(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
半導体結晶で構成される放射線検出器と、
前記放射線検出器にバイアス電圧を印加するための高圧直流電源と、
前記放射線検出器と前記高圧直流電源との間に設けられ、前記高圧直流電源からのバイアス電圧をオンオフ制御する制御装置と、
前記放射線検出器からの検出信号を増幅するための増幅回路と、
前記放射線検出器と前記増幅回路との間に設けられ、前記バイアス電圧がオンオフ制御される際に発生するサージ電流から前記増幅回路を保護する保護回路と、を備えた放射線計測装置であって、
前記サージ電流が前記増幅回路に流れるのを阻止するコントロール手段と、
前記増幅回路の入力側に電気的に接続可能に設けられ、接続時に前記増幅回路に定電圧を印加する定電圧回路と、を備え、
前記コンロトール手段は、前記制御装置によるオンオフ制御に同期して、前記定電圧回路と前記増幅回路との電気的な接続状態をコントロールし、前記サージ電流が前記増幅回路に流れるのを阻止することを特徴とする放射線計測装置。
【請求項２】
前記コントロール手段は、
前記バイアス電圧のオフ制御時において、前記定電圧回路と前記増幅回路とを接続状態にコントロールしてから前記バイアス電圧がオフ制御されるようにコントロールし、
前記バイアス電圧のオン制御時において、前記バイアス電圧がオン制御されるようにコントロールしてから前記定電圧回路と前記増幅回路とを切断状態にコントロールすることを特徴とする請求項１に記載の放射線計測装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の放射線計測装置を備えたことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項４】
前記半導体結晶が、テルル化カドミウムであることを特徴とする請求項３に記載の核医学診断装置。
【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】
放射線計測装置における検出器には、電離箱、シンチレーション検出器、半導体検出器、積算線量計などがあり、用途に応じて使い分けられている。ガンマ線やＸ線の線量だけではなく、そのエネルギー情報を得たい場合には、半導体検出器が使用されるのが一般的である。これは半導体にガンマ線やＸ線を入射させると、半導体内でエネルギー変換されて、多量の電子やホールといったキャリヤ電荷が発生し、その電荷量がガンマ線やＸ線のエネルギーに比例することに起因している。すなわち、電荷量を計測することでエネルギーを知ることができるため、高精度な測定結果が得られる。
また、シンチレーション検出器においても同様に、ガンマ線やＸ線を光に変換した後、光電子増倍管やフォトダイオードでその光量を測定することで、エネルギーを求めることはできる。しかし、一度光に変換するため、高精度なエネルギー情報を得ることは困難である。したがって、前記した半導体検出器を専ら使用することが多くなっている。
【０００３】
半導体検出器として用いられる材料としては、シリコン、ゲルマニウム、テルル化カドミウム、テルル化亜鉛カドミウムなどが知られている。シリコンは、ＩＣなどでも使用されている最も知られている材料であるが、原子番号が１４と小さく密度も低いため、ガンマ線やＸ線が結晶内で反応する確率が低く、使用できるのは成分分析装置など、エネルギーが低い用途に限られている。
ゲルマニウムは、原子番号が３２で若干大きく、キャリヤの移動度も大きくエネルギー識別能力（エネルギー分解能）が極めて良好であり、検出器としても用いられる。しかしゲルマニウムはそのバンドギャップが約０．７ｅＶと小さいために室温では漏れ電流が大きく、使用する際には低温に冷却する必要がある。
