその他の観点によれば、放射性同位元素を含む被検体の周囲に該被検体を囲むように配置され、該放射性同位元素から発生するガンマ線を検出する、上記いずれかの放射線検出器を有する検出手段と、前記検出手段から取得した検出データに基づいて前記放射性同位元素の被検体内における分布情報を取得する情報処理手段と、を備える放射線検査装置が提供される。
【００１７】
本発明によれば、上記の放射線検出器を備えているので低コストの放射線検査装置が実現できる。さらに、放射線検出器の検出効率および空間分解能に優れる高性能な放射線検査装置が実現できる。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、２つの検出素子を差動増幅器に接続することで、前置増幅器の数を低減でき、さらに、検出回路を構成する他の回路素子も低減できる。したがって、低コストの放射線検出回路、放射線検出器および放射線検査装置を提供できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
以下図面を参照しつつ実施の形態を説明する。
【００２０】
（第１の実施の形態）
図１は、本発明の第１の実施の形態に係る放射線検出回路のブロック図である。なお、図１は検出素子を合わせて示している。
【００２１】
図１を参照するに、第１の実施の形態に係る放射線検出回路１０は、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2が接続された差動増幅器１１と、波形整形回路１２と、コンスタントフラクション・ディスクリミネーター１３（以下、「ＣＦＤ」と称する。）と、極性弁別器１４と、検出データ生成回路１５等から構成される。
【００２２】
放射線検出回路１０は２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2が電気的に接続され、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2の各々からガンマ線の入射に起因する検出信号が供給される。２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2は、互いに干渉しないよう配置されていることが好ましい。上述したように、「互いに干渉しない」とは、一つのガンマ線の入射により２つの検出素子の各々に同時に検出信号が誘起されない配置の場合をいう。このような場合としては、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2が離隔して配置されている場合や、後に示す図６の半導体検出素子で検出信号取出し用の電極のうち、互いに隣接しない２つの電極に接続される場合である。この具体的な態様については、第２の実施の形態において詳述する。
【００２３】
また、検出素子Ｄ1、Ｄ2は、シンチレータとフォトマルチプライアの組み合わせでもよく、半導体検出素子でもよい。
【００２４】
差動増幅器１１は、非反転入力端子に一方の検出素子Ｄ1が接続され、反転入力端子に他方の検出素子Ｄ2が接続される。また、差動増幅器１１の出力側は、並列接続された抵抗およびキャパシタを介して、非反転入力端子および反転入力端子の各々に接続されている。差動増幅器１１は、一方の検出素子Ｄ1からの検出信号を極性をそのままにして増幅し、他方の検出素子Ｄ2からの検出信号を極性を反転して増幅する。検出素子Ｄ1、Ｄ2の各々からの検出信号が時間的に近接し、互いに重なる場合については図３において説明する。
【００２５】
波形整形回路１２は、差動増幅器１１から受けた検出信号を処理し易い波形に整形する。波形整形回路１２は、例えば、抵抗およびキャパシタからなる受動フィルタや、これにオペアンプを加えた能動フィルタから構成される。波形整形回路１２は、その構成に特に制限はなく、ハイパスフィルタ、あるいはローパスフィルタ、あるいはハイパスフィルタとローパスフィルタの組み合わせからなる。ハイパスフィルタおよびローパスフィルタの次数は適宜選択されが、回路製作が容易な点では、１次〜５次の範囲に設定されることが好ましい。
