(57)【要約】【課題】同一強度の放射線が入射しているにもかかわらず、放射線の検出量が経時的に低下するという現象や、増加するという現象を無くし、放射線の照射量や照射時間に拘らず、正確に放射線量を計測することが可能な放射線照射装置を提供する。【解決手段】アノード電極１２とカソード電極１４と半導体検出部１３とを具備する放射線検出装置を用いる。ここで、半導体検出部１３は、アノード電極１２及びカソード電極１４に接合し、入射される放射線に対応する電気信号を発生する。そして、カソード電極１４と半導体検出部１３との接合は、ショットキー型接合である。アノード電極１２と半導体検出部１３との接合は、オーミック接合である。【選択図】　　　図１
2004138472.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
アノード電極と、
カソード電極と、
前記アノード電極及び前記カソード電極に接合し、入射される放射線に対応する電気信号を発生する半導体検出部と、
を具備し、
前記カソード電極と前記半導体検出部との接合は、ショットキー接合である、
放射線検出素子。
【請求項２】
前記半導体検出部は、ＣｄＴｅ及びＣｄＴｅＺｎの少なくとも１つを含む、
請求項１に記載の放射線検出素子。
【請求項３】
前記カソード電極は、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｕの少なくとも１つを含む、
請求項２に記載の放射線検出素子。
【請求項４】
前記半導体検出部へ入射される前記放射線は、被検体としての患者へ照射された１ショット当たり１００マイクロ秒以下のパルス状の放射線が前記患者を透過した透過放射線である、
請求項３に記載の放射線検出素子。
【請求項５】
請求項１乃至４のいずれか一項に記載の放射線検出素子と、
前記放射線検出素子に接続され、前記放射線検出素子から出力される電気信号を増幅して出力する増幅部と、
前記放射線検出素子に接続され、前記放射線検出素子にバイアス電圧を印加する第１電源と、
を具備する、
放射線検出装置。
【請求項６】
前記放射線検出素子と前記増幅部との間に設けられたカップリングコンデンサと、
を更に具備し、
前記放射線検出素子は、一端において接地され、
前記増幅部は、前記放射線検出素子から前記カップリングコンデンサを介して入力される前記電気信号を積分して出力する、
請求項５に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
前記放射線検出素子と前記第１電源との間に設けられた第２スイッチと、
前記第２スイッチの開閉を制御する制御部と、
を更に具備し、
前記制御部は、前記放射線検出素子による前記放射線の検出後に、前記第２スイッチで前記放射線検出素子と前記第１電源とを電気的に接続して前記カップリングコンデンサを充電し、前記放射線検出素子が前記放射線の検出を行うとき、前記第２スイッチで前記放射線検出素子と前記第１電源との接続を切断する、
請求項６に記載の放射線検出装置。
【請求項８】
前記増幅部は、
入力端子において前記カップリングコンデンサの他端に接続された演算増幅器と、
一端において前記入力端子に接続され、他端において前記演算増幅器の出力端子に接続されたコンデンサと、
一端において前記入力端子に接続され、他端において前記出力端子に接続された第１スイッチと、
を具備し、
前記制御部は、前記放射線検出素子による前記放射線の検出後に、前記第１スイッチをオンにして、前記コンデンサに蓄積された電荷を開放するように前記第１スイッチを制御する、
請求項５乃至７のいずれか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項９】
円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射する複数の放射線発生装置と、
前記円周と同心の円周上に配置され、前記放射線発生装置から照射され前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する、請求項５乃至８のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
複数の前記放射線発生装置の各々が放射線を照射するか否かを選択する放射線発生制御手段と、
前記放射線発生制御手段へ所望の動作モードを与えるモード設定指示手段と、
を具備する、
放射線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置。
【請求項１０】
前記放射線検出装置は、前記円周の形成する平面に垂直な方向に複列に設けられている、
請求項９に記載の放射線ＣＴ装置。
【請求項１１】
前記放射線発生制御手段は、前記放射線発生装置の内の円周方向に間隔を置いて離れた複数の前記放射線発生装置が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する、
請求項９又は１０に記載の放射線ＣＴ装置。
【請求項１２】
前記放射線発生制御手段は、照射された放射線が前記放射線検出装置上で互いに重ならない位置の任意の複数の前記放射線発生装置を同時に使用する、
請求項１１に記載の放射線ＣＴ装置。
【請求項１３】
被検体へ放射線を照射する放射線源と、
前記被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する請求項５乃至８のいずれか一項に記載の放射線検出装置と、
を具備する、
放射線検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出素子、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置に関し、特に、半導体で形成された放射線検出素子を有する放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
半導体を用いた放射線検出素子が知られている。放射線検出素子による放射線の検出は、照射により素子内部に発生する電荷を外部に取り出すことにより行われる。それらを、例えば、医療用Ｘ線ＣＴ装置に用いられる放射線検出素子として使用する場合、現行機器においては、例えば、図１１の放射線検出器１０１に例示される回路構成を用いている。
ここで、図１１は、放射線検出器を含む放射線検出装置の構成を示す図である。その放射線検出装置は、入射された放射線に対応して電気信号を出力する放射線検出器１０１と、電気信号をデータ処理するデータ処理部１０２とを備える。放射線検出器１０１は、入射された放射線に対応した電荷を発生する放射線検出素子１０４と、電荷を引き出すバイアス電源１０５と、電荷を電圧に変換し増幅して出力する増幅部１０６とを備える。放射線検出素子１０４としては、ＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅが例示される。増幅部１０６は、帰還抵抗Ｒ２００と、増幅器１０７で構成された電流電圧変換回路である。そして、照射器１０３のＸ線源１０８から照射された放射線（Ｘ線を含む）が、被検体（図示せず）を透過して、放射線検出素子１０４で検出される。
【０００３】
放射線検出素子１０４は、入射した放射線の電離作用を利用して、その強度を電離電流、或いは電荷量に換算する機能がある。図１１に示す放射線検出器１０１においては、入射した放射線により生じた電離電流を負帰還抵抗Ｒ１００と増幅器１０７で構成された電流電圧変換回路により電圧に変換し、その強度を計測する。
【０００４】
ここで、放射線検出素子１０４が、オーミック接合を有するＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅのような化合物半導体の場合、放射線検出素子１０４内に多量の放射線が連続的に入射するケースや、放射線が間欠的かつ継続的に入射するケースでは、同一強度の放射線が入射しているにもかかわらず、放射線の検出量（放射線検出器１０１の出力電圧）が低下する、あるいは、逆に増加するという経時変化が起きる。低下するか増加するかは、バイアス電源１０５のバイアス電圧の大きさや、放射線検出素子１０４の状態による。
【０００５】
図１２は、放射線の検出量の経時変化を示すグラフである。ここで、横軸は時間であり、縦軸は出力電圧である。時刻ｔ０と時刻ｔ１において、同一強度の放射線が放射線検出素子１０４へ入射している。しかし、時刻ｔ０から時刻ｔ１へ時間が経過するに連れて、バイアス電圧Ｖ１の場合、出力電圧がＥ１０からＥ１１へ増加していることが分かる。また、バイアス電圧Ｖ２の場合、出力電圧がＥ２０からＥ２１へ低下していることが分かる。すなわち、同一強度の放射線を計測しているにもかかわらず、時間により計測結果が異なることになる。出力電圧が増加する現象を以下において、アフターグローと呼び、出力電圧が低下する現象を以下において、ポラリゼーションと呼ぶこととする。アフターグローやポーラリゼーションが起きると、分解能や検出精度、検出効率の低下を招くことになる。