テルル化カドミウムやテルル化亜鉛カドミウムは、バンドギャップが１．４ｅＶ程度であり、室温でも漏れ電流が小さく放射線検出器として好適に使用できる。また、平均原子番号も５０と大きく、ガンマ線やＸ線に対する感度も高い。テルル化亜鉛カドミウムは、３種類の元素を用いるもので、結晶を歩留まり良く得るのが困難であるが、２種類の元素からなるテルル化カドミウムは、歩留まりが比較的良く、近年量産することが可能となってきた材料である。
【０００４】
テルル化カドミウムは、前記のように放射線検出器として優れた材料であり、通常は、ダイオード化して逆バイアス電圧を印加して使用されるものである。
ところで、テルル化カドミウムには、使用上、ポーラリゼーションと呼ばれる問題が生じる。これは、特に、テルル化カドミウムをダイオード化した放射線検出器において、放射線計測をするためにバイアス電圧を連続して印加し続けることで生じる現象であり、エネルギー分解能が悪化し、感度も顕著に低下するという現象である。その原因は、キャリヤが、結晶欠陥によってトラップされて、空間電荷として蓄積されるために生じると解釈されている。
この問題は、例えば非特許文献１に示されているようにテルル化カドミウムを使用する放射線検出器を扱う上ではよく知られた現象であり、室温以下ではそれほど顕著ではないが、室温を超えると数分から数十分のオーダーで進行するものである。放射線検出器は、通常、検出信号の増幅器など、電子回路と近い場所で使用されるので、冷却しなければその温度は室温より少し高い程度となる。逆に、室温より少し高い温度で安定していなければ、検出器として使用することは困難である。ここで、冷却を行えば、ポーラリゼーションの問題は回避できるが、結露対策や冷却機構による複雑化等の別の問題が生じるため、冷却を行わずに使用することができなければ、前記したゲルマニウムと比べた場合に、利点も薄らいでくる。
【０００５】
また、冷却以外でポーラリゼーションを回避する方策として、バイアス電圧を一時的にゼロにする方法が知られている。これは、例えば、特許文献１で示されている方法を用いて実現可能である。ただし、特許文献１では、バイアス電圧を数秒程度かけて変化させることを前提として回路が示されている。ここで、バイアス電圧がゼロあるいは変化している間は、放射線計測はなされない（これをデッドタイムと称す）。このため、測定の連続性が保たれないという問題が生じる。仮に、デッドタイムが数秒以上の場合には、計測の連続性が保たれないため、それが許される放射線計測状況というのは、かなり限定的なものとなる。すなわち、放射線検出器を使用できる用途が限定されるという不都合を生じる。
そこで、測定条件やバイアス電圧をゼロにする時間を短縮する方策として、特許文献２に開示されているものがある。特許文献２によれば、バイアス電圧をゼロにする時間を、０．５〜１．０秒程度とし、その間隔を５分程度に設定することで、ポーラリゼーションの抑制に対して十分な効果が得られるとしている。ただし、それでもバイアス電圧がゼロあるいは変化している期間は、１秒程度生じてしまい、決して短いとはいえなかった。
そこで発明者らは、ポーラリゼーションの回避に影響が及ばない範囲で、バイアス電圧をゼロにする時間をどれほど短くできるかを検討した。その結果、バイアス電圧をゼロにする間隔を数十秒程度に設定すれば、バイアス電圧をゼロにする時間は、数ミリ秒程度でよいということを見出した。数ミリ秒程度のデッドタイムであれば時間が十分短いため、多くの装置では、測定の連続性が損なわれることがない。例えば、放射線検出器を用いる装置として、ガンマカメラ、単光子放出ＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン放出型ＣＴ装置（ＰＥＴ）、環境放射線モニタリング装置などに対して、数ミリ程度のデッドタイムは、十分に短い時間である。
【０００６】