【００２６】
ＣＦＤ１３は、波形整形回路１２からの検出信号に基づいてガンマ線の入射時刻から所定の時間後に検出パルスを出力する。
【００２７】
図２は、ＣＦＤの一例を示すブロック図である。図２を図１と合わせて参照するに、ＣＦＤ１３は、波形整形回路１２の出力信号を分圧する抵抗Ｒ1、Ｒ2と、波形整形回路１２の出力信号を所定の時間だけ遅延する遅延回路２１と、差動増幅器２２と、ゼロクロス検出回路２３等からなる。
【００２８】
ＣＦＤ１３は、波形整形回路１２の出力信号を分圧して波高値（例えば元の波高値の１／５の波高値）が低下した信号を差動増幅器２２の反転入力端子に供給する。一方、ＣＦＤ１３は、波形整形回路１２の出力信号を、所定の時間だけ遅延し差動増幅器２２の非反転入力端子に供給する。差動増幅器２２は、その出力信号が、波形整形回路１２の出力信号の立上がりの波高値にはほとんど依存しない所定の時間（立上がり開始からの時間）にゼロクロス点が生じる。そのゼロクロス点をゼロクロス検出回路２３が検出し、検出したタイミングに合わせて検出パルスを検出データ生成回路１５に出力する。
【００２９】
なお、ＣＦＤ１３の代わりに公知のタイムピックオフ回路（検出素子Ｄ1、Ｄ2にガンマ線が入射した事象のタイミングを検出する回路）を用いてもよい。タイムピックオフ回路としては、コンスタントフラクション回路や、波形整形回路１２の出力信号の立上がり開始時刻を検出するリーディングエッジタイミング回路が挙げられる。
【００３０】
図１に戻り、極性弁別器１４は、波形整形回路１２の出力信号の極性を検出しその極性を示す極性弁別信号を出力する。極性弁別器１４は、例えば、波形整形回路１２の出力信号の極性が正の場合は“Hｉｇｈ”、負の場合は“Ｌｏｗ”の極性弁別信号を出力する。
【００３１】
検出データ生成回路１５は、ＣＦＤ１３からの検出パルスを受けた時刻を測定し入射時刻データとする。具体的には、検出データ生成回路１５は、図示を省略するが、クロック回路、カウンタ回路、ラッチ回路等を有する。カウンタ回路は、クロック回路から所定の周波数のクロック信号を受け、クロック信号に基づいて時刻データを生成する。そして、カウンタ回路は検出パルスを受けた時点の時刻データをラッチ回路に記録する。時刻データは、ビット数に特に制限はないが、例えば４８ビットで、最下位の１ビットが例えば３０ｎ〜１００ｎ秒程度の時間幅に相当するように設定される。
【００３２】
また、検出データ生成回路１５は、極性弁別信号の“Hｉｇｈ”または“Ｌｏｗ”により、いずれの検出素子Ｄ1、Ｄ2にガンマ線が入射したのかを識別し、検出素子Ｄ1、Ｄ2の各々に割り当てられた検出素子番号を記録する。そして、検出データ生成回路１５は、検出素子番号と入射時刻データとを検出データとして情報処理部に出力する。情報処理部では、同時計数処理およびポジトロン核種ＲＩの位置の画像データを再生成する処理等を行う。情報処理部については第２の実施の形態において説明する。
【００３３】
図３（Ａ）〜（Ｆ）は図１に示す放射線検出回路の動作を説明するための図である。図３（Ａ）〜（Ｆ）を、図１および図２と合わせて参照しつつ放射線検出回路の動作を説明する。
【００３４】
図３（Ａ）に示すように、ガンマ線γ1、γ2が２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2の各々に異なる時刻に入射したとする。入射したガンマ線は光電変換により検出素子Ｄ1、Ｄ2には検出信号が生じる。ここでは、検出信号は正極性であるとする。
【００３５】