【０００６】
また、最近の医療用Ｘ線ＣＴ装置では、被検体としての患者の被曝量低減や検査時間の短縮、リアルタイム性の向上等の観点から短時間（例示：０．１秒）で、多量（例示：１０００枚程度）の診断画像を取得することが望まれている。その場合、例えば、Ｘ線照射５０μｓｅｃ−透過Ｘ線の検出５０μｓｅｃの１周期（１ショット当たり５０μｓｅｃのパルス）を１０００回繰り返すことが必要となる。このように、非常に短時間で繰り返し検出を行うことは、Ｘ線（放射線）が間欠的かつ継続的に入射する場合に相当する。すなわち、アフターグローやポーラリぜーションが発生し、診断画像の分解能や精度が低下する。
【０００７】
アフターグローは、時間遅れによる電荷発生が原因と考えられている。また、ポラリゼーションは、電子−正孔対の再結合が原因と考えられている。分解能や検出精度、検出効率の低下を招くアフターグロー及びポラリゼーションを無くし、放射線の照射量や照射時間に拘らず、正確に放射線量を計測可能な技術が求められている。
【０００８】
関連する技術として、特開平７−２２１３４０号公報（特許文献１）に、半導体放射線検出器の技術が開示されている。この公報によれば、この技術の半導体放射線検出器は、化合物半導体の表面を、その表面に金属電極を形成した場合にそのショットキー障壁高さが金属の仕事関数に依存する理想的な値に近付くような表面処理を行う。その後、ｎ型半導体については仕事関数の大きい金属を形成し、ｐ型半導体については仕事関数の小さい金属であるを形成して高いエネルギー障壁をもつショットキー電極を作る。そして、この電極をｎ型半導体では陰極層として、ｐ型半導体では陽極層として動作させることを特徴とする。
【０００９】
また、特開２００１−２４２２５５号公報（特許文献２）に、放射線検出器及び放射線撮像装置の技術が開示されている。この公報によれば、この技術の放射線検出器は、バイアス電極と検出電極との間に、検出対象の放射線に感応して電子−正孔対であるキャリアを生成する半導体膜が設けられる。バイアス電極と検出電極との間にバイアス電圧を印加することにより、半導体膜内で生成されたキャリアを検出電極から取り出すように構成されている。半導体膜は、ＣｄＴｅ又はＣｄＺｎＴｅの多結晶膜、あるいはそれらの積層膜である。半導体膜と各電極との間にキャリア注入を阻止するキャリア注入阻止層を有している場合もある。
【００１０】
また、特許第２５６４９７９号公報（特許文献３）に、放射線検出器の技術が開示されている。この公報によれば、この技術の放射線検出器は、放射線センサと、光源を備えている。ここで、放射線センサは、化合物半導体の互いに対向する面にそれぞれ電極が形成され、放射線入射により電荷パルスを発生する。光源は、上記化合物半導体のバンドギャップエネルギより小さく、かつ、この半導体結晶中に存在するトラップレベルより大きなエネルギの赤外線を、その化合物半導体の内部に照射する。そして、放射線センサの動作時に、上記光源から化合物半導体の内部に赤外線を照射して、当該半導体結晶中にトラップされたキャリアを励起するように構成されている。
【００１１】
【特許文献１】特開平７−２２１３４０号公報
【特許文献２】特開２００１−２４２２５５号公報
【特許文献３】特許第２５６４９７９号公報
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の目的は、同一強度の放射線が入射しているにもかかわらず、放射線の検出量が経時的に低下するという現象（ポラリゼーション）や、増加するという現象（アフターグロー）を無くし、放射線の照射量や照射時間に拘らず、正確に放射線量を計測可能な放射線検出素子、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
また、本発明の他の目的は、放射線検出素子における放射線の検出効率及び検出精度、分解能の向上した放射線検出素子、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、患者に対する負担を軽減することが可能な放射線検出素子、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
本発明の別の目的は、周期の短いパルス状の放射線に対応可能である時間応答性の良好な放射線検出素子、放射線検出装置、放射線ＣＴ装置及び放射線検査装置を提供することである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
以下に、［発明の実施の形態］で使用される番号・符号を用いて、課題を解決するための手段を説明する。これらの番号・符号は、［特許請求の範囲］の記載と［発明の実施の形態］との対応関係を明らかにするために括弧つきで付加されたものである。ただし、それらの番号・符号を、［特許請求の範囲］に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【００１４】
従って、上記課題を解決するために、本発明の放射線検出素子は、アノード電極（１２）と、カソード電極（１４）と、半導体検出部（１３）とを具備する。ここで、半導体検出部（１３）は、アノード電極（１２）及びカソード電極（１４）に接合している。そして、入射される放射線に対応する電気信号を発生する。
そして、カソード電極（１４）と半導体検出部（１３）との接合は、ショットキー型接合である。
ショットキー接合を有することにより、アフターグローやポーラリゼーションのような現象を回避することが出来る。そして、各現象に対応するための回路や素子を用いる必要がなくなり、放射線検出における分解能や検出精度、検出効率、検出速度を向上することが可能となる。ここで、放射線は、Ｘ線やγ線を含む。
【００１５】
また、本発明の放射線検出素子は、半導体検出部（１３）が、ＣｄＴｅ及びＣｄＴｅＺｎの少なくとも１つを含む。
放射線に対する検出効率は物質の密度に関連しており、実効原子番号の高いＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、を含む半導体検出部（１３）は、放射線検出に適している。また、半導体検出部（１３）として、Ｓｉ、ＨｇＩ２及びＰｂＩ２を用いても良い。
【００１６】
更に、本発明の放射線検出素子は、カソード電極（１４）が、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｕの少なくとも１つを含む。
半導体検出部（１３）の電子親和力と比較して仕事関数の大きな金属として、特に、これらの金属が好ましい。
【００１７】
また、本発明の放射線検出素子は、半導体検出部（１３）へ入射される放射線が、透過放射線である。ただし、透過放射線は、被検体としての患者へ照射された１ショット当たり１００マイクロ秒以下のパルス状の放射線が前記患者を透過したものである。
ショットキー接合を有する放射線検出素子は、このような１ショット当たり１００マイクロ秒以下の透過放射線を検出するのに好ましい。アフターグローやポーラリゼーションのような現象を回避することが出来るとともに、室温動作が可能であり、時間応答性も非常に良好である。
【００１８】
上記課題を解決するための本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）と、増幅部（６）と、第１電源（５）とを具備する。
放射線検出素子（４）は、上記各項のいずれか一項に記載されている。増幅部（６）は、放射線検出素子（４）に接続され、放射線検出素子（４）から出力されるその電気信号を増幅して出力する。第１電源（５）は、放射線検出素子（４）に接続され、放射線検出素子（４）にバイアス電圧を印加する。
ショットキー接合を用いた放射線検出素子（４）を使用しているので、アフターグローやポーラリゼーションのような現象を受けていない電気信号を取り出すことができる。そして、各現象に対応するための回路や素子を付加する必要がなくなり、放射線検出における分解能や検出精度、検出効率、検出速度を向上することが可能となる。
【００１９】
更に、本発明の放射線検出装置は、放射線検出素子（４）と増幅部（６）との間に設けられたカップリングコンデンサ（Ｃ１）を更に具備する。
そして、放射線検出素子（４）は、一端において接地されている。増幅部（６）は、放射線検出素子（４）からカップリングコンデンサ（Ｃ１）を介して入力されるその電気信号を積分して出力する。