ところが、バイアス電圧をゼロにする時間、すなわち、バイアス電圧をミリ秒オーダーでオンオフすると、サージ電流が流れ、最悪の場合、サージ電流が増幅回路に入り込み、増幅回路を破損させる虞がある。しかしこれは、増幅回路の入力側に、一般的に知られているダイオードなどを用いた保護回路を設けることで回避することが可能である。保護回路に使用するダイオードの静電容量など、回路素子を注意して選べば、エネルギー分解能など性能劣化をほとんど生じずに増幅回路を保護することが可能である。
【０００７】
【特許文献１】特開２００４−１３８４７２号公報
【特許文献２】特許第３９３８１８９号公報
【非特許文献１】IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, VOL.45, ISSUE.3, PART1 p.428-p.432（1998年）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
前記したように、バイアス電圧をミリ秒オーダーでオンオフすることにより流れるサージ電流は、増幅回路の入力側に保護回路を設けることで、増幅回路に入り込むのを回避することができ、サージ電流による破損から増幅回路を保護することが可能である。
しかしながら、このような保護回路を設けると、バイアス電圧をゼロにする時間よりもはるかに大きいデッドタイムが生じ、測定の時間的連続性が損なわれるという問題が生じる。これは前記した保護回路を用いても、増幅回路には、通常の放射線検出の信号よりもはるかに大きい電荷量が流れ込むためであり、その結果、増幅回路が飽和した状態となり、これが復帰するのに時間を要するためである。
このことは、放射線計測装置や核医学診断装置における放射線の計測において共通する問題である。
【０００９】
このような観点から、本発明は、サージ電流による破損から増幅回路を保護することができるとともに、最小限のデッドタイムで測定の時間的連続性を確保することができる放射線計測装置および核医学診断装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記した課題を解決するための手段として本発明の放射線計測装置は、半導体結晶で構成される放射線検出器と、前記放射線検出器にバイアス電圧を印加するための高圧直流電源と、前記放射線検出器と前記高圧直流電源との間に設けられ、前記高圧直流電源からのバイアス電圧をオンオフ制御する制御装置と、前記放射線検出器からの検出信号を増幅するための増幅回路と、前記放射線検出器と前記増幅回路との間に設けられ、前記バイアス電圧がオンオフ制御される際に発生するサージ電流から前記増幅回路を保護する保護回路と、を備えた放射線計測装置であって、前記サージ電流が前記増幅回路に流れるのを阻止するコントロール手段と、前記増幅回路の入力側に電気的に接続可能に設けられ、接続時に前記増幅回路に定電圧を印加する定電圧回路と、を備え、前記コンロトール手段は、前記制御装置によるオンオフ制御に同期して、前記定電圧回路と前記増幅回路との電気的な接続状態をコントロールし、前記サージ電流が前記増幅回路に流れるのを阻止する構成とした。これにより、バイアス電圧がゼロにされる期間において、増幅回路への入力の動作が停止されるようにすることができ、サージ電流が増幅回路に入り込むのを回避して、飽和によりデッドタイムが生じるのを阻止することができる。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、サージ電流による破損から増幅回路を保護することができるとともに、最小限のデッドタイムで測定の時間的連続性を確保することができる放射線計測装置および核医学診断装置が得られる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の放射線計測装置の実施形態について図面を参照して詳細に説明する。はじめに本発明の参考例となる放射線計測装置について説明し、次に本発明の一実施形態に係る放射線計測装置について説明する。
（参考例）