図３（Ｂ）に示すように、差動増幅器の出力は、実線で示すように検出素子Ｄ1からの検出信号が正極性で、検出素子Ｄ2からの検出信号が負極性となる。また、参考のため破線で示すように、検出素子Ｄ1からの検出信号のテイル部は次の検出素子Ｄ2からの検出信号と重なっている。特に検出素子にＣｄＴｅを用いた場合、検出素子Ｄ1、Ｄ2の各々からの検出信号のテイル部はゆっくりと減衰するため、一方の検出素子Ｄ1に続けて２つのガンマ線が入射した場合は、同極性の２つの検出信号が重なる、いわゆるパイルアップ現象が生じる。差動増幅器１１は、パイルアップ現象が生じると飽和し易くなり、検出信号からＣＦＤ１３においてゼロクロス点が得られなくなる。すなわち、ガンマ線の入射時刻の決定ができなくなる。
【００３６】
しかし、放射線検出回路１０では、一方の検出素子Ｄ1にガンマ線γ1が入射して、続いて他方の検出素子Ｄ2にガンマ線γ2が入射すると、差動増幅器１２では逆極性の検出信号がたし合わされるので、パイルアップ現象を抑制できる。そうすると、それぞれの検出信号に基づいてガンマ線の入射時刻の決定ができる。
【００３７】
図３（Ｃ）に示すように、波形整形回路１２の出力は、例えば２つのピークの各々がシャープにすなわちピーク幅が狭くなる。すなわち、２つのピークが互いに分離されるようになる。
【００３８】
図３（Ｄ）に示すように、ＣＦＤ１３の出力は、波形整形回路１２の各々のピークに対応する検出パルスが出力される。なお、２つの検出パルスは、ガンマ線の入射時刻に対して、後から入射した検出素子Ｄ2に由来する検出パルスが時間的に後方にシフトする傾向がある。しかし、検出パルスの時刻を決定する時刻データの時間幅は３０ｎ秒〜１００ｎ秒程度あり、このシフト時間は時刻データの時間幅よりも小さいため支障にはならない。
【００３９】
また、図３（Ｅ）に示すように、極性弁別器１４の出力は、図３（Ｃ）に示す波形整形回路１２の出力の波高値の極性に対応して、検出素子Ｄ1からの検出信号に対応する時間では“Ｈｉｇｈ”に、検出素子Ｄ2からの検出信号に対応する時間では“Ｌｏｗ”になる。
【００４０】
図３（Ｆ）に示すように、検出データ生成回路１５の出力は、図３（Ｅ）の極性弁別器１４の出力の極性に対応する検出素子番号と、図３（Ｄ）に示すＣＦＤ１３の出力信号に対応する入射時刻データからなる検出データが順次出力される。このようにして、放射線検出回路１０は、一つの差動増幅器１１に接続された２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2に入射したガンマ線γ1、γ2の入射時刻データを検出素子と対応付けて情報処理部に出力する。
【００４１】
本実施の形態によれば、一つの放射線検出回路１０の差動増幅器１１に２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2が接続されるので、従来の各検出素子毎に前置増幅器を設けた放射線検出回路と比較して前置増幅器の数を半減できる。したがって、低コストの放射線検出回路が実現できる。
【００４２】
さらに、本実施の形態によれば、２つの検出素子Ｄ1、Ｄ2からの２系統の検出信号を一系統の波形整形回路１２およびＣＦＤ１３により処理するので、従来の各検出素子毎に放射線検出回路を設けた場合と比較して、検出素子１個当たりに必要な放射線検出回路の回路素子数を低減できる。したがって、いっそう低コストの放射線検出回路が実現できる。
【００４３】
なお、放射線検出回路１０の全体あるいはその大部分はＩＣチップ（第２の実施の形態の図８に示す。）、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  Ｓｐｅｃｉｆｉｃ  Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ  Ｃｉｒｃｕｉｔ）に搭載される。このようなＩＣチップは、差動増幅器１１や波形整形回路１２のようなアナログ回路と、検出データ生成回路１５のようなデジタル回路が混載される。かかる混載ＩＣチップについては、アナログ回路の設計が設計用のＣＡＤの不整備等の理由で比較的難しい。またアナログ回路は雑音に弱いため特別の雑音設計が必要となる。しかし、放射線検出回路１０は、検出素子１個当たりの増幅器（差動増幅器）の数が半減されているので、ＩＣチップの回路設計が容易になる。また、ＩＣチップ上でのアナログ回路とデジタル回路とを分離するためのスペースが確保できるため、雑音対策がし易くなる。