カップリングコンデンサ（Ｃ１）により、放射線検出素子（４）に存在するリーク電流（直流成分）を遮断することが可能となる。すなわち、放射線をより低雑音で計測することが可能となる。また、増幅部（６）が積分型であるので、出力の立ち上がり時間（時間応答性）を気にする必要がなく、電荷は全て積分される。すなわち、放射線検出素子（４）で発生した電荷を欠落させることなく、全て受信することが出来る。そして、放射線を高精度で、かつ、短時間に計測することが可能となる。
【００２０】
更に、本発明の放射線検出装置は、第２スイッチ（ＳＷ２）と、制御部（１１）とを更に具備する。
第２スイッチ（ＳＷ２）は、放射線検出素子（４）と第１電源（５）との間に設けられている。制御部（１１）は、第２スイッチ（ＳＷ２）の開閉を制御する。
そして、制御部（１１）は、放射線検出素子（４）によるその放射線の検出後に、第２スイッチ（ＳＷ２）で放射線検出素子（４）と第１電源（５）とを電気的に接続してカップリングコンデンサ（Ｃ１）を充電し、放射線検出素子（４）がその放射線の検出を行うとき、第２スイッチ（ＳＷ２）で放射線検出素子（４）と第１電源（５）との接続を切断する。
すなわち、放射線の検出中において、放射線検出素子（４）のバイアス電圧を、第１電源（５）ではなくカップリングコンデンサ（Ｃ１）から供給することにより、Ｘ線検出時の第１電源（５）から放射線検出素子（４）への電荷の流入を無くすことが出来る。すなわち、雑音の原因の一つが無くなり、より正確に放射線の計測することが出来る。
ただし、放射線検出素子（４）による放射線の「検出後」とは、放射線源（８）からの放射線の照射が停止した場合（シャッター等での放射線の遮断を含む）や、被検体を透過した透過放射線を放射線検出素子（４）の手前のシャッターで遮断した場合、放射線源（８）の放射線の照射方向が変わり、透過放射線が放射線検出素子（４）に入射しなくなった場合などに例示される。
「検出後」は、その後に放射線の検出を再開しても良い。例えば、放射線がパルス状の場合には、パルスの周期に合わせて、周期的に検出と非検出＝「検出後」とが繰り返されることになる。また、その場合、一パルス毎に検出と「検出後」とを繰り返しても良いし、複数パルス毎に繰り返しても良い。
【００２１】
更に、本発明の放射線検出装置は、増幅部（６）が、演算増幅器（７）と、コンデンサ（Ｃ２）と、第１スイッチ（ＳＷ１）とを具備する。
ここで、演算増幅器（６）は、入力端子においてカップリングコンデンサ（Ｃ１）の他端に接続されている。コンデンサ（Ｃ２）は、一端において入力端子に接続され、他端において演算増幅器（７）の出力端子に接続されている。第１スイッチ（ＳＷ１）は、一端において入力端子に接続され、他端において出力端子に接続されている。
そして、制御部（１１）は、放射線検出素子（４）による放射線の検出後に、第１スイッチ（ＳＷ１）をオンにして、コンデンサ（Ｃ２）に蓄積された電荷を開放するように第１スイッチ（ＳＷ１）を制御する。
すなわち、放射線検出素子（４）による放射線の検出後に、コンデンサ（Ｃ２）を適切に開放するので、検出の漏れがなく、かつ、コンデンサ（Ｃ２）が飽和することなく継続的に計測が出来る。
【００２２】
上記課題を解決するために、本発明の放射線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置は、放射線発生装置（２７）と、放射線検出装置（２８）と、放射線発生制御手段（３３、３９）と、モード設定指示手段（３８）とを具備する。
放射線発生装置（２７）は、円周上に配置され、円周内の被検体に放射線を照射し、複数設けられている。放射線検出装置（２８）は、その円周と同心の円周上に配置され、放射線発生装置（２７）から照射されその被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載してある。放射線発生制御手段（３３、３９）は、複数の放射線発生装置（２７）の各々が放射線を照射するか否かを選択する。モード設定指示手段（３８）は、放射線発生制御手段（３３、３９）へ所望の動作モードを与える。
ショットキー接合を有し、アフターグローやポーラリゼーションのような現象を回避した放射線検出装置（２８）を用いることにより、放射線検出における分解能や検出精度、検出効率、検出速度を向上させることが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。そして、被検体が患者の場合、患者の負担を軽減することが可能となる。
また、放射線発生装置（２７）から照射される放射線が１ショット当たり１００マイクロ秒以下のパルス状であっても、ショットキー接合を有する放射線検出素子は、時間応答性が非常に良好であり、正確な検出を行うことが出来る。
【００２３】
また、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線検出装置（２８）が、その円周の形成する平面に垂直な方向（Ｌ）に複列に設けられている。
円筒面内に２次元的に放射線検出装置が設けられているので、様々なモードでの診断画像を得ることが出来る。
【００２４】
また、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線発生制御手段（３３、３９）が、放射線発生装置（２７）の内の円周方向（θ）に間隔を置いて離れた複数の放射線発生装置（２７）が、順次切り換わりながら同時に放射線を照射するように制御する。
同時に複数の放射線発生装置（２７）を動作させるので、極めて短時間で診断画像を得ることが出来る。
【００２５】
更に、本発明の放射線ＣＴ装置は、放射線発生制御手段（３３、３９）が、照射された放射線が放射線検出装置（２８）上で互いに重ならない位置の任意の複数の放射線発生装置（２７）を同時に使用する。
放射線が互いに重ならない位置の放射線発生装置（２７）を用いるので、診断画像に無駄が発生せず、効率的に診断画像を得ることが出来る。
【００２６】
上記課題を解決するために、本発明の放射線検査装置は、放射線源（図示されず）と、放射線検出装置（図示されず）とを具備する。
放射線源は、被検体へ放射線を照射する。放射線検出装置は、その被検体を透過した放射線としての透過放射線を検出する。上記各項のいずれか一項に記載されている。
ショットキー接合を有し、アフターグローやポーラリゼーションのような現象を回避した放射線検出装置を用いることにより、放射線検出における分解能や検出精度、検出効率、検出速度を向上させることが出来る。それにより、高速に被検体の診断画像を得ることが出来る。
ここで、放射線検査装置は、医療用イメージング装置のような医療用放射線（Ｘ線）検査装置、機械部品や材料の疲労や損傷を非破壊で検査するＸ線検査装置に例示される。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明である放射線検出素子と、それを適用した放射線検出装置の実施の形態に関して、添付図面を参照して説明する。
本実施例において、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）のような放射線医療装置に使用される放射線検出装置を例に示して説明する。ただし、他の用途に使用される、他のγ線やＸ線のような放射線を検出する半導体型の放射線検出装置についても同様に適用可能である。
なお、各実施の形態において同一又は相当部分には同一の符号を付して説明する。
【００２８】
（実施例１）
本発明である放射線検出素子及び放射線検出装置の第１の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線検出素子の第１の実施の形態における構成について説明する。
図１は、本発明である放射線検出素子の第１の実施の形態の構成を示す図である。放射線検出素子４は、入射される放射線に対応する電気信号を発生することにより、放射線量を検出する。アノード電極１２と、カソード電極１４と、半導体検出部１３とを具備する。
【００２９】
半導体検出部１３は、アノード電極１２及びカソード電極１４に挟まれ、それぞれの電極に接合している。半導体検出部１３とアノード電極１２との接合は、オーミック接合Ａ１である。また、半導体検出部１３とカソード電極１４との接合は、ショットキー接合Ａ２である。半導体検出部１３は、入射される放射線に対応する電気信号（電荷である電子及び正孔）を生成する。電荷は、アノード電極１２−カソード電極１４間に印加されたバイアス電圧により、放射線量に対応する電気信号として外部へ取り出される。
【００３０】