参考例の放射線計測装置は、主として、図１に示すように、放射線検出器１０ａ（１０ｂ，１０ｃ）と、電源としての高圧直流電源１１と、制御装置として機能する高電圧パルス制御装置１３と、増幅回路３０と、保護回路２０と、スイッチ２５と、コントロール手段４０と、を備えている。
放射線計測装置では、複数の放射線検出器１０ａ，１０ｂ，１０ｃ・・・を有しており、これらは、高電圧パルス制御装置１３の下流側にそれぞれ接続されて、増幅回路３０等の信号処理回路をそれぞれ有している。以下では、１つの放射線検出器１０ａに接続される回路を例にして説明する。
【００１３】
放射線検出器１０ａは、放射線と相互作用を及ぼして電荷を生成する領域が、テルル化カドミウム等の半導体の単結晶で形成されており、例えば、Ｐｔを主成分とするカソード、Ｉｎを主成分とするアノードを用い、ｐｎ接合ダイオードを形成してなる。このような放射線検出器１０ａには、ノイズフィルタ１２、高電圧パルス制御装置１３を介して高圧直流電源１１から負極性かつ直流の逆バイアスの電圧（以下、単にバイアス電圧という）が印加される。つまり、放射線検出器１０ａは、ダイオードの逆バイアスに相当し、自身に放射線が吸収されなければ、直流の漏れ電流が僅かに流れるのみとなっている。なお、接合する部材を変えてオーミック接合等とすることができる。
【００１４】
ここで、放射線検出器１０ａに放射線が入射して捕捉（吸収）されると、放射線検出器１０ａ内に電荷（キャリヤ）が生じ、放射線の１フォトンあたりの放射線のエネルギーに応じた電荷量のパルス電流信号が検出信号として流れる。この検出信号は、高周波のパルス電流のため、コンデンサ２２およびコンデンサ２６を通過し、増幅回路３０へ達する。
【００１５】
高圧直流電源１１は、放射線検出器１０ａにバイアス電圧を印加する電源であり、ノイズフィルタ１２、高電圧パルス制御装置１３を介して、例えば、放射線検出器１０ａのカソード側に接続されている。
【００１６】
高電圧パルス制御装置１３は、放射線検出器１０ａと高圧直流電源１１との間に設けられており、高圧直流電源１１からのバイアス電圧を周期的にオンオフ制御する役割をなす。そのオンオフ制御は、コントロール手段４０の指令によって行われるようになっている。本参考例では、バイアス電圧をゼロにする時間が、数ミリ秒間に設定されており、バイアス電圧を変化させている時間、つまり、計測が中断してしまうデッドタイムが短い時間となるように設定してある。なお、電圧がゼロに至る時間、および電圧がゼロから復帰する時間も、やはり数ミリ秒となるのが好ましい。
【００１７】
保護回路２０は、バイアス電圧がオンオフ制御されることで発生する比較的大きなサージ電流から増幅回路３０を保護するものであり、サージ電流を一定レベルに抑制する。具体的に、保護回路２０は、小さい静電容量をもつダイオード２個を互いに逆方向かつ並列に接続したものであり、一般的に知られているクランプ回路でよい。
ここで、サージ電流は、高電圧パルス制御装置１３による、前記のような短い時間でのオンオフ制御によって急激な電圧変化（電圧の断続）が与えられると発生するものであり、これが増幅回路３０にそのまま入力されると、増幅回路３０が飽和したり、入力電圧が異常に上昇したりして、増幅回路３０を破壊する虞があるものである。
【００１８】
スイッチ２５は、保護回路２０に並列に設けられたオンオフスイッチであり、例えば、機械的な接点を持たない、ＦＥＴ等の半導体スイッチが用いられている。スイッチ２５は、コントロール手段４０の後記する指令によりオンオフ制御されるようになっており、バイアス電圧のオフ制御時に、オン状態となるようにコントロールされ、また、バイアス電圧のオン制御時に、オフ状態となるようコントロールされる。コントロールの詳細は後記する。
【００１９】