【００４４】
（第２の実施の形態）
図４は、本発明の第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の構成を示すブロック図である。図中、先に説明した部分に対応する部分には同一の参照符号を付し、説明を省略する。
【００４５】
図４を参照するに、ＰＥＴ装置３０は、被検体Ｓの周囲に配置され、ガンマ線を検出する検出器３１1〜３１4と、検出器３１1〜３１4からの検出データを処理し、得られた被検体Ｓの体内のポジトロン核種ＲＩの位置の画像データを再生成する情報処理部３５と、画像データを表示等する表示部３６と、被検体Ｓや検出器３１1〜３１4の移動等の制御を行う制御部３７と、情報処理部３５や制御部３７に指示を送る端末や画像データを出力するプリンタ等からなる入力部３８等から構成される。
【００４６】
検出器３１1〜３１4は、予め被検体Ｓにポジトロン核種ＲＩで標識化された検査用薬剤を導入し、被検体Ｓから放出されるガンマ線γa、γbを検出する。検出器３１1〜３１4は、各々、半導体検出素子４１と放射線検出回路１０とが設けられた複数の検出基板３４からなる。半導体検出素子４１は被検体Ｓに面するように配置され、ポジトロン核種ＲＩからの陽電子の消滅の際に同時に発生する２つのガンマ線γa、γbを検出する。２つのガンマ線γa、γbは、互いに略１８０度をなして放出されるので、被検体Ｓを挟んで対向する検出器３１の半導体検出素子４１に入射する。ガンマ線γa、γbが入射した２つの半導体検出素子４１の各々は、ガンマ線γa、γbの光電変換により生じる電気信号（検出信号）を放射線検出回路１０に送出する。
【００４７】
放射線検出回路１０は、第１の実施の形態において説明したように、検出信号から、ガンマ線γa、γbが入射した半導体検出素子４１の電極を識別すると共に、入射時刻を測定する。そして、放射線検出回路１０は、入射時刻と、ガンマ線γa、γbを検出した半導体検出素子４１の電極番号（さらには半導体検出素子番号）を検出データとして情報処理部３５に送出する。なお、放射線検出回路１０は第１の実施の形態に係る放射線検出回路と同様に構成されている。
【００４８】
情報処理部３５では、検出データに基づいてコインシデンス検出および画像再生成アルゴリズムによる画像データの再生成を行う。コインシデンス検出は、入射時刻が略一致する２つ以上の検出データがある場合、それらの検出データを有効と判定し、コインシデンス情報とする。また、コインシデンス検出は、ガンマ線入射時刻が一致しない検出データを無効と判定し破棄する。そしてコインシデンス情報と、コインシデンス情報に含まれる電極番号や半導体検出素子番号と、これに対応する半導体検出素子４１の位置情報等から所定の画像再生成アルゴリズム（例えば、期待値最大化（Ｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎ  Ｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ）法）に基づいて画像データを再生成する。表示部３６は、入出力部３８の要求に応じて再生成された画像データを表示する。
【００４９】
以上の構成および動作により、ＰＥＴ装置３０は、被検体Ｓの体内に選択的に位置するポジトロン核種ＲＩからのガンマ線を検出し、ポジトロン核種ＲＩの分布状態の画像データを再生成する。次に半導体検出素子の具体例を説明する。
【００５０】
図５は、検出器を構成する第１例の半導体検出素子の斜視図である。図５を参照するに、第１例の半導体検出素子４１は、薄板状の半導体結晶体４２と、厚さ方向（Ｘ軸方向）に直交する面の各々に形成された電極４３、４４1〜４４6からなる。半導体検出素子４１は、半導体結晶体４２の端面（Ｘ−Ｚ面）の一方がガンマ線の入射面４１ａとなっている。なお、ガンマ線は、略Ｙ方向に入射するとする。