半導体検出部１３は、半導体のＣｄＴｅ及びＣｄＺｎＴｅのいずれか一つを少なくとも含む単結晶体及び多結晶体、又は、単結晶膜及び多結晶膜、あるいはそれらの多層体及び多層膜に例示される。これらは、実効原子番号の高いので、放射線検出に適している。ただし、入射される放射線に対応する電気信号（電荷）を生成する材料を用いれば、上記のものに制限されることはない。例えば、Ｓｉ、ＨｇＩ２、ＰｄＩ２を含む半導体素子も同様に好ましい。
【００３１】
アノード電極１２（陽極）は、半導体検出部１３とオーミック接合Ａ１を形成する。アノード電極１２の材料は、半導体検出部１３がＣｄＴｅ及びＣｄＺｎＴｅの場合、Ｉｎ、Ｍｎ、Ｐｂ及びＳｎ、又は、それらの化合物、あるいは、それらを主成分とする材料に例示される。
【００３２】
カソード電極１４（陰極）は、半導体検出部１３とショットキー接合Ａ２を形成する。すなわち、半導体検出部１３におけるカソード電極１４との接合部での電子親和力と比較して、仕事関数の大きな金属をカソード電極１４として使用する。そのような材料は、半導体検出部１３がＣｄＴｅ及びＣｄＺｎＴｅの場合、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｕ、又は、それらの化合物、あるいは、それらを主成分とする材料に例示される。
【００３３】
各接合は、以下のようにして形成する。
アノード電極１２（陽極）側は、半導体検出部１３がＣｄＴｅ単結晶体の場合、所定の表面処理（化学エッチング、プラズマエッチング、加熱処理など）を施した後、超高真空中で、その（１１１）Ｔｅ面に抵抗加熱法、電子ビーム蒸着法、ＣＶＤ法、スパッタリング法、メッキ法などによりＩｎを製膜する。カソード電極１４（陰極）側は、その（１１１）Ｃｄ面に同様の方法でＰｔを製膜する。製膜後、所定の温度でアニールを行う。
半導体検出部１３がＣｄＴｅ多結晶膜の場合、酸化アルミニウムなどの基板上に、まず、抵抗加熱法、電子ビーム蒸着法、ＣＶＤ法、スパッタリング法、メッキ法などによりＩｎを製膜する。次に、同様の方法で、ＣｄＴｅ膜を積層させる。そして、同様の方法でＰｔを製膜する。ここで、複数の放射線検出素子４を基板上に形成する場合には、製膜過程において、適宜、エッチングやレーザ加工などにより、製膜された膜をパターンにングすることで製造することが出来る。
【００３４】
次に、上記の放射線検出素子４を用いた本発明の放射線検出装置について説明する。
図２は、本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態の構成を示す図である。その放射線検出装置は、入射された放射線に対応して電気信号を出力する放射線検出器１と、電気信号をデータ処理するデータ処理部２とを備える。放射線検出器１は、放射線検出素子４と、バイアス電源５と、増幅部６とを備える。
放射線検出素子４は、カソード側を接地に、アノード側を増幅部６へ接続され、図１に説明した構成を具備する。入射された放射線に対応した電荷を発生する。
バイアス電源５は、負荷抵抗Ｒ１を介して放射線検出素子４に接続されている。放射線検出素子４から電荷を引き出すように、放射線検出素子４へバイアス電圧を印加する。
増幅部６は、一端を放射線検出素子４に接続されている。放射線検出素子４から引き出された電荷を電圧に変換し増幅してデータ処理部２へ出力する。帰還抵抗Ｒ２と、増幅器７で構成された電流電圧変換回路である。なお、増幅部６の増幅回路は上記の例に限定されるものではなく、放射線検出素子４で発生する電荷を増幅し、データ処理部２へ出力可能であれば良い。
【００３５】
Ｘ線源８は、放射線としてのＸ線を被検体へ照射する。Ｘ線源８は、放射線源でもよい。放射線は、放射線医療に用いられる粒子線や電磁波である。放射線は、Ｘ線やγ線に例示される。
【００３６】
次に、本発明である放射線検出素子及び放射線検出装置の第１の実施の形態の動作について、図１及び図２を参照して説明する。
放射線検出素子４は、バイアス電源５からバイアス電圧を印加されている。その状態で、Ｘ線源８は、被検体（図示されず）へＸ線を照射する。Ｘ線は、例えば、５０μｓｅｃ照射され、５０μｓｅｃ停止する周期を繰り返す。放射線検出素子４は、被検体を透過して入射してくる透過Ｘ線に感応し、入射した透過Ｘ線に対応した電荷（電気信号）を発生する。電荷は、バイアス電圧により放射線検出素子４から引き出され、増幅部６へ出力される。増幅部６は、入力された電荷に基づいて増幅動作を行い、放射線検出素子４に入射した透過Ｘ線に対応する出力信号を発生する。そして、データ処理部２は、５０μｓｅｃ周期で出力信号を取得する。
【００３７】
放射線検出器１の出力特性を図３に示す。
図３は、放射線の検出量（放射線検出器１の出力）の経時変化を示すグラフである。ここで、横軸は時間であり、縦軸は出力電圧である。
図１２と比較するために、同じ時刻ｔ０と時刻ｔ１における放射線検出器の出力を示す。同一強度の放射線が放射線検出素子４へ入射している。時刻ｔ０から時刻ｔ１へ時間が経過しても、出力電圧がＥ０のまま一定であり、アフターグローやポーラリゼーションが防止されていることがわかる。それは、放射線検出素子４へのバイアス電圧を実働の範囲で変動（図示されず）させた場合においても同様であった。
また、図示しない同様の測定結果から、放射線検出素子４へ間欠的かつ連続的にＸ線を照射した場合（例示：５０μｓｅｃ照射−５０μｓｅｃ停止の連続、すなわち１ショット５０μｓｅｃのパルス状のＸ線：図示せず）においても、同様のグラフを得ることが出来る。すなわち、アフターグローやポーラリゼーションが防止される他、時間応答性（出力電圧の立ち上がり／立ち下がり）が良いことが確認されている。
なお、上記動作は、例えば、Ｘ線ＣＴ装置の使用温度範囲において、温度依存性がなく良好であることも確認されている。
【００３８】
すなわち、放射線検出素子４におけるカソード電極１２と半導体検出部１３との接合をショットキー接合にすることにより、アフターグローやポーラリゼーションを防止することが出来る。そして、他の回路や素子を付加することなく、放射線検出器１の分解能や検出精度、検出効率を大幅に改善することが可能となる。
【００３９】
また、他の回路や素子を付加する必要が無いので、例えば、Ｘ線源８のＸ線が１００μｓｅｃ周期（Ｘ線照射５０μｓｅｃ−Ｘ線停止５０μｓｅｃ）のパルス状のＸ線で、対応する放射線検出素子４がＸ線源８に同期して１００μｓｅｃ周期（透過Ｘ線検出５０μｓｅｃ−データ送出５０μｓｅｃ）のＸ線検出動作を行うような、超高速で放射線（Ｘ線）検査を行うことが可能となる。
【００４０】
本実施例では、１つの放射線検出素子４について説明しているが、本発明がその数に制限されるものではなく、複数の放射線検出素子４が集合したセンサアレイにおいても同様に適用可能である。
【００４１】
上記の放射線検出素子を含む放射線照射装置を適用した本発明のＸ線ＣＴ装置の実施の形態について、医療診断分野に適用した場合を、図６〜図１０を参照して説明する。
図６は、Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、被計測体である患者２２を水平に寝かせるベッド２３と、患者２２を乗せたベッド２３が通過可能に開口した測定装置本体２４を備えている。ベッド２３は、患者２２の頭部から足先を通る軸線Ｐが延びる方向に移動するようにスライド２５に取り付けられており、駆動装置２６により往復運動する。
【００４２】
ここで、測定装置本体２４について、図７及び図８を参照して説明する。
図７は、図６におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体２４の構成を示す図である。測定装置本体２４は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８とを備えている。Ｘ線発生装置２７は、患者２２の軸線Ｐを中心とする同心円の周方向に稠密に多数配置されている。個々のＸ線発生装置２７は、電子銃２９と、この電子銃２９から照射された電子ビームを受けてＸ線１００を発生させるターゲット３０（図６参照）を備えている。検出器２８は、このＸ線発生装置２７から照射されて患者２２を透過したＸ線１００を検出する。そして、全てのＸ線発生装置２７は、それらの外側を覆うように環状に形成された真空チャンバ３１に収容されている。
【００４３】
図８は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８との位置関係を示す図である。検出器２８は、軸線Ｐを中心に円筒形状となるように形成したセンサアレイホルダ用のリング２８ａの内面に、Ｘ線１００を検出する多数のセンサアレイ２８Ｌθを、互いにそれぞれ絶縁して軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θへ、稠密にかつ整列的に配置した、いわゆるセンサアレイ２８Ｌθの集合体である。検出器２８が、ベッド２３の移動方向に所定幅を有した円筒形状に形成されていることから、Ｘ線発生装置２７は、リング２８ａの外側から検出器２８の内面のセンサアレイ２８Ｌθに向かってＸ線１００の照射を可能とするために、検出器２８に対して軸線Ｐに沿う方向に、相対的にずれた位置に配置される。