コントロール手段４０は、高電圧パルス制御装置１３のオンオフ制御に同期してスイッチ２５の作動状態をコントロールするものである。具体的に、コントロール手段４０は、高電圧パルス制御装置１３によるバイアス電圧のオフ制御時においては、バイアス電圧がオフ制御される前に、スイッチ２５がオン状態となるようにコントロールする。また、コントロール手段４０は、高電圧パルス制御装置１３によるバイアス電圧のオン制御時に、つまり、オフからオンへの制御時においては、バイアス電圧がオン制御された後でスイッチ２５がオン状態からオフ状態となるようにコントロールする。すなわち、高電圧パルス制御装置１３によってバイアス電圧がオンオフ制御されるときには、常に、スイッチ２５がオン状態となるようにコントロールされるようになっている。これによって、バイアス電圧がオンオフ制御される際に発生するサージ電流は、オン状態とされたスイッチ２５を介してアースされ、増幅回路３０へ向けて流れることが阻止される。
【００２０】
増幅回路３０は、放射線検出器１０ａからの検出信号を増幅する前置増幅回路であり、コンデンサ３１と、抵抗３２とを付随している。増幅回路３０の入力側と出力側とがコンデンサ３１を介して接続されており、入力されたパルス電流信号は、実質的にコンデンサ３１に充電されるようになっている。すなわち、増幅回路３０は、パルス電流信号をコンデンサ３１に蓄積することで積分回路を形成しており、パルス電流信号を積分して求まる電荷量を出力信号としている。また、抵抗３２は、コンデンサ３１に蓄積された電荷を放電する役割をなしており、例えば、放射線が放射線検出器１０ａへ次々と吸収されて、コンデンサ３１に電荷が蓄積されていくような場合に、蓄積された電荷を放電する。これによって、電圧が上昇し続けるのを回避することができる。
また、同様の現象が、増幅回路３０の手前に設けられたコンデンサ２２に対しても生じ、電荷が蓄積されるおそれがある。このため、これを回避するために、抵抗２１が設けられ、蓄積された電荷が放電されるようになっている。
【００２１】
次に、本参考例の放射線計測装置の動作を図１および図２のタイムチャートを参照して説明する。
テルル化カドミウムを用いた放射線検出器１０ａ（図１参照）では、前記したように、ポーラリゼーションの問題が発生する。このため、ポーラリゼーションを抑制するために、バイアス電圧を一時的にゼロにする操作を行う必要がある。ここで、放射線検出器１０ａには、−ＨＶ（high volt）のバイアス電圧が印加されており、バイアス電圧を一時的にゼロにする操作が行われると、図２（ａ）の時刻ｔ２において示すように、バイアス電圧は、−ＨＶからゼロ（Ｖ）に上昇する。
【００２２】
図２（ａ）は高電圧パルス制御装置１３の出力であるバイアス電圧の波形を示しており、図２（ｂ）はコントロール手段４０からスイッチ２５への指令信号の波形を示しており、図２（ｃ）は保護回路２０の電圧の波形を示しており、さらに、図２（ｄ）は増幅回路３０の出力波形を示している。なお、放射線の捕捉時には、パルスＰが検出信号として出力される。
前記のように、バイアス電圧を一時的にゼロにする際には、その旨の指令が、時刻ｔ１においてコントロール手段４０から高電圧パルス制御装置１３へ送られることとなるが、コントロール手段４０は、その旨の指令を送るに先駆けて、つまり、図２（ｂ）に示すように、時刻ｔ１よりも数ミリ秒早い段階の時刻ｔ１’において、スイッチ２５に対し、オフ状態からオン状態となるように指令を送る。
【００２３】
そうすると、時刻ｔ１’において、スイッチ２５がオフ状態からオン状態に切り替わり、その数ミリ秒後の時刻ｔ１において、バイアス電圧をゼロにする旨の指令が、コントロール手段４０から高電圧パルス制御装置１３へ送られる。これにより、時刻ｔ１において、高電圧パルス制御装置１３がバイアス電圧をゼロにする制御を開始し、図２（ａ）に示すように、数ミリ秒後の時時刻ｔ２に至ってバイアス電圧がゼロへと変化する。
【００２４】