【００５１】
半導体結晶体４２は、その材料としては、例えば、エネルギーが５１１ｋｅＶのガンマ線に有感なテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、Ｃｄ1-xＺｎxＴｅ（ＣＺＴ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）などが挙げられる。ＣｄＴｅは漏れ電流を低減する点でＣｌ（塩素）をドープしたものでもよい。半導体結晶体４２は、例えば、厚さ（Ｘ軸方向）が約０．５ｍｍ、奥行き（Ｙ軸方向）が約１０ｍｍ、幅（Ｚ軸方向）が約１０ｍｍ程度の寸法を有する。半導体結晶体４２は幅が長いほど、ガンマ線の入射面２１ａの面積が広がるので好ましいが、製造容易性等の製造上の都合により５ｍｍ〜３０ｍｍの範囲に設定されることが好ましい。
【００５２】
電極４３は、半導体結晶体４２の厚さ方向（Ｘ軸方向）に直交する一つの面を略覆う金属膜からなる。半導体結晶体４２がＣｄＴｅからなる場合で、正極のバイアス電圧Ｖbを印加する設定のときは、電極４３をＩｎとする。これにより電極４３とＣｄＴｅとの間にショットキー接合を形成する。バイアス電圧Ｖbは、直流電圧で例えば６０Ｖ〜１０００Ｖに設定する。
【００５３】
電極４４1〜４４6は、電極４３が設けられた面と対向する面に設けられる。電極４４1〜４４6は、ストライプ状であり、厚さ（Ｘ軸方向）が約１ｍｍ、奥行き（Ｙ軸方向）が半導体結晶体４２の奥行き（Ｙ軸方向）と略同等の長さ、幅（Ｚ軸方向）が約０．３ｍｍの幅を有する。また、電極４４1〜４４6のＺ軸方向の間隔Ｌ1は、約０．５ｍｍ程度に設定される。間隔Ｌ1および幅は、小さいほど、ガンマ線の検出位置精度が向上し、その結果検出器の空間分解能が向上するが、間隔Ｌ1は０．２５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲に設定されることが好ましい。
【００５４】
また、電極４４1〜４４6はガンマ線の入射により生じた検出信号を取出すための電極である。各々の電極４４1〜４４6は、放射線検出回路（図６において詳述する。）に接続される。このように電極４４1〜４４6をＺ軸方向に配置することで、半導体結晶体４２の入射面４１ａに入射したガンマ線のＺ軸方向の位置が特定される。すなわち、半導体結晶体４２中に入射したガンマ線γbは光電変換によりそのエネルギーに応じた数の電子正孔対（電荷）を形成する。そして、半導体結晶体４２には、電極４４1〜４４6に対して電極４３が正電圧となるようにバイアス電圧Ｖｂが印加されている。このバイアス電圧Ｖbよる電界によって、電子は電極４３に移動し、正孔は入射位置にもっとも近接した電極４４1〜４４6のいずれかに移動し検出信号として取出される。例えば、図３に示すように、ガンマ線γbが電極４４2付近に入射した場合は、電極４４2から検出信号が取出される。検出信号は放射線検出回路に送出され、ガンマ線γbの入射時刻と共に、電極４４2が位置情報として検出データになる。なお、ガンマ線γbが、例えば電極４４2と電極４４3との間付近の入射面４１ａに入射した場合は、電極４４2および電極４４3の両方に検出信号が現れる。この場合は、図４に示す情報処理部３５により、電極４４2と電極４４3との間に入射したもの、あるいは、電極４４2および電極４４3のうち、検出信号の出力値が高い方の電極に入射したものとして処理される。
【００５５】
図６は、第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の検出器のブロック図である。図６は、一つの半導体検出素子４１と放射線検出回路１０を示している。半導体検出素子４１に設けられた６個の電極４４1〜４４6に対して３個の放射線検出回路１０が接続されるが、説明の便宜のため、差動増幅器１１2、１１3に接続される放射線検出回路１０を省略して示している。
【００５６】