【００４４】
この検出器２８は、具体的には、例えばセラミックス（例示：アルミナ、シリカ）などの絶縁体に、Ｃｄ−Ｔｅ系の半導体を蒸着やメッキなどで付着させた後、エッチングあるいはレーザ加工などにより、個々のセンサアレイに分割することで、製造することが出来る。そのカソード電極はショットキー接合で形成される。このとき、各センサアレイ２８Ｌθを内面から見た形状は、矩形であっても良いし、六角形であっても良い。
なお、検出器２８の形態は、Ｘ線を効率よくかつ緻密に検出できるものであれば良いので、前述の材料や製造方法に限定されるものではない。例えば、ＣｄＺｎＴｅ、Ｓｉ、ＨｇＩ２、ＰｂＩ２を用いた検出器でも良い。発生した電子を取り出す場合、カソード電極との接合をショットキー接合とする。
ショットキー接合を用いることにより、アフターグローやポーラリゼーションを防止することが出来る。そして、他の回路や素子を付加することなく、検出器２８の分解能や検出精度、検出効率を大幅に改善することが出来る。
【００４５】
また、図６を参照して、電子銃２９には、電子ビームの出射を制御する電子銃ドライブ回路３２が各々接続されている。各々の電子銃ドライブ回路３２は、Ｘ線発生制御装置３３によって、電子ビームを出射するタイミング、すなわちＸ線１００が照射されるタイミングが制御される。
【００４６】
図９を用いて、Ｘ線発生装置２７の構成を詳説する。
図９は、Ｘ線発生装置２７の構成を示す図である。Ｘ線発生装置２７は、３極Ｘ線管と同様に、大きく分けて陰極４１（電子銃２９）、陽極４３及び格子（グリッド）４２から構成される。すなわち、加熱により熱電子を放出するフィラメントにより構成される陰極４１と、加速された電子が衝突するターゲット３０を備え衝突によりＸ線を発生させる陽極４３と、加速された電子の進路を電気的に開閉するための格子４２からなり、陰極４１と陽極４３の間に高電圧を印加するようにしたものである。Ｘ線は、ターゲット面の電子が衝突する部分から発生するもので、このＸ線の衝突する陽極４３表面を焦点と称している。
【００４７】
陰極４１は、コイル状に巻かれたものを線状に張ったフィラメントを有する。このフィラメントは、電流により加熱されて熱電子を放出する。陽極４３は、陰極４１及び陽極４３間に印加された高電圧によりフィラメントから放出された電子を吸引し、高速度に加速させて衝撃を受け、Ｘ線を発生させるための電極であり、例えば銅等の熱伝導の良い物質で作られている。
【００４８】
また、陽極４３の先端にはターゲットとしてタングステン板が埋め込まれており、ターゲット上に収束された電子が衝突する面が焦点となる。高速度の電子がそのターゲット原子内部に突入して運動を阻止されることにより、その運動エネルギーの一部がＸ線として放出される。すなわち、Ｘ線発生時には、陰極４１から陽極４３に向けて照射された電子ビーム４４が、陽極４３に当たると、陽極４３からその表面の角度に応じて反射する方向に扇状Ｘ線が照射されるようになっている。
【００４９】
Ｘ線発生装置２７では、陰極４１と陽極４３との間に格子４２を配置することで、電子ビームの陰極４１から陽極４３への射出を制御している。すなわち、図９（ａ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させない場合、電子ビームをゲートである格子４２にて通過させないよう、格子４２に負のバイアス電圧が印加される。また、図９（ｂ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させる場合、電子ビームを格子４２にて通過させるよう、負のバイアス電圧が除去される。なお、格子４２で電子ビームを絞ることにより、フォーカルスポットサイズを小型化することが出来る。
【００５０】
検出器２８には、画像信号ディジタイザ３４が接続されている。
画像信号ディジタイザ３４は、任意のＸ線発生装置２７からＸ線１００を照射したときに、検出器２８で検出されるＸ線１００の座標情報を出力する。なお、この画像信号ディジタイザ３４は、検出器２８のある領域毎に複数の画像信号ディジタイザ３４を設けても良いし、一つの画像信号ディジタイザ３４で検出器２８全体を受け持つように構成されていても良い。
測定制御装置３５は、画像信号ディジタイザ３４から出力されたＸ線１００の座標情報を、どのＸ線発生装置２７から照射されたＸ線１００によるものか特定する。そして、それらの情報をデータ収録装置３６に収録される。
データ処理装置３７は、データ収録装置３６に１断層分の画像の情報が収録される毎に、断層画像を構成する。また、データ処理装置３７には、モニタ５０が接続されており、構成された断層画像などの情報を見ることが出来る。
【００５１】
検出器２８は、軸線Ｐに沿う方向に幅を有した円筒形状に形成されており、センサアレイ２８Ｌθが軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θに多数配列されているので、Ｘ線発生装置２７からの一度のＸ線照射で、検出器２８の円筒面の内面に沿って広がる範囲にＸ線の検出情報が得られる。すなわち、一週分の撮像動作によって複数の断層画像を得ることが出来る。また、任意のＸ線発生装置２７から一回Ｘ線を患者２２に照射した、いわゆるＸ線透過画像も得ることが出来る。
このとき、あるＸ線発生装置２７がパルス状に照射される場合、Ｘ線が照射されるタイミングに同期して、検出器２８がＸ線を検出する。
【００５２】
さらに、被計測体の周りから線状のＸ線を照射して得られた線状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに、２次元平面である断層画像を構成する方法と同様に、被計測体の周りからある面積範囲にＸ線を照射して得られた平面状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来るので、データ収録装置３６に収録された情報をもとに３次元の像を構成することができる。
【００５３】
次に、Ｘ線発生装置２７の制御系統について説明する。
図１０は、Ｘ線発生装置２７の制御系統を示す構成図である。
モード設定指示手段としてのモード設定指示器３８は、測定制御装置３５とＸ線発生制御装置３３との間に設けられている。このモード設定指示器３８は、Ｘ線発生制御装置３３に対して、どの電子銃２９を用いるかの指示を出す。
Ｘ線発生制御装置３３は、モード設定指示器３８からの指示に応じた電子銃２９と電子銃ドライブ回路３２につながるスイッチ装置３９のスイッチ素子を開閉する。
スイッチ装置３９は、各電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎに個別に対応して、これらに直列に接続されたスイッチ素子３９１〜３９ｎを有している。スイッチ素子３９１〜３９ｎの開閉で、対応する電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎ及び電子銃２９１〜２９ｎへの電力の供給が制御される。
各電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎは、対応するスイッチ素子３９１〜３９ｎの接続（閉状態）により、電力を供給される。そして、対応する電子銃２９１〜２９ｎへの電力を制御する。
【００５４】
そして、Ｘ線発生制御装置３３とスイッチ装置３９とを有して各Ｘ線発生装置２７の使用の有無を選択するＸ線発生制御手段が形成されている。そのため、例えばスイッチ素子３９ｍを接続（閉状態）とすることで、電源４０から電力が供給され、電子銃ドライブ回路３２ｍに電子銃２９ｍが制御されて電子ビームを出射する。
【００５５】
モード設定指示器３８は、どのスイッチ素子をどういった順番で接続するかという指示をＸ線発生制御装置３３に出すことで、シリアルスライスモード、シングルスライスモード、セクタースライスモード及びシングルスライスモードなどの選択が出来るとともに、これらの各モードにおいて単線源撮像モード又は多線源同期撮像モードをそれぞれ選択できる。
【００５６】
シリアルスライスモードは、この高速Ｘ線ＣＴ装置２１のベッド２３の移動速度とＸ線発生装置２７によるＸ線１００の出射位置を同期させ、患者２２に対してＸ線１００を出射位置が螺旋状に移行するように撮像するモードである。従って、このシリアルスライスモードでは、体積検査するための複数の断層画像（シリアルスライス）や３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５７】