このように急激にバイアス電圧がゼロへと変化すると、サージ電流が発生することとなるが、スイッチ２５はオン状態となって短絡しているため、サージ電流は、すべてスイッチ２５に流れる。これにより、図２（ｃ）に示すように、増幅回路３０の出力はゼロに保たれる。なお、保護回路２０およびスイッチ２５は、通常のオンオフ制御が行われない計測時には、コンデンサ２２およびコンデンサ２６により直流的には遮断されていて０Ｖであり、スイッチ２５を短絡あるいは開放しても、何等、付加的に大きなノイズが生じることはない。
【００２５】
その後、時刻ｔ３において、バイアス電圧を−ＨＶ（high volt）に戻すべく、コントロール手段４０から高電圧パルス制御装置１３へ指令が送られる。これにより、時刻ｔ３において、高電圧パルス制御装置１３がバイアス電圧を−ＨＶに戻すべく制御を開始し、図２（ａ）に示すように、数ミリ秒後の時刻ｔ４に至ってバイアス電圧が−ＨＶへと変化する。
【００２６】
このように急激にバイアス電圧が元の状態へ変化すると、サージ電流が発生することとなるが、スイッチ２５はオン状態となって短絡しているままであるため、この場合にも、サージ電流は、ほとんどスイッチ２５に流れる。これにより、図２（ｃ）に示すように、時刻ｔ３から時刻ｔ４においても増幅回路３０の出力はゼロに保たれることとなる。
【００２７】
時刻ｔ４から数ミリ秒のタイムラグの後、時刻ｔ４’において、コントロール手段４０は、スイッチ２５に対し、オン状態からオフ状態となるように指令を送る。そうすると、時刻ｔ４’において、スイッチ２５がオン状態からオフ状態に切り替わり、図２（ｄ）に示すように、増幅回路３０への入力が再開される。
すなわち、デッドタイムＴ’は、図２（ｂ）に示すように、スイッチ２５がオン状態とされる時刻ｔ１’から時刻ｔ４’の間であり、バイアス電圧が変化する時間Ｔ、つまり、時刻ｔ１から時刻ｔ４までの間よりも、数ミリ秒程度多いだけで済むこととなる。
【００２８】
なお、保護回路２０およびスイッチ２５は、計測時には、コンデンサ２２およびコンデンサ２６により直流的には遮断されていて０Ｖであり、スイッチ２５を短絡あるいは開放しても、何等、付加的に大きなノイズが生じることはない。
【００２９】
ここで、比較例として、スイッチ２５を備えない放射線計測装置を図３に示し、その作用を図４のタイムチャートを用いて説明する。
図４は図３の各部における信号波形を示しており、（ａ）は高電圧パルス制御装置１３’の出力であるバイアス電圧の波形を示しており、（ｂ）は保護回路２０の電圧の波形を示しており、さらに、（ｃ）は増幅回路３０の出力波形を示している。なお、放射線の入射時には、パルスＰ’が信号として出力される。
【００３０】
図４（ａ）に示すように、高電圧パルス制御装置１３’の出力であるバイアス電圧波形が、時刻ｔ１においてゼロへ変化する際、サージ電流が発生するが、保護回路２０により吸収されるため、図４（ｂ）に示すように、その電圧は低く保たれる。これによって、入力電圧が異常に上昇することが回避されるようになり、増幅回路３０の破壊が回避される。
【００３１】
しかしながら、時刻ｔ３において、増幅回路３０は前記のように飽和することとなるため、その結果、回復に要する時間は、時刻ｔ３から時刻ｔ５の間までとなり、おおよそ数十ミリ秒要することとなる。したがって、デッドタイムＴ’’も時刻ｔ１から時刻ｔ５までの期間となり、数十ミリ秒と極めて大きなものとなる。これによって、測定の時間的連続性を保つことが不可能となる。
【００３２】
これに対して、本参考例では、前記のように、バイアス電圧が変化する時間Ｔよりも数ミリ秒程度多いだけでデッドタイムＴ’が済むこととなり、測定の時間的連続性を保つことが可能となる。
【００３３】
以上のような放射線計測装置は、ガンマカメラ、単光子放出ＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン放出型ＣＴ装置（ＰＥＴ）、環境放射線モニタリング装置などに好適に採用し得る。このうち、放射線計測装置をＰＥＴ等の核医学診断装置に採用した例を図５を参照して説明する。