図６を参照するに、検出器３１は、半導体検出素子４１と、放射線検出回路１０からなる。半導体検出素子４１は、図５に示す半導体検出素子と同様の構成を有し、検出信号取出用として６個の電極４４1〜４４6を有している。放射線検出回路１０は、図１に示す放射線検出回路１０と同様の構成を有する。
【００５７】
半導体検出素子４１と放射線検出回路１０は以下のように接続されている。すなわち、一つの差動増幅器１１1〜１１3の非反転入力端子、反転入力端子の各々には、互いに隣接しない電極が接続される。例えば、半導体検出素子４１の電極４４1と、電極４４2および電極４４3を挟んで位置する電極４４4とが各々、差動増幅器１１1の非反転入力端子、反転入力端子に接続される。さらに、電極４４2と、電極４４5とが各々、差動増幅器１１2の非反転入力端子、反転入力端子に接続され、電極４４3と、電極４４6とが各々、差動増幅器１１3の非反転入力端子、反転入力端子に接続される。なお、上述した電極の組み合わせの例は一例であり、互いに隣接しない２つの電極の他の組み合わせでもよいことはいうまでもない。
【００５８】
このように互いに隣接しない２つの電極４４1〜４４6を一つの差動増幅器１１1〜１１3に接続することで、一つのガンマ線の入射により差動増幅器１１1〜１１3の非反転入力端子および反転入力端子に同時に検出信号が入力されて差動増幅器１１1〜１１3により検出信号が互いに打ち消されることを回避する。したがって、検出器３１はガンマ線の入射を確実に検出できる。
【００５９】
さらに、かかる電極４４1〜４４6と放射線検出回路１０の差動増幅器との接続は、電極４４1〜４４6が６個のみならず、ｎ個（ｎは３以上の整数）の場合に適用できる。
【００６０】
さらに、半導体検出素子４１と差動増幅器１１1〜１１3との接続は、図６に示す態様に限定されず、例えば、一つの差動増幅器に異なる半導体検出素子の一つの電極をそれぞれ接続してもよい。なお、第１例の半導体検出素子の代わりに次に説明する第２例の半導体検出素子を用いてもよい。
【００６１】
図７は、第２例の半導体検出素子の斜視図である。第２例の半導体検出素子は、正電圧のバイアスを印加する電極側から検出信号を取出す場合である。なお、半導体検出素子と座標軸との関係を図６と同様に設定する。
【００６２】
図７を参照するに、第２例の半導体検出素子４６は、薄板状の半導体結晶体４２と、厚さ方向（Ｘ軸方向）に直交する面の各々に形成された電極４３1〜４３6、４４からなる。半導体結晶体４７は、図５に示す半導体結晶体４２と同様の材料からなる。
【００６３】
半導体結晶体４７は、電極４３1〜４３6側の面には、Ｙ軸方向に沿って凹部４７ａが形成されている。隣接する凹部４７ａと凹部４７ａとの間の半導体結晶体４７の表面（凸部の表面）には電極４３1〜４３6が形成されている。Ｚ軸方向の電極４３1〜４３6の間隔Ｌ2は約０．５ｍｍ程度に設定される。間隔Ｌ2は小さいほどガンマ線の検出位置精度が向上し、その結果、検出器３１の空間分解能が向上するが、０．２５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲に設定されることが好ましい。
【００６４】
また、半導体結晶体４７は、図３に示す半導体結晶４２とほぼ同じ大きさを有する。凹部４７ａが設けられている部分の厚さ（凹部４７ａの底面から対向する面までの距離）は、０．２ｍｍ〜０．９ｍｍの範囲に設定することが好ましい。
【００６５】
電極４３1〜４３6はＩｎからなり、正電圧のバイアス電圧Ｖbが抵抗を介して接続されると共に放射線検出回路に接続される。
【００６６】
電極４４は、半導体結晶体４２の一面を略覆うように設けられた、例えばＰｔからなる金属膜である。電極４４は接地されるかあるいは負電圧電源と接続される。
【００６７】