シングルスライスモードは、患者２２の軸線Ｐの方向の任意の位置に対して、Ｘ線１００の出射位置を順次切り換えて一周分撮像するモードである。従って、このシングルスライスモードでは、検出器２８が円筒形状をしているので、所望する位置とそれに隣接する位置の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５８】
セクタースライスモードは、撮影者が指定する任意の角度範囲内にあるＸ線発生装置２７を順次切り換えて患者２２の任意の部位を撮像するモードである。このとき、ベッド２３を同期させて移動させても良い。従って、このセクタースライスモードでは、例えば、頭の一部分や、心臓や胃などの臓器など必要な部分の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を得ることが出来る。また、ベッド２３を同期させて移動させることで、任意の部位の体積検査に必要な断層画像やその部位の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５９】
シングルショットモードは、撮影者が指定する任意の角度のＸ線発生装置２７から患者２２に対して一回だけＸ線を照射するモードである。本実施の形態の高速Ｘ線ＣＴ装置２１の検出器２８は円筒形状であるので、このシングルショットモードで、いわゆるＸ線透過撮像装置と同様の撮影を任意の角度で行うことが可能である。
【００６０】
そして、上記のモード設定指示器３８で、各モードの内から単線源撮像モードを選択するとき、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置２７が一つ選択され、多線源同期撮像モードを選択すると、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置２７が複数選択される。
【００６１】
同様に、シリアルスライスモードやシングルスライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、ある間隔を置いて離れたＸ線発生装置２７、好ましくは図７に示される検出器２８において、複数のＸ線発生装置２７ａ、２７ｂから照射されたＸ線１００ａ、１００ｂが重ならない位置関係のＸ線発生装置２７、具体的な例を挙げると、線源を３つに設定したときは１２０°、線源を４つに設定したときは９０°、線源を５つに設定したときは７２°など、等間隔に離れたＸ線発生装置２７から、同時にＸ線１００が照射される。そして、これらのＸ線発生装置２７を同時に順次切り換えて撮像して得られた情報をもとに断層画像や３次元の立体像が構成される。
【００６２】
また、セクタースライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、撮影者が指定した複数の部位について指定した角度分だけ同時に撮像する。一例として、左右の腎臓を同時に撮像する場合などが挙げられる。
【００６３】
以上のように構成されていることで、この高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、例えば、患者２２に対して多線源同期撮像のシリアルスライスモードですばやく体積検査をした後、精密検査が必要な部位については、そのまま患者２２を動かすことなく、引き続いて単線源撮像のセクタースライスモードやシングルショットモードで直ぐに検査するといった使用方法が出来る。この場合、精密検査が必要な部位を特定するための断層画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量は、Ｘ線透過画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量よりも低い被曝線量で行うことが出来るので、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００６４】
また、この高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、円筒形状の検出器２８を備えているので、一度の撮像でより多くの断層画像を構成することが出来るとともに、検出されたＸ線の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来る。さらに、同じ箇所を繰り返し撮像した情報を得ることで、３次元の動きのある立体像を構成することが出来るため、より詳しい検査をすることが出来る。
【００６５】
さらに、シリアルスライスモード、シングルスライスモードで撮像したときに得た各Ｘ線発生装置７毎の情報が、シングルショットモードで撮像することで得られる情報と同等である場合は、所望する角度のＸ線透過画像をシリアルスライスモードやシングルスライスモードで撮像したときの情報から得ることが可能であるため、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００６６】
従って、この高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、患者２２の断層画像及び、それに基づく必要なＸ線透過画像を一度の検査で得ることが出来るとともに、患者２２に必要以上の被曝線量を与えない。すなわち、この高速Ｘ線ＣＴ装置２１は、最小限の被曝線量で、必要な検査情報を得ることが出来る。
【００６７】
ここで、図２の放射線検出器１の複数個集合したものが、図６の検出器２８に対応する。また、図２のＸ線源８は、図６のＸ先発生装置２７に対応する。図２のデータ処理部２は、図６の画像信号ディジタイザ３４、測定制御装置３５（一部）、データ収録装置３６及びデータ処理装置３７に対応する。
【００６８】
本発明の放射線照射装置が適用される医療用の高速Ｘ線ＣＴ装置は、ショットキー接合を用いてアフターグローやポーラリゼーションを防止した放射線検出素子４を備えており、短周期（例示：１００μｓｅｃ周期）でも継続的に正確な検出動作が可能となる。それにより、検査時間を短縮することが出来、被曝量の抑制などで、被検体である患者に対する負担を大幅に軽減することが可能となる。
【００６９】
（実施例２）
本発明である放射線検出素子を含む放射線検出装置の第２の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成について説明する。
図４は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。放射線検出装置は、入射された放射線に対応して出力電圧を出力する放射線検出器１ａ、出力電圧をデータ処理するデータ処理部２及び制御部１１を備える。そして、照射器３のＸ線源８から照射される放射線（本実施例では、Ｘ線）、あるいは、そのＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。
【００７０】
放射線検出器１ａは、入射された放射線に対応した出力電圧を出力する。放射線検出素子４、バイアス電源５、負荷抵抗Ｒ１、スイッチＳＷ２、カップリングコンデンサＣ１及び増幅部６ａを備える。
【００７１】
負荷抵抗Ｒ１及びカップリングコンデンサＣ１は、出来るだけ大きいものであることが好ましい。すなわち、負荷抵抗Ｒ１を大きくすることにより、放射線検出中にバイアス電源５から放射線検出素子４へ流れる電流（検出のノイズとなる）を小さく出来る。また、カップリングコンデンサＣ１を大きくすることにより、放射線検出素子４に生じた電荷を効率よく増幅部６に伝達することが出来る。ところが、カップリングコンデンサＣ１と検出器負荷抵抗Ｒ１の積は、放射線検出素子４に印加されるバイアス電源５の時定数を構成している。そのためカップリングコンデンサＣ１及び検出器負荷抵抗Ｒ１が大きいほど、その積である時定数が大きくなる。それにより、Ｘ線の照射で放射線検出素子４に流れる電荷により生じるバイアス電圧Ｅｄｅｔ（放射線検出素子４とカップリングコンデンサＣ１との接続点での電圧）の低下分を元に復帰するに要する時間が、長くかかることになる。すなわち、１回（のパルス）のＸ線の照射後、元のバイアス電圧Ｅｄｅｔに復帰するには長い時間が掛かることとなる。
パルス状のＸ線源８を用いたＸ線ＣＴ装置の場合、Ｘ線照射期間、データ収集のためのＸ線照射停止期間が繰り返される。照射停止期間は同時に増幅部６ａの初期状態にリセット（スイッチＳＷ１を閉（オン））する期間に当てられる。このＸ線照射停止期間の時間がバイアス電源５の時定数に比して極めて短い場合には、この間に初期のバイアス電圧Ｅｄｅｔに復帰することは困難である。