核医学診断装置は、図５に示すように、被検体（被検診者）Ｈを支持するベッドＢが挿入される計測空間１ａを有し、放射線計測装置が備えられる撮像装置１と、データ処理装置（コンピュータ等）２および表示装置３とを備えており、被検体Ｈは、ベッドＢに載せられて、計測空間１ａ内に挿入される。
撮像装置１は、計測空間１ａを取り囲んで周方向に多数配置される不図示のユニット基板を有しており、このユニット基板上に放射線検出器１０ａ，１０ｂ，１０ｃ・・・が多数配置されている。また、ユニット基板は、検出されたガンマ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路を有しており、検出したガンマ線の波高値や検出時刻を測定するようになっている。また、集積回路は、放射線検出信号を処理する複数の信号処理装置を含んでいる。
【００３４】
このような核医学診断装置では、デッドタイムが短くなり、実質的に連続的に計測を行うことができるので、従来の弱点であったポーラリゼーション解消のためのデッドタイムがほぼなくなり、信頼性の高い核医学診断装置が実現される。このことは、コストの低減に寄与する。
【００３５】
以下では、本参考例において得られる効果を説明する。
（１）本参考例では、保護回路２０に並列に設けられたスイッチ２５と、高電圧パルス制御装置１３によるオンオフ制御と同期してスイッチ２５の作動状態をコントロールするコントロール手段４０とを備えているので、高電圧パルス制御装置１３によるオンオフ制御によってバイアス電圧がゼロにされる期間、コントロール手段４０によって、スイッチ２５をオン状態に制御することができ、これによって増幅回路３０の動作が停止されるようにすることができる。したがって、サージ電流が増幅回路３０に入り込むのを回避して、飽和によりデッドタイムが生じるのを阻止することができる。これにより、サージ電流による破損から増幅回路３０を保護することができるとともに、最小限のデッドタイムで測定の時間的連続性を確保することができる放射線計測装置が得られる。
（２）コントロール手段４０は、バイアス電圧のオフ制御時において、スイッチ２５をオン状態にコントロールしてからバイアス電圧がオフ制御されるようにコントロールし、バイアス電圧のオン制御時において、バイアス電圧がオン制御されるようにコントロールしてからスイッチ２５をオフ状態にコントロールするので、バイアス電圧がゼロにされる期間は、確実にスイッチ２５がオン状態（短絡状態）とされるようになり、サージ電流が増幅回路３０に入り込むのを確実に回避することができる。したがって、サージ電流による破損から増幅回路３０を保護することができるとともに、最小限のデッドタイムで測定の時間的連続性を確保することができる放射線計測装置が得られる。
（３）オンオフ制御を行う構成でありながら、コンデンサ２２、２６の耐電圧を高める必要がなく、耐電圧の低いものをそのまま用いることができるので、スイッチ２５を設けるという必要最小限の追加構成で、既存の増幅回路３０を保護し、放射線検出能力に優れた放射線計測装置が得られる。
（４）スイッチ２５を設けるという必要最小限の追加構成で既存の増幅回路３０を保護することができるので、スイッチ２５を設けることが簡単にかつ安価に可能である。特に、数万から数十万個の放射線検出器１０ａ、１０ｂ、１０ｃが用いられる核医学診断装置においては、高価な部品の追加が全体として大幅なコストアップを招くので、そのような事態に至ることのない本参考例の核医学診断装置は有用である。
しかも、大きな変更を加えることなく、良好なエネルギー分解能を実現することができ、核医学診断装置に備えられるユニット基板の配線構造等の変更も最小限の変更で済む。