第２例の半導体検出素子４６は、第１例の半導体検出素子と同様の機能を有する。さらに、第２例の半導体検出素子４６は、電極４３1〜４３6間に凹部４７ａを設けることで、ガンマ線の入射により発生した電子を第１例の半導体検出素子の正孔の場合よりも一つの電極に集中させることができる。したがって、第２例の半導体検出素子４６は、第１例の半導体検出素子の場合よりも検出信号がより大きな電荷量あるいは出力電圧を有するようになる。したがって、検出信号のＳ／Ｎ比が向上し、例えば入射時刻がより精確に決定できるようになる。
【００６８】
第２例の半導体検出素子４６は、第１例の半導体検出素子と同様の効果、すなわち、半導体検出素子の一単位の小型化を図れる。さらに、第２例の半導体検出素子４６は、第１例の半導体検出素子よりも検出信号のＳ／Ｎ比を向上できる。
【００６９】
なお、図５に示す電極４４1〜４４6および図７に示す電極４３1〜４３6では、電極が６本の場合を示しているが、６本に限定されず、２本〜５本でもよく、７本以上、例えば１０本あるいは２０本でもよい。その際、差動増幅器には互いに隣接しない電極が接続される。
【００７０】
図８は、本発明の第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の検出器の要部断面図である。図中、先に説明した部分に対応する部分には同一の参照符号を付し、説明を省略する。
【００７１】
図８を参照するに、検出器３１は、検出基板３４がＸ軸方向に積層されて構成される。検出基板３４は、半導体検出素子４１と、ＩＣチップ５１、配線基板５２等からなる。半導体検出素子４１は、図５に示す第１例の半導体検出素子４１である。
【００７２】
検出基板３４は、配線基板５２の先端部５２ａ上に半導体検出素子４１が設けられている。さらに、検出基板３４は、半導体検出素子４１の基部側にＩＣチップ５１が設けられる。
【００７３】
配線基板５２は、例えば、単板のセラミック基板や、多層セラミック基板、多層プリント配線板（例えば、ガラス布エポキシ樹脂積層板やガラス布ポリイミド樹脂積層板）からなる。配線基板５２には、半導体検出素子４１を接合あるいはワイヤボンディングをするための電極パッド５３、５６と、ＩＣチップ５１を接合するための電極パッド５８と、配線（不図示）が設けられている。
【００７４】
半導体検出素子４１は、電極４４1〜４４6が電極パッド５３に接合部５４を介して接合され、電気的に接続される。また、電極４３は導電線５５により電極パッド５６に電気的に接続されている。
【００７５】
ＩＣチップ５１は、図示されないが、図６に示す検出回路３１が搭載されている。ＩＣチップ５１は、配線基板５１の電極パッド５８と、例えばはんだバンプにより接合される。ＩＣチップ５１は、半導体検出素子４１と配線基板５１の配線（不図示）を介して電気的に接続される。この接続は、図６に示す差動増幅器１１1〜１１3と、半導体検出素子４１の各電極４４1〜４４6とが、図６で示したのと同様の接続態様である。
【００７６】
このように、半導体検出素子４１と放射線検出回路を搭載したＩＣチップ５１とにより検出基板３４を構成することで、半導体検出素子４１の入射面４１ａの面積を維持しつつ検出器３１の小型化を図ることができる。また、ＩＣチップ５１の高さを半導体検出素子４１の高さとほぼ同等あるいはそれ以下にしてもよく、検出基板３４のＸ軸方向の厚さを低減してもよい。このようにしてさらに検出基板３４をＸ軸方向に密に積層することで、検出基板３４間のデッドスペースを低減しガンマ線の検出効率を向上できる。またこれと同時に検出器３１の空間分解能を向上できる。
【００７７】
なお、詳細な図示は省略するが、例えば、図８に示す２つのＩＣチップを一つにして、ＩＣチップの放射線検出回路の一つの差動増幅器に、一方の検出基板３４の半導体検出素子４１の電極４４1〜４４6の一つと、他方の検出基板３４の半導体検出素子４１の電極４４1〜４４6の一つをそれぞれ接続してもよい。
【００７８】