【００７２】
本実施例では、上記のようなＸ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返されるため、負荷抵抗Ｒ１及びカップリングコンデンサＣ１が大きくて時定数の面から対応が困難な場合に、対応することが出来る。
すなわち、放射線検出素子４によるＸ線の検出時には、バイアス電源５を遮断し、カップリングコンデンサＣ１の電圧をバイアス電圧として用いる。それにより、負荷抵抗Ｒ１には、漏洩電流が流れないので検出時の雑音をなくすことが出来る。また、Ｘ線照射停止期間においては、バイアス電源５を接続してカップリングコンデンサＣ１を充電し、バイアス電圧を維持する。その際には、放射線検出素子４によるＸ線の検出が行われていないので、漏洩電流を考慮する必要が無く、負荷抵抗Ｒ１を小さくしても問題が無い。従って、負荷抵抗Ｒ１を小さくして時定数を小さくすることが出来、Ｘ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返される場合でも、バイアス電圧Ｅｄｅｔを初期の値に復帰させることが可能となる。
【００７３】
以下、各構成について説明する。
バイアス電源５は、スイッチＳＷ２が閉（オン）のとき、カップリングコンデンサＣ１を充電する。充電でカップリングコンデンサＣ１に生じる電圧を、放射線検出素子５のバイアス電圧として利用する。あるいは、放射線検出素子４において、放射線の入射により生成する電荷（電子及び正孔）を効率よく取り出す（放射線検出素子４から電気信号を出力しやすくする）ために、放射線検出素子４へバイアス電圧を印加する。スイッチＳＷ２及び負荷抵抗Ｒ１を介して、カップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４に電気的に接続されている。
【００７４】
負荷抵抗Ｒ１は、スイッチＳＷ２と放射線検出素子４との間に接続されている。放射線検出素子４のＸ線検出時にはバイアス電源５を切り離すので、雑音源となることはない。従って、カップリングコンデンサＣ１を高速に充電するために、時定数の関係から低い値にすることが好ましい。
【００７５】
スイッチＳＷ２は、一方をバイアス電源５に、他方を、負荷抵抗Ｒ１を介してカップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４に、電気的に接続されている。そして、スイッチＳＷ２は、閉（ＯＮ）で、バイアス電源５とカップリングコンデンサＣ１及び放射線検出素子４との間の接続を行う。制御部１１に制御される。スイッチＳＷ２は、トランジスタ（ＦＥＴ、ＭＯＳ）、ダイオードのような電子的なスイッチに例示される。
【００７６】
カップリングコンデンサＣ１は、一端を放射線検出素子４と負荷抵抗Ｒ１との間に、他端を増幅部６ａに、電気的に接続されている。放射線検出素子４から増幅部６ａへの電気信号の直流分（放射線検出素子４に存在するリーク電流）及びバイアス電圧をカットする。また、バイアス電源５により充電され、充電で生じる電圧を、放射線検出素子４の検出動作中のバイアス電圧として利用する。従って、放射線検出素子４が放射線を検出している間に、放電し尽くさないために十分な容量を有する。
【００７７】
本実施例の放射線検出器１の回路においては、Ｘ線の照射前に放射線検出素子４の動作に必要なバイアス電圧（Ｅｄｅｔ）を予め印加（カップリングコンデンサＣ１を充電）しておく。
ただし、放射線検出素子４としての半導体検出素子においては、ある一定のバイアス電圧Ｖｂｉａｓ以上において、入射したエネルギーと検出素子に生じ外部に取り出すことの出来る電荷量との比率（検出効率）は殆ど変化しない性質を持っている。バイアス電圧（Ｅｄｅｔ）がこの電圧Ｖｂｉａｓ以上に設定されるように、バイアス電源５及びカップリングコンデンサＣ１を設定することが好ましい。
そして、入射するＸ線により、放射線検出素子４にＱｉｎの電荷が発生したとすると、Ｅｄｅｔは、次式で示すＥｄｅｔ’となる。
Ｅｄｅｔ’＝Ｅｄｅｔ−Ｑｉｎ／Ｃ１　　（ａ）
従って、Ｅｄｅｔ’をＸ線の計測の間、
Ｅｄｅｔ’≧Ｖｂｉａｓ　　　（ｂ）
に保ち、放射線検出素子４に生じた電荷を効率よく増幅部６ａに伝達するためには、カップリングコンデンサＣ１は（ａ）及び（ｂ）式を満たす（Ｃ１≧Ｑｉｎ／（Ｅｄｅｔ−Ｖｂｉａｓ））ように設定されることが好ましい。
【００７８】
増幅部６ａは、放射線検出素子４から出力された電気信号（電荷）を測定の容易な大きさへ増幅する。そして、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力する。増幅部６ａは、一端をカップリングコンデンサＣ１に、他端をデータ処理部２に電気的に接続されている。増幅部６ａとして、スイッチＳＷ１、コンデンサＣ２及びアンプ７を含む積分回路（電荷増幅器）を用いている。完全積分型であるので、放射線検出素子４から出力された電気信号（電荷）は、全てカップリングコンデンサＣ１を介してコンデンサＣ２に蓄積される。そして、出力信号Ｅ１ｏｕｔとして出力される。
ただし、
Ｅ１ｏｕｔ＝−（Ｑ１ｉｎ／Ｃ２）
Ｑ１ｉｎ：所定の時間内に放射線検出素子４に生じた電荷
である。
所定の時間は、コンデンサＣ２が電荷で飽和しない範囲の時間である。所定の時間毎にコンデンサ２をリセットすることで、放射線検出素子４に生じた電荷を全て検出することが出来る。
スイッチＳＷ１は、アンプ７に対してコンデンサＣ２と並列に接続されている。放射線検出素子４の検出動作中はオフである。検出動作（所定の時間）終了後はオンとなり、コンデンサＣ２に蓄積した電荷を開放する。制御部１に制御される。スイッチＳＷ１は、トランジスタ（ＦＥＴ、ＭＯＳ）、ダイオードのような電子的なスイッチに例示される。
【００７９】
制御部１１は、スイッチＳＷ１、スイッチＳＷ２の開閉、Ｘ線源８がＸ線を照射するタイミング、データ処理部２がデータを取得するタイミングを制御する。すなわち、Ｘ線源８によるＸ線照射及び放射線検出素子４による検出動作と、データ処理部２のデータ取得動作と、バイアス電源５のカップリングコンデンサＣ１への充電と、コンデンサＣ２の開放とが適切なタイミングで行われるように制御する。
【００８０】
Ｘ線源８、放射線検出素子４は、実施例１と同様であるので、その説明を省略する。
【００８１】
次に、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作について、図５を参照して説明する。
図５は、本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作を示すタイミングチャートである。横軸は時間であり、縦軸は各電気信号のＯＮ（上側）／ＯＦＦ（下側）又はそれによる動作である。
ここで、時間ｔ００（〜時間ｔ０１直前）において、
スイッチＳＷ３は、ＯＮであり、バイアス電源５により、カップリングコンデンサＣ１に電荷が蓄積される。
Ｘ線源８は、Ｘ線を照射していない。
スイッチＳＷ１は、ＯＮであり、コンデンサＣ２の両端の電極が短絡されることにより電荷は開放され、コンデンサＣ２の電荷はない。
（１）時間ｔ０１
制御部１１は、スイッチＳＷ２をＯＦＦにするための制御信号をＳＷ２へ出力する。スイッチＳＷ２は、ＯＦＦとなる。このカップリングコンデンサＣ１の充電による電圧が、放射線検出素子４のＸ線検出中でのバイアス電圧となる。
（２）時間ｔ０２
制御部１１は、スイッチＳＷ１をＯＦＦにするための制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。スイッチＳＷ１は、ＯＦＦとなり、コンデンサＣ２における両電極の間の短絡が終了する。
（３）時間ｔ０３
制御部１１は、Ｘ線を照射させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線を照射し、放射線検出素子４が、そのＸ線のうち被検体を透過した透過Ｘ線を検出する。そして、放射線検出素子４は、検出した透過Ｘ線の量に対応した電荷を発生する。すなわち、放射線検出素子４は、透過Ｘ線の通常の検出動作を行う。放射線検出素子４で発生した電荷は、カップリングコンデンサＣ１を介して増幅部６ａへ入力される。増幅部６ａにおいて、スイッチＳＷ１がＯＦＦの間（時間ｔ０２〜時間ｔ０７）で、制御部１１がＸ線を照射させる制御信号をＸ線源８へ出力している時間（時間ｔ０３〜時間ｔ０４）に、放射線検出素子４で発生した電荷がコンデンサＣ２に蓄積される。すなわち、増幅部６ａにおいて、放射線検出素子４で発生した電荷が、積分され、出力電圧Ｅｏｕｔとして出力される。
（４）時間ｔ０４