（５）本参考例では、増幅回路３０、コンデンサ３１、抵抗３２の要素に手を加えることなく、スイッチ２５を付加する構成とすることで、前記（１）から（４）の効果を得ることができる。これらの、増幅回路３０、コンデンサ３１、抵抗３２は一体化した増幅回路システムとして用いられたり、ＩＣやＬＳＩの回路として用いられたりすることが多いが、本参考例はそれらに外部から追加することが可能である。一方、コンデンサ３１に並列にスイッチを設けるなどの方法も考えられるが、微小信号の増幅回路系の内部に回路を追加することは新たにノイズが生じるリスクが生じる。本参考例では仮に、コントロール手段４０から侵入するノイズが生じても、外部回路であるためにノイズ対策が容易である。
（６）エネルギー弁別能力が高いテルル化カドミウムから形成される放射線検出器１０ａを用いているので、放射線、とりわけガンマ線の計測において正確なエネルギー情報を得ることができる。
【００３６】
（本発明の放射線計測装置）
本発明の一実施形態に係る放射線計測装置は、図６に示すように、保護回路２０と並列にスイッチ２５（図１参照）を設けるのではなく、コンデンサ２６と増幅回路３０との間に接続の断続がコントロール手段４０によって制御可能な定電圧装置５０を設けたものである。
定電圧装置５０は、一定の電圧を供給可能な装置であり、増幅回路３０の入力側と接続可能となっており、その接続のタイミングは、前記参考例で説明したスイッチ２５（図１参照）の場合と同一である。つまり、コントロール手段４０は、バイアス電圧のオフ制御時において、定電圧装置５０と増幅回路３０とを接続状態にコントロールしてからバイアス電圧がオフ制御されるようにコントロールし、バイアス電圧のオン制御時において、バイアス電圧がオン制御されるようにコントロールしてから定電圧装置５０と増幅回路３０とを切断状態にコントロールするようになっている。
【００３７】
ここで、増幅回路３０の入力側は、放射線の計測時において、コンデンサ３１が接続されていることにかかわらず、ゼロではない一定の電圧で保持されている。これは、放射線検出器１０ａからの信号がない状態で、増幅回路３０が動作するようにするためであり、同じ電圧が定電圧装置５０においても維持されているが、定電圧装置５０は、放射線の計測時に増幅回路３０と切り離された状態となっている。
そして、前記のように、バイアス電圧のオンオフ制御時において、定電圧装置５０は、高電圧パルス制御装置１３のバイアス電圧のオフ制御直前に増幅回路３０の入力側に接続され、また、バイアス電圧復帰完了直後に増幅回路３０の入力側から切り離される。これによって、バイアス電圧の急激な変化時に伴うサージ電流は、すべて定電圧装置５０に吸収されるようになり、その結果、増幅回路３０の出力は、図２（ｃ）に示した出力波形と全く同じ状態となる。
【００３８】
このような放射線計測装置によれば、前記参考例で説明した効果（１）〜（６）と同様の効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】参考例に係る放射線計測装置を示した回路図である。
【図２】（ａ）〜（ｄ）は同じく作用を説明するタイムチャートである。
【図３】比較例としての放射線計測装置を示した回路図である。
【図４】（ａ）〜（ｃ）は比較例としての放射線計測装置の作用を説明するタイムチャートである。
【図５】参考例に係る放射線計測装置が適用される核医学診断装置を示した概略構成図である。
【図６】本発明の一実施形態に係る放射線計測装置を示した回路図である。
【符号の説明】
【００４０】
１      撮像装置
１０ａ〜１０ｃ  放射線検出器
１１    高圧直流電源
１３    高電圧パルス制御装置
２０    保護回路
２５    スイッチ
３０    増幅回路
３２    抵抗
４０    コントロール手段
５０    定電圧装置
Ｂ      ベッド
Ｔ’    デッドタイム
【図１】
0004560101.tif 000002
【図２】
0004560101.tif 000003
【図３】
0004560101.tif 000004
【図４】
0004560101.tif 000005
【図５】
0004560101.tif 000006
【図６】
0004560101.tif 000007