さらに、一つの差動増幅器に接続する半導体検出素子４１の電極を図４に示す互いに異なる検出器３１1〜３１2、例えば検出器３１1と検出器３１2から選択した半導体検出素子の電極を接続してもよい。ただし、この場合、２つの半導体検出素子の入射面を結んだ仮想線が被検体Ｓを切らないように半導体検出素子を選択することが好ましい。このようにすることで同時に発生した一対のガンマ線の各々が、選択された２つの半導体検出素子に同時に入射して、このガンマ線の入射事象が検出不能となることを回避する。
【００７９】
また、図８では第１例の半導体検出素子４１を用いた例を挙げたが、第１例の半導体検出素子の代わりに第２例の半導体検出素子を用いてもよい。この場合、第２例の半導体検出素子は、図７に示す電極４３1〜４３6と配線基板５２の電極パッド５３とを接合することが好ましい。また、図８では、２枚の検出基板３４を示したが、一つの検出器に設けられる検出基板３４の数は特に限定されない。
【００８０】
本実施の形態によれば、放射線回路１０は、第１の実施の形態に係る放射線検出回路と同様の効果（低コスト）を有する。したがって、検出器３１およびＰＥＴ装置３０の低コスト化を図ることができる。さらに、検出素子として半導体検出素子４１、４６を用いて、放射線検出回路をＩＣチップ５１に搭載することで、検出基板３４の薄板化が可能である。これにより、検出基板３４を密に積層して検出器３１の検出効率および空間分解能の向上を図れ、小型化も図れる。
【００８１】
以上本発明の好ましい実施の形態について詳述したが、本発明は係る特定の実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の範囲内において、種々の変形・変更が可能である。例えば、上述した第２の実施の形態では、ＰＥＴ装置を例に説明したが、本発明は、ＳＰＥＣＴ（単一光子放射形コンピュータ断層撮影）装置に適用できる。
【図面の簡単な説明】
【００８２】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る放射線検出回路のブロック図である。
【図２】コンスタントフラクション・ディスクリミネーターのブロック図である。
【図３】（Ａ）〜（Ｆ）は、図１に示す放射線検出回路の動作を説明するための図である。
【図４】本発明の第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の構成を模式的に示す図である。
【図５】第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の検出器を構成する第１例の半導体検出素子の斜視図である。
【図６】第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置の検出器のブロック図である。
【図７】第２例の半導体検出素子の斜視図である。
【図８】検出器の要部断面図である。
【符号の説明】
【００８３】
１０    放射線検出回路
１１    差動増幅器
１２    波形整形回路
１３    コンスタントフラクション・ディスクリミネーター（ＣＦＤ）
１４    極性弁別器
１５    検出データ生成回路
２１    遅延回路
２２    差動増幅器
２３    ゼロクロス検出回路
３１、３１1〜３１4    検出器
３４    検出基板
３５    情報処理部
３６    表示部
３７    制御部
３８    入出力部
４１、４６    半導体検出素子
４２、４７    半導体結晶体
４３、４３1〜４３6、４４、４４1〜４４6    電極
５１    ＩＣチップ
５２    配線基板
５３、５６、５８      電極パッド
Ｄ1、Ｄ2    検出素子
【図１】
2006300551.tif 000003
【図２】
2006300551.tif 000004
【図３】
2006300551.tif 000005
【図４】
2006300551.tif 000006
【図５】
2006300551.tif 000007
【図６】
2006300551.tif 000008
【図７】
2006300551.tif 000009
【図８】
2006300551.tif 000010