制御部１１は、Ｘ線の照射を停止させる制御信号をＸ線源８へ出力する。それにより、Ｘ線源８がＸ線の照射を停止する。そして、放射線検出素子４は、透過Ｘ線の検出を行わなくなる。
（５）時間ｔ０５〜時間ｔ０６
制御部１１は、放射線検出器１の出力電圧Ｅｏｕｔを取得させる制御信号をデータ処理部２へ出力する。それにより、データ処理部２は、放射線検出器１の出力電圧Ｅｏｕｔを取得する（ＳＨ　Ｔｉｍｉｎｇ）。
また、時間ｔ０６で、制御部１１は、スイッチＳＷ２をＯＮにするための制御信号をＳＷ２へ出力する。スイッチＳＷ２は、ＯＮとなり、カップリングコンデンサＣ１への電荷の蓄積が開始される。
（６）時間ｔ０７
制御部１１は、スイッチＳＷ１をＯＮにするための制御信号をスイッチＳＷ１へ出力する。これにより、スイッチＳＷ１は、ＯＮとなり、コンデンサＣ２の両電極が短絡される。
（７）時間ｔ１０
時間ｔ１０は、時間ｔ００と同等である。Ｘ線のパルス照射の継続に対応して、上記（１）〜（６）を繰り返す。
【００８２】
本実施例においても、実施例１と同様にショットキー接合を有する放射線検出素子４を用いているので、実施例１と同様の効果（アフターグローやポーラリゼーションの防止、放射線検出器１の分解能や検出精度、検出効率の大幅な改善、超高速の放射線（Ｘ線）検出、良好な高速時間応答）を得ることが出来る。
【００８３】
また、本実施例では、増幅部６の回路が完全積分型である。そのため、Ｘ線源８でのＸ線のエネルギーの揺らぎに起因する雑音を取り除くためのフィルタ回路（平滑回路）が不要である。そのため、フィルタ回路を設けた場合のような時間的な遅れを生じることなくＸ線量を計測できる。また、電荷は全て積分されるので、放射線検出素子４で発生した電荷を欠落させることなく、受信することが出来る。すなわち、Ｘを高精度で、かつ、短時間に計測することが可能となる。
【００８４】
そして、短時間の計測が可能であること、パルス状のＸ線を用いている場合、入射するＸ線の検出後におけるデータ処理の間はＸ線を停止すること、などにより、放射線医療において、患者に対しする放射線（Ｘ線）の被曝を低減することが出来る。
【００８５】
また、パルス状のＸ線を用いる場合や、パルス的に放射線検出素子４から電気信号が出力される場合などで、カップリングコンデンサＣ１により、放射線検出素子４に存在するリーク電流を遮断することが可能となる。すなわち、放射線を低雑音で計測することが可能となる。
また、カップリングコンデンサＣ１により、バイアス電圧が増幅部６（電荷増幅器）により増幅されるのを防ぎ、放射線検出素子４で発生した電荷と等価な量の電荷が電荷増幅器に蓄積され正確な計測を行うことが出来る。
また、放射線検出素子４の検出動作時のバイアス電圧は、カップリングコンデンサＣ１に蓄積された電荷により供給し、かつ、Ｘ線検出中はスイッチＳＷ２をオフにすることにより、放射線検出素子４の透過Ｘ線検出による電荷の変動に伴うバイアス電源５からの電荷の流入を避けることが出来る。バイアス電源５からの電荷の流入は、放射線検出素子４の雑音となることから、放射線検出素子４の雑音を著しく低下させることが可能となる。そして、Ｘ線の入射により発生した電荷のみを正確に計測することが出来る。
【００８６】
検出器負荷抵抗Ｒ１の値を低くし、バイアス電源５の時定数を小さく出来るので、Ｘ線照射期間と、Ｘ線照射停止期間とが非常に短時間で繰り返される場合でも、バイアス電圧Ｅｄｅｔを初期の値に迅速に復帰させることが可能となる。
【００８７】
なお、本実施例では、１つの放射線検出素子４について説明しているが、本発明がその数に制限されるものではなく、放射線検出器１中において、複数の放射線検出素子４が集合したセンサアレイとしても同様に適用可能である。
【００８８】
ここで、本発明の放射線検出素子を含む放射線照射装置が適用されるＸ線ＣＴ装置の実施の形態については、実施例１と同様であるので、その説明を省略する。
ただし、図４の放射線検出器１ａの複数個集合したものが、図６における検出器２８に対応する。図４のＸ線源８は、図６のＸ先発生装置２７に対応する。図４の制御部１１は、図６における測定制御装置３５（一部）、モード設定指示器３８、Ｘ線発生制御装置３３、スイッチ装置３９（図１０）に対応する。図４のデータ処理部２は、図６の画像信号ディジタイザ３４、測定制御装置３５（一部）、データ収録装置３６及びデータ処理装置３７に対応する。
【００８９】
本発明の放射線照射装置が適用される高速Ｘ線ＣＴ装置は、検出期間と照射期間とを同期させているので、Ｘ線の照射に無駄が無く、電力コストを低減することが出来る。また、余計なＸ線の照射がないので、患者は余計な放射線を被曝せず、その負担が低減される。
【００９０】
本発明のショットキー接合を有する放射線検出装置は、上記のような高速Ｘ線ＣＴ装置だけでなく、従来型のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出装置として使用することが可能である。また、同様に、医療用イメージング装置のような医療用放射線（Ｘ線）検査装置や、機械部品や材料の疲労や損傷を非破壊で検査するＸ線検査装置のＸ線検出装置として使用することが可能である。
【００９１】
【発明の効果】
本発明により、同一強度の放射線が入射しているにもかかわらず、放射線の検出量が経時的に低下するという現象や、増加するという現象を無くし、放射線の照射量や照射時間に拘らず、正確に放射線量を計測することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明である放射線検出素子の第１の実施の形態の構成を示す図である。
【図２】本発明である放射線検出装置の第１の実施の形態の構成を示す図である。
【図３】放射線の検出量の経時変化を示すグラフである。
【図４】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。
【図５】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態の動作を示すタイミングチャートである。
【図６】Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図７】図６におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体の構成を示す図である。
【図８】Ｘ線発生装置と検出器との位置関係を示す図である。
【図９】Ｘ線発生装置の構成を示す図である。
【図１０】Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。
【図１１】従来技術の放射線検出器を含む放射線検出装置の構成を示す図である。
【図１２】従来技術での放射線の検出量の経時変化を示すグラフである。
【符号の説明】
１（ａ）　　放射線検出器
２　　データ処理部
３　　照射器
４　　放射線検出素子
５　　バイアス電源
６（ａ）　　増幅部
７　　アンプ
８　　Ｘ線源
１１　　制御部
１２　　アノード電極
１３　　半導体検出部
１４　　カソード電極
２１　　Ｘ線ＣＴ装置
２２　　患者
２３　　ベッド
２４　　測定装置本体
２５　　スライド
２６　　駆動装置
２７（ａ、ｂ）　　Ｘ線発生装置
２８　　検出器
２８ａ　　リング
２８Ｌθ　　センサアレイ
２９、２９１〜２９ｍ〜２９ｎ　　電子銃
３０　　ターゲット
３１　　真空チャンバ
３２、３２１〜３２ｍ〜３２ｎ　　電子銃ドライブ回路
３３　　Ｘ線発生制御装置
３４　　画像信号ディジタイザ
３５　　測定制御装置
３６　　データ収録装置
３７　　データ処理装置
３８　　モード設定指示器
３９　　スイッチ装置
３９１〜３９ｍ〜３９ｎ　　スイッチ素子
４０　　電源
４１　　陰極
４２　　格子（グリッド）
４３　　陽極
４４　　電子ビーム
５０　　モニタ
１００　　Ｘ線
１０１　　放射線検出器
１０２　　データ処理部
１０３　　照射器
１０４　　放射線検出素子
１０５　　バイアス電源
１０６　　増幅部
１０７　　アンプ
１０８　　Ｘ線源
Ａ１　　オーミック接合
Ａ２　　ショットキー接合
ＳＷ１、ＳＷ２　　スイッチ
Ｃ１　　カップリングコンデンサ
Ｃ２　　コンデンサ
Ｒ１、Ｒ１００　　負荷抵抗
Ｒ２、Ｒ２００　　帰還抵抗
Ｐ　　軸線
Ｌ　　軸線Ｐに沿う方向
θ　　周方向
【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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